CBCT (Cone Beam Computed Tomography): tekniska aspekter

BAKGRUND

Den datortomografiska tekniken, Cone Beam Computed Tomography (CBCT), introducerades i de nordiska länderna i början av 2000-talet och har sedan dess fått en allt större spridning som diagnostiskt verktyg inom den specialiserade tandvården och då framförallt inom ämnesområdet odontologisk radiologi, men även hos allmäntandvårdens aktörer.

I slutet av 2013 var 63 kliniker registrerade som användare/tillståndsinnehavare för CBCT-utrustning enligt SSM (Statens strålskyddsmyndighet). Under senare år har utbudet av flerfunktionella röntgenutrustningar, där panoramautrustning kompletteras med CBCT-funktionalitet, ökat i omfattning, vilket delvis kan förklara en ökad spridning av tekniken. I dagsläget finns grovt räknat ett 40-tal olika maskiner från 17 tillverkare.

Tekniken utvecklades i början av 1990-talet och bygger på samma grundläggande principer som konventionell datortomografi, men där databearbetningen anpassats till ett koniskt format strålknippe. Det var dock först under 90-talets senare del som utvecklingen tog ett steg mot de maskiner vi ser idag, mycket beroende på dåtidens framsteg inom datavetenskap, med kraftfullare datorer och mjukvara som kunde hantera den stora mängd data som genereras vid avbildning.

TEKNIKEN

Principen för avbildning bygger på att ett kon- eller pyramidformat strålfält utgående från röntgenröret, roterar i en cirkel- eller halvcirkelformad bana runt patienten med centrum beläget antingen i medellinjen, eller inom området av diagnostiskt intresse, och en detektor på motsatta sidan av röntgenröret registrerar den röntgenstrålning som passerat patienten (Figur 1).

Figur 1. Projektionsgeometri CBCT-teknik

I samband med rotationen skapas ett stort antal projektioner och ur dessa framställs en digital volym från vilken bilder rekonstrueras i tre mot varandra vinkelräta plan; axiala, coronala (frontala) och sagittala (Figur 2).

Figur 2. CBCT-volymsdata ur vilken axiala, frontala och sagittala bilder rekonstrueras

Projektionsgeometrin och principerna för avbildning av en volym skiljer sig mot konventionell datortomografi (CT) där istället enstaka tunna snitt, vanligen i axialplan, avbildas med hjälp av smalt, solfjäderformat strålknippe och där de enstaka snitten sedan sammanfogas för att bilda volymsdata (Figur 3).

Figur 3. Konventionell datortomografi -axiala snitt sammanfogas till volym

UTRUSTNING

Cone beam computed tomography (CBCT) utgör idag det allmänt accepterade namnet och är den term som sammanfattar tekniken. Variationen mellan olika fabrikat är dock stor även om dessa går under samma benämning.

CBCT-utrustning kan skilja sig åt på följande punkter:

• Patientens position vid avbildning (stående, sittande och liggande position)
  • Tidig CBCT-utrustning var avsedd för undersökning av sittande eller liggande patient. Under senare år har antalet utrustningar där patienten undersöks i stående position ökat i omfattning, vilket sannolikt kan kopplas till en ökad utveckling av mångfunktionell utrustning, där panorama kombineras med en detektor för CBCT-tekniken.
• Avbildningsvolym, eller FOV (Field-of-view)
  • Allt från små volymer (t ex 40×40 mm) avsedda för det dento-alveolära området, till stora volymer (t ex 170×120 mm) som kan avbilda hela ansiktsskelettet. Tidig utrustning var avsedd för avbildning med antingen små eller stora volymer. Idag finns större variation, och det finns ofta en stor mängd kombinationer av olika avbildningsvolymer.

• Exponeringsparametrar (kV, mA och exponeringstid)
  • Skillnader i för utrustningen optimerade exponeringsparametrar, där viss utrustning har fasta inställningar och/eller använder högre kV och mA medan andra medger anpassade inställningar.
  • Idag finns vanligen även utökade protokoll för val av rotation (180 eller 360 grader), samt särskilda protokoll för ökad upplösning eller reduktion av artefakter (störningar från metall etc). Protokollen påverkar vanligen exponeringstiden, vilket i sin tur påverkar dosen till patienten, och patientens förmåga att genomföra undersökningen utan rörelse. Exponeringstiden kan variera mellan ca 5–30 s beroende på utrustning och/eller parameterval.

Bildmottagaren (detektorn) och systemets upplösning

För att kunna visualisera röntgenstrålningens attenuering (försvagning), när den passerar genom ett objekt, krävs en bildmottagare, vilken i CBCT vanligen består av en FPD (Flat Panel Detector) baserad på CMOS-teknik (Complementary Metal Oxide Semiconductor) som omvandlar infallande röntgenstrålning till en elektrisk potential. Detektorn består av ett rutnät, en s k matris, av bildelement (pixlar) där varje enskild pixel ger ett värde för graden av svärtning.
I datortomografiska tekniker som CBCT rekonstrueras signalen från detektorn till volymselement, eller voxlar, som är pixelns tredimensionella motsvarighet (Figur 4).

Figur 4. CBCT-bild uppbyggd av kubiska bildelement (voxlar)

Såväl upplösning som kontrast är viktiga egenskaper för att möjliggöra en god diagnostik.
God upplösning innebär många bildelement (pixel/voxel) inom en bestämd area, och bra kontrast att varje bildelement kan anta många gråskalevärden.

Således är det framförallt två faktorer som påverkar systemets upplösning:

• voxelstorlek
• gray scale bit depth (svenska: bitdjup)

Voxelstorlek

CBCT använder sig vanligen av kubiska, eller isotropiska, voxlar där alla sidor är lika stora. Voxlar kan även vara icke-kubiska, eller anisotropiska, vilket är vanligt vid konventionell datortomografi (CT).

Liten voxelstorlek ger större upplösning då fler bildgivande volymselement ryms inom en bestämd area. För CBCT-tekniken är storleken på voxeln beroende av pixelstorleken hos detektorn, medan den för konventionell datortomografi (CT) är beroende av snittjocklek (slice thickness). Idag finns CBCT-utrustning som kan rekonstruera en voxelstorlek på 0,08 mm.
En liten voxelstorlek leder dock till att en mindre mängd röntgenstrålning påverkar dess uppbyggnad, vilket i sin tur leder till mer brus (noise) i bilden, vilket i sin tur kan minskas genom att öka exponeringen och därmed stråldosen till patienten.

Bitdjup

Bitdjup (Gray scale bit depth) anger antalet gråskalevärden varje enskild voxel kan presentera, det s k bitdjupet. Datasystemen kommunicerar gråskalevärdet i binär form som kombinationer av talen 0 och 1 där 0 innebär vitt och 1 innebär svart.
CBCT använder vanligen ett bitdjup mellan 12- till 16-bit, vilket innebär att varje enskild voxel kan presentera 4096 (2¹²) till 65 536 (2¹⁶) olika gråskalevärden beroende på attenueringen av infallande röntgenstrålning (Figur 5).

Figur 5. CBCT-bild där varje enskilt bildelement (voxel) kan anta en variation av gråskalevärden

Bitdjupets betydelse för systemets upplösning kan exemplifieras med en 1-bit-bild (Figur 6) där varje enskild voxel endast presenterar vitt eller svart och därmed exkluderar skillnaden i attenuering mellan olika vävnader beroende på dess densitet.

Figur 6. Exemplifiering av 1-bit CBCT-bild där varje enskilt bildelement endast antar ett gråskalevärde

Partial volume averaging

Eftersom varje enskild voxel endast kan presentera ett gråskalevärde baserat på attenueringen, innebär detta att om voxeln befinner sig i en gränszon mellan ett hög- och ett lågkontrasterande område (med andra ord; inom voxelns avbildningsområde finns materia med såväl hög som låg densitet), så kommer voxeln att presentera ett medelvärde av de båda. I praktiken kan detta innebära att t ex tunna benstråk som är belägna nära luft eller mjukvävnad får ett gråskalevärde där signalen från mjukvävnaden tar överhand, och därmed släcker ut signalen från det tunna benet.

ARTEFAKTER

Artefakter, eller störningar, i erhållet bildmaterial kan delas in i följande huvudgrupper:

• Utrustnings-/teknikrelaterade
• Bildinfångst-/rekonstruktionsrelaterade
• Objekt(patient)relaterade

Utrustnings-/teknikrelaterade

Artefakter som beror på antingen mekaniska komponenter/projektionsgeometrin eller bildmottagaren/detektorn.

• Ring artefacts (svenska: ringartefakter)
  Visar sig som cirkulära, ljusare stråk i bildmaterialet och beror vanligen på att bildmottagaren (detektorn) är felaktigt kalibrerad
• Distorted periphery (svenska: distorsioner i periferin)
  Störningar i bildvolymens periferi, t ex inskränkning av bildvolymen, vilket kan bero på mekaniska fel i bländaren

Bildinfångst-/rekonstruktionsrelaterade

Artefakter som beror på felaktig rekonstruktion av projektionsdata.

• Beam hardening, streak artefacts
  Avsaknad av bildinformation/svarta områden i bildmaterialet, ofta i kombination med ljusa stråk som radierar ut från centrum. Orsakas av högkontrasterande material, d v s material med så hög densitet att röntgenstrålningen ej passerar eller får ett avvikande energispektra i anslutning till dess begränsningar. Ses vanligen i anslutning till metalliska material såsom guldkronor eller -pelare (Figur 7).

Figur 7. Artefakter (beam hardening och streak artefacts) från metall vid CBCT-undersökning

Objekt(patient)relaterade

• Rörelseartefakter
  Som namnet antyder beror dessa artefakter på att patienten rört sig i samband med undersökningen. Dessa yttrar sig vanligen som suddiga dubbelkonturer och påverkar bildkvaliteten i hela den avbildade undersökningsvolymen.

SKILLNADER MELLAN CBCT OCH KONVENTIONELL DATORTOMOGRAFI (CT)

Förutom grundläggande skillnader mellan de båda teknikerna, såsom projektionsgeometri och rekonstruktionsalgoritmer, finns ytterligare aspekter som kan vara värda att beakta:

• undersökningsområde
• gråskalevärden

Undersökningsområde

CBCT

Fasta volymer (bredd x höjd x djup). Variationen i tillgängliga volymer skiljer mellan olika fabrikat, men flertalet erbjuder flera olika kombinationer (Figur 8A).
Avbildningsvolymen går inte att ändra, så positioneringen måste vara exakt för att önskat avbildningsområde ska rymmas inom vald volymstorlek. Felaktig placering av avbildningsvolymen i förhållande till området av diagnostiskt intresse kan leda till att undersökningen måste göras om.
För att underlätta korrekt positionering av volymen är vissa CBCT-utrustningar utrustade med en funktion för positionering (scoutbild), vilken vanligen utgörs av en frontal respektive lateral röntgenbild. Utifrån denna kan sedan volymen placeras.

Konventionell datortomografi (CT)

Utgångspunkten vid avbildning med CT är SFOV (Scanned Field-of-view) d v s den maximala bredden på de axiala snitten. Bredden på de axiala snitten minskas genom att välja mindre DFOV (Displayed Field-of-view) i samband med rekonstruktion, så att endast en mindre del av ursprunget visas. Detta innebär att bildinformationen alltid finns tillgänglig, även om den inte visas. I händelse av att DFOV är satt för snävt och man därmed missar något område, går det alltid att utöka, alternativt justera, dess centrering i efterhand. Undersökningsområdets och därmed den slutliga volymens höjd bestäms utifrån antalet undersökta snitt (bildstack). Denna sätts utifrån en positioneringsbild (scout), och kan väljas fritt inom avbildningsområdet (Figur 8B).

Figur 8. CBCT-tekniken med bestämda avbildningsvolymer (A), och konventionell datortomografi där undersökningsområdets bredd utgörs av DFOV (Displayed field of view) och dess höjd av bildstackens placering och storlek (B).

Gråskalevärden

CBCT

Tekniken är inte kalibrerad mot Hounsfield-skalan, och har därmed vanligen sämre möjlighet att genom fönstersättning skilja mellan olika vävnader. Viss utrustning anses idag klara denna kalibrering, men de vetenskapliga resultaten är motstridiga. Det är framförallt projektionsgeometrin som utgör en försvårande faktor, då fältets storlek innebär att en stor del spridd strålning från närliggande strukturer träffar detektorn och ger upphov till brus och attenuering som inte är enbart kopplat till undersökningsområdet. Detta till skillnad från konventionell datortomografi där strålknippet är smalt.

Konventionell datortomografi (CT)

Kalibrerade gråskalevärden, s k Hounsfield units (HU), benämnda efter CT-teknikens skapare Godfrey Hounsfield, innebär att attenueringen och därmed de presenterade gråskalevärdena bestämts utifrån densiteten för destillerat vatten. Baserat på detta sätts sedan HU-värden för olika vävnader beroende på deras densitet, varvid en urskiljning kan ske.
Praktiskt innebär detta att granskaren kan välja en fönstersättning (HU-värde) beroende på vilken typ av vävnad hen är intresserad av och att undersökningarna kan användas för att bedöma tätheten i en vävnad (t ex bentäthetsmätningar).

Referenser

Danell M, Gröndahl H-G. Snabb spridning av CBCT-tekniken. Tandläkartidningen 2014; 106(6), 66-71

Mah P, Reeves TE, McDavid WD. Deriving Hounsfield units using grey levels in cone beam computed tomography. Dentomaxillofacial Radiology 2010;39:323-335

Molteni R. Prospects and challenges of rendering tissue density in Hounsfield units for cone beam computed tomography. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol 2013;116:105-119

Pauwels R, Nackaerts O, Bellaiche N, Stamatakis H, Tsiklakis K, Walker A, et al. Variability of dental cone beam CT grey values for density estimations. Br J Radiol 2013;86:20120135

Pettersson J, Saar A, Ekestubbe A, Lund H. Cone Beam Computed Tomography (CBCT) i Sverige idag. En enkätstudie om användning och erfarenheter av ny radiologisk teknik. Magisteruppsats, Institutionen för odontologi, Sahlgrenska akademin vid Göteborgs universitet 2013.

Scarfe WC, Farman AG. What is Cone-Beam CT and How does it Work? Dent Clin N Am, 2008;52, 707-730

Scarfe WC, Li Z, Aboelmaaty W, Scott SA, Farman AG. Maxillofacial cone beam computed tomography: essence, elements and steps to interpretation. Australian Dental Journal 2012;57:(1 Suppl):46-60

Schulze R, Heil U, Grob D, Bruellmann DD, Dranischnikow E, Schwanecke U and Schoemer E. Artefacts in CBCT: a review. Dentomaxillofacial Radiology 2011;40:265-273

White SC & Pharoah MJ. Oral Radiology Principles and Interpretation. Seventh Edition. 2014. Mosby, Elsevier Inc. St. Louis, Missouri, US.

http://www.sedentexct.eu

http://www.conebeam.com