Referaty
Home
Anglictina
Biologie
Chemie
Dejepis-Historie
Diplom-Projekt
Ekonomie
Filozofie
Finance
Fyzika
Informatika
Literatura
Management
Marketing
Medicina
Nemcina
Ostatni
Politika
Pravo
Psychologie
Public-relations
Sociologie
Technologie
Zemepis-Geografie
Zivotopisy




























Téma, Esej na téma, Referátu, Referát, Referaty Semestrální práce:

Biofyzika - CT – Výpočetní tomografie

  36636nbh42bzn7b

bz636n6342bzzn

  36636nbh42bzn7b

bz636n6342bzzn

  36636nbh42bzn7b

bz636n6342bzzn

  36636nbh42bzn7b



  36636nbh42bzn7b

bz636n6342bzzn

  36636nbh42bzn7b

bz636n6342bzzn

  36636nbh42bzn7b

Biofyzika - CT – Výpočetní tomografie

  36636nbh42bzn7b


CT – výpočetní tomografie

  1. Historie.

Výpočetní tomografie (computed tomography, computerised tomography) je způsob, jak matematickou rekonstrukcí získat z mnoha sumačních snímků snímek tomografický, tj. příčný řez. Zavedení CT do medicínské praxe přineslo nové diagnostické možnosti a bývá svým významem přirovnáváno k objevu rentgenových paprsků německým fyzikem Wilhelmem Konrádem Röntgenem v roce 1895. Stejně jako RTG i CT se rozšířilo velice rychle a dnes plní velice důležitou funkci při diagnostice v mnoha medicínských oborech.

Samotná teorie rekonstrukce tomografického (z řeckého tomeo – řezat) řezu z mnoha sumačních snímků byla vypracována Allanem Cormackem již v roce 1963. Vzhledem k náročnosti rekonstrukce na výpočetní sílu však uplynulo takřka deset let, než byl v praxi zkonstruován první použitelný tomograf - EMI Mark I sestrojený Godfreyem Hounsfieldem v roce 1972. V roce 1979 byla Cormackovi i Housfieldovi udělena Nobelova cena za medicínu. V roce 1986 byl firmou Bio-Imaging Research sestrojen první CT skener s kontinuální rotací TCT-900A, který již tehdy byl schopen rekonstruovat 3-4 snímky za vteřinu. Metoda kontinuální rotace (umožněná technologií slip-ring, viz níže) umožnila vývoj revolučního spirálního CT (taktéž níže). V roce 1999 pak Toshiba uvedla první tzv. Multi-Slice CT.

obr 1.: Jednotlivé sumacní snímky (vlevo), ze kterých je rekonstruována matrix (vpravo). V tomto prípade by rekonstrukce nebyla jednoznacná, pri zvýšení poctu snímku však ano. Cím více primárních snímku tím kvalitnejší je výsledný obraz.

  1. Princip.

CT využívá možnosti matematicky rekonstruovat pomocí počítače z mnoha sumačních snímků určité roviny řez v této rovině. Základem je tedy mnoho „klasických“ RTG snímků, ze kterých je rekonstruován výsledný řez. Na rozdíl od klasického RTG však není záření registrováno na film, ale je zachycováno pomocí systému detektorů připojených k počítači. Ten převádí analogový signál na digitální, který dále zpracovává a nakonec jej opět převádí na analogový (výsledný obraz). Stejně jako RTG je i CT zobrazením denzit. Naměřená data (jednotlivé snímky) jsou následně složitými matematickými postupy rekonstruovány do výsledné matice (viz obr 1). Ta bývá nejčastěji velikosti 512x512 bodů. Velikost závisí nejen na možnostech přístroje, ale také na požadovaném přínosu vyšetření. Spolu se zvětšováním matice prudce narůstá výpočetní náročnost a také čas nutný k získání dat a tím i radiační zátěž. Také je nutné si uvědomit, že každý pixel v matrici nepředstavuje dvourozměrnou jednotku, ale má také svou hloubku danou tloušťkou řezu. Proto se používá označení voxel (volume matrix element). Zvyšování rozlišení matrix bez současného ztenčení řezané vrstvy může přinést jen omezený efekt a často je spíše zdrojem artefaktů.

  1. Vznik obrazu a jeho hodnocení.

Soustava rentgenky a detektorů se otáčí kolem pacienta a zaznamenává určitý počet snímků v průběhu 360°. U moderních CT přístrojů je odstup snímků 1° či méně, což představuje 360 či více zdrojových snímků pro každý řez. Čím větší počet primárních měření, tím kvalitnější je výsledná rekonstrukce. Výsledkem je hodnota pro každý voxel, která představuje průměrnou úroveň absorpce v objemu reprezentovaném tímto voxelem. Tato denzitní jednotka (Hounsfieldovo číslo [HU], CT číslo) vyjadřuje absorpci záření vztaženou k absorpci vody. Je tedy vyjádřena vzorcem

[HU],

kde mmat je absorpční koeficient tkáně a mvody je koeficient oslabení pro vodu. Vzduch má hodnotu –1000 HU, tj. takřka nulovou absorpci. Kost má hustotu +1000 až +3000 HU, tedy dvoj až troj násobně větší absorpci než voda. Stupnice má tedy celkem 4000 HU. Moderní CT rozliší denzitní rozdíl 5 HU. Rentgenový snímek je schopen zachytit asi 3% rozdíl šedi, zatímco CT i 0,5% rozdíl. To je také jedna z velkých výhod CT oproti RTG. Zatímco RTG má lepší rozlišovací schopnost geometrickou (5x až 16x lepší), CT jednoznačně vede v rozlišení kontrastů.

  1. puvodní obraz

  1. okno pres celou šírku (7 stupnu šedé)

  1. úzké okno nastavené na stred (7 stupnu šedé)

Obr 2.: Obrázek demonstruje duležitost nastavení správného okna pro hodnocení. V prvním prípade (b) detail úplne zaniká, ale získáváme správný dojem o celku. V druhém prípade (c) vidíme kontrastne detail, ale celková predstava se vytrácí.

Vzhledem k tomu, že lidské oko dovede rozlišit jen okolo dvaceti odstínů šedé, je stupnice 4000 HU příliš široká pro hodnocení. Pokud by jeden odstín představoval 200 HU, byli bychom schopni rozlišit od sebe jen vzduch, tuk a kost. Proto je nutné pro hodnocení používat tzv. okénko (window). Podle oblasti, která nás zajímá si vybereme střed okénka (window center, window level) a nastavíme jeho šíři (window width). Například chceme-li rozlišit nekrózu (19-25 HU) od zdravé ledvinné tkáně (30-37 HU) musí naše okénko zahrnovat oboje možné hodnoty a zároveň musí být co nejužší, abychom rozlišili co nejvíce detailů. Naopak pro hodnocení struktury kosti je nutno nastavit široké okno s vysokým středem. Matrix tedy obsahuje mnohem více informací, než dokážeme najednou zhodnotit, a proto je nutno dle účelu vyšetření volit vhodné okénko (obr 2).

Při výkladu hodnocení CT obrazu je také nutné se zmínit o artefaktech, které mohou vzniknout při rekonstrukci řezu. Nejčastější jsou pohybové artefakty. Vznikají buď nespoluprací nemocného (nezadržení dechu, pohyb) nebo jsou to pohyby neovlivnitelné (pulsace srdce a velkých cév). Těmto artefaktům se dá předejít instruováním nemocného, premedikací, v případě pohybů neovlivnitelných potom zkrácením expozice a celkovým zrychlením akvizice. Existují také softwarové prostředky korekce pohybových artefaktů, ale ty mají svá omezení, která je nutno mít na paměti při hodnocení snímků. Dalším artefaktem je tzv. efekt utvrzení rtg paprsku (beam hardening effect), kdy se v tvrdých tkáních více absorbuje měkké záření, a tak dochází ke vzniku artefaktů na rozhraní tkání s velkým rozdílem hustot (např. kost skalní a mozek). Dalším artefaktem je artefakt částečného objemu (partial volume artifact), který vzniká na základě toho, že jeden pixel matrice je ve skutečnosti voxel (tj. reprezentuje objem) a v tomto voxelu mohou být zachyceny objekty různé hustoty. Vzniklá hodnota je pak kompromisem mezi oběma zastoupenými hodnotami. Řešením je ztenčení řezů a zvětšení počtu bodů v matrici. Zdrojem artefaktů jsou dále nadlimitně husté objekty (protézy, svorky, apod.) a elektrické šumy pocházející z přístrojů (bez vlivu rtg). Dalším možným zdrojem artefaktů může být nestálost záření z rentgenky a nestálost detektorů. Toto je řešeno kontrolními čidly, která zaznamenávají neoslabený rtg paprsek, který neprochází pacientem, a tak kontrolují konzistentnost výchozího signálu.

  1. Součásti CT přístroje

    1. Zdroj záření

obr 3. Rotující anoda

Používáno je rtg záření o krátké vlnové délce. Pro přesnost snímání je nejvhodnější záření s jedinou vlnovou délkou, tj. nejlépe některého radionuklidu. Protože však radionuklid s vhodnou energií není k dispozici, používá se záření z rentgenky, které je filtrováno, aby obsahovalo jen určité vlnové délky. I kvůli tomu je nutno používat záření o vyšších napětích (120-140 kV). Rentgenka musí být tepelně velmi odolná, proto se v nových přístrojích používají rotující anody (viz obr. 3.), čímž se zvětší zatěžovaná plocha a zvýší se tepelná stabilita. Protože anoda zároveň rotuje s rentgenkou, musí být celá konstrukce velmi odolná a stabilní.




    1. Detektory záření

Existují tři základní typy. Plynové detektory pracují na bázi detekce výbojů způsobených při průletu ionizující částice plynem mezi dvěma elektrodami s vysokým napětím (1000 V). Jejich výhodou je, že nevykazují tendenci k dozařování, tj. následující impuls není ovlivněn předchozím, hodí se proto i pro rychlé expozice. Jsou tepelně stabilní. Nevýhodou je malá účinnost. Druhou skupinou jsou polovodičové scintilační detektory. Tyto krystaly (např. Bi4Ge3O12) přeměňují foton rtg záření na světlo, které je dále převedeno na el. impuls (cca 10-13 A/foton). Nevýhodou je dozařování, které způsobuje, že v subsekundových CT jsou již tyto detektory na hranici svých možností, a to i přes softwarové korekce. Výhody obou druhů detektorů spojují keramické detektory, které jsou rychlé i citlivé. Jsou zatím však ekonomicky nedostupné pro běžné aplikace.

    1. Gantry

Jako gantry se označuje vyšetřovací tunel, kterým projíždí deska, na které je uložen pacient. V gantry je uložen systém rentgenka–detektory a další zařízení, včetně chladícího systému. Gantry je možno omezeně (do 30°) naklánět a volit tak rovinu řezu.

    1. Řídící a vyhodnocovací počítač

Jedná se o dva systémy, kdy jeden ovládá a řídí akvizici snímků, druhý pak ze surových dat (raw data) rekonstruuje obrazy a dále je zpracovává. Výsledky jsou pak uloženy buď pouze ve formě jednotlivých snímků, nebo spolu s primárními daty, která pak umožňují další zpracovávání.

    1. Generace CT přístrojů

Z hlediska konstrukce systému zdroj záření/systém detektorů je možné rozdělit přístroje do několika generací.

      1. První generace

Dnes se již nepoužívá. Šlo o využití rotačně translačního pohybu, kdy se systém po pootočení o 10°-15° posunul lineárně přes celou šířku pacienta v dané rovině. Expoziční časy byly v řádu minut.

      1. Druhá generace

Využívá také rotačně translační pohyb, zmenšil se úhel mezi jednotlivými snímky a zvětšil se počet detektorů, které byly upevněny na sektorové matici. Expoziční časy klesly na 50-10s.

      1. Třetí generace

Tato generace je dnes nejužívanější. Využívá izocentrický rotační pohyb systému rentgenka/detektory. Snímkování je prováděno po 1° až 0,5°. Detektory jsou umístěny na kruhové výseči rotující spolu s rentgenkou tak, že jsou spolu uzamčeny v tzv. frame of reference (FOR).

      1. Čtvrtá generace

Příliš se nerozšířila. Využívá rotačně stacionární systém. Detektory jsou umístěny v počtu cca tisíc v celém obvodu gantry. Rotuje pouze rentgenka. Problém vzniká při expozici okrajových detektorů, které již nejsou naproti svazku záření, ale jsou zasaženy rozptýleným zářením. Toto je nutné korigovat softwarově či systémem naklánění detektorů tak, aby zůstávali naproti rentgence co nejdéle. Tento systém je však náročný a v praxi se příliš nerozšířil.

    1. Spirální CT

Je nutné se také zmínit o spirálním (helikálním) CT, které je vlastně pokračováním CT přístrojů 3. generace. První systém CT s kontinuální rotací byl vyvinut firmou Bio-Imaging Research v roce 1986. Novinku umožnilo použití takzvané slip-ring technologie, kdy se připojení snímačů neprovádí pomocí kabelů, ale pomocí po sobě klouzajících kroužků. Dříve bylo nutné každou následujíc otočku provádět v opačném směru než tu předchozí, mezitím se stůl s pacientem posunul. Zavedení kontinuální rotace umožnilo plynulý posun stolu s pacientem, zatímco se kontinuálně zaznamenávají snímky. Metoda spirálního CT umožnila lepší vytváření 3D rekonstrukcí (viz níže) a také urychlila celou proceduru získání snímků. U helikálních CT se objevu další parametr pro skenování a tím je pitch. Jedná se o bezrozměrné číslo, které vyjadřuje poměr mezi posunem stolu za jednu rotaci ku kolimaci vrstvy. Pro 3D rekonstrukce je vhodnější větší hodnota pitch, která zajistí lepší podélnou prostorovou rozlišovací schopnost. Toho se dá dosáhnout zúžením kolimace vrstvy, což však vyžaduje větší radiační zátěž pro pacienta, proto je nutno vždy přínos tohoto postupu zvážit. Helikální CT spolu s kvalitnější 3D rekonstrukcí našlo své uplatnění především v CT angiologii.

  1. Další možnosti CT

Obr 4. Multi-slice

Další zpracování obrazu získaného ze surových dat nabízí mnoho možností. Je možné pomocí speciálních softwarových nástrojů vypočítávat 3D rekonstrukce, kdy se z jednotlivých řezů skládá prostorový obraz struktur. Zde je možno použít různé metody, např. SSD (shaded planar reconstruction), kdy se zobrazují jen voxely s určitou nadprahovou hustotou a ostatní jsou „průhledné“. Potom se na výsledný objekt generuje imaginární osvětlení pro lepší zhodnocení. Další metody jsou maximum intensity projection a volume rendering technique, které však vyžadují náročnější editaci ze strany obsluhujícího personálu. Vyhodnocovací software také umožňuje rekonstrukce řezů v jiných rovinách než je rovina axiální, i když v této oblasti zdaleka nemůže soupeřit s MRI, která přímo umožňuje akvizice v libovolné rovině. Novinkou jsou pak tzv. multi-slice CT (Toshiba, Aquillion, 1999), která umožňují získávání více řezů v jednom okamžiku, a tak dále urychlují celý proces, čímž kladnou menší nároky na spolupráci pacienta. Další inovací jsou CT, která místo rentgenky používají elektronové dělo. Tato CT umožňují zkrátit čas jednoho snímku až na 10ms, čímž umožňují získávání i snímků srdce. To však lze i s  pomalejšími přístroji pomocí tzv. hradlování (gating), kdy se synchronizuje záznam s EKG (popř. s dýchacími pohyby).

  1. Závěr

CT je bezesporu diagnosticky velmi přínosným přístrojem, který se stále se zlepšujícími technologiemi má co nabídnout takřka každému oboru lékařské činnosti. Je nepochybné, že s dalším zrychlováním a zkvalitňováním CT přístrojů spolu s se zdokonalováním rekonstrukčního a zpracovávacího software se dále bude rozšiřovat indikační šíře a možnosti využití těchto přístrojů.

  1. Zdroje

Moderní diagnostické metody – V. Válek et al., Brno 1998

Biofyzika pro bakaláře – Jan Hálek, Olomouc 1996

Toshiba - www.toshiba.com

Bio-Imaging Research Inc. – www.bio-imaging.com

Medical College of Wisconsin – www.mcw.edu

South Bank University – www.sbu.ac.uk

Obrázky: Obr 1. a Obr. 2. vlastní, Obr 3. Bio-Imaging Research, Obr. 4. Toshiba