Grundlagen der Computertomographie

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Johann Kohler
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1 Grundlagen der Computertomographie André Liebing Fachmann für med.-techn. Radiologie (Chefarzt: Prof. Dr. med. J. Link) Spital Lachen AG RadiologieKongressRuhr Bochum Einleitung 1

2 Projektions- und Schnittbildverfahren Röntgen Projektionsverfahren Probleme der Projektionsradiographie - 2D-Projektion der Schwächungseigenschaften des Gewebes - Überlagerungsbild: alle durchstrahlten Volumenelemente tragen zur Schwächung bei - Kontrast: Strukturen mit grossen μ (Knochen) bzw. Dickenunterschiede; Weichteilgewebe nicht darstellbar 2

Radon entwickelt die mathematischen Grundlagen zur Berechnung von Querschnittsbildern aus Transmissionsmessungen 1963 A. M.

3 Computertomographie Schnittbildverfahren überlagerungsfrei History 1895 Entdeckung der Röntgenstrahlung durch W. C. Röntgen (X- Strahlen) 1917 J. H. Radon entwickelt die mathematischen Grundlagen zur Berechnung von Querschnittsbildern aus Transmissionsmessungen 1963 A. M. Cormack beschreibt das Verfahren der Bildrekonstruktionen, der Absorptionsverteilung am menschlichen Körper 1972 G. N. Hounsfield und J. Ambrose führen erste klinische Untersuchungen mit CT durch 1974 ca. 60 klinische CT-Installationen (EMI-Schädelscanner) 1975 Erster Ganzkörpertomograph im klinischen Einsatz 1979 Nobelpreis an G.N. Hounsfield und A.M. Cormack 1980 > EMI-Schädelscanner Installationen 3

4 1989 Erste klinische Untersuchungen mit Spiral-CT (W.A. Kalender und P. Vock) 1991 CT-Angiographie 1995 CT-Durchleuchtung, CT-Fluoroskopie 1998 Einführung MultiSlice-CT (MDCT) 2000 Einführung PET/CT 2001 Einführung 16-Zeilen 2004 Einführung 64-Zeilen 2006 Dual-Source-CT 2007 Einführung 320-Zeilen 2010 Einführung Iterativer Bildrekonstruktion Was haben die Beatles mit der CT zu tun? 4

5 Messanordnung: Laborgerätschaften als Messobjekte auf einer Drehscheibe Computertomogramm dieser Anordnung 9 Tage Aufnahmezeit!!! CT-Scanner EMI Mark 1 1. Oktober Patientenuntersuchung Diagnose eines Hirntumors 5

6 Vergleich der Spezifikationen Erster CT - EMI Mark : 13mm Schichtdicke Matrix 80x80 3x3 mm Pixelgrösse 300 sec Akquisitionszeit/Schicht Minuten Rekonstruktionszeit/Schicht 1 Schicht / Rotation (300 sec) Mehrzeilen- CT : 0,6 mm Schichtdicke Matrix 512 x 512 0,35 mm Pixelgrösse < 1 sek. Akquisitionszeit/Schicht Rekonstruktion 16Bilder/Sekunde 64 Schichten / Rotation (350 msec) Entwicklung der CT am Beispiel von Hirnuntersuchungen 6

7 Wie funktioniert ein CT? 7

8 Komponenten eines CT-Gerätes Hochspannungsgenerator Gantry Patiententisch Bildrechner Bedienkonsule 8

9 Röntgenröhre und Generator - versorgt Röntgenröhre mit der elektrischen Leistung (Hochspannung) - Leistungsbereiche kw - Generator muss - schnell und stabile Röhrenspannungen und ströme erreichen wichtig für kurze Scanzeiten - Röhrenstrom rasch und kontrolliert ändern wichtig für anatomische Dosismodulation (Reduzierung der Strahlenexposition) Generator Röntgenröhre 9

10 Konventioneller Drehandodenstrahler Drehgehäusestrahler Kathode emittiert Elektronen diese werden zur Anode beschleunigt Fokus bündelt die Elektronen dieser Strahl trifft auf einen definierten Brennfleck auf die Anode Röntgenstrahlung Röntgenröhre rotiert um den Patiententisch und sendet Röntgenstrahlung aus diese trifft nach Durchdringen des Patienten auf den Detektor 10

11 Detektor Detektor Entwicklungsschritte Xenon Gas HiLight Ceramic HiLight Matrix 11

12 Detektionsprinzip Röntgenquanten treffen auf Szintillator werden dort im Szintiallatormaterial absorbiert und in sichtbares Licht umgewandelt sichtbares Licht wird über Silizium- Photodiode detektiert und in elektrischen Strom umgewandelt Detektormaterial muss hohe Quanteneffizienz haben Abklingzeit des Signals sollte möglichst kurz sein ermöglicht kurze Rotationszeiten <0.4sec Für eine artefaktfreie Bildrekonstruktion (ca Projektionen nötig) Aufnahme der Projektionen in rascher Abfolge Einzelne Detektorelemente werden durch Trennschichten separiert Vermeidung von optischen Übersprechen 20-30mm hohe Bleche aus Wolfram oder Molybdän Reduzierung von Streustrahlung 12

13 Strenge lineare Änderung des Signals mit der auftreffenden Röntgenintensität Elektronikrauschen sollte so klein sein, dass das Bildrauschen vom Quantenrauschen der Röntgenquanten dominiert wird Detektoren müssen Einstellung kollimierter Schichten ermöglichen Kollimation Kollimation wichtig optimalen Kompromiss aus Untersuchungszeit Auflösung in Patientenlängsrichtung Bildrauschen Unterschiede zwischen Einzelschicht- und Mehrschichtdetektoren 13

14 Einzelschichtdetektoren Schichtdickeneinstellung erfolgt mit röhrenseitigen Blende Mehrschichtdetektoren Einfache Kollimationsprinzip nicht mehr möglich Um hier verschieden dicke kollimierte Schichten zu erhalten Röhrenseitige Blende Einstellung der gewünschten Gesamtbreite des Strahlprofils Mehrere Detektorelemente in Patientenlängsrichtung werden elektrisch kombiniert 14

15 Beispiel: Siemens SOMATOM Emotion zentrale Zeilen je 0.6mm 2x4 Zeilen je 1.2mm 24 Zeilen mit 19.2mm Gesamtbreite Heute meist 64 MSCT, mit 0.5, 0.6, 0.625mm Schichtdicke Hier auch möglich mehrere Zeilen zu dickeren Schichten zu kollimieren Messprinzip Bestimmung des Röntgen-Absorptionskoeffizienten in einer Matrix von gleich grossen Volumenelementen (VOXELN) innerhalb einer durchstrahlten Schicht Mittlere Röntgen-Absorptionskoeffizient μ wird in ein Grauwert übersetzt wird im betreffenden Pixel (Bildelement) dargestellt 15

16 Translations-Rotations-Scanner Röntgenstrahler steht ein einzelnes Detektorelement gegenüber Geschwächte Intensität des Röntgenstrahls wird im Detektor registriert Nach jeder Messung wird die Anordnung etwas verschoben (Translation) Schwächungsprofil des Patienten aus einem bestimmten Winkel Schwächungsprofil = Projektion - Nach Aufnahme einer Projektion Anordnung wird um kleinen Winkel gedreht (Rotation) und Messung beginnt von neuem Schwächungsprofile aus vielen verschiedenen Winkeln - Moderne Geräte Messwerte pro Projektion Projektionen pro Umlauf - aus diesen Messdaten muss nun durch Berechnung (Rückprojektion) das 2dimensionale Bild rekonstruiert werden 16

17 Zur Bestimmung von μ (Röntgenabsorptionskoeffzient) misst man die Schwächung der Röntgenstrahlung entlang dünner Strahlen aus verschiedenen Richtungen innerhalb der gewünschten Schichtebene geschwächte Strahlung wird durch den Detektor erfasst muss Intensität der Primärstrahlung gemessen werden Reduzierung der Strahlung folgt dem Exponentiellen Schwächungsgesetz 17

18 Bildrekonstruktion Nach der Messung liegen die Informationen nur als Projektionswerte vor Bild wird mittels Rückprojektion erzeugt Einfache Rückprojektion Bild wird erzeugt, in dem die Schwächungsprofile rückprojieziert werden jede Projektion wird, in der Richtung in der sie gemessen wurde, in 2dimensionale Matrix (entspricht Schichtebene) übertragen die Überlagerungen ergeben das Schichtbild Bildmatrix als Schachbrett vorstellbar (512x512 Bildelementen, pixel) Weg jedes Messtrahls entspricht eine Linie im CT-Bild 18

19 jedes Detail trägt nicht nur zum gewünschten Punkt, sondern zum gesamten Bild bei wenn dies für alle Projektionen aus allen Winkelrichtungen wiederholt wurde erhält man ein Abbild des Objekts Abbildung ist allerdings unscharf und verwaschen Gefaltete Rückprojektion Schwächungsprofil wird vor der Rückprojektion einer Hochpassfilterung unterzogen Mathematisch: Faltung mit einem Faltungskern 19

20 Faltung beschreibt im wesentlichen den Gebrauch von negativen Korrekturwerten gegen das Verschmieren von Objektgrenzen Faltung bewirkt dass in der Rückprojektion Signalbeiträge ausserhalb des Objektpunktes ausgeglichen werden - Faltung bietet auch die Möglichkeit auf den Bildcharakter zu verändern - Scharfe Kerne: hohe Bildschärfe, hohes Bildrauschen - Weiche Kerne: geringe Bildschärfe, geringes Bildrauschen Lung Bone Standard 20

21 Hounsfield-Einheiten (Hounsfield Units) Fensterung Verbesserte Beurteilbarkeit der Bilder Mediastinum- Fenster C/W 40/

22 Fensterung Lungen-Fenster C/W -600/ Fensterung Verbesserte Beurteilbarkeit der Bilder Knochen- Fenster C/W 450/

23 Spiral-CT und MultiSliceCT Vor Einführung der Spiral-CT (ca. 1989) - Sequenzielle Aufnahmetechnik mit einzelnen axialen Schichten - Während der Aufnahme stand der Tisch still, dazwischen wird der Tisch zur nächsten Position bewegt lange Untersuchungszeiten anfällig für Bewegungsartefakte 23

24 Spiral-CT Patiententisch wird kontinuierlich vorgeschoben Bei dauernder Rotation der Gantry werden kontinuierlich Messungen erfasst Erfassung von Volumendaten diese in verschiedenen Ebenen nachrekonstruierbar ( MPR) Multislice-CT ab 1998 auf dem Markt 4-Zeiler 4-, 6-, 8-, 16-, 32-, 40-, 64-, 128-, 256-, 320-, 640-Zeilen Grössere Volumenabdeckung pro Rotation - Verbesserte Auflösung durch dünnere kollimierte Schichten 24

25 64-Zeilen-System: 40mm Abdeckung 16-Zeilen-System: 10mm Abdeckung Vorteile der MSCT-Technik Kurze Untersuchungszeiten Grössere Volumenabdeckung Verbessere Auflösung in Patientenlängsrichtung Pitch p 25

26 Nachverarbeitung / Visualisierung MPR (Multiplanare Rekonstruktionen) 26

27 VRT/3D (Volume Rendering Technique) Gefässdarstellung / MIP (Maximum Intensity Projection) 27

28 Virtuelle Colonographie Cardio-CT 28

29 Literatur 29

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