Protokollparameter und Bildqualität

Protokollparameter und Bildqualität Paul Stolzmann und Robert Götti.1 Einleitung 24.2 Protokollparameter 24.2.1 Akquisitionsparameter 24.2.2 Rekonstruktionsparameter 25. Aufnahmeverfahren 26.4 Bildqualität 26.4.1 Das Bild 26.4.2 Die Qualitätsparameter 27.5 Weiterführende Literatur 29

24 Kapitel Protokollparameter und Bildqualität.1 Einleitung Wir unterscheiden 2 verschiedene Aufnahmeverfahren mit der Mehrzeilen-CT: Bilddaten können entweder a) mittels Spiral-CT oder b) sequenziell akquiriert werden. In diesem Kapitel werden Protokollparameter dieser Aufnahmeverfahren der Mehrzeilen-CT, wichtige Kenngrößen der Bildqualität sowie deren Zusammenhänge erläutert..2 Protokollparameter Protokollparameter der Mehrzeilen-CT lassen sich in Parameter der Datenakquisition und der Datenrekonstruktion unterscheiden..2.1 Akquisitionsparameter jkollimation Die Kollimation beschreibt die Dimension (mm) der Kollimatoröffungen (7 Kap. 1). Kollimatoren dienen als Blenden und sind lokalisiert a) an der Strahlenquelle und b) vor den Detektorelementen. Der Kollimator an der Strahlenquelle kontrolliert und formt den Strahlenfächer und verhindert eine unnötige Strahlenexposition des Patienten. Der Kollimator unmittelbar vor den Detektoren dient der Abschirmung des Detektors vor Streustrahlung. Die verwendete Kollimation hat Einfluss auf die örtliche Auflösung der Untersuchung. Je kleiner die verwendete Kollimation, desto höher ist die örtliche Auflösung (s. auch Partialvolumenartefakte, 7 Kap. 4 und 7 Abschn..2.2). jpitch Der Pitch p (dimensionslos) bei der Datenakquisition mittels Spiral-CT (7 Abschn..) beschreibt den kontinuierlichen Tischvorschub während einer vollständigen Umdrehung der Gantry. Normiert ist der Parameter Pitch auf die Breite aller aktiven Detektorzeilen. Je höher der Pitch gewählt wird, desto schneller wird eine bestimmte Körperregion während der Aufnahme abgebildet. Durch gering unterschiedliche Definitionen des Pitch bei der Mehrzeilen-CT kann es zu Unklarheiten kommen. Die am häufigsten verwendete Definition des Pitch lautet 1 p = TF. n C p Pitch, n Anzahl der aktiven Detektorzeilen, C Kollimation, TF Tischvorschub Beachte: Diverse CT-Gerätehersteller benutzten den Volumenpitch p vol als Angabe auf der Benutzerkonsole! jvolumenpitch Der Volumenpitch entspricht dem Pitch, jedoch beinhaltet dieser nicht die Anzahl der Detektorelemente. Die Definition des Volumenpitchs p vol Pitch ist 1 p vol =. C p vol Volumenpitch, C Kollimation, TF Tischvorschub jrotationszeit Die Rotationszeit definiert die Zeit T (ms), die für die Beschreibung einer vollständigen Rotation (2π = 60 ) der Gantry und somit des Röhren-Detektor-Systems benötigt wird. Sie hat Einfluss auf die gesamte Akquisitionsdauer der CT-Untersuchung und gleichzeitig auf die zeitliche Auflösung des Einzelbilds. jröhrenstrom Der Röhrenstrom (ma) definiert den Strom, der zum Heizen der Kathode der Röntgenröhre angelegt wird. Oft wird das Röhrenstrom-Zeit-Produkt (mas) als Belichtung beschrieben; dieses definiert das Produkt aus Röhrenstrom und Rotationszeit T. Bei Mehrzeilen-CT-Systemen wird regelmäßig das sog. effektive Röhrenstrom- Zeit-Produkt angegeben. Dieses effektive Röhrenstrom-Zeit-Produkt normiert das Produkt aus Röhrenstrom und Belichtungszeit auf die einzelne Schicht.

.2 Protokollparameter 25 jröhrenspannung Die Röhrenspannung (kvp) definiert die Spannung, die in der Röntgenröhre zwischen Kathode und Anode zur Beschleunigung der Elektronen angelegt wird. Diese bestimmt die Energie der Photonen und somit das Spektrum der Röntgenstrahlung..2.2 Rekonstruktionsparameter Die generierten axialen Daten erlauben eine nachträgliche Rekonstruktion von Schnittbildern. Die erneute Zusammensetzung dieser Bilder ergibt das abgebildete und untersuchte Volumen. Folgende Parameter sind entscheidende Determinanten der Bildrekonstruktion. jrekonstruktionsinkrement Das Rekonstruktionsinkrement definiert die Schichtabstände für die Rekonstruktion der Einzelbilder aus einem akquirierten Datenvolumen. Bei der Spiral-CT ist das Inkrement als Rekonstruktionsparameter frei wählbar. Das Rekonstruktionsinkrement definiert somit den retrospektiv frei wählbaren Überlappungsgrad. Wird das Inkrement kleiner als die Schichtdicke gewählt, entstehende überlappende Bilder. Häufig erleichtern Überlappungen das Stellen von Diagnosen, sie tragen zur Erhöhung der Sicherheit des Radiologen bei. Praxistipp Bei der sequenziellen Datenakquisition lassen sich überlappende Schichten nur dann rekonstruieren, wenn der Tischvorschub zwischen 2 Aufnahmen kleiner gewählt ist als die Kollimation C. Dies erhöht jedoch die Strahlenexposition des Patienten durch die Akquisition überlappender Daten. Der klassische Rekonstruktionsalgorithmus ist die gefilterte Rückprojektion. Dabei wird das Schwächungsprofil in der gemessenen Richtung (DarsteljSchichtdicke Die rekonstruierte Schichtdicke definiert die Dicke des einzelnen Schnittbilds aus dem Datenvolumen. Die minimal zu rekonstruierende Schichtdicke ist durch die benutzte Detektorkollimation limitiert; es können ausschließlich Bilder mit gleicher oder größerer Schichtdicke rekonstruiert werden. jrekonstruktionsalgorithmen Grundlegend unterscheiden wir verschiedene Rekonstruktionsverfahren (. Abb..1). Rekonstruktion der Daten mittels 1. gefilterter Rückprojektion (engl.»filtered back projection«), 2. iterativer Rekonstruktion. a b. Abb..1 Thoraxuntersuchung rekonstruiert mittels gefilterter Rückprojektion (a) und iterativer Rekonstruktion (b)

26 Kapitel Protokollparameter und Bildqualität lung im Sinogramm) nach entsprechender Filterung in den Bildspeicher addiert. Für die Rekonstruktion eines axialen Schichtbilds sind bei diesem Verfahren akquirierte Projektionsdaten aus mind. 180 erforderlich. Die Filterung erfolgt durch die Anwendung eines mathematischen Hochpassfilters (sog. Faltungskern) zur Erzeugung von Objektkanten. Wir unterscheiden harte und weiche Faltungskerne, die einen Einfluss auf die Bildqualität haben (7 Abschn..). Bei der Benutzung der iterativen Rekonstruktion wird eine Korrekturschleife bei der Bilderzeugung eingeschaltet. Hierbei werden nichtvorhandene Projektionsdaten künstlich erzeugt und mit den gemessenen Rohdaten iterativ (= sich wiederholend) verglichen. Bildauflösung und Bildrauschen sind bei diesem Verfahren entkoppelt und hängen von der Anzahl der Wiederholungen ab. Limitierend sind aktuell begrenzte Rechenleistungen zur mathematischen Messsystem-Simulation. Verschiedene Anwender bieten iterative Rekonstruktionsalgorithmen aktuell im Bildraum nach herkömmlicher Rekonstruktion an. Diese Produkte reduzieren das Bildrauschen und Artefakte (s. auch 7 Kap. 2).. Aufnahmeverfahren Grundlegend unterscheiden wir verschiedene Aufnahmeverfahren mit der CT. Die Akquisition der Daten erfolgt 1. als Spiral-CT mit den Kenngrößen: p, n C; ST/RI 2. sequenziell mit den Kenngrößen: n C, ST p Pitch, n Anzahl der aktiven Detektorzeilen, C Kollimation, ST Schichtdicke (7 Abschn..2.2), RI Rekonstruktionsinkrement (7 Abschn..2.2) Bei der Datenakquisition mittels Spiral-CT wird der Patient auf dem Untersuchungstisch in z-richtung kontinuierlich durch das Messfeld bewegt. Die Gantry mit der Röntgenröhre und dem Detektor kreist um den Patienten mit der Rotationszeit T. Aus den Bewegungen des Untersuchungstischs und der Gantry resultiert eine spiralförmige Abtastung des Patienten durch den Röntgenfächer, der die einzelnen Detektorelemente»belichtet«. Die akquirierten Daten beschreiben ein Volumen, welches aus -dimensionalen Bildelementen den Voxeln zusammengesetzt ist. Da die Bewegung in z-richtung inkonsistente Datensätze liefert, müssen zur Bildrekonstruktion Interpolationsverfahren angewendet werden. Diese erlauben die Berechnung eines planaren Datensatzes für jede definierte Tischposition. Es werden somit artefaktfreie Einzelbilder mit beliebigen Überlappungen erzeugt, d. h. rekonstruiert. Bei der sequenziellen Datenakquisition entstehen Schichtaufnahmen durch das Aufnehmen transversaler Projektionen. Die Röhre und der Detektor rotieren um den Patienten, während eine einzelne für den Aufnahmezeitpunkt festgelegte Tischposition eingehalten wird. Die Aufnahme wird entsprechend der Länge des Untersuchungsvolumens, nachdem der Tisch max. um den Wert n C vorgeschoben wurde, wiederholt. Das Bild wird aus den resultierenden Projektionsdaten berechnet..4 Bildqualität.4.1 Das Bild Das CT-Bild bildet die Schwächung der Volumenelemente einer definierten Schicht ab. Das sog. Voxel definiert dabei einen -dimensionalen Pixel und kodiert Absorptionswerte. Das CT-Bild beschreibt hierbei nicht absolute Schwächungswerte (μ-werte), sondern Hounsfield-Einheiten (dimensionslos) in Relation zum Schwächungswert von Wasser. Das CT-Bild repräsentiert die gemessenen Schwächungswerte als Hounsfield-Einheiten, d. h. in Relation zum Schwächungswert von Wasser: 1000 (µ µ HsO ) HE = µ HsO HE Hounsfield-Einheiten, μ Absorptionswert 6

.4 Bildqualität 27 Wasser und Luft haben die Hounsfield- Einheiten 0 und -1000. Medizinische CT- Scanner operieren in einem Bereich von -1024 bis +071. jfensterung Die abgebildeten Hounsfield-Einheiten im CT-Bild werden als Grauwerte repräsentiert. Da das menschliche Auge jedoch nicht beliebig viele Graustufen gleichzeitig auflösen und zu unterscheiden vermag, werden CT-Bilder in verschiedenen Fenstern betrachtet. Entsprechend des radiologisch-diagnostisch relevanten Dichtebereichs kann dem Bild dynamisch eine HE-Weite und ein HE-Zentrum zugeschrieben werden. Dies bedeutet, dass nur Hounsfield-Einheiten innerhalb des durch Fensterweite und -zentrum definierten Bereichs dargestellt werden. Dies gewährleistet die adäquate Erfassung der Bildinformationen durch das Auge des Radiologen (. Abb..2)..4.2 Die Qualitätsparameter Die Bildqualität hängt von der Kollimation und der Fokusgröße ab, welche die Qualität der einzelnen Schwächungsprofile bestimmen. Die Bildqualität kann quantitativ und qualitativ beurteilt werden. jpixelrauschen Das Pixelrauschen setzt sich zusammen aus dem Rauschen der eigentlichen Messwerte (Quantenrauschen), dem elektronischen Rauschen des Detektors und dem Rauschen der Projektionsdaten. Das Pixelrauschen folgt der Poisson-Verteilung. Es wird quantifiziert als Standardabweichung der Hounsfield-Einheiten im CT-Bild (konventionell in der Luft außerhalb des abgebildeten Volumens gemessen). Vereinfacht zusammengefasst gilt, dass das Pixelrauschen proportional zur Dosis ist. Das Rauschen der Messwerte ist umgekehrt proportional zur Schichtdicke und der Anzahl der Photonen, die auf den Detektor treffen: σ = 1. ST N σ Rauschen, ST Schichtdicke, N Anzahl der Photonen Aus dieser Formel folgt die radiologische Regel: Entweder führt die Verdoppelung des mas-produkts oder die Verdoppelung der Schichtdicke zu einer Verbesserung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses um den Faktor 2 (. Abb..). a b. Abb..2 Thoraxphantombild bei unterschiedlicher Fensterung. Das Lungenfester (a; Fensterzentrum 600 HE/Fens die Detektion der median lokalisierten, zirkulären hypo das Weichteilfenster (b, 40/400 HE) wiederum ermöglicht terbreite 1 200 HE) ermöglicht die Detektion der zirkulären densen Läsion mediastinal (Pfeilspitze, vgl. a) hypodensen Läsion links pulmonal (Pfeil, nicht sichtbar in b);

28 Kapitel Protokollparameter und Bildqualität. Abb.. Thoraxphantom mit 100 und 200 mas, 80 und 120 kvp sowie nach Rekonstruktion mit Schichtdicken von 1 und 5 mm. Identischer Faltungskern und Fensterung Praxistipp Das Rauschen (. Abb..) kann reduziert werden durch 1. höhere Röhrenstrom-Zeit-Produkte (Röhrenstrom und auch längere Rotationszeiten T ), 2. höhere Röhrenspannungen,. erhöhte Schichtdicke ST, breitere Detektorkollimation C (Cave: verringerte Ortsauflösung), 4. die Verwendung weicherer Faltungskerne oder iterativer Korrekturschleifen bei der Bildrekonstruktion. Darüber hinaus hängt das Rauschen in der Mehrzeilen-CT vom Pitch ab. Mathematische Algorithmen ermöglichen die Reduktion des Pixelrauschens durch die Interpolation von redundanten Daten. Cave: Dies trifft jedoch nur auf nicht-ekggetriggerte Untersuchungen zu. jkontrast Der Kontrast beschreibt den Helligkeitsverlauf zwischen 2 Bildpunkten eines CT-Bildes. Der Kontrastumfang (oder Dynamik) beschreibt den Intensitätsunterschied zwischen dem hellsten und dunkelsten Punkt eines Bildes. Es besteht eine Proportionalität zwischen der Dosis und dem Kontrast. Der Kontrast bei der CT wird ebenfalls durch die Dichte des Gewebes bestimmt. Häufig und analog zum Signal-zu- Rausch-Verhältnis (s. unten) wird der Kontrast als Verhältnis zum Pixelrauschen ausgedrückt. Das Röhrenstrom-Zeit-Produkt und die Röhrenspannung bestimmen nicht nur entscheidend die Bildqualität, sondern auch die Dosis (7 Kap. 19 und 20). Die Auswahl des adäquaten Röhrenstrom-Zeit-Produkts hängt von der jeweiligen Fragestellung und Untersuchung ab. Höhere mas-werte verringern das Bildrauschen und verbessern die Erkennbarkeit geringer Kontraste. 6

.5 Weiterführende Literatur 29 Für Untersuchungsvolumen mit 1. hohem Kontrast (z. B. Skelett, Lunge, nach Kontrastmittelapplikation) sind geringere Dosen für dünne Schichten suffizient; 2. niedrigem Kontrast (z. B. Abdomen, Gehirn) werden höhere Dosen und Schichtdicken für adäquate Kontraste benötigt. jsignal Durch die Abtastung des Untersuchungsvolumens mit der CT wird ein digitales Signal durch die Detektorsysteme generiert. Beschrieben als Signal-zu- Rausch-Verhältnis verbindet dieser Parameter das Signal mit dem Rauschen und beschreibt die Bildqualität der CT-Untersuchung. Die qualitative Beurteilung der Bildqualität beinhaltet das Erkennen und die Beurteilung von Artefakten und wird in 7 Kap. 4 erläutert..5 Weiterführende Literatur Buzug TM (2004) Einführung in die Computertomographie : mathematisch-physikalische Grundlagen der Bildrekonstruktion. Springer, Berlin Primak AN, McCollough CH, Bruesewitz MR, Zhang J, Fletcher JG (2006) Relationship between noise, dose, and pitch in cardiac multi-detector row CT. Radiographics 26: 1785 1794 Prokop M (2002) Radiation dose and image quality in computed tomography. Rofo 174: 61 66

http://www.springer.com/978--642-17802-