curs ct postuniv 2015 butnaru

Curs CT: aparat si parametri de scanare

Sef. L. Dr. Anca Butnaru03.02.2015

Imaginea radiologica versus imaginea CTFasciculul

de raze X

Atenuarea

razelor X

Sistem de preluare

a razelor X atenuate

Imaginea

conic nu se

cuantifica

-film

-ecran

radioscopic

volum

tridimensional

sumat in plan

bidimensional

Radrezolutia spatiala mai buna (rgr)

fanta triunghiulara

se cuantifica

indirect

Detectori→semnale luminoase→

Semnale electrice→

Nuante de gri

felie din volum

(sectiune axiala)

plan bidimensional

perpendicular pe

axa lunga a corpului

CTrezolutia de densitate mai buna

Principiul de functionare

• masurarea indirecta a valorilor de atenuare ale radiatiei X emisa de tubul Röntgen dupa trecerea printr-un volum al corpului

• profilele valorilor de atenuare (proiectii, linii de informatie) sunt masurate in multiple puncte prin detectori (in toate pozitiile tubului) si transformate in semnale luminoase iar acestea in semnale electrice

• semnalele electrice sunt transformate de procesoare in nuante de gri care compun imagini

CT:principiul de functionare

Computer Tomograful

Aparatul CT

• Gantry:1. tubul de raze x : se misca sub forma de cerc in jurul

pacientului.

2. detectorii: sunt situati diametral opus fata de tubul de radiatii X,

3. Sistem de racire al tubului

• Masa pacientului• Masa de comanda si control

CT: componente ale aparatului – Generator

• Inalta frecventa, 30 - 70 kW– Tubul de radiatie X

• Anod rotitor, capacitate termica mare• Pata focala cu doua dimensiuni: aproximativ 0.8 si 1.4

– Gantry• Deschidere: > 70 cm diametru• Detectori: > 600 detectori• Detectori : gazos (xenon) sau solizi (cristale-fluorescenta,ceramice-

scintilatie); CTMD (CT multidetectori) are detectori solizi din tungstanat de cadmiu, sau oxizi de gadoliniu, oxisulfizi de gadoliniu;

• Radiatiile X atenuate →semnale luminoase→ semnale electrice; • Timp de scanare: <1 s, 1 - 4 s• Grosimea sectiunii: 1 - 10 mm

Tubul de radiatie X

Detectorii

"inel glisant"

Sistem de alimentarea si colectarea a semnalului

Functionarea aparatului

1.Radiatia este emisa de tub-fanta conica

2.Radiatia ajunge la detectori dupa ce a parcurs volumul investigat

3.Pozitia tubului si a detectorului in fiecare moment sunt diametral opuse

Planul de sectiune la 90° = sectiuni transversale

Fiecare rotatie tub-detectori are pt.1 imagine 360°

Emisia-detectia X este continua

Preluarea valorilor de atenuare

• unghiul fasciculului emis are 40-60°, pleaca de la focus la marginile laterale ale detectorilor

• fasciculul emis are forma de fanta, cu grosime de 1-10mm

• proiectiile constau din semnalele diferitilor detectori din pozitii definite (grade unghiulare) in momente cunoscute (pozitii temporale)

• profilul reflecta proprietatile de atenuare ale corpului scanat la diferite unghiuri

• viteza de masurare a proiectiilor determina viteza de reconstructie a imaginii

Principiul de reconstructie a imaginii


• Prelucrarea initiala: datele achizitionate sunt corectate (inomogenitati ale dozelor de emisie, ale detectorilor, intariri ale radiatiei emise, sau absente-dintre detectori)- inexactitati intre tub si detectori

• Filtrarea: corectarea prin valori negative langa valorile pozitive, pt. marginile neclare ale obiectelor (rezultate din proiectii suprapuse)

Filtrareafara filtrare cu filtrare


• Reproiectarea: transpunerea datelor prelucrate intr-o matrice bidimensionala, care reprezinta planul de sectiune al pacientului

• fiecare proiectie este calculata

• matricea are 512 x 512 sau 1024 x 1024 pixeli sau elemente picturale;

• fiecarui pixel ii corespunde o valoare de densitate;

• valoarea de densitate a unui pixel este o medie a valorilor de atenuare componente din voxelul corespondent;

Pixel - voxel

CT: obtinerea valorilor de atenuare

Toate liniile de informatie pentru un grad – cel putin 30 de detectori = un profil!

Reprezentarea valorilor de atenuare

Distributie spatiala a valorilor de atenuare

Procesarea imaginii la CT

• Timp de reconstructie: 0,5-5 s /sectiune• Matrice de reconstructie: 256x256 , 1024x1024• Algoritm de reconstructie: standard, rezolutie inalta, etc• Software pentru procesarea speciala a imaginii:• reconstructie 3D• endoscopie virtuala• fluoroscopie CT

Corespondenta nuante de gri - densitatea tisulara

• Pixeli au nuante de gri, cu atat mai deschis cu cat tesutul este mai dens

ex. osul, implant metalic cele mai deschise

aerul cel mai inchis (negru)

• densitatea tesutul uman determina luminozitatea punctelor din planul de sectiune

• densitatile au corespondent pe scara Houndsfield

Termeni

• Densitate – Unitati Hounsfield (UH)

• Scara Hounsfield: -1000 pana la +1000

• Fereastra – intervalul de nivele de gri in care este reprezentata informatia

Scara Hounsfield

• Valorile de atenuare sunt transformate intr-o scara nondimensionala fiind raportate la valorile de atenuare ale apei.

• μ − μ water• CT-Value = ------------------ x 1000 • μ water• Se masoara in unitati Hounsfield (UH)

Scara Hounsfield

• Pe aceasta scara:• - 1000 corespunde aerului• 0 corespunde apei• Extremitatea pozitiva este fara sfarsit (in practica:

+ 3000 )• Intervalul de 4000 corespunde la 12 biti de valori

de gri pe imagine• toate tesuturile umane (cu exceptia osului )au

valori usor mai mari decat ale apei

Scara Hounsfield

• Formula este valabila pentru tesuturile moi in care : ρ= μ= densitatea tesutului

• In cazul tesuturilor dense (os, substanta de contrast, metal si asemanatoare metalelor) valoarea depinde de spectrul razelor X ( este policromatic si atenuarea nu se mai poate cuantifica fara echivoc) si de durizarea aplicata fasciculului

Scara Hounsfield• Toata scara este divizata in intervale diagnostice

relevante pentru organe.• Pentru organele parenchimatoase multe valori se

suprapun.• Recent: omul poate distinge in conditii optime de

luminozitate intre 700 si 900 de nuante de gri.• Se utilizeaza ferestre: largime a intervalului (WW-

window width) etalat si centru intervalului(WL-window level)

• Ferestre largi (putine nuante de gri) si ferestre inguste (multe nuante de gri, ex. parenchim cerebral, medistin, abdomen, pelvis).

Densitati UH

Fereastra de parti moi: WL= +50 HU, WW= 350 HU,

Fereastra de os: WL= + 300 HU, WW= 1500 HU,

Fereastra de plaman: WL= − 200 HU, WW= 2000 HU

Zgomotul in imaginea CT

• Este influientat prin urmatorii parametri:• -omogenitatea fluxului fotonic• -radiatia secundara• -erorile de calcul• -gradul de actiune al filtrelor• -dimensiunea voxeluluiRaportul dintre semnal /zgomot influienteaza

calitatea imaginii !!!!

Parametri de scanare

Se aleg in functie de:

- problema si regiunea de interes diagnostic

- rezolutia de densitate si cea spatiala sa fie bune

- doza de raze X utilizata in limitele admise

Parametri de scanare

Sunt trei categorii:

1.de achizitie a sectiunilor/volumului

2.de reconstructie a imaginilor

3.de administrare a substantei de contrast

Scout = topograma

– Imagine asemanatoare cu radiografia volumului de examinat

– Tubul emite din pozitie fixa, iar volumul de examinat trece prin planul de scanare cu viteza constanta a mesei

– Radiatia are forma de fanta, fiind mult redusa comparativ cu RGR.(si rezolutia spatiala este mult redusa)

Se aleg pe scout:

• - directia de scanare si angulatia

• - numarul si grosimea sectiunilor (CT secvential)

• - numarul si lungimea spirelor (CT spiral)

• - poate fi o imagine de profil sau antero-posterioara

Scout = topograma

– pacientul trebuie centrat in mijlocul deschiderii gantry

– controlul automat al expunerii (la MDCT) care va genera eroare la calcularea miliamperajului cu afectarea imaginilor daca pacientul nu este in izocentrul gantry si lungimea volumului nu este corecta;

Tipuri de aparate CTCT secvential (conventional)

• Achizitie secventiala (pas cu pas pentru fiecare imagine-slice):

• - apnee → expunere (1 slice) →respiratie + mutarea mesei →apnee → expunere (1 slice).......

• apnee→ expunere (1 slice) →a 2-a expunerea (1 slice) → a treia expunere (1 slice) → respiratie + mutarea mesei →apnee → .......

CT spiral (helical)

• Achizitie volumetrica (o spira pentru un segment din volumul studiat sau intreg volumul studiat)

• Doua tipuri:- monodetector : un singur rand de

detectori (una sau mai multe spire pentru volumul studiat)

- multidetector : mai multe randuri de detectori (o spira compusa pentru volumul studiat)

• Poate achizitiona si in mod secvential

CT secvential (conventional)

CT secvential (conventional)• Durata de scanare de 2-3 x mai

mare decat CT spiral;

• Dificil de achizitionat imagini in fazele vasculare ale contrastului optim (maxim):

• -arterial (toracal, abdominal, extremitati, cerebral)

• - venos (portal, vena cava inferioara, vena cava superioara)

• - parenchimatos ( variabil cu organul)

• amplitudinea inspirului este variabila la acelasi pacient → unele leziuni nu sunt scanate

CT conventional

Respiratia inegala ca amplitudine:

- sectiuni mici + leziuni mici + respiratie inegala =

leziunile se pot pierde

- recomandare: sectiuni de cel putin 5 mm in arii ce se deplaseaza cu respiratia

CT conventional - parametri de scanare

1. Tilt = unghiul de scanare

2. Grosimea sectiunii (colimare)

3. Incrementul mesei= table feed = table increment

4. Algoritm de reconstructie (convolutie/filtru)

5. FOV= field of view

CT secventialParametri de scanare

1. Gantry angulation = tilt = inclinarea planului de scanare fata de planul mesei (grade)

- scanari oblice

- maxim posibil + / - 30°

- utilizata: cap,

reg. cervicala,

coloana vertebrala

CT standardParametri de scanare

2. Grosimea sectiunii :

grosimea sectiunii (section width -SW) = grosimea

efectiva de sectiune (FWHM-largimea totala la jumatatea maximului) = colimarea sectiunii (SC)

Nu este valabil la CT spiral !!!!!

Profilul fascicululuigrosimea sectiunii

FWHM= full width at half maximum

FWTA = full witdh at tenth area

Colimarea sectiunii

• Colimare mica =sectiuni fine (<5mm) = structuri mici:

- mA crescut ; zgomot de fond crescut

- volume mici, achizitie mai lenta ;

• Colimare mare = sectiuni groase (7-10mm)

- volume mari, achizitie rapida;

- zgomot de fond scazut

- artefacte de volum partial crescute

Efectul de volum partial

Important pt. structuri oblice sau paralele fata de planul de sectiune

2. Colimarea sectiunii

Cantitatea de raze X necesara este invers proportionala cu grosimea sectiunii !!!!!!!!!!

ex: sectiune de 10 mm - 250 mA

sectiune de 2 mm - 250 mA

produce fotopenie

(lipsa de fotoni)

• mA influienteaza rezolutia de densitate = structuri cu densitati apropiate se pot aprecia distinct

CT secventialParametri de scanare

3. Incrementul mesei : deplasarea mesei intre sectiuni consecutive

1. Secvente contigue :

incrementul = grosimea sectiunii

2. Secvente partial suprapuse (overlapping scans):

increment < grosimea sectiunii

3. Scanare discontinua:

increment > grosimea sectiunii

CT secvential

4. Algoritm de reconstructie:

- tipul de filtru folosit la prelucrarea datelor primare, determina relatia rezolutie spatiala / zgomotul imaginii

CT secvential

Filtre:

1) high : creste rezol. spatiala, creste zgomotul imaginii

2) soft : scade rezol. spatiala, scade zgomotul imaginii, rezolutia de densitate buna

3) standard : rezol.spatiala buna, zgomot/imagine acceptabil

CT standard ca si CT spiral !!!!!!

Filtre CT

Standard high rezolution

Soft high

CT secvential

5. Field of view (FOV)- mm sau factor zoom

- forma rotunda sau patrata

- SFOV si FOV

CT secvential

5. Field of view (FOV)

- Se alege numai zona corporala de interes pentru o mai buna rezolutie spatiala

- Se raporteaza la zona cea mai larga din volumul de examinat

FOV pixel Rezolutie spatiala

512 mm 1 mm 5 Lp/cm

256 mm 0,5 mm 10 Lp/ cm

200 mm 0,39 mm 12,8 Lp/cm

150 mm 0,29 mm 17,6 Lp/cm

Indicatiile achizitiei secventiale

-Exam. cranio-cerebrala

-Examinare HRCT pulmonara

-CT interventionala

-CT de perfuzie

CT spiral (helical, monoslice )

CT spiral (helical)- monoslice

• masa se translateaza cu viteza constanta prin deschiderea gantry

• simultan tubul de raze se roteste 360 x n in jurul pacientului ( n = cate bucle sunt necesare pentru acoperirea volumului scanat = cate bucle are spira)

• apnee → expunere continua + miscare a mesei →volum continuu de date obtinut (o spirala)

• volumul achizitionat permite apoi reconstructia de imagini : contingue, incalecate sau distantate;

CT spiral (helical)

• viteza mare de achizitie a imaginilor

• obtinerea de imagini in faza de contrast optim (maxim 60-90 s de la injectare)

• elimina artefactele si pierderea unor leziuni datorate variabilitatii amplitudinii in inspiratie

• detalii vizibile

• o spira pe ficat, doua sau mai multe spire pentru intreg abdomenul si pelvisul

Algoritm de interpolareinterpolare lineara 360 grade (LI)

Scade zgomotul cu 18%

interpolare lineara 180 grade (LI)

Creste zgomotul cu 15%

interpolare

360 de grade

180 de grade

Reconstructia imaginii• Algoritmul de interpolare si profilul sectiunii- miscarea mesei in timpul scanarii produce artefacte de miscare

daca sunt utilizate pentru reconstructie direct proiectiile brute obtinute la o rotatie de 360 de grade; primele si ultimele proiectii la o rotatie de 360 de grade sunt diferite;

- proiectiile brute sunt interpolate inaintea reconstructiei imaginii si astfel sunt evitate artefactele de miscare;

- scopul interpolarii este de a obtine un set complet de proiectii (pentru 360 de grade) la o pozitie anumita pe axa z din volumul scanat;

Reconstructia imaginii• Algoritmul de interpolare si profilul sectiuniiInterpolare lineara de 360 ° (360 ° LI) : - la orice pozitie unghiulara din cele 360 ° interpoleaza doua

proiectii din setul spirei care sunt cele mai apropiate de punctul ales pe axa z;

- foloseste date din 720 ° pentru a realiza un set de 360 °;

- produce minimul de zgomot pe imagine

- largeste profilul sectiunii (reduce rezolutia spatiala pe axa z)

CT spiral

Reconstructia imaginii• Algoritmul de interpolare si profilul sectiuniiInterpolare lineara de 180 ° (180 ° LI) :

- atenuarea razelor X este independenta de directie (atenuarea fasciculului tub detector este egala in ambele directii);

- permite calcularea computerizata a unei a doua spire virtuale (proiectii conjugate) pe directia detector -tub;

- proiectiile dintr-un anumit unghi al spirei reale sunt interpolate cu proiectiile conjugate corespunzatoare din spira virtuala

- foloseste date din 360 ° + unghiul de deschidere a fantei razelor X;

CT spiral

Reconstructia imaginiiInterpolare lineara de 180 ° (180 ° LI) :

- profilul sectiunii este substantial ingustat: distanta dintre proiectiile corespunzatoare din spira reala si cea virtuala este redusa

- zgomotul pe imagine este crescut: se folosesc proiectii dintr-o singura spira (cea reala) ; zgomotul este asa de mare cat ar fi cu o interpolare de 360 de grade si jumatate din doza de expunere;

- diferenta intre 360 LI si 180 LI sunt cel mai bine evidentiate in reconstructiile multiplanare si sunt cel mai pronuntate la Pitch- uri de peste 1

Reconstructia imaginiiHigher-order interpolation algorithm ( 180°HI) :

- pe langa interpolarea 180° (conjugarea proiectiilor intre spira reala si cea virtuala) foloseste o functie complexa de filtrare longitudinala (z-filtering)

a datelor brute din spirala reala. - aceasta functie defineste cat de mult contribuie fiecare proiectie la

imaginea finala in functie de distanta ei fata de sectiunea reconstruita;

- astfel de algoritmi pot fi otimizati pentru a obtine profile de sectiune mai dreptunghiulare cu costul unui zgomot crescut sau pot reduce zgomotul ( si doza necesara) cu costul unui profil de sectiune usor mai larg

CT spiral• o imagine CT poate fi generata din orice segment al volumului

scanat

• imagini individuale pot coincide partial fara a creste iradierea

• spatiul dintre sectiunile reconstruite = interval de reconstructie = increment de reconstructie = index

• colimarea sectiunii (grosimea nominala de sectiune) si viteza mesei sunt variabile independente intre ele

• factorul PITCH = miscarea mesei (mm) /rotatie -------------------------- colimarea sectiunii (mm)

CT spiral

1. Colimarea sectiunii :

determina rezolutia spatiala in lungul axei Z

SC: 0,5 - 10mm

2. Incrementul mesei: - viteza de deplasare a mesei = mm/sec.

- se alege independent de colimare

3. factorul Pitch:viteza mesei (pe rotatie)/colimare

CT spiral

3. Pitch (P)

P =1 : spire contigue

P < 1 : sectiuni partial suprapuse

- fiecare sectiune este scanata de 2 X

- rezolutie f. buna (etmoid, CAI,orbite)

- creste doza de iradiere

P > 1 (1,5-2) : spira deschisa

volum explorat mare

calitatea imaginii mai redusa

(traumatologie, volume mari)

Pitch / grosime efectiva de sectiune

CT spiral

• PITCH intre 1,5 -2 este cel mai potrivit in majoritatea investigatiilor clinice

CT spiral

• KV variabil dupa regiune si grosimea segmentului examinat:

90 KV torace

90-140 KV craniu, medie 120 KV

• mA : 20-500

mA mare = semnal/zgomot bun;

iradiere crescuta

timp de racire crescut

mA mic = semnal/zgomot scazut;

zgomot de fond crescut

iradiere scazuta

CT spiral

• Timp de rotatie (RT- rotation time) =durata unei revolutii = o bucla= 1 sec (0,4-2 sec)

• Timp de scanare:

- timpul maxim depinde de tub

- dozele crescute scurteaza timpul de scanare

- ap.vechi 24 sec, cele noi 100sec.

- > 30 sec. utilizate la expl. zonelor fara miscare

< /= 30 sec. torace, abdomen

CT spiral

• durata spirei: 30-60 sec ( depinde de regiunea examinata si cat poate sta pacientul in apnee).

• Lungimea volumului examinat depinde de :

pitch, colimare, viteza mesei

P scazut si colimare redusa = volum explorat redus

CT spiral• Increment de reconstructie (RI) =

grosimea slice-ului reconstruit din volumul initial

= jumatate +1 din valoarea colimarii (optim)

mic: - ef.vol. partial scazut

- reconstructii optime

- nr. de imagini mare (500-800)

mare: - nr. mic de imagini

- artefacte de posttratare

AVANTAJE- CT SPIRAL

• timp de scanare totala redus

• elimina miscarile respiratorii (reduce artefactele de miscare) si incidenta zonelor nescanate la scanari succesive

• elimina efectul de volum partial

• colimare redusa (sectiuni fine), permite reconstructii 2D si 3D optime

• creste rezolutia spatiala

• reduce doza de iradiere

• exam. cu S.C: contrast intravascular optim + analiza pe faze vasculare (arterial, venos parenchimatos) + reduce

cantitatea de S.C utilizata

Dezavantaje CT spiral

• sectiuni reconstruite mai multe = timp de reconstructie mai lung (cele noi, 1 imag/sec)

• interpretarea imaginilor pe un numar mare (timp crescut)

• volume mari (sectiuni groase) pierde rezolutia spatiala pe axa z (torace, abdomen)

• admin. S.C ritmica (debit, flux-ml/sec, delay-sec.) necesita injectare automata

• admin. S.C. apar artefacte noi (ex. pseudotrombi)

Parametri de injectare automata a S.C

• Delay =interval liber intre inceputul injectarii si declansarea spirei

• cantitate : 100 ml S.C. non-ionica (max.150 ml)

• debit (flow): 3-5 ml/s (4 ml/s)

• durata injectarii = cantitate (V) /debit (F)

Delay- CT spiral monoslice

• faza arteriala : 15-25 s (20 s)

- organe parenchimatoase

- pt aorta toracia; pt restul aortei creste cu

coborarea si varsta pacientului (+ 2-3 s)

• faza venoasa : 40-60 s

• vena cava inf. : 60-70 s

• faza parenchimatoasa: 2-3 min.

IRADIEREA CT spiral

• mA/s : 33 mA/s - 0,1 mSv

1075 mA/s - 3,5 mSv

• KV : 90 KV - 0,47 mSV

140 KV - 1,4 mSv

Iradierea in functie de examinare:

• craniu: 2,8 mSv

• torace, abdomen: 6 -27 mSv

CT multidetector (multislice, MDCT )

CT istoric

• 1988 CT spiral monoslice

• 1992 CT spiral dual (2 rows)

• 1998 CT multislice (4 rows)

• 1999 CT multislice cardiac (EBCT-1983)

• 2001/2 CT multislice (6/8/10/16 rows)

2007: CT multislice 64 row

Principii

• Foloseste aparate de generatia III

• Detectorii sunt solizi

• Are doua sau mai multe randuri de detectori

• Timpul de rotatie este crescut

• Achizitia se face in modul spiral sau in modul secvential (HRCT sau interventional)

CT spiral multidetector (MDCT)

• Foloseste CT de generatia III-a

• - tubul de raze X (emisie din focar unic)+detector se rotesc simultan

• - segmentul cu detectori acopera toata deschiderea fasciculului de raze X

• - are doua sau mai multe ( 64, prototip 256) randuri paralele de detectori


• felii subtiri pot fi combinate retrospectiv ca felii mai groase→ se reduce zgomotul pe imagine

• → creste contrastul partilor moi• felii subtiri reconstruite cu interval

incalecat → rezolutie spatiala MPR superioara

CT multislice (exemplificare cu 4 randuri de detectori)

• Un tub de raze X

• Viteza de rotatie a tubului mai mare (doua rotatii/sec)

• Mai multe randuri de detectori (patru)

• Mai multe canale de informatie (creste viteza de achizitie a datelor de 4 X)

• Viteza de scanare creste de 8 X (fata de monoslice)

CT monoslice versus CT multislice

• CT monoslice

• un tub• un rand detectori• 500-900 detectori• un canal de informatie(sistem de achizitie a datelor conectate la

detectori)

• detectorii sub forma de arc (plan in axa xy)

• CT multislice (cu patru randuri)

• un tub• patru randuri de detectori• 500-900 x 4, detectori• patru canale de informatie

• detectorii in plan xyz sub forma de arc bidimensional

CT spiral versus CT multislice

x

y

z

CT multislice

z

Controlul dinamic al colimatorilor

b) Cu control dinamic al colimatorilor umbra si parte din penumbra ajung in regiunea colimatorilora activi

Imagini izotropice

Rezolutia spatiala egala in toate directiile x,y,z = poate depasi rezolutia RMN

Voxel : X = Y= Z

Sistemul detectorilor

Doua tipuri:

• 1.detectori egali ca dimensiune in axa z (detectori matrix)

• 2. detectori inegali ca dimensiune in axa z (detectori adaptativi)

Tipuri de detectori

egali

inegali

z

CT multidetector cu 4 randuri

Alegerea grosimi de sectiune la 4 CT multislice

• Operatorul alege:

• a) miscarea colimatorilor pre si post pacient

• b) selectia randurilor de detectori care se combina cu cele patru canale de achizitie a informatiei pentru a obtine o grosime anume a sectiunii

• Pentru detectori egali: activarea unor detectori si dezactivarea altora permite alegerea grosimii de sectiune

• Pentru detectori inegali:

- sectiuni de 5mm nu necesita colimare postpacient

- sectiuni de 2,5mm,1mm si 0,5mm necesita colimare postpacient

Alegerea grosimi de sectiune la 4 CT multislice cu detectori egali

Felie de 5mm

Felie de 1,25mm

Alegerea grosimi de sectiune la CT multislice cu detectori inegali

Felie de 5mm

Felie de 2,5mm

Alegerea grosimi de sectiune la CT multislice

Felie de 1 mm

Felie de 0,5mm

Protocoale de scanare

Un protocol optim:

- asigura informatii diagnostice adecvate,

- cu un volum potrivit al substantei de contrast,

- cu o doza de iradiere cat mai joasa posibila

pentru o anumita indicatie diagnostica !

Indicatia diagnostica va determina:

1. volumul de interes scanat,2. necesarul substantei de contrast (orala si/sau

rectala si/sau intravenoasa),3. parametrii de scanare4. protocolul administrarii S.C. ( numarul fazelor de

achizitionare : arteriala, venoasa, tardiva), una sau mai multe

5. doza de radiatie potrivita pt obtinerea imaginilor

Protocolul de scanare Parametrii de scanare CT parametrii de administrare a S.C.

Scan area of interes administrare sau nu

Scan direction calea de administrare

Localizer radiograph (tpograma) concentratie

Durata de scanare volum

Gantry revolution time Rata de injectare

Table speed ,beam pitch, beam collimation Trigger-fixed, automatic tracking, sau test bolus

Grosimea sectiunii reconstruite (reconstructed section thickness)Gradul de suprapunere (extent of overlap)Reconstruction algorithmTube potential (kV)Tube current (mA) and automatic exposure controlRadiation dose

Volumul scanat (aria de scanare)

– in functie de indicatia clinica

– abdomen, abdomen-pelvis, torace-abdomen –pelvis, etc

– atentie la supraextensie !!!!!!!

lungimea de scanare :

– depinde de inaltimea si greutatea pacientului,

– determina parametri de scanare

– durata scanarii

– protocolul administrarii S.C.

Directia de scanare

– rol important in priza de contrast vasculara,

– in general similara cu directia fluxului sanguin de interes:

Ex. angiografie periferica: cranio-caudala

angiografie pt embolie pulmonara: caudocraniala

Durata de scanare

• depinde de timpul de rotatie al tubului, viteza mesei, factorul pitch si volumul scanat;

• majoritatea MDCT acopera in 15 s un volum intreg cu o singura apnee (abdomen, torace si sau pelvis);

• este critica durata scurta de scanare in cazul atingerii momentului de contrast maxim i.v.

Gantry revolution time (timpul de rotatie al tubului)

• Majoritatea studiilor se fac cu 0,4-0,5 s;

• La pacientii voluminosi un timp de rotatie mai mare ajuta la cresterea miliamperajului /sec (mAs)

Viteza de scanare

• CT multislice cu 4 randuri• O rotatie in 0,5 secunde• Pot genera patru sectiuni la o

rotatie → 8 sectiuni la 1 secunda• La acelasi timp de expunere, Pitch

si grosime de sectiune, acopera un volum de 8 ori mai mare decat CT monoslice

• CT spiral monoslice• O rotatie in 1 secunde• Poate genera o sectiune la o

rotatie

Viteza de scanare• CT multislice cu 4 randuri

• CT spiral monosliceAcelasi volum in acelasi timp: =Cresc Pitch-ul

=cresc grosimea sectiunii

= cresc

timpul de scanare de 8x

CT multislice avantaje fata de spiral

• Timpul de scanare redus →incalzire a tubului redusa→racire redusa→mai multe imagini in viata tubului

• Scanarea unui volum mai mare→ rezolutia temporala crescuta si reducerea artefactelor de miscare;

N x P x S x T C= ----------------- RC= distanta pe axa z (in milimetri) -volumul scanat N= numarul canalelor de informatieP= pitchS= grosimea nominala de sectiune a fiecarui canal (in milimetri)T= timpul de scanare (in secunde)R= timpul de rotatie (pentru 360°) in secunde

Parametrii de scanare

• Trei sunt alesi de utilizator:

• 1. colimarea sectiunii (SC)

• 2. pasul mesei pe rotatie ( TF)- uneori este substituit de factorul Pich

• 3. intervalul de reconstructie (RI)

Parametrii de scanare

• Sc, TF si P sunt cei mai importanti parametri de achizitie

• RI este cel mai important parametru de reconstructie

Parametrii de achizitie

• Colimarea sectiunii:• - determina rezolutia pe axa z (in axul lung al

corpului)• - in functie de scaner exista incremente fixe• - in functie de necesitati cele mai

recomandate sunt: SC = 0,2mm, 1mm,2mm,3mm,5mm, 7mm si

10mm

Grosimea efectiva de sectiune - colimarea fasciculului de raze X determina grosimea sectiunii - colimatorii sunt pozitionati imediat langa tubul de raze X (unele aparate au

si colimatori post pacienti in fata detectorilor ) pentru otimizarea profilului sectiunii;

- cu toate aceste masuri o fanta adevarata plan paralela nu se poate obtine in practica si o portiune adiacenta obiectului scanat este intodeauna inclusa;

- in plus dimensiunea finita a focarului tubului de raze X, cauzeaza o arie in afara fasciculului primar care primeste radiatii de intensitate mai mica = penumbra

Grosimea efectiva de sectiune - efectul asupra sectiunii obtinute este descris ca profilul slice-ului sau

profilul sensitivitatii sectiunii (SSP)- profilul slice-ului arata in ce masura un punct din interiorul obiectului

contribuie la formarea imaginii ca functie a distantei lui fata de centrul sectiunii;

- profilul ideal de sectiune este dreptunghiular cu grosimea egala cu grosimea sectiunii dorite (toate punctele din afara sectiunii nu contribuie la valorile de atenuare masurate, si toate punctele din interiorul sectiunii contribuie uniform la numerele CT)

- profilele de sectiune reale au margini rotunjite (inseamna ca regiuni adiacente contribuie discret la imagine);

- profilele sectiunilor groase (7-10 mm) sunt foarte apropiate de forma ideala;

- sectiunile cu cat sunt mai subtiri au profile cu aspect de clopot;

CT standardgrosimea sectiunii

FWHM= full width at half maximum

FWTA = full witdh at tenth area

Grosimea efectiva de sectiune - la CT secvential grosimea profilului sectiunii este egala cu colimarea

sectiunii (= grosimea nominala de sectiune)

- la CT spiral profilul sectiunii are aspect de clopot si in consecinta grosimea sectiunii (section width SW) este egala cu grosimea efectiva de sectiune (effective section thickness );

- grosimea efectiva de sectiune depinde de: colimarea sectiunii, pasul mesei (TF), algoritmul de interpolare si alti factori;

- cel mai frecvent se utilizeaza FWHM= full width at half maximum - pentru Pitch de 1 grosimea sectiunii FWHM, este identica cu colimarea

sectiunii daca se utilizeaza 180° LI ; cu 360° LI grosimea sectiunii este cu 28% mai larga (identic cu 180° LI si Pitch de 2);

Pitch / grosime efectiva de sectiune

Parametrii de achizitie: grosimea efectiva de sectiune si Pitch-ul

• Interpolarea de 180 LI nu creste grosimea efectiva de sectiune peste colimarea sectiunii cand se foloseste Pitch de 1;

• Daca creste Pitch-ul la 2 reducem doza de radiatii la jumatate si dubleaza lungimea volumului scanat, creste grosimea efectiva de sectiune cu 30%;

• Profilul sectiunii obtinut cu 180LI si Pitch de 2 = cu profilul obtinut cu 360 LI si Pitch de 1 (lungimea scanarii creste, doza de radiatii redusa, fiecare cu un factor de 2 , cu rezolutie spatiala identica pe axa z);

grosimea efectiva de sectiune si Pitch-ul

• Cresterea Pitch-ului poate produce o crestere sau o descrestere a grosimii efective de sectiune;

• Daca, colimarea sectiunii este constanta si pasul mesei (TF) este crescut grosimea efectiva de sectiune creste;

• Grosimea efectiva de sectiune se reduce daca colimarea sectiunii este scazuta si pasul mesei ramane constatant;


• Table feet (pasul mesei pe rotatie):• - poate fi selectionat independent de

colimarea sectiunii

• Pitch: viteza mesei (pe rotatie)/colimare• - cu cat Pitch-ul este mai mare doza de iradiere a pacientului

este mai redusa si volumul investigat mai mare


• pasul mesei per rotatie• Pitch: .........................................• largimea totala a fasciculului colimat

• Definitie data de International Electrotechnical Commission (IEC)

• Este valabil la CT spiral (monoslice) si CT multislice

Parametrii de scanare: factorul PITCH

• factorul PITCH =

• miscarea mesei (mm) /rotatie -------------------------- colimarea sectiunii (mm)

• Colimarea sectiunii =grosimea totala a fasciculului colimat =

• = grosimea colimarii unui rand de detectori x numarul de randuri de detectori activi

• Siemens SOMATOM Sensation 64 cand achizitioneaza 64 de slice-uri incalecate (overlapping) a 0,6mm / rotatie, are o colimare totala a fasciculului de 32 x 0,6mm

Parametrii de scanare: factorul PITCH

• Pitch-ul recomandat se poate alege liber (la unele aparate) sau daca este fix (in program) se alege cel mai apropiat de valoarea recomandata;

• Un Pitch mare : optimizeaza acoperirea unui volum mare ;ex. CTA -torace sau abdomen;

• Un Pitch mic: optimizeaza calitatea imaginii; ex. encefal sau maduva spinarii;

• EKG-cardiac gated foloseste un Pitch foarte mic, p= 0,2-0,35 in functie de: nr. randuri detect., tip de rotatie, etc

Parametrii de achizitie• In practica lungimea volumului scanat (L) si durata de

scanarea permisa ( Tl) de obicei 30 sec pentru apnee, determina alegerea pasului mesei (TF);

• In aceste cazuri cel mai bine se utilizeaza un Pitch peste 1 pentru a creste rezolutia spatiala in lungul axei z, pentru un volum de scanare dat. In plus se reduce doza de iradiere si grosimea efectiva de sectiune este cat mai mica;

• Un Pitch de 2 este cel mai favorabil din punct de vedere teoretic dar este susceptibil la artefacte de miscare si de spira.

• Cel mai recomandat este un Pitch intre 1.5 si 2

Parametrii de achizitie• Reguli de achizitie:

• 1. Pitch sub 1 produce scanare suprapusa si creste doza pacientului; scanarile incalecate sunt avantajoase pentru reconstructii 3D ( util pentru margini ale corpurilor care sunt paralele cu planul de scanare, ex calvaria); influienteaza putin sau deloc zgomotul pe imagine si nu justifica iradierea pacientului;

• 2.Pitch peste 2 produce volum subevaluat ceea ce duce la artefacte ( util in traumatisme: volum mare rapid /calitate slaba a imaginilor), exceptie cand se utilizeaza Pitch de 3 si sectiuni mici de 1mm – profilul sectiunii se largeste (aspect de clopot)

Parametrii de reconstructie

• Incrementul de reconstructie (RI)

- defineste spatializarea imaginilor reconstruite

- nu are legatura cu colimarea sectiunii sau grosimea efectiva de sectiune.

- defineste gradul de suprapunere intre sectiunile axiale;

Parametrii de reconstructie• Incrementul de reconstructie (RI)

- pentru detectarea leziunilor mici (noduli pulmonari) RI se alege astfel incat cel putin 30% din sectiunea generata sa fie incalecata;

- pentru reconstructii MPR sau 3D, RI sa nu depaseasca jumatate din grosimea efectiva de sectiune; aceasta produce 50% incalecare a sectiunilor si genereaza de 2 x mai multe imagini decat la CT standard

- nu se folosesc reconstructii neincalecate ( la granita intre doua sectiuni se pot pierde leziuni)

Parametrii de reconstructie• Incrementul de reconstructie (RI)

Optimul teoretic pentru IR este mai putin de jumatate din grosimea sectiunii dar valoarea practica este redusa.

CT multislice

Filtre de reconstructie a imaginii:

1) high

2) Soft

3) Standard

4) Os


• Angiografia CT:

• Felii de 1mm grosime• Interval de rec.longitudinala 0,5mm• Pich 1,4• 130-150 ml substanta de contrast non ionica• Iod 300mg/ ml• 3 – 4 ml/sec• Delay: faza arteriala: 20-25 s• faza venoasa: 65 s

Avantaje

• Performanta este de 4-20 x mai mare decat CT spiral

• Reduce timpul de scanare: scad artefactele de miscare, permite analiza organelor parenchimatoase in faze vasculare definite (detectarea si caracterizarea leziunilor), reduce cantitatea de contrast administrat (cand avem nevoie de o singura faza arteriala);

• Reduce colimarea sectiunii: obtin imagini izotropice cu rezolutie spatiala egala in toate directiile (reconstructii multiplanare, pot depasi rezolutia RMN)

• Creste volumul achizitionat: in examinari CT angio (abdominal+extremitati periferice, toraco+abdominal, artere de la emergente aortice + circulatie intracraniana)

Avantaje CT multisliceReduce timpul de scanare Reduce colimarea sectiunii Creste volumul achizitionat

reduce artefactele de miscare: copii, trauma, patologii acute

imagini aproape izotropice:-osul temporal-musculo-scheletal-planuri de reconstructie arbitrare-MPR-3D rendering imaging

CT angio: - aorta +extremitati periferice, - aorta toraco+abdominala, - artere de la emergente aortice + circulatie intracraniana

Imbunatateste analiza organelor parenchimatoase: in faze vasculare distincte

Traumatisme toraco-abdominale

Reduce cantitatea contrastului I.V. administrat

CT de perfuzie

CT multislice avantaje fata de spiral mono

• Felii mai subtiri → rezolutie spatiala mai mare in axa z

• Scanarea mai rapida→ rezolutia temporala crescuta si reducerea artefactelor de miscare;

• Administrarea substantei de contrast i.v.se face cu debit mai mare→ creste priza de contrastul in imagine, rezolutia de contrast (densitate)

• Zgomotul pe imagine este redus: per rotatie este scanat mai mult din lungimea pacientului→intensitatea curentului in tub este mai mare→zgomotul in imagine este mai redus→calitatea imaginii crescuta

Concluzie: creste rezolutia spatiala, de contrast (densitate) si temporala !!!!!


• mai multe imagini la o rotatie de 360 a tubului• in timp mai scurt acopera un volum examinat mai mare

ex; 64 randuri de detectori acopera 40mm din lungimea volumului intr-o secunda (sau mai putin) per rotatie a tubului

• de 5-8 x mai rapid decat CT spiral monoslice

• pot fi reconstruite felii foarte subtiri ( colimare de 1mm acopera intregul abdomen la o singura spira)

• prin reconstructia de voxeli izotropici rezolutia spatiala in orice plan reconstruit nu se pierde (rezolutia longitudinala este superioara-rezolutia in axa z)

• viteza de achizitie fiind mai mare se poate utiliza volum al S.C mai mic

Dezavantaje• Multa informatie = multe imagini

• Torace + abdomen (60 cm) poate fi achizitionat cu colimare de 4 x 1mm in 50 secunde si reconstructia produce 500-800 imagini in functie de gradul de incalecare al imaginilor reconstruite

• Torace cu colimare de 4 x 1mm si filtru de reconstructie soft de mediastin sau filtru de plaman cu intarirea marginilor = acelasi numar de imagini;

• CTA aorta + extremitati = aprox.1000 imagini

Dezavantaje• Evitarea numarului mare de imagini se face prin achizitia si

reconstructia cu sectiuni mai mari;

• Sectiunile subtiri au zgomot pe imagine crescut: sectiunile reconstruite sunt mai groase si reconstructiile MPR de asemenea

• Doza pacientului este crescuta la sectiuni subtiri care necesita rezolutie inalta pe imagine; in rest doza este mai mica decat CT standard si egala cu CT spiral cu Pitch de 2.

CT multislice -dezavantaje

• creste doza de iradiere la sectiuni fine cu rezolutie inalta (de 3-5x mai mare decat CT spiral) !!!!

Aplicatii clinice

• HRCT secvential• Imagini izotropice• Musculoschelatal• MPR• Endoscopie virtuala• CT mielografie• Volum mare examinat• Studii multifazice vasculare• CT angio• Scor cardiac• Perfuzie cerebrala• Pacienti obezi,etc

Aplicatii clinice ale CT• Perfuzie cerebrala:

-fluxul sanguin cerebral (CBF)

-volumul de sange in creer (CVB)

-timpul mediu de tranzit (MTT)

-timpul pentru bolusului maximul (time to peak-TTP)

sunt achizitionate si reprezentate pe un slice CT reprezentativ sub forma de harta color; hartile color reprezinta vitalitatea tisulara;

pot diferentia un accident ischemic acut de unul cronic

PhilipsMedical Systems

Aplicatii clinice ale CT Perfuzie hepatica: studii pe ficat -masurarea perfuziei in faza arteriala -masurarea perfuziei in faza venos portala Perfuzie tumorala: evaluarea unei tumori prin perfuzia care o caracterizeaza Masuratori pulmonare: - evaluarea emfizemului pulmonar - detectarea automata a nodulilor pulmonari


Aplicatii clinice ale CT Cuantificarea depozitelor de calciu: la nivel coronarian Angiografia CT (CTA): evaluarea vaselor (vizualizeaza arborele vascular) analiza stenozelor si anevrismelor planificari pentru plasarea stenturilor


Aplicatii clinice ale CT Angiografia CT (CTA):

informatiile obtinute 3D CT sunt baza pentru reconstructia anatomica a arborelui vascular vizualizat cu substanta de contrast


Aplicatii clinice ale CT Cardio CT: -identificarea si cuantificarea stenozelor -planificarea implantarii stenturilor -vizualizarea stenturilor implantate


Aplicatii clinice ale CT Endoscopie virtuala:

-informatiile obtinute 3D CT sunt baza pentru reconstructia interiorului anatomic al organelor cavitare/tubulare


Aplicatii clinice ale CT politraumatisme: -achizitie rapida a intregului corp planning dentar: -reconstructia mandibulei si maxilarului in scopul planificarii

implantelor utilizate in chirurgia buco-maxilo-faciala planning in radioterapie: - reconstructie 3D CT folosita in planificarea dozelor de

tratament pentru tumori chirurgie ghidata prin CT: - reconstructie 3D CT folosita in planificarea caii de abord

chirurgical CT interventional: vizualizarea localizarii si abordului varfului

instrumentelor de punctie-biopsie

Soft-uri de reconstructie Imaginilor

1.MPR (reconstructie multiplanara)

2. MIP /MinIP

3. 3D Suface Rendering (Shade Surface

Display =SSD)

4. 3D Volume Rendering Techniques (VRT)

5. Segmentare

6. Virtual endoscopy

RECONSTRUCTII SPIRAL CT• MPR = rec. multiplanara

VOI = volume of interest

MPR : curved planar reformationreconstructie in plan curb

MPR - rec. curbilinie

MIP si MinIP• MIP = maximum intensity projection• MinIP = minimum intensity projection - VOI este proiectat intr-un plan ales

- etalarea numerelor maxime CT (MIP) - etalarea numerelor minime CT (MinIP)care se afla de-a lungul directiei proiectate (viewing angle) - contrast optim intre structuri mici, cu contrast inalt si

tesuturile din jur

Utilitatea MIP, MinIP

• MIP : - angiografie CT - studii pulmonare speciale

• MinIP: - portiunea centrala a sistemul traheobronsic

MIP VOI total VOI ingust = curved thin slab

Codificare color

3D Surface Renderingredare tridimensionala a suprafetei

SSD =

shaded surface display:

- segmentare

-iluminare virtuala

- lumina reflectata spre observator

3D Surface Renderingredare tridimensionala a suprafetei

Volume Rendering Techniques (VRT)

Rezolutia spatiala si matricea

256 x 256 512 x 512 (10-15 lp/cm)

Imagistica scheletala

pulmonar

VRT Tissue transition projection TTP-MPR

Color -coded density mapsW/L= 500 /-750

Cutting function (segmentare)

Endoscopie virtuala

Proiectie centrala si nu paralela (SSD sau VRT)

Bibliografie selectiva

1. Thorsten M. Buzug. Computed Tomography-From Photon Statistics to Modern Cone-Beam CT, 2008 SpringerVerlag Berlin, Cap.10 Practical Aspects of Computed Tomography, pag.482;

2. Jonas Rydberg et all. Multisection CT: Scanning Techniques and Clinical Applications, RadioGraphics 2000, Vol.20,Nr. 6,pag. :1787–1806;

3. Mathias Prokop, Michael Galanski. Spiral and Multislice Computed Tomography of the Body,2003 Georg ThiemeVerlag, Stuttgart, cap.1, Principles of CT,Spiral CT and Multislice CT,pag.2-37 si cap.2, Image Processing and Display Techniques,pag 43-78

curs ct postuniv 2015 butnaru

Documents