Computer Tomografi


Røntgen Transmisjons Computer Tomografi (CT) ble utviklet på begynnelsen av 1970-tallet.  Prinsippet går ut på å måle transmisjonen av røntgenstrålen gjennom pasienten fra ulike vinkler.  Intensiteten i den transmitterte røntgenstrålen er avhengig av attenuasjonskoeffisienten i vevet den passerer gjennom, og attenuasjonskoeffisienten er avhengig av elektrontettheten og innslag av tyngre atomkjerner.  Et CT-bilde representerer dermed fordelingen av massetetthet. Forøvrig finnes det andre avbildingsteknikker (MR, SPECT) som også gir snittbilder, se avsnittet om medisinsk fysikk.
 

Kort om prinsippene

Konvensjonelle røntgenbilder er planprojeksjoner av et tredimensjonalt (3-D) volum ned på et todimensjonalt plan (2D).  Derfor tapes en mengde informasjon om den romlige strukturen av det avbildede objektet.  I tillegg kommer røntgenstrålene fra en tilnærmet punktkilde, og faller ikke parallelt inn på objektet.  Dette gjør at strukturer i ulik avstand fra fokus får forskjellig forstørrelse i røntgenbildet.  Det endelige bildet blir derfor en projeksjon av det avbildede objekt, sett fra kildens posisjon (fig 1).

Et CT-bilde dannes ved at røntgenstråling sendes gjennom et tynt snitt, 3-10 mm, av pasienten fra mange forskjellige vinkler.  For å velge de rette snitt av pasienten, tas først et oversiktsbilde, såkalt scout-view.  Det tynne strålefeltet beveges raskt langs pasienten, og bildet ligner et konvensjonelt røntgenbilde bortsett fra at det bare divergerer på tvers av pasienten, ikke i lengderetningen.  Røntgenrør og detektor er plassert overfor hverandre i en rotasjonsramme der pasienten legges i sentrum (fig 2b).

For å danne et snittbilde sendes den tynne røntgenstrålen gjennom samme snitt, men fra forskjellige kanter (fig 2).  Strålekilden beveger seg rundt pasienten, mens rotasjonsrammens tippevinkel og pasientens posisjon er uforandret.  Hver linjeprojeksjon som detekteres blir en funksjon avhengig av attenuasjonskoeffisientene i de vev i pasienten som strålen har passert.  Det er attenuasjonskoeffisienten for ulike deler av pasienten vi til syvende og sist ønsker å avbilde.

CT-ringen med røntgenrøret og detektorene kan tippes fram eller tilbake slik at snittplanet ikke faller parallelt med transversalplanet.  Tippevinklene er begrenset til ca. 25-30°.
 

Spiral/Volum/Helisk CT

I 1989 ble spiral computer tomografi introdusert. Det spesielle for denne modaliteten er sleperingskontaktene som overfører strøm til røntgenrøret og signal fra detektorene for 3. generasjons CT'er. Dette muliggjør kontinuerlig bestråling og repeterte rotasjoner uten stans, fordi ingen kabler må rulles tilbake. Samtidig med at rør og detektorer roterer, beveges pasientbordet slik at rørbevegelsen relativt pasienten beskriver en heliks (derav navnet...). Hvor langt bordet beveger seg i løpet av en rørrotasjon relativt snittykkelsen, kalles pitch.

Spiral CT har vist seg meget fordelaktig når det gjelder en rekke undersøkelser. Snittopptaket blir kontinuerlig i motsetning til konvensjonell teknikk der bordbevegelsen skjer mellom snittopptak.  Dette fører til raskere snittopptak, mindre bevegelsesartefakter og forbedret datagrunnlag for 3D rekonstruksjon. Raskere skantid fører dessuten til bedre utnyttelse av kontrast-midler, og spiral CT gjør det mulig å rekonstruere overlappende snitt uten overlappende snittopptak. Dermed bedres samplingen i z-retning. Spiral CT muliggjør også CT angiografi.

Ulempene med spiral-CT er en liten økning i støy og bredere snittsensitivitetsprofil (SSP). SSP vil være avhengig av opptaksparametrene. Med Pitch >1 (bordbevegelsen pr rørrotasjon er lengre enn nominell snittykkelse) øker partiell volummidlingen, særlig dersom 360° inter-polasjon benyttes (se nedenfor). Spiral CT setter dessuten større krav til datamaskinens regne- og lagrings-kapasitet.

Bilderekonstruksjon for spiralopptak kalkuleres som for konvensjonell CT med filtrert tilbakeprojeksjon (evt. filtrering i Fourier-rommet). I tillegg må projeksjonsdataene interpoleres da vi ikke lengre har et sett med projeksjoner fra samme snitt. Det kan benyttes 360° lineær interpolasjon (LI), 180° LI eller ikke-lineær interpolasjon. Den førstnevnte metoden interpolerer en projeksjon ut fra de to nærmeste projeksjonene med lik projeksjons-vinkel, og for å kalkulere alle projeksjoner i et snitt benyttes således data fra 2*360° rotasjoner.

180° LI benytter seg av at data fra motsatt posisjoner (f.eks. røntgenrør i 0° og 180°) er avhengige. Ut fra dette kalkuleres en ny spiral med projeksjoner 180° forskjøvet i forhold til opptaksdata. Et sett med projeksjoner i ønsket z-posisjon kalkuleres da ut fra de to nærmeste data, en projeksjon fra den kalkulerte spiral og en fra den målte. Her benyttes data fra 2*(180° + viftevinkel) rotasjoner for å kalkulere alle projeksjoner i snittet.

Sammenlignet med konvensjonell teknikk gir et opptak med 360° LI og pitch 1 noe lavere støy, men en bredere SSP. Den lavere støyen skyldes mer partiell volummidling. Da voksel-størrelsen oftest er avlang og vi er mest interessert i en smal SSP, benyttes ikke 360° så ofte. 180° LI gir noe mer støy, men øker ikke "full width half maximum" (FWHM) til SSP sammenlignet med konvensjonell teknikk. Ikke-lineær interpolasjon vil være avhengig av kurvetilpasningen. Standard interpolasjons-algoritme ser i dag ut til å være 180° LI hos de fleste leverandører, men ofte gis det valgmuligheter.
 

 Referanser:

Polacin A, Kalender WA, Marchal G, Evaluation of section sensitivity profiles and image noise in spiral CT, Radiology, 185:29-35 (1992)
Heiken JP, Brink JA, Vannier MW, Spiral (Helical) CT, Radiology, 189:647-656 (1993)
Vogl TJ, Clauß W, Li GZ, Yeon KH, Computed Tomography, Springer, kap. 3 (1995)
Webb S. et al., The physics of medical imaging, Medical Science Series, s. 128 (1988)

Returnerer til siden du kom fra  Returnerer til Hovedmenyen

Sist oppdatert 07.08.00 av Rune Sylvarnes