Ionisierende Strahlung

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1 Vorlesung zu Q11: Bildgebende Verfahren, Strahlenbehandlung, Strahlenschutz Röntgenstrahlung Grundlagen & Bildgebung Prof. Dr. Willi Kalender, PhD Institut für Medizinische Physik Universität Erlangen Ionisierende Strahlung Elektromagnetisch Röntgenstrahlung Photonen: Gammastrahlung Das Thema heute! Korpuskular geladene Teilchen» Elektronen e-» Pionen π-» Protonen p+» Alphateilchen α++» Ionen X+ ungeladene Teilchen» Neutronen n Seite 1 1

2 Spiral CT Angiography in slice scanner 3 s total t scan time 0.5 mm isotropic spatial resolution Röntgenstrahlung Erzeugung von Röntgenstrahlung t Wechselwirkung mit Materie, Schwächung der Strahlung Bildgebung mit Röntgenstrahlung g CT-Bildgebung Berta Röntgen 1895 Seite 2 2

3 Röntgenstrahlung (= Bremsstrahlung ) entsteht, wenn energiereiche Elektronen beim Aufprall auf Materie abgebremst werden. Erzeugung von Röntgenstrahlung Röntgenröhre e Vakuum Heizstrom und -spannung z.b. 15 V, 6 A ( Filament ) Gehäuse (Glas oder Keramik) Glühdraht/Kathode e Anodenteller (z.b. Wolfram) Röhrenstrom I [ma] Achse γ Austrittsfenster Röntgenstrahlung (Zentralstrahl) + Röhrenspannung U [kv] Anodenwinkel z.b. ϑ = 10 Seite 3 3

4 Info zu Röntgenröhren Röntgenstrahlung entsteht in allen Materialien. Die Ausbeute nimmt mit der Ordnungszahl Z zu (~ Z 2 ). Die Anode besteht meistens aus Wolfram (Z = 74) mit Beimischungen von Rhenium (Z = 75). Wolfram ist wegen des hohen Schmelzpunktes (T = 3410 C) günstig. Blei ist weich und schmilzt zu schnell. Die Ausbeute liegt im Bereich von 0,1-1,0% der Energie. Der Rest der elektrischen Energie geht als Abwärme verloren! Hochspannungswerte liegen typ. zwischen 25 kv (Mammographie) und 140 kv (Hartstrahltechnik, CT), Leistungswerte zwischen 10 und 100 kw. Klassische Röntgenröhre (Stehanode) Seite 4 4

5 Frühe Drehanoden-Röntgenröhre Moderne Drehanoden-Röntgenröhre Drehanode Seite 5 5

6 Linearbeschleuniger Linearbeschleuniger Elektronen- und Photonen von typ MeV Beschleunigungsstrecke e - -Injektor Seite 6 6

7 Röntgenspektren bei 40, 60 und 80 kv Anode: W (Z=74) / Re (Z=75) Winkel ϑ = mm Al Eigenfilterung N(E) Bremsstrahlung ungefiltert K-charakteristische Strahlung Dosis: α 1 α 2 Strom Zeit [mas]: I T Spannung [kv]: U Abstand [cm]: R β 1 Bremsstrahlung β E [kev] Photonenergie E max = eu Charakteristische Strahlung z.b. Wolfram E max = eu E Bindung = E Seite 7 7

8 Röntgenstrahlung Erzeugung g von Röntgenstrahlung Wechselwirkung mit Materie, Schwächung der Strahlung Bildgebung mit Röntgenstrahlung CT-Bildgebung CT-Kolonoskopie Wechselwirkung von Photonen mit Materie abhängig von der Energie E der Strahlung Anzahl der Streuzentren pro Volumen, d.h. der Dichte ρ Ordnungszahl Z Absorption Streuung Seite 8 8

9 Photoeffekt Wechselwirkung mit gebundenen Elektronen stark abhängig von Ordnungszahl und Energie τ ~ (Z 3 / E 3 ) sprunghafter Anstieg von τ, wenn E > E i gesamte Energie des Photons wird am Wechselwirkungsort als Dosis deponiert Compton-Effekt Wechselwirkung mit einzelnen Elektronen inelastische Streuung mit Richtungsänderung des Photons und mit Energieübertrag nur geringe Energieabhängigkeit, aber σ C ~ ρ Seite 9 9

10 Wechselwirkung von Photonen mit Materie Photoeffekt τ ~ ρ Z 3 / E 3 Compton-Effekt σ C ~ ρ Rayleigh-Streuung σ R ~ ρ / E 2 Paarbildungseffekt κ ~ ρ Z 2 (bei E > MeV) Für die Bildgebung mit Röntgenstrahlung sind Photo- und Compton-Effekt von Bedeutung! Schwächung und Kontrast 10 kv: Photoeffekt (hier Totalabsorption) ) 30 kv: Photo- + Comptoneffekt 60 kv: Photo- + Comptoneffekt 300 kv: Comptoneffekt Seite 10 10

11 Röntgenstrahlung Erzeugung g von Röntgenstrahlung Wechselwirkung mit Materie, Schwächung der Strahlung Bildgebung mit Röntgenstrahlung CT-Bildgebung ca Frauenklinik Erlangen 1918 Leuchtschirm, z.b. CaWO 4 -Folie, der Röntgenphotonen absorbiert und deren Energie in Licht wandelt Seite 11 11

12 Detektoren in der Radiographie Leuchtschirme (Szintillatoren) Film, Film-Folien-Systeme Bildverstärker Speicherfolien Festkörperdetektoren indirekt Festkörperdetektoren direkt Filmkassette mit Bleiabschirmung dünnere vordere Verstärkerfolie Röntgenfilm dickere hintere Verstärkerfolie Andruckschaumstoff Aufbau einer Röntgenfilmkassette Seite 12 12

13 Bildverstärker (X-Ray Image Amplifier) Echtzeit Gepulste Aufnahmen möglich Geometrische Verzerrungen Ungünstige Abmessung Quelle: Schinz, Radiologische Praxis in Klinik und Praxis, Georg Thieme Verlag, 1987 Seite 13 13

14 CT-fähige rotierende C-Bogen-Systeme Bildverstärker Flachdetektor Seite 14 14

15 Festkörperdetektoren Flachdetektor mit direkt elektronischem Auslesen Röntgenaufnahmen des Schädels a.p. lateral Seite 15 15

16 CT-Aufnahmen des Gehirns Röntgenstrahlung Erzeugung g von Röntgenstrahlung Wechselwirkung mit Materie, Schwächung der Strahlung Bildgebung mit Röntgenstrahlung CT-Bildgebung Seite 16 16

17 Entwicklung der CT im historischen Überblick 1895 W.C. Röntgen entdeckt eine 'neue Art von Strahlen', die später nach ihm als Röntgenstrahlen benannt werden 1917 J.H. Radon entwickelt die mathematischen Grundlagen zur Errechnung von Querschnittsbildern aus Transmissionsmessungen 1972 G.N. Hounsfield und J. Ambrose führen erste klinische Untersuchungen mit Computertomographie durch 1975 erster Ganzkörpertomograph im klinischen Einsatz 1979 Verleihung des Nobelpreises an Hounsfield und Cormack 1989 erste klinische Untersuchungen mit Spiral-CT 1998 erste klinische Untersuchungen mit Mehrzeilen-Spiral Spiral-CT 2007 > klinische Spiral-CT-Installationen CT, was ist das? Seite 17 17

18 Δy Δx S z y x Fächerstrahlgeometrie (x-y-ebene) Röntgenröhre y x Messfeld mit Objekt Detektor (typ Kanäle) y x Seite 18 18

19 y x Und wie entsteht t das Bild? Pro Detektorschicht und Umlauf werden etwa 1000 Projektionen zu je 1000 Kanälen akquiriert. y x Demonstrationen CT-Bildrekonstruktion Schädelscan Thoraxscan Seite 19 19

20 Einfluss des Faltungskerns Glättend soft Standard Aufsteilend bone Einfluss des Faltungskerns Glättend Standard Aufsteilend Seite 20 20

21 Was wird im CT-Bild dargestellt? Der lineare Schwächungskoeffizient gemittelt über jedes Volumenelement in Hounsfield-Einheiten Δy Δx S z y x Die Hounsfield-Skala CT-Wert μ - μ G Wasser μ Wasser 1000 (HU) µ G = linearer Schwächungskoeffizient des Gewebes G Seite 21 21

22 CT-Wert, HU Knochenfenster C/W 1000, Mediastinumfenster C/W -50, Lungenfenster C/W -600, 1700 Spiral-CT = schnelle und lückenlose Abtastung März 1989 Schichtdicke 8 mm 12 s Scan bei 1s / Rot. Pitch 1 Scanvolumen 96 mm Seite 22 22

23 Spiral CT: Scanning Principle Start of spiral scan Path of continuously rotating x-ray tube and detector Direction of continuous patient transport 0 z, mm 0 t, s Kalender WA et al. Radiology 1989; 173(P):414 and 1990; 176: mm Cone-beam Spiral CT (CSCT) here: M = s rotation mm Seite 23 23

24 Stand der Technik in der MSCT Rotationszeit pro 360 Min. Schichtdicken Simultan erfasste Schichten 64 Max. Röntgenleistung 0,3 0,4 s 0,5 0,6 mm kw Scanzeiten für Ganzkörperscans Scanbereich Isotrope Ortsauflösung Effektive Dosis s >1000 mm 0,4 0,6 mm 1-20 msv Typische Werte für Spitzenscanner 28s Scandauer bei 0,4 mm Auflösung isotrop Visualization of the complete peripheral artery tree 1889 mm in 42 s with 0.33 mm isotropic resolution Courtesy of University Hospital Munich-Grosshadern, Germany 48 Seite 24 24

25 Visualization of the complete peripheral artery tree 1889 mm in 42 s with 0.33 mm isotropic resolution Courtesy of University Hospital Munich-Grosshadern, Germany Dual-Source CT (DSCT) Seite 25 25

26 Dual Source CT System set-up 2 Straton tubes and 2 x 64-slice acquisition with double z-sampling z sampling 280 ms gantry rotation 1.6 tons rotating mass X-ray power Acquisition with up to 2 x 100 kw Cardiac CT 75 ms temporal resolution (trot/4) Dual Energy CT Simultaneous acquisition with 80 kv / 140 kv * SOMATOM Flash, Siemens Healthcare, Forchheim, Germany Dual Source Cardiac CT DIASTOLE SYSTOLE Achenbach et al., Eur J Radiol 2006; 57(3): Seite 26 26

27 Temporal Resolution Phase-correlated reconstructions for heart rates of bpm Sphere at rest 40 bpm 60 bpm 80 bpm 100 bpm 120 bpm DSCT SSCT Ertel Kalender. Radiology 2008; 248: How about a cardiac exam in about a quarter of a second? Scan range 12 cm Collimation 38.4 mm Pitch 3.4 Rotation time 280 ms Table speed Scan time 46.6 cm/s 0.26 s = 1.59 km/h!! Seite 27 27

28 Flash performance: High speed Spiral CT angiography scan range 700 mm pitch 2.8 rot. time 280 ms scan time 1.8 s dose 1.4 msv Flash performance: High speed Flash Cardiac 0.26 s Scan direction 75 ms per slice Scan only for one heart phase and only during one heart beat and at minimum radiation dose!!! Seite 28 28

29 Cardiac CT with Flash 100 kv 320 mas 59 bpm triphasic CM injection 60 ml Ultravist ml saline bolus Effective dose 0.98 msv Courtesy of S. Achenbach, University of Erlangen Surf, sand and... whole body CT Seite 29 29

30 Dose Values are no Secret! Typical patient dose values in MSCT: E = 10 msv (1-20 msv) Dose distribution calculated by Monte Carlo Methods on cadaver scans 59 Danke für Ihre Aufmerksamkeit! ZMP Zentrum für Medizinische Physik, Erlangen, Henkestr. 91 Das pdf ist ab morgen unter abrufbar! Seite 30 30