hur fungerar en datortomograf tekniskt? vad är fysiken bakom en...

SK-kurs: Strålningsfysik, teknik och strålskydd i radiologi8 december 2015, Malmö

Marcus SöderbergStrålningsfysik, Skånes universitetssjukhus Malmö

Hur fungerar en datortomograf tekniskt?

Vad är fysiken bakom en datortomograf?

Agenda

• Komponenter

• Teknik och princip

• Bildrekonstruktion

• CT-värde (HU)

• Artefakter

• Parametrar som påverkar bildkvalitet och stråldos

Marcus Söderberg / 2015-12-04

Konventionell röntgen vs CT


+ Friprojicering av objekt + Hög kontrast

- Relativt hög dosbelastning

G.N. Hounsfield 1963


9 dagar senare

Illustration: www.impactscan.org

Grundprincip


• Röntgenrör och detektorpaket är mekaniskt sammanbundna och roterar kring patienten

• Mäter vilken attenueringsförmåga som vävnaden i kroppen har

Under huven…


Röntgenrör

Gantry

Mätområde

”Anti scatter” kollimatorer

Detektor

Format filter (Bow-tie filter)

Justerbar kollimator

Isocenter

Fix kollimator

Justerbar kollimator

Fix kollimator

Illustration: Kalender W. (2005)

Under huven…


Insamling av stora volymer kräver


• Kort rotationstid− Nya typer av motorer och mekanik

• Röntgenrör med mycket hög output

• Effektivare detektorer med− Hög detektionseffektivitet− Ultrasnabb avklingning och låg efterlysning

• Hög dataöverföringskapacitet

Röntgenrör


• Accelerera elektroner för att skapa röntgenstrålning (karakteristisk röntgen och bromsstrålning)

z-flying focal spot

Illustration: Cody D. (2008)Kalender W. (2005)

Cathode

Transformer oilAnode rotor

X-ray tube insert

Cable sockets

Expansion bellows

Strator windings

Output portAnode

CT-detektor


• Omvandla den infallande röntgenstrålningens intensitet till en motsvarande elektrisk signal, förstärka signalen och omvandla från analog till digital - Scintillator och fotodioder

Viktiga egenskaper• Hög geometrisk effektivitet• Hög detektionseffektivitet• Kort insamlingstid av signal• Linjär konvertering• Stabila (kalibrering)• Små och billiga

Illustration: Hsieh J. (2009)Siemens

Val av detektormaterial



• Tidigt 70-tal: NaI(Tl) + PM-rör- Stor detektor, få kanaler, kort avklingningstid

• 1973-1980: scintillationsdetektor CsI(Tl) + fotodioder- Ej stabila, längre avklingningstid- Bättre anpassade till fotodiodens känslighet (våglängd på ljuset)

• 1980: Gasdetektor Xe jonkammare- Högre effektivitet

• 1990-1995: Xe ersätts av nya scintillationsmaterial CdWO4- Hög absorption men bräckligt material

• 2000: Keramiska material: YGO, GOS, UFC- Hög absorption, snabb avklingning, låg efterlysning

• 2007: Kristall (ädelsten): Gemstone- Snabb avklingning och låg efterlysning - Klarar snabb kV-switchning dual energy

• 2013: Dual layer: ”Yttrium” + GOS- Spektral CT

• Framtid: Rena halvledardetektorer: Si, Se, CdTe, CdZnTe- Energiupplösning (fotonräknare)

Siemens - The first fully integrated detector


• Discrete PD and AD-convertershigh number of electronic parts

• Long electric connection distance• Typical electronic noise contribution

• Integrated PD and AD-converters in one ASIC

• Virtually no connection distance• Significantly reduced electronic

noisePD: photodiode, AD: analog-to-digital converter, ASIC: application specific integrated circuit

Conventional detector Stellar detector

Illustration: Siemens

Improved image quality


Benefits in: Low dose scans Large patients Low kV imaging Dual energy

Stellar DetectorConventional Detector

40 cm water phantom

80 kV , 540 eff mAsIllustration: Siemens

Philips Dual-layer detector


• Distinguishing between x-ray photons of high and low energies simultaneously• Retrospective spectral analysis is made possible

Use color images to identify the composition

Illustration: Philips

Översiktsbild

• Röntgenrör och detektor står stilla samtidigt som britsen rör sig• AP, PA, lateralt• Ställer in området man vill undersöka• Tillverkarna har olika namn:

− GE – Scout− Siemens – Topogram− Philips – Surview− Toshiba – Scanogram

• Litet dosbidrag i relation till riktiga scannet• Centrera patienten i isocenter är mycket viktigt!• Felcentrering:

− Inhomogen dosfördelning i patienten− Försämrad bildkvalitet (artefakter, brus)


Scan mode


Sekvens CT• Patienten stilla under exponering och därefter förflyttning till nästa

position och ny exponering

Spiral CT• Patienten förflyttas kontinuerligt under exponering• Snabbare bildtagning

Volym CT• Upp till 16 cm räckvidd / rotation

16 cm


Multi-slice CT (MSCT)


• Flera rader av detektorer placeras bredvid varandra• Ett bredare strålfält används• På detta sätt kan flera snitt tas samtidigt och därmed kortas scan-

tiden ner- 2 rader 1992- 4 rader 1998- 16 rader 2001- 32 rader 2003- 64 rader 2004- 320 rader 2008

Illustration: Yu L. et al. (2011)

Varför är MSCT bra?


• Kortare scantid färre rörelseartefakter

• Större områden kan undersökas

• Möjlighet till att använda tunnare snitt högre upplösning i patientens längsriktning

• Bättre utnyttjande av röntgenröret 1

2

3

4

Illustration: Mutic S (2006)

1970 1980 1990 2000

Rotation time (s)

300 5 2 1 0.75 0.5 0.2

Slice thickness (mm)


2015

CT performance characteristics

Detector rows

1 2 4 16 64 320

Scan faster Use thinner sections Cover more patient anatomy in a single rotation

13 2-10 1-10 0.5-1 0.4

State of the art CT systems


Philips IQon spectral CT

Toshiba Aquilion ONE Vision Edition

GE Revolution CT

Siemens SOMATOM Force

• 16 cm coverage per rotation

• Dual layer detector

• 4 cm wide detector

• 16 cm coverage per rotation

• Dual source, turbo flash 737 mm/s

• 5.76 cm wide detectors

CT-rekonstruktion


• Att genom mätningar av trans-mitterad strålning registrera s.k. signalprofiler, linjära attenuerings-koefficienten µ från olika riktningar

• Dessa signalprofiler bearbetas sedan för att rekonstruera fram det objekt som givit upphov till dem

• Analytisk metod (filtrerad bakåt-projektion, FBP) eller iterativa rekonstruktionsalgoritmer

CT-rekonstruktion

• FBP används traditionellt vid bildrekonstruktion av CT men ersätts allt mer av iterativ rekonstruktion (IR)

• FBP är snabb men kräver högre stråldos och ger mer brus

• IR medför bättre bildkvalitet (lägre brus, ökad spatiell upplösning, minskade artefakter) och potential till dosreduktion

• IR kräver mycket datorkraft


Bakåtprojektion


Mätning och registrering av bilden Rekonstruerad bild

För varje varv (snitt) mäts attenueringen i ett stort antal projektioner runt objektet, rådata.

Uppmätta projektioner återprojiceras skbakåtprojektion, vilket ger en suddig bild. Därför behövs filtrering (faltning) av de enskilda projektionerna innan återprojektionen.

Filtrerad bakåtprojektion


BP

FBP

Sinogram

Illustration: T.M. Buzug. Computed tomography (2008)

Iterativ rekonstruktion (IR)


• Beräkningsprocedur som upprepas ett antal gånger (iterationer) med syfte att närma sig en approximativ lösning

• Hounsfield itererade fram sina första CT-bilder i början av 1970-talet

• IR användes även i de första kommersiella CTn då datamängden var väldigt liten

• När datormängden ökade tog det för lång tid med IR och då använde man sig av FBP som tog en bråkdel så lång tid

• Först på senare år har man tillräckligt med datorkraft för att klara av IR inom rimlig tid

Iterativ rekonstruktion - princip


Beister M. et al. Physica Medica (2012)

• Beräkningsprocedur som upprepas ett antal gånger (iterationer) med syfte att närma sig en approximativ lösning.

Measured raw data

Initial image

Final image

Start Stop

Forward projection

Back projection

Compare

Input OutputIR loop

Stop?98131491795734725689134132879157

98131492795734785689134732879154

98131491795734725689134132879157

98131491795734725689134132879157

98131492795734785689134732879154

98131491795734725689134132879157

Model-based iterative reconstruction

Aim• Maximize the probability that the reconstructed result matches the

acquired data according to an accurate model of the data acquisition process

Major modeling components• Physical / system model Higher spatial resolution and

artefact reduction• Statistics / noise model Noise reduction and artefact

reduction• Object / image model Re-defines trade-offs between

noise, resolution and contrast


Major iterative reconstruction algorithms


Vendor Acronym Algorithm Year

GE ASiR Adaptive Statistical Iterative Reconstruction 2008

Veo Product name 2010

Siemens IRIS Image Reconstruction in Image Space 2009

SAFIRE Singogram Affirmed Iterative Reconstruction 2010

ADMIRE Advanced Modeled Iterative Reconstruction 2013

Philips iDose4 Product name 2009

IMR Iterative Model Reconstruction 2013

Toshiba AIDR 3D Adaptive Iterative Dose Reduction 3D 2010

Vad visas i en CT-bild, egentligen?


• Spatial fördelning av linjära attenueringskoefficieten (µ)• µ är dock inte särskilt beskrivande och är beroende på använd

spektral energi

• Datorn räknar om attenueringsvärdena i matrisen till ett CT-värde (Hounsfiels unit, HU) relativt attenuering i vatten:

Hounsfieldskalan


• Normerat mot vatten vatten har alltid CT-värdet 0

CT-värde


• Samma objekt har olika CT-värde vid undersökning med olika rörspänning

• Samma objekt har olika CT-värde vid undersökning på olika CT-scanners pga olika medelenergi hos fotonerna i röntgenspektrat (blapga olika mängd tilläggsfiltrering)

Illustration: Anne Thilander Klang

Hounsfieldvärden är ej konstanta!


Vattenfantom d = 5-50 cm

Vävnad d = 1 cm

Illustration: Tack et al. Radiation Dose from Multidetector CT (2012)

Fönsterinställning


• Gråskalan anpassas efter täthetsvärdet för organen vi vill se

Center – ”brightness”

Width – ”contrast”

Artefakter


• Struktur som uppkommer i bilden men ej finns med i det undersökta objektet

• Hur yttrar sig artefakterna? - Stråk- Skuggor- Ringar- Mörka band ”cupping”

• Kan kategoriseras till:- Användarrelaterade- Systemrelaterade- Patientrelaterade

• Details in the object are projected onto different detector rows for different projection angles, depending on their distance from the central plane

• Algorithms that take into account the cone-beam geometry and increased scatter are required

Cone-beam artifacts


Illustration: Kalender W. (2005)Bushberg J. et al (2011)

Partiell volymeffekt


Illustration: Radiation Dose in Computed Tomography. Health devices, 2007

• Minimeras genom att rekonstruera med tunna snitt

Utarmingsartefakter


• Stråkartefakter kan orsakas av låg signal till detektorerna för vissa projektioner

• Tunna snitt och låg kV ökar risken då låg signal erhålles• Motverkas m.h.a. exponeringsautomatik (rörströmsmodulering)• Viktigt att centrera patienten

Illustration: Barrett et al. RadioGraphics 2004

Beam hardening – strålhärdning


• Röntgenfotonerna som kommer från röntgenröret har olika energi• När strålningen passerar ett objekt absorberas fotoner med låg

energi mer än fotoner med hög energi beam hardening• Upphov till mörka band / stråkartefakter eller sk ”cupping”

Beam hardening korrektion


Utan korrektion Med korrektion

• Minimeras genom filtrering, kalibrering och speciella algoritmer


Metallartefakter – strålskuggor


• Tandfyllningar • Proteser• Kirurgiska clips• Elektroder• Metallmarkörer


Reduktion av metallartefakter


Siemens iMARSomatom Definition FlashCollimation: 128 x 0.6 mmScan time: 8 sScan length: 696 mmRotation time: 0.5 s100 kV, 128 mAs CTDIvol: 5.3 mGyDLP: 376 mGycmEffective dose: 5.6 mSv

Siemens

• Dual energy CT• Rekonstruktion

- GE MAR- Philips O-MAR- Siemens iMAR- Toshiba SEMAR

iMARw/o iMAR

Rörelseartefakter


• Orolig patient• Andning• Hjärtslag• Tarmrörelse

• Minimeras genom korta scantiderIllustration: Barrett et al. RadioGraphics 2004

Ringartefakter


• Om detektorerna inte är stabila uppstår karakteristiska ringartefakter i bilden

• Kalibrering är oftast lösningen på problemet

Minimera artefakter genom


• Korta scantider (rörelse)

• Tunna snitt (partiell volymeffekt)

• Använd exponeringsautomatik (utarmningsartefakter)

• Använt avsett protokoll för ändamålet och anpassat sFOV för att erhålla korrekt filtrering och kalibrering (beam hardening)

• Använd systemets artefaktsreduceringsalgoritmer

• Använd dual-energy (metallartefakter)

Möjligheter till optimering

• Protokolloptimering blir mer komplext för varje ny scannergeneration



Vad bestämmer stråldosen?

• Användaren: kV, mAs, pitch, kollimering…

• Scannern: filtrering, detektorns känslighet…

• Patienten: patientstorlek, bestrålat område, organens strålkänslighet…


Översiktsbild – AP eller PA?

Illustration: GE

Obs! Beroende på tillverkare så kan AP/PA påverka rörströmsregleringen!


Formade filter (bow-tie filter)

• Kompensera för patientanatomin• Reducerar signalvariationen till detektorn• Minskar perifer dos• Vanligtvis har tillverkarna flera olika formade filter • Använd korrekt format filter för avbildade objektets storlek

− Protokollbundet (Siemens, Philips)− Scan FOV bundet (Toshiba, GE)


Scan Field Of View (sFOV)


• Anpassa sFOV efter patientstorlek – påverkar stråldos och bildkvalitet• Exempel: CT thorax på Toshiba Aquilion ONE• Centrera patienten noggrant!

Illustration: Toshiba

Large sFOV Small sFOV

sFOV Dosökning (%)

M -

L 10

LL 14

Detektorkonfiguration (kollimering)

Illustration: AAPM


Detektorkonfiguration – penumbra

• Fokusstorleken ej oändligt liten penumbra• Lägre andel av totala dosen för bredare kollimering• 16 x 0,75 mm ger 7,5% mer dos än 16 x 1,5 mm (Siemens Sensation 16)

”Wasted” Dose

z‐axis


Detektorkonfiguration – overranging

• Rekonstruktionskrav för spiralinsamling overranging (extra dos till patienten)

• Med bredare detektorer ökar andelen ”wasted radiation”• Lösning – dynamisk kollimatorkontroll: rörliga kollimatorer som

öppnar och stänger asymmetriskt, blockerar strålning som ej bidrar till bild


Illustration: Radiation Dose in Computed Tomography. Health devices, 2007

Detektorkonfiguration

Påverkar• Total scantid• Brus / lågkontrast• Tunnast möjliga rekonstruerad snittjocklek

Smal kollimering• Mindre spridd strålning (lägre brus)• Mindre omfång• Mindre doseffektiv


Rotationstid

Tid i sekunder som röntgenstrålningen är på under en rotation

Påverkar• Totala scantiden (proportionellt)• Brus / Lågkontrast• Stråldos (proportionellt)

• Generellt vill man minimera rotationstiden

Men• Vill få konstrastmedlet i rätt fas• Behövd mA kan överskrida röntgenrörets/generatorns begränsning


Rörladdning, mAs

Dos versus bildkvalitet:• mAs – avgör mängden röntgenstrålning• Dos ~ mAs

• Kvantbrus ~

Låg mAs => hög brusnivå 4 ggr högre mAs => halverad brusnivå

1mAs


Exponeringsautomatik


• Kroppen är ingen homogen cylinder• Patientstorleken varierar


Exponeringsautomatik

• Anpassning av mA relativt attenuering i patient

Attenueringsprofiler+

140 mAs55 mAs110 mAs130 mAs


Illustration: Impact

Princip för exponeringsautomatik

• Specificera önskad bildkvalitet

• Modulering av mA

• Den önskade bildkvaliteten uppnås med ökad strålningseffektivitet, minskade utarmningsartefakter och jämnare bildkvalitet

Illustration: Impact


Olika AEC tekniker

• Longitudinell modulering (z)- Använder översiktsbilden

• Rotationsmodulering (x,y)- Använder översiktsbilden ellerfeedback från realtidsmätningar

• Kombinerad modulering (x,y,z)- Rörströmmen anpassas efter varjepatients attenuering i 3D

Illustration: ImPACT, Siemens


• EKG-kontrollerad modulering- Rörströmmen pulsas enligt patients EKG-signal

Dagens AEC system• Idag har alla tillverkarna 3D AEC system• Olika nomenklatur, utförande och inställningsmöjligheter

Tillverkare AEC system Metod för att välja önskad bildkvalitet

GE AutomA 3D Ange noise index (brusnivå), min och max mA-gränser

Philips DoseRight V2, V3 mAs/slice väljs för en referenspatient (V2 kontinuerlig uppdatering)

Philips DoseRight V4 Ange DoseRight Index (brusnivå), min och max mAs-gränser

Siemens CARE Dose 4D Kvalitetsreferens mAs väljs för en referens-patient

Toshiba SureExposure 3D Ange SD (brusnivå), min och max mA-gränser


0

20

40

60

80

100

120

140

160

0 10 20 30 40 50 60 70 80

Tube

load

[mAs]

Slice number (z‐axis)

Philips ‐ ACS+Z‐DOM Siemens ‐ CARE Dose 4D

Fix mAs: 100Bildkvalitet: NI=12, min mA=10, max mA=200

Dosbesparing: 48%

Fix mAs: 100Bildkvalitet: SD=10, min mA=10, max mA=500

Dosbesparing: 59%

Fix mAs: 200Bildkvalitet: 200 mAs/slice

Dosbesparing: 51%

Fix mAs: 100Bildkvalitet: Quality ref mAs=100, Average/Average

Dosbesparing: 43%

0

20

40

60

80

100

120

140

160

0 10 20 30 40 50 60 70 80

Tube

load

[mAs]

Slice number (z‐axis)

GE ‐ AutomA 3D Toshiba ‐ SureExposure 3D

Rörströmsmodulering, 64-slice

Söderberg et al., Acta Radiol 2010


Varierad patientstorlek – Philips DoseRight

1.80/62, BMI 19.1deff = 32.0 cm

1.78/82, BMI 25.9deff = 35.5 cm

1.85/100, BMI 29.2deff = 35.8 cm

1.80/119, BMI 36.7deff = 40.7 cm


Illustration: Philips

Protocol mAs = 150

ACS+Z-DOM

Average mAs = 66

Protocol mAs = 150

ACS+Z-DOM

Average mAs = 112

Protocol mAs = 150

ACS+Z-DOM

Average mAs = 113

Protocol mAs = 150

ACS+Z-DOM

Average mAs = 207

-56% -25% -25% +38%

Översiktsbilden är fundamental!

• Utan en översiktsbild kan inte AEC aktiveras

• Rörströmsmoduleringen kan påverkas av: ‒ Centrering av patient‒ Projektionsvinkel vid översiktsbild‒ Antal översiktsbilder‒ Val av scanprotokoll‒ Scanriktning‒ Scanlängden stäcker sig utanför översiktsbild‒ Metallimplantat‒ Strålskydd på patient


Söderberg M. RPD (2015)

Vismutskydd

• Var aktsam vid exponeringsautomatik – applicera efter översiktsbild

• Hur påverkas realtidsmodulering och bildkvalitet?


http://www.aapm.org/publicgeneral/BismuthShielding.pdf

Organbaserad rörströmsmodulering

• Minska stråldos till strålkänsliga organ (bröstvävnad, sköldkörtel, ögon)

• GE – Organ Dose Modulation (ODM)• Siemens – X-CARE• Toshiba – Organ Effective modulation (OEM)


Organbaserad dosmodulering

• Upp till 30-40 % dosreduktion till bröstvävnad• Jämförbar brusnivå


Low dose

High dose


Rörspänning, kV

Dos versus bildkvalitet:• kV – avgör energifördelningen för röntgenfotonerna• Kontrollerar inte bara dosen utan även kontrast, brus och

röntgenstrålningens transmission genom patienten


kV Relativ CTDIvol

80 0.3100 0.6120 1.0140 1.4

Rörspänning, kV

120 kVCTDIvol=5,18 mGy

100 kVCTDIvol=3,98 mGy

120 kV 80 kV

Fördel vid lägre kV:Ökad kontrast

Fördel vid lägre kV:Lägre dos

Illustration: JG Fletcher (2011)


Rörspänning, kV

140 kV

Risk vid lägre kV:Ökat brus och artefakter

80 kV


Illustration: JG Fletcher (2011)

Rörspänning, kV

Dos versus bildkvalitet:

Parameter 80 kV 120 kV 140 kV

Kontrast Högre Mellan Lägre

Brus Mer Mellan Mindre

Transmission Mindre Mellan Mer

Patientdos per mAs Lägre Mellan Högre


Rörspänningsreglering

• Vilken kV för bibehållen bildkvalitet (kontrast till brus förhållande) resulterar i lägsta stråldos?

• Val av lämplig kV beror på patientens storlek (attenuering), diagnostisk frågeställning, begränsningar i rörström output samt scan tid

• Anpassar kV och modulerar rörström så att kontrast till brus förhållande och stråldos optimeras


0Siemens CARE kVGE kV Assist Toshiba SURE kV

Automatisk anpassning av kV och mA


CTDIvol = 5,8 mGy CTDIvol = 8,5 mGySiemens

Pitch

Pitch = Bordsförflyttning per gantryrotation / kollimerat strålfält

Pitch < 1Beam width has some overlap at each view angle from rotation to

rotation

Pitch = 1No overlap of beam

width at each view angle and no view angles not covered at certain table

positions

Pitch > 1Some view angles are

not covered by the beam width at certain

table positions

Illustration: AAPM


Pitch

Påverkar• Total scantid• Brus / Lågkontrast• Stråldos

• Ökad pitch lägre dos, mer brus, kortare scantid

• Minskad pitch högre dos, mindre brus, längre scantid

• Obs! Siemens och Philips använder:”Effektiv mAs” = mAs / pitch

• Vid ändrad pitch ändras mA automatiskt så att stråldos och bildkvalitet ”bibehålls”

Illustration: AAPM


Snittjocklek

10 mm snittjocklekAlla andra parametrar är identiska


Illustration: James M. Kofler (2011)

Snittjocklek




Snittjocklek

0,6 mm snittjocklekAlla andra parametrar är identiska



Val av snittjocklek

Upplösning versus brus:

Tjocka snitt:• Lågt brus• Sämre detaljupplösning• Partiella volymsartefakter

Tunna snitt:• Högt brus• Bättre detaljupplösning• Inga partiella volymsartefakter



10 mm 0,6 mm

Rekonstruktionsfilter

• Man kan rekonstruera bilder med olika slags filter

• Mjuka filter ger mindre brus och framhäver lågkontrasten

• Skarpa filter ger mer brus men framhäver den spatiellaupplösningen (fina strukturer)

Mjukt filter Skarpt filter


Display Field Of View (dFOV)

• Maximal diameter i den rekonstruerade bilden• Vanligtvis 12-50 cm• Litet dFOV ger hög spatiell upplösning men mera brus• Stort dFOV gör att fler områden ryms i bilden men ger samtidigt sämre

upplösning• Om rådata sparats kan man rekonstruera i efterhand med olika dFOV

FOV

FOVFOV


Iterativ rekonstruktion


Reduktion av artefakter• Cone beam artefakter, spiral (windmill) artefakter,

metallartefakter…• Artefakter uppkommer vid FBP pga att tekniken inte är exakt i

matematisk mening

Övervinner kompromissen mellan upplösning och brus• Förbättrad upplösning till brus förhållande• Reducerad stråldos

Dose reduction potential


Willemink et al. Eur Radiol 2013

Vendor Algorithm Theoretical maximum dose reduction according to vendor

Reported dose reduction*

GE ASiR 40 % 23-76 %

Veo 75 % -

Siemens IRIS 60 % 20-60 %

SAFIRE 60 % 50 %

Philips iDose4 80 % 50-76 %

Toshiba AIDR 3D 75 % 52 %

* Dose reduction strongly depends on the applied anatomic region and calculation method (CTDIvol, DLP, effective dose, tube current)

Lägre brus med SAFIRE



Lägre brus med olika nivåer av iDose4


Illustration: Willwmink et al. Eur Radiol 2013

FBP iDose4 L1 iDose4 L2 iDose4 L3

iDose4 L5 iDose4 L6 iDose4 L7iDose4 L4

Philips IMR


iDose4 level 2 – 1 mm slice IMR – 1 mm slice Courtesy Roger Siemund

Philips IMR


iDose4 level 2 – 5 mm slice IMR – 1 mm sliceCourtesy Roger Siemund

Optimering av iterativ rekonstruktion


Sjukhusfysikern december (2014)Löve A. et al. BJR (2013)

Möjligheter till dosreduktion

• Centrera patienten

• Begränsa undersökt volym

• Bättre filter (bowtie filter)

• Bättre bildbehandlingsalgoritmer

• Iterativ rekonstruktion

• Effektivare detektorer

• Anpassa scanningparametrar till patient (barn) och frågeställning

• Exponeringsautomatik


Samarbete!


Radiolog

Röntgen-sjuksköterskaSjukhusfysiker

Bildkvalitet / Metod / Stråldos

Stråldos / Bildkvalitet / Metod

Metod / Bildkvalitet / Stråldos

[email protected]

hur fungerar en datortomograf tekniskt? vad är fysiken bakom en...

Documents