Презентация на тему "Рентгеновская компьютерная томография"

Содержание

• 
  Слайд 1

  Рентгеновская компьютерная томография

• 
  Слайд 2

  Содержание темы

  Принципы КТ сканирования Томографическое изображение Конструкция КТ сканера «Слип ринг» и спиральная КТ

• 
  Слайд 3

  Принципы КТ сканирования

  Что такое КТ сканер? Возможности КТ Клинические приложения Конструкция КТ сканера

• 
  Слайд 4

  Что такое КТ сканер?

  Рентгеновский компьютерный томограф способен создавать изображения поперечных срезов через тело пациента

• 
  Слайд 5

  Что такое Что такое КТ сканер?

  Это гентри в форме баранки и стол, двигающий пациента

• 
  Слайд 6

  Возможности КТ

  Способность к дифференциации внутренних структур Повышенная контрастность Окружающие структуры не снижают контраст Цифровое изображение, возможность просмотра в нескольких окнах

• 
  Слайд 7

  Клинические приложения КТ

  Благодаря хорошему изображению мягких тканей и костей Диагностические изображения Планирование радиотерапии 3D приложения

• 
  Слайд 8

  Клиническое применение КТ

• 
  Слайд 9

  Конструкция компьютерного томографа

• 
  Слайд 10

  На практике

• 
  Слайд 11

  Томографическое изображение

  Принципы получения томографического изображения Сбор данных Обратные проекции Фильтрование обратных проекций

• 
  Слайд 12

  КТ изображение

• 
  Слайд 13

  Принципы томографического изображения

  Использование серий двухмерных изображений объекта для обработки и представления его в 3-х мерном виде Плоское R изображение Синограмма реконтруированное изображение

• 
  Слайд 14

  Сбор данных

• 
  Слайд 15

  Что мы измеряем?

  Измерение линейного коэффициента ослабления, μ, между трубкой и детекторами Коэффициент ослабления – это мера того, насколько быстро рентгеновские лучи поглощаются тканями

• 
  Слайд 16

  Проекции

  Двухмерные изображения – «проекции» всех ракурсов вокруг пациента Вращение трубки и детекторов вокруг тела пациента Данные коэффициентов ослабления собираются с каждого угла поворота трубки Генерируются серии проекций

• 
  Слайд 17

  Обратные проекции

  Обратный процесс измерения проекционных данных для реконструкции изображения Каждая проекция «считывается» обратно через реконструируемое изображение

• 
  Слайд 18
  
• 
  Слайд 19

  Фильтрованные обратные проекции

  Обратные проекции представляют размытые аксиальные изображения Проекционные данные нуждаются в очистке перед реконструкцией Для различных диагностических целей могут применяться разные фильтры Сглаживающие фильтры для изображения мягких тканей «резкие» фильтры для изображений с высоким разрешением

• 
  Слайд 20
  

  Фильтр, применяемый для проекционных данных

• 
  Слайд 21
  
• 
  Слайд 22
  
• 
  Слайд 23

  Шкала коэффициентов ослабления

  Уровни серого цвета на КТ изображении представляют коэффициенты ослабления для каждого пикселя Уровни серого цвета обозначаются в единицах Хаунсфилда (HU) Вода 0 HU Воздух – 1000 HU Кость 1000-3000 HU HU= μобъекта – μводы Х 1000 μводы

• 
  Слайд 24

  Окна значений коэффициентов ослабления

  КТ изображения могут отображаться с произвольными яркостью и контрастностью Отображение на экране определяется с использованием уровня окна (WL) и ширины окна (WW) WL определяет степень «серости» изображения WW определяет уровень от белого к черному Выбор WL и WW зависит от клинических целей

• 
  Слайд 25
  

  Одно и тоже изображение представлено с разными уровнем и шириной окна

• 
  Слайд 26

  Технология КТ

  Эволюция систем сканирования (1-4 поколения) Другие достижения Трубка Детекторы «слип ринг»

• 
  Слайд 27

  КТ системы первого поколения

  Один детектор Сбор данных методом «перемещение – вращение» Перемещение поперек пациента Вращение вокруг пациента Очень медленно Каждый срез – несколько минут

• 
  Слайд 28

  КТ системы второго поколения

  Пучок излучения в виде узкого веера (100) Много детекторов Много углов сбора данных для каждой позиции Больше угол поворота Все еще требуется смещение Медленно 20 сек на срез

• 
  Слайд 29

  Третье поколение КТ сканеров

  Пучок веерный Много детекторов (500-1000) Только ротация смещение больше не требуется Намного быстрее Наибольшая скорость 0,5 сек на вращение Конструкция большинства современных сканеров

• 
  Слайд 30

  Ремоделирование данных, полученных веерным пучком

  3-е поколение КТ сканеров использует веерный пучок для сбора проекционных данных Для получения параллельных проекций данные с рядом расположенных детекторов в последующих изображениях могут комбинироваться На практике 500 -> 1000 детекторов и 500 -> 1000 изображений формируют клиническую картинку

• 
  Слайд 31

  Четвертое поколение КТ сканеров

  Веерный пучок Детекторы расположены неподвижно по окружности гентри Вращается только трубка Лишены проблемы кольцевидных артефактов, характерных для сканеров 3го поколения

• 
  Слайд 32

  Рентгеновское излучение

  Рентгеновское излучение производится при торможении разогнанных электронов на металлическом аноде Рентгеновское излучение фильтруется для оптимизации спектра Луч формируется фильтром для придания ему соответствующих параметров Рентгеновское излучение взаимодействует с телом пациента Рентгеновское излучение поглощается детекторами

• 
  Слайд 33

  Рентгеновская трубка

• 
  Слайд 34

  Достижения в устройстве рентгеновской трубки

  КТ очень требовательны к рентгеновским трубкам и генераторам Пиковые значения – до 500 мА Длительное время – последовательности сканирования до 30 сек и более Требует большой теплоемкости и быстрого охлаждения До 7,5 MHU, 1,4 MHU/min Механическая прочность из-за ротации трубки Ускорения до 13 G для 0,5 сек вращения

• 
  Слайд 35

  Фильтрация

  Система фильтров в трубке задерживает низкоэнергетическое излучение, которое создает повышенную лучевую нагрузку на пациента, но не влияет на качество изображения Эквивалент 2,5 мм Алюминия Этот процесс также называется стабилизацией излучения

• 
  Слайд 36

  Фильтр, формирующий луч

  Фильтр, формирующий луч (бабочковидный) обеспечивает более стабильный сигнал для всех детекторов Жесткость луча на всех детекторах также более стабильна

• 
  Слайд 37

  Детекторы

  Первые детекторы были сцинтиляторного типа (например на основе NaCl) Низкая производительность приводила к длительным временам сканирования Ксеноновые детекторы Более высокая производительность, но эффективность еще мала Современные керамические сцинтиляторы Наилучшая производительность и эффективность

• 
  Слайд 38

  Расположение детекторов

  Детекторы в третьем поколении сканеров расположены в виде дуги, вращающейся вокруг пациента 600-900 элементов в банке детектора дают хорошее пространственное разрешение Трубка и детекторы вращаются вокруг пациента

• 
  Слайд 39

  Ксеноновые детекторы

• 
  Слайд 40

  Керамические сцинтиляторы

• 
  Слайд 41

  Вращение гентри

  Кабели данных и силовые кабели в старых моделях сканеров совершали движение в режиме старт – стоп Серии изображений требовали вращения по часовой стрелке и затем против часовой стрелки для каждого следующего среза Время вращения от 1 сек и более Конструкция «слип ринг» представлена в 1990 г. и позволила осуществлять непрерывное вращение Питание и данные снимаются с вращающегося гентри через щетки на неподвижном кольце Не требуется вращение в режиме старт-стоп Возможно вращение со скоростью до 0,4 сек.

• 
  Слайд 42

  Система «слип ринг»

• 
  Слайд 43
  
• 
  Слайд 44

  Спиральная КТ – сбор данных

• 
  Слайд 45

  Реконструкция спирального изображения

  Чтобы была возможность восстановить нормальные данные Используются данные собираемые через 1800 с каждой стороны реконструируемого среза Появляются артефакты, где структура ткани меняется вдоль продольной оси

• 
  Слайд 46

  Питч при спиральной КТ

  Скорость движения стола через гентри определяет расстояние между витками спирали Питч = смещение стола за оборот трубки толщина луча (среза)

• 
  Слайд 47

  Преимущества спирального сканирования

  Скорость Нет пауз между срезами для перемещения стола Возможны питчи больше 1 Уменьшаются артефакты от движений пациента 3D Возможны разные плоскости реконструкции

• 
  Слайд 48

  Недостатки спирального сканирования

  Расширение профиля срезов Например при использовании 5 мм срезов с питчем 1, 3600 интерполяция дает срезы 6,3 мм Проблемы при использовании 1800 интерполяции в виде появления зашумленности изображения

• 
  Слайд 49

  Компьютерная томография

  Сканирование – выбор протокола и режима реконструкции Производительность КТ Качество изображения Дозиметрия Будущее КТ Многосрезовые сканеры Клинические приложения

• 
  Слайд 50

  Параметры КТ сканирования

  Параметры сбора данных Определяют получение набора данных сканирования Параметры реконструкции Определяют представление данных

• 
  Слайд 51

  Параметры сбора данных

  Напряжение на трубке (80-140 кВ) Вольтаж между катодом и анодом Чем больше напряжение, больше энергия рентгеновских лучей Ток трубки (20-500 мА) Сила тока, проходящего через трубку Большие значения продуцируют больше электронов и большую интенсивность рентгеновских лучей

• 
  Слайд 52
  

  Время сканирования (0,5 – 5 сек) Время в течение которого трубка и детекторы производят полный оборот Большее время сканирования повышает лучевую нагрузку Коллимация / толщина среза (0,5 – 10 мм) Толщина среза по продольной оси Фильтрация луча Для обследования головы и тела обычно применяются различные фильтры, формирующие луч Питч (0,5 – 2)

• 
  Слайд 53

  Параметры реконструкции

  Поле зрения реконструкции (FOV) (10-50 см) Размер изображения по ширине и высоте Матрица реконструкции (обычно 512 х 512) Кернель / фильтр реконструкции Возможно применение различных фильтров от мягкого (мягкие ткани) до резкого (кость)

• 
  Слайд 54

  Фильтры реконструкции

  мягкий резкий

• 
  Слайд 55

  Производительность КТ

  Параметры изображения Шум Контраст Пространственное разрешение Разрешение по продольной оси Лучевая нагрузка на пациента CTDI Локальная, органспецифическая и эффективная дозы

• 
  Слайд 56

  Шум на изображении

  Что такое шум на изображении? Различные значения коэффициентов ослабления на изображении однородного объекта

• 
  Слайд 57
  

  Шум выглядит как различные значения коэффициентов ослабления на изображении однородного объекта Является результатом процессов взаимодействия рентгеновского луча с тканями и детекторами Измеряется с использованием стандартного отклонения от коэффициента ослабления на изображении Шум очень важная характеристика, когда рассматриваются низкоконтрастные изображения

• 
  Слайд 58

  Контрастность изображения

  Контрастность = различие в сигнале = различие в значениях HU между объектом и окружающей тканью СТВ - СТА

• 
  Слайд 59
  

  Когда рассматриваются объекты, у которых коэффициенты ослабления близки к фону, шум может скрыть детали

• 
  Слайд 60

  Факторы, влияющие на шум

  Шум производится от спонтанных возбуждений сигнала на детекторах Чем выше сигнал на детекторах, тем меньше шум Каждый детектор старается определить затухание сигнала Подсчетом энергии рентгеновского луча. Более сильное излучение дает более правильный подсчет затухания Кернель / фильтр реконструкции Мягкие фильтры дают меньший уровень шума, но меньше пространственное разрешение

• 
  Слайд 61

  Факторы, влияющие на сигнал в детекторах

  кВ: высокий киловольтаж рентгеновских лучей обладает большей проникающей способностью мА: высокие токи на трубке создают более интенсивные рентгеновские лучи Время сканирования: дольше время сканирования => больше лучей попадает на детекторы Толщина среза: толще срез => больше лучей Комплекция пациента: меньше пациент, меньше ослабление

• 
  Слайд 62

  Пространственное разрешение

  Возможность увидеть (различать) детали в пространстве (особенно мелкие детали) без размывания границ Возможность системы передать пространственную информацию объекта на изображении

• 
  Слайд 63
  

  Возможность визуализации тонких структур – особенно важно в изображении костей, ангиографии (особенно неврологии), визуализации легких и сердца

• 
  Слайд 64

  Методики улучшения пространственного разрешения

  Смещение детекторов на ¼ Смещение центра вращения гентри, так чтобы противоположные проекции не дублировали друг друга Плавающее пятно фокуса Смещение позиции фокуса на аноде удваивает количество проекций на каждое положение

• 
  Слайд 65

  Лучевая нагрузка

  КТ – методика, дающая относительно высокую дозу лучевой нагрузки 1989, UK, обзор 2% всех исследований 20% общей луч. нагрузки на пациента 1999, UK 4% всех исследований 40% общей луч. нагрузки на пациента Необходима осторожность При направлении на КТ В методике обследования

• 
  Слайд 66

  CTDI

  Лучевая нагрузка при КТ четко локализована Типичная ширина луча 5-20 мм по сравнению с 250-500 мм при обычном рентгене СТDI – Computed Tomography Dose Index Измерение лучевой нагрузки в зависимости от толщины среза Измерение проводится с использованием ионизационной камеры

• 
  Слайд 67

  Взвешенный CTDI

  Взвешенный CTDI (CTDIw) – производная от средней дозы на фантоме CTDIw = 1/3CTDIgentre + 2/3CTDIperiphery Значения CTDIw на разных сканах и протоколах могут быть использованы для грубой оценки лучевой нагрузки на пациента

• 
  Слайд 68

  Артефакты

  Полосатость Затенение Кольцевидные артефакты

• 
  Слайд 69

  Полосатость

• 
  Слайд 70

  Затенение

• 
  Слайд 71

  Кольцевые артефакты

• 
  Слайд 72

  Многосрезовая КТ

  Многосрезовые детекторы Преимущества многосрезовой КТ Клиническое применение

• 
  Слайд 73
  

  Многосрезовые детекторы Появились в 1998 Позволяют собирать данные с нескольких срезов за один оборот трубки

• 
  Слайд 74

  Преимущества многосрезовой КТ

  Преимущества многосрезовой КТ перед односрезовой Те же данные за меньшее время Тонкие срезы дают лучшее продольное пространственное разрешение Сканирование больших объемов за то же время

• 
  Слайд 75

  Большие объемы сканирования

• 
  Слайд 76

  Клинические преимущества

  Только те, которые реально лучше на многосрезовых КТ включают: Травма: больше объемы чем на односрезовом Педиатрия: быстрое сканирование – меньше седация Колоноскопия скрининг: уменьшение респираторных артефактов, более оптимальное изображение Скрининг заболеваний легких: снижение дыхательных артефактов, тоньше срезы, чем на односрезовом сканере

• 
  Слайд 77
  

  Ангиография: быстрое сканирование – лучшее использование контраста, хорошее продольное разрешение, изображения более тонких сосудов 3D- изображения: большое количество тонких срезов позволяет улучшить качество объемного изображения Визуализация сердца: на быстрых сканерах уменьшается размытость изображения

• 
  Слайд 78

  Благодарю за внимание!