Orvosi tomográkus képalkotás/ct technika alapja Kis Sándor Attila DEOEC, Nukléáris Medicina Intézet
Outline 1 Bevezetés 2
A planáris transzmissziós leképzési technikák esetén a vizsgált objektumról összegképet kapunk, mélységi információ nélkül. elvi rajza A kép vetületi kép, amely a lmen vagy a detektoregység felületén jön létre nem igényel a technika rekonstrukciós számítást.
hátrányai Planáris röntgen technika hátrányai Nagyobb denzitású objektum ugyan akkoraként jelentkezik a lmen/detektoron, mint nagyobb méret, de kisebb denzitású objektum Különböz mélység, de azonos méret objektumok mérete eltér méret nek látjuk a lmen/detektoron Szóródó röntgensugár is exponálja a lmet/detektor felszínt, ami homogén szürkeségként jelentkezik.
Outline 1 Bevezetés 2
Tomográa leképzés elve A szó a görög τσ µσ (szelet, rész) szóból ered. Elmélet: Egy objektum bel szerkezete kiszámítható, ha kölünböz irányból több mérést végzünk róla. Matemiatika model kidolgozása: J. Radon 1917. A vizsgált objektumról térbeli információkat hordozó (valódi 3D-ós) képeket alkotunk, ellentétben a szimplán csak vetületi képeket el állító planáris eljárásokkal. elvi rajza
Tomográa 1/2 A tomográa: képalkotási módszer, mely során a vizsgált 3D-s objektumot 2D-s metszetek sorozatára képezzük le. Tomográf: tomograkus elven m köd leképz eszköz A tomográfok által gy jtött adatokat - számítástechnikai eszközökkel - rekonstruáljuk, az az az eredeti objektum 3D-s eloszlását helyreállítjuk. Kérdés: Minek a 3D-s eloszlását keressük? A tomográf által gy jtött nyers adatok közvetlenül nem, vagy csak er sen korlátozottan jeleníthet ek meg. E módszerek egymással párhuzamos képszelet-sorozatot állítanak el a vizsgálat végeztével, ahol az egymás mellé helyezett szeletek tartalmazzák a három-dimenziós információt. Orvosi alkalmazása legfontosabb eszközei: CT (Computer Tomography ), SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography), PET (Positron Emission Tomography ), MRI (Magnetic Resonance Imaging ).
Tomográa 2/2 elvi rajza A létrehozott 3D-s objektum megjelenítése tetsz leges irányból történhet axial, coronal, saggital, oblique. Azaz tetsz leges 2D metszetét képezhetjük az rekonstruált objektumnak.
Tomográa: alapvet fogalmak Adatgyüjtés: az a folyamat mely során az adott 3D-s objektumról információkat gy jtünk. Látómez : Az a terület, melyben elhelyezett objektumról adatgyüjtés során geometriai, morfológiai, funkcionális, stb. ismereteket gy jtünk. Rekonstrukciós térfogat: Az a (legtöbbször hasáb alakú) térfogat melyr l tomograkus adatgyüjtés útján nyert ismeretek alapján a látómez ben található 3D-ós objektum geometriai, morfológiai, funkcionális, stb. tulajdonságát rekonstruáljuk, a valóságnak minél jobban megfelel en. Voxel: 3D-s pixel (volumetric pixel). A rekonstrukciós térfogat elemi egysége, melyhez a rekonstrukció során társítunk egy (egész, lebeg pontos, stb) számot.
Outline 1 Bevezetés 2
CT elmélete: Röntgensugárzás Elmélet Gyorsított elektronokat lövünk (f tött katód) egy megfelel céltárgyra (anód), ahol az elektronok lefékez dnek és: fékezési röntgen sugárzás karakterisztikus röntgen sugárzás A sugárzás hullámhossza 6 10 4 nm és 1.25nm közzé, energiája 11keV és 500keV közzé esik.
CT elmélete: Sugárgyengités Ugyanúgy, mint a hagyományos röntgen technika a CT készülékek is röntgen sugárzást használnak a felvételek elkészítéséhez, de a sugarak nem lmet exponálnak, hanem minden esetben detektorok segítségével érzékeli ket, majd a detektorokból nyert villamos jelekb l számítógép segítségével készül el a rekonstruált keresztmetszeti kép. Mindkét technika a sugárgyengítési törvényen alapul. Sugárgyengitési törvény A sugárzás transzmisszió közben gyengülést szenved: I (d) = I 0 e µ d I (d) a vizsgált ojektum d mélységében mérhet röntgen intenzitás I 0 az objektumba belép intenzitás µ a sugárgyengítési együtható
CT elmélete: Sugárgyengités Sugárgyengitési törvény megoldás µ(d) = 1 d ln( I (d) I 0 ) Amely pareaméter a mérés során a lmen(planáris eset), illetve a detektor egység (planáris, tomograkus) által detektálunk. Azonban a µ gyengítési együttható, csak tökéletesen homogén és izotróp közegben csak a mélység (megtett út) függvénye. Valós esetben: µ = µ(z,ρ, E) és µ ρ Így adott s r ség és átlagrendszámú közegre más és más lesz a gyengítés, amely jellemz használható a képalkotásra.
CT elmélete: Hounseld egység A CT mérés, majd rekonstrukció után az egyes voxelek gyenitési értéket rendelhetünk. Azonban a technikában a un. Hounseld egységben kifejezett érték terjedt el. Hounseld egyseg (HU) 1000 (µ m µ w ) µ w
CT legfontosabb komponensei
CT m ködése Bevezetés A gantry -ben található a röntgen cs (forrás), a detektor/ok és az adatgyüjt rendszer. A cs és a detektor rendszer egymással szemben helyezkedik el egy jól csapágyazott hengeren, mely gyors forgó mozgást végez a vizsgált test körül (T=0.5s). A röntgencs vel szemben egy körív mentén helyezkednek el a detektorok. Számuk gyártótól és készülék típustól függ en változik, általában 700-1200 között. A modern, több szeletes (multislice) készülékek esetében több sorban találhatók.
CT készülékek fejl dése, generációk 1 1972: Az els használható laborkészülék (Hounseld) 13 mm-es szeletvastagság 2 (2. generáció) 1974: Az els kereskedelmi forgalomban kapható készülék (SIEMENS Siretom 2000) 3 (3. generáció) 1977: A detektrorokat legyez szer en, egy körív mentén helyezték el. 4 (4. generáció): A detektorok nem mozognak együtt a cs vel, hanem a teljes körív mentén állva helyezkednek el. További fejlesztések 1 Elektronsugár CT: Nincs mozgó cs /detektor. Elektron sugár gyorsítás, fokuszálás tungsten gy r knek ütköztetés. nagyon gyors felvétel dinamikus mérés 2 Spirál CT: Csúszó érintkez k folyamatos forgás + asztal folyamatos transzlálása. 3 Multislice CT: Spirál CT + több sorban elhelyezett detektorok.