|
Allan Cormack – matematiske grunnlaget
|
tarix | 17.11.2018 | ölçüsü | 14,8 Mb. | | #80636 |
|
Allan Cormack – matematiske grunnlaget Allan Cormack – matematiske grunnlaget Sir Godfrey Hounsfield – ingeniørarbeidet Nobelprisen 1979
1971: Første CT installert for klinisk bruk 1972: Første pasient scannet 1974: Første helkropps-scanner produsert 1975: Første CT på UUS Nevrorad., EMI-scanner
Transversale snitt gjennom pasient, stepvis rotasjon Transversale snitt gjennom pasient, stepvis rotasjon
Rør- og detektorkjede roterer rundt pasienten. Pulserende stråling. Rør- og detektorkjede roterer rundt pasienten. Pulserende stråling.
Rør roterer, detektorkjede stasjonær. Rør roterer, detektorkjede stasjonær.
Elektronstrålekanon, ingen mekanisk bevegelse. Elektronstrålekanon, ingen mekanisk bevegelse.
Kortere rotasjonstid gjør at man må kjøre med høyere mA for å gi samme mAs pr rotasjon som tidligere. Kortere rotasjonstid gjør at man må kjøre med høyere mA for å gi samme mAs pr rotasjon som tidligere. 4-snitt CT, max 440-500 mA. GE LightSpeed Pro16, 800 mA. Større krav til kjølerate/varmekapasitet. Produsentene har videreutviklet eksiterende rør, eller utviklet helt nytt rør for å kunne kjøre så høy belastning over tid.
Kan lagre mye varme (8 MHU) trenger ikke rask kjølerate Kan lagre mye varme (8 MHU) trenger ikke rask kjølerate Kjølerate 1,6 MHU/min
0,6 MHU (0,4 MJ) 0,6 MHU (0,4 MJ) Kjølerate 5,0 MHU/min (3,7 MJ) Ved max belastning kjøles røret på 20s –mindre tid enn det tar å posisjonere neste pasient eller initiere scannet.
www.siint.com
8, 10, 16, 32, 40, 64 8, 10, 16, 32, 40, 64 Snittykkelser fra 0.5 mm Detektorbredder fra 20 mm til 40 mm Rekonstruerer ikke lenger snitt, men volum
Z-akse geometrisk effektivitet - Geometrisk effektivitet reduseres ved overgang fra singelslice til multislice
- Nesten 100% for singelsslice detektor
- Dårligst for få snitt, mindre effekt for 16 snitt og oppover
Detektor-rekke geometrisk effektivitet - Aktivt detektorareal/totalt detektorareal
- Jo flere detektorer jo dårligere effektivitet
Røntgenstrålen har vifteform Røntgenstrålen har vifteform For å få parallelle projeksjoner brukes andre detektorer i andre vinkler Dette kalles rebinning
“Step and Shoot” “Step and Shoot” Opptak en rotasjon, flytter bord, gjør et nytt opptak Strålingen er avslått når bordet flytter seg
Kontinuerlig opptak mens bordet beveger seg ”Bildet” er et snitt i en gitt posisjon i spiralen Bare en enkelt projeksjon tas opp nøyaktig i bildeplanet Resten av data for å lage snittbildet, må samles fra andre projeksjonsplan
Rekonstruksjons-algoritmene må ta hensyn til at det er cone beam og ikke fan beam for CT’er med mer enn 8 snitt. Rekonstruksjons-algoritmene må ta hensyn til at det er cone beam og ikke fan beam for CT’er med mer enn 8 snitt.
Samme objekt ses av ulike detektorelementer når røret roterer Samme objekt ses av ulike detektorelementer når røret roterer Bare tett ved rotasjonsaksen blir dette korrekt
Forskjellige metoder for mA-kontroll i CT: Forskjellige metoder for mA-kontroll i CT: - Forskjellig mA for forskjellige pasientstørrelser
- Variere mA for hver rørrotasjon
- Variere mA i løpet av hver rotasjon, dvs gi ulik mA ved AP og laterale projeksjoner
Hvordan oppnås dette? - Ser på attenuering i ett eller to scout og varierer mA automatisk i hvert snitt på bakgrunn av dette
- Bruker feedback fra detektorene for å variere mA slik at signal til detektor hele tiden er tilnærmet konstant
EKG-gated dosemodulering - Reduserer dosen automatisk i den delen av fasen som ikke benyttes.
GE GE Siemens Philips - Referansebilde (gjennomsnitt)
Toshiba
Bildekvaliteten forblir omtrent den samme uavhengig av hvilke områder på pasienten som skannes Bildekvaliteten forblir omtrent den samme uavhengig av hvilke områder på pasienten som skannes - Bildestøy holdes på konstant nivå
Dose til pasient og detektor optimaliseres Detektorene mottar konstant signal
Filtrert tilbakeprojeksjon og konvolutering Filtrert tilbakeprojeksjon og konvolutering
Måler hvor mange røntgenstråler som treffer detektoren - Mål på hvor stor del av rtg-strålene som er stoppet i objektet som avbildes
Relateres til - lineær attenuasjonskoeffisient (µ)
- summeres langs ”veien” fra rør til detektor
Samler mange attenuasjonsmålinger Samler mange attenuasjonsmålinger Sampler for hver detektorposisjon for å lage en profil Gir et bilde av pasienten
CT-tall = CT-tall = 1000(vev - vann)/vann WW – angir antallet CT-tall i bildet WL – angir nivået, dvs midtpunktet på skalaen
Når WW øker, avtar kontrast Når WW øker, avtar kontrast Når WW avtar, blir kontrast bedre. Ved WW=0 er bildet totalt sort-hvitt. Optimal kontrast ved middelverdi for WW. Nedenfor er vist: WW=0, WW=250, WW=1000 og WW=2500 hhv
WL er midtpunktet i WW WL er midtpunktet i WW Når WL går mot høyere CT-tall, vil CT-tall med lavere verdier vises i bildet (mørkere farger). WL=0, WL=100 og WL=400 hhv nedenfor
Kombinerer data fra flere snitt Kombinerer data fra flere snitt Kan se på objekter fra flere sider Kan ”rette ut” kurvede former, for eksempel blodårer
Matematisk stråle projiserers fra observatørs øye gjennom 3D-rommet (datamengden) Matematisk stråle projiserers fra observatørs øye gjennom 3D-rommet (datamengden) Datamengden blir vist i et plan hvor maksimumsintensiteten til vokslene i hver stråle blir pikselverdien
Lager 3D-bilde av overflater med lignende CT-tall Lager 3D-bilde av overflater med lignende CT-tall Bruker ikke hele datamengden Kort rekonstruksjonstid
Gir opasitet og farge til vevstyper avhengig av attenuasjonen Gir opasitet og farge til vevstyper avhengig av attenuasjonen Bruker hele datamengden Vil også kunne se det som er inne i overflaten
Grafikkbasert datasystem for å simulere endoskopi innenfor et 3D-bilde Grafikkbasert datasystem for å simulere endoskopi innenfor et 3D-bilde Ekte endoskopi bruker optisk videoassistert teknologi Virutell endoskopi brukes til colon, luftveier, blære, spinalkanalen, indre øre og pancreas
Dostları ilə paylaş: |
|
|