Röntgenstrahlung. CT-Prinzip und Technik. Röntgenstrahlung. Ionisierende Strahlung. Elektromagnetische Strahlung

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1 Vorlesung zu Q11: Bildgebende Verfahren, Strahlenbehandlung, Strahlenschutz Grundlagen und Bildgebung & CT-Prinzip und Technik Prof. Dr. Willi Kalender, PhD Institut für Medizinische Physik Universität Erlangen Das pdf ist unter abrufbar! Ionisierende Strahlung Elektromagnetisch Photonen: Gammastrahlung Das Thema heute! Korpuskular geladene Teilchen» Elektronen e-» Pionen π-» Protonen p+» Alphateilchen α++» Ionen X+ ungeladene Teilchen» Neutronen n Elektromagnetische Strahlung Photonen (Wellen) von Radiowellen bis γ-strahlung Spiral CT Angiography since slice scanner 3 s total scan time 0.5 mm isotropic spatial resolution 2.4 msv effective dose Erzeugung von Wechselwirkung mit Materie, Schwächung der Strahlung Bildgebung mit CT-Bildgebung (= Bremsstrahlung ) entsteht, wenn energiereiche Elektronen beim Aufprall auf Materie abgebremst werden. Berta Röntgen 1895 Seite 1 1

2 Erzeugung von Info zu Röntgenröhren Röntgenröhre Vakuum Heizstrom und -spannung z.b. 15 V, 6 A ( Filament ) Glühdraht/Kathode Gehäuse (Glas oder Keramik) e Anodenteller (z.b. Wolfram) Röhrenspannung U [kv] Röhrenstrom I [ma] Austrittsfenster + (Zentralstrahl) Achse Anodenwinkel z.b. ϑ = 10 e γ 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) Frühe Drehanoden-Röntgenröhre Moderne Drehanoden-Röntgenröhre Linearbeschleuniger Elektronen- und Photonen von typ MeV Drehanode eine Quelle hochenergetischer und hoch intensiver Seite 2 2

3 Röntgenspektren bei 40, 60 und 80 kv Charakteristische Strahlung Anode: W (Z=74) / Re (Z=75) Winkel ϑ = mm Al Eigenfilterung N(E) Erzeugte Bremsstrahlung ungefiltert K-charakteristische Strahlung z.b. Wolfram Dosis: α 2 α 1 Strom Zeit [mas]: I T Spannung [kv]: U Abstand [cm]: R Verfügbare Bremsstrahlung gefiltert β 1 β E [kev] Photonenergie E max = eu E max = eu E Bindung = E Wechselwirkung von Photonen mit Materie Erzeugung von Wechselwirkung mit Materie, Schwächung der Strahlung Bildgebung mit CT-Bildgebung CT-Kolonoskopie abhängig von der Energie E der Strahlung Anzahl der Streuzentren pro Volumen, d.h. der Dichte ρ Ordnungszahl Z Absorption Streuung Wechselwirkung mit gebundenen Elektronen Photoeffekt Absorption 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 Wechselwirkung mit einzelnen Elektronen Compton-Effekt Streuung inelastische Streuung mit Richtungsänderung des Photons und mit Energieübertrag nur geringe Energieabhängigkeit, aber σ C ~ ρ Seite 3 3

4 Schwächung und Kontrast 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 sind Photo- und Compton-Effekt von Bedeutung! 10 kv: Photoeffekt (hier Totalabsorption) 30 kv: Photo- + Comptoneffekt 60 kv: Photo- + Comptoneffekt 300 kv: Comptoneffekt Erzeugung von Wechselwirkung mit Materie, Schwächung der Strahlung Bildgebung mit CT-Bildgebung ca Leuchtschirm, z.b. CaWO 4 -Folie, der Röntgenphotonen absorbiert und deren Energie in Licht wandelt Frauenklinik Erlangen 1918 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 4 4

5 Bildverstärker (X-Ray Image Amplifier) Echtzeit Gepulste Aufnahmen möglich Geometrische Verzerrungen Ungünstige Abmessung Quelle: Schinz, Radiologische Praxis in Klinik und Praxis, Georg Thieme Verlag, CT-fähige rotierende C-Bogen-Systeme Festkörperdetektoren Flachdetektor mit direkt elektronischem Auslesen Bildverstärker Flachdetektor Seite 5 5

6 Röntgenaufnahmen des Schädels CT-Aufnahmen des Gehirns a.p. lateral Erzeugung von Wechselwirkung mit Materie, Schwächung der Strahlung Bildgebung mit CT-Bildgebung 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-CT 2010 > klinische Spiral-CT-Installationen CT, was ist das? y x S z y x Seite 6 6

7 Fächerstrahlgeometrie (x-y-ebene) Röntgenröhre y y x Messfeld mit Objekt x Und wie entsteht das Bild? Detektor (typ Kanäle) y x Pro Detektorschicht und Umlauf werden etwa 1000 Projektionen zu je 1000 Kanälen akquiriert. y x Demo zur CT-Bildrekonstruktion Einfluss des Faltungskerns Schädelscan Thoraxscan Glättend soft Standard Aufsteilend bone Einfluss des Faltungskerns Was wird im CT-Bild dargestellt? Der lineare Schwächungskoeffizient gemittelt über jedes Volumenelement in Hounsfield-Einheiten y x S z y Glättend Standard Aufsteilend x Seite 7 7

8 Die Hounsfield-Skala CT-Wert, HU Knochenfenster C/W 1000, 2500 CT-Wert µ µ G - µ Wasser Wasser 1000 (HU) Mediastinumfenster C/W -50, 400 µ G = linearer Schwächungskoeffizient des Gewebes G Lungenfenster C/W -600, 1700 Spiral CT: Scanning Principle Start of spiral scan Path of continuously rotating x-ray tube and detector Spiral-CT = schnelle und lückenlose Abtastung Direction of continuous patient transport 0 0 t, s z, mm Kalender WA et al. Radiology 1989; 173(P):414 and 1990; 176: März 1989 Schichtdicke 8 mm 12 s Scan bei 1s / Rot. Pitch 1 Scanvolumen 96 mm State of the art: Detectors Module: 64 rows 16 channels anti-scatter grid Geometric efficiency is the weak point! CT Development: from fan beam to cone beam scintillator reflector optical coupling photodiode? z amplifiers and digitizers Detector with 55 modules, i.e. 880 channels 64 rows N T t rot year 1 5 mm 0.75 s mm 0.5 s mm mm mm 0.42 s s s mm 0.2 s 20?? Seite 8 8

9 0.3 mm Cone-beam Spiral CT (CSCT) here: M = s rotation mm Stand der Technik in der MSCT Rotationszeit pro 360 0,3 0,4 s Min. Schichtdicken 0,5 0,6 mm Simultan erfasste Schichten 64 (-320) Max. Röntgenleistung kw Scanzeiten für Ganzkörperscans s Scanbereich >1000 mm Isotrope Ortsauflösung 0,4 0,6 mm Effektive Dosis 1-10 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 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 51 Courtesy of University Hospital Munich-Grosshadern, Germany Dual-Source CT (DSCT) Dual Source CT System set-up 2 Straton tubes and 2 x 64-slice acquisition with double 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 (t rot /4) Dual Energy CT Simultaneous acquisition with 80 kv / 140 kv * SOMATOM Flash, Siemens Healthcare, Forchheim, Germany Seite 9 9

10 Dual Source Cardiac CT Temporal Resolution Phase-correlated reconstructions for heart rates of bpm Sphere at rest 40 bpm 60 bpm 80 bpm 100 bpm 120 bpm SSCT DIASTOLE SYSTOLE DSCT Achenbach et al., Eur J Radiol 2006; 57(3): Ertel Kalender. Radiology 2008; 248: Flash performance: High speed Flash Cardiac 0.26 s Cardiac CT with Flash Scan direction 75 ms per slice Scan only for one heart phase and only during one heart beat and at minimum radiation dose!!! 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 DSCT: High scan speed Dual Energy CT example: Differentiation between hard plaques and contrast Spiral CT angiography scan range 700 mm pitch 2.8 rot. time 280 ms scan time 1.8 s dose 1.4 msv Courtesy of F.Civaia, Centre Cardiothoracique de Monaco Seite 10 10

11 Und wie schaut s mit der Dosis aus? Surf, sand and... whole body CT Dose Values are no Secret! General information regarding CT dose Typical patient dose values in MSCT: E = 10 msv (1-20 msv) BfS 1998 Dose distribution calculated by Monte Carlo Methods on cadaver scans 63 EC Radiation Protection Report N 154, 2008 Estimates of effective dose E based on the dose length product DLP If the 3D dose distribution is known Organ dose and eff. dose E Dual Source CT at high pitch 63 y, male, 57 b.p.m. Pitch 3.2 E = 0.84 msv 3D dose distribution calculated by Monte Carlo methods Scan parameters (CTDI, DLP) are known CF = E/DLP In general: Effective dose E = CF DLP Seite 11 11

12 CT-fähige rotierende C-Bogen-Systeme Was gibt es sonst noch in der CT? Bildverstärker Flachdetektor CT Imaging using rotating C-arm Systems FDCT vs. MSCT 3D Angio (since <2000) after intraarterial injection with image intensifiers Dyna CT (since >2000) after intravenous injection with flat panel detectors Mechanical thrombolysis of a carotid T-occlusion. Reperfusion resulted in enhancement of the basal ganglia. FDCT (left) was performed to exclude hemorrhage, finding was confirmed by MSCT the next day (right side). Kyriakou Y, Dörfler A, Kalender WA. AJNR 2008 FDCT erlaubt Abschätzung der Perfusion FD-CT is still inferior to clinical CT with respect to image quality and dose utilisation, but it offers excellent conditions for interventional procedures and for intraoperative imaging! Hepatocellular Carcinoma; Embolization Embolisation of a hepatocellular carcinoma Images: Courtesy of PD R. Loose, Nuremberg Courtesy of A. Dörfler, Erlangen Seite 12 12

13 Robot-driven C-arm Systems Robot-driven FDCT System for Patient Position Verification Prototype in operation since June 2006 Product installation in November 2007 Examples of modern C-arm systems for intraoperative CT imaging Examples of scanners for ENT and maxillofacial radiology NewTom 9000 QR s.r.l./afp Imaging Corp. Italy 12 bit image intensifier + CCD Scan volume: 15 x 15 x 20 cm³ 110 kv NewTom 3G QR s.r.l./afp Imaging Corp. Italy 12 bit image intensifier + CCD Scan volume: 15 x 15 x 20 cm³ 110 kv Ziehm Vision FD mobile C-arm Siemens Feasibility study mobile C-arm Medtronic O-arm mobile system Picasso Trio E-Woo, Korea 12 bit flat detector (CsI coated, CMOS flat panel) Scan volume: 12 x 12 x 7 cm³ kv (85 kv) KaVo 3D exam KaVo Dental GmbH, Germany 14 bit flat detector Scan volume: 16 x 16 x 13 cm³ 120 kv with flat detector <180 rotation range with flat detector >180 rotation range with flat detector 360 rotation range Manufacturers claim offering higher resolution and lower dose than CT with Digital Volume Tomography (DVT). 2D-Projektionsbildgebung vs. 3D-Schichtbildgebung Projection image vs. CT image (in the same patient) All structures along a ray are superpositioned and may obscure important details. Only the structures in the section of interest are displayed. Images: Courtesy of Michael Lell, Erlangen Seite 13 13

14 High-resolution CT Micro-CT scan of surgical specimens Performance of mammography 90% of patientscouldbecuredif disease were in breast detected cancer at a very screening: earlystage, 70 % ifthe malignant lesion in the breast Sensitivity is still smaller 62% - 88% than1 cm. (Stockinger, Source: Günther: Carney Katastrophe et al. Annals of Internal Medicine 2003 für die Frauen, Der Spiegel, Nr.15 Performance of mammography (2002), S. 203) in breast cancer screening: DCIS specimen * embedded in parafin Sensitivity 63% - 78% Source: Report and metanalysis of state-of-the-art breast cancer screening and monitoring approaches. Dep. of Radiology, Erasmus MC, Rotterdam 2009 Micro-CT 40 µm resolution * Specimen provided by M. Beckmann, Erlangen Breast CT scanner concept single-circle flat detector Transition from to spiral CT detector Patient- and biopsy-friendly gantry Demands Comfortable patient positioning with coverage of the full breast and the axilla Variable table height (ca cm) Sequential and spiral scanning (25 cm in 12 s) Easy access to the patient for biopsy and therapy Photon-counting energy-discriminating CdTe detector 100 % geometrical and absorption efficiency Kalender WA et al. Eur Radiol 2012; 22(1):1-8 Kalender WA, Althoff F. Patent application 2010 Dedicated CT of the breast Danke für Ihre Aufmerksamkeit! Kalender WA et al. Eur Radiol 2012; 22(1):1-8 ZMPT Zentrum für Medizinische Physik und Technik, Erlangen, Henkestr. 91 Seite 14 14