Röntgen Computertomographie (CT) - Epileptologie-Bonn

Röntgen Computertomographie (CT)
Meßgeräte
der
Röntgen-Computertomographie
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung
CT-Scanner der 1. Generation
Hounsfield 1969 (Phantom-Messungen)
(A method of and apparatus for examination of a body by radiation
such as x-ray or gamma radiation, US Patent 1970)
Verfahren:
Prinzip:
Anzahl Detektoren:
Strahlenquelle:
Aufnahmedauer:
(Bildrekonstruktion:
pencil beam (einzelner Nadelstrahl)
Translation-Rotation
1
Americum 95
9 Tage
2,5 hrs; Rechenzentrum EMI)
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung
Prinzipieller Aufbau eines
CT-Scanners der 1. Generation
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung
CT-Scanner der 2. Generation
(erste kommerzielle Geräte)
Hounsfield 1972-1975
Verfahren:
partial fan beam (Teil-Fächerstrahl)
Öffnungswinkel: 10°
Prinzip:
Translation-Rotation
Anzahl Detektoren: Array (>30)
Strahlenquelle:
Hochleistungsröntgenröhre
Aufnahmedauer:
300 sec
Matrixgröße:
80 x 80 = 6400 Pixel
berechnet aus 180 Projektion (1°-Schritt) mit je 160 Meßwerten = 28.800 Daten/Scan
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung
Prinzipieller Aufbau eines CT-Scanners der 2. Generation
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung im Radon-Raum (CT-Scanner 2. Generation)
s = 0, Θ = 0
s ≠ 0, Θ = 0
s ≠ 0, Θ ≠ 0
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung
CT-Scanner der 3. Generation
1976
- bessere Ausnutzung der verfügbaren Rö.-Strahlung
- Ganzkörpertomographie möglich
Verfahren:
full fan beam (Voll-Fächerstrahl)
Öffnungswinkel: 40° - 60°
Prinzip:
kontinuierliche Rotation
(Röhre und Detektor-Array rotieren um Patienten)
Anzahl Detektoren: Array (500-800)
Strahlenquelle:
Hochleistungsröntgenröhre (1-2 ms Pulse im
13 ms Takt)
Aufnahmedauer:
5 sec
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung
Prinzipieller Aufbau eines CT-Scanners der 3. Generation
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung im Radon-Raum (CT-Scanner 3. Generation)
„springender Fokus“:
- Umschalten des Brennflecks der
Röhre durch E-Feld nach einem
Halbkreis (0°<Θ<180°)
- feinere Abtastung des Radon-Raums
- höhere Auflösung
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung
CT-Scanner der 4. Generation
1978
- vergleichbar zu Scannern der 3. Generation
- haben sich auf Markt nicht durchgesetzt
Verfahren:
full fan beam (Voll-Fächerstrahl)
Öffnungswinkel: 40° - 60°
Prinzip:
kontinuierliche Rotation der Röhre um Patienten
Anzahl Detektoren: feststehendes Array (~5000)
Strahlenquelle:
Hochleistungsröntgenröhre (strahlt kontinuierlich)
Aufnahmedauer:
~ 1 sec
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung
Prinzipieller Aufbau eines CT-Scanners der 4. Generation
Detektorring gegenüber
Drehachse der Röhre geneigt
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung im Radon-Raum (CT-Scanner 4. Generation)
b
a
c
d
e
e
d
c
b
a
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung mit CT-Scannern der 1.- 4. Generation
- 1. und 2. Generation: nur Kopf
- Rekonstruktion des Bildes einer einzigen Scheibe (2-5 mm Dicke)
- für Körperregionen oder Ganzkörperaufnahmen ungeeignet:
- Messen, Patient verschieben (z.B. um 2 mm), Messen, ...
- Dauer, hohe Strahlenbelastung, Artefaktanfälligkeit
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung mit Spiral-CT (W. Kalender, 1989)
Idee: kontinuierliche langsame Verschiebung des Patienten im
Scanner während Röhre um das Zentrum rotiert.
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung mit Spiral-CT
Problem:
- aus welchen Datensätzen sollen Bildern rekonstruiert werden ?
- Projektionen aus verschiedenen Richtungen Θ passen nicht
zusammen !
Lösungsansatz:
- zu jedem Θ gehören mehrere
Datensätze, jeweils um d versetzt
(d = Patientenvorschub)
- schätze „fiktive“ Projektion zu
jedem Zwischenwert z1<z<z1+d
durch Interpolation
(nicht exakt aber genau genug)
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung mit Spiral-CT
kontinuierlich rotierenden Röhre:
- für d=0 sind Projektionen
180°<Θ<360° redundant
- für d≠0 liefern Projektionen
180°<Θ<360° Daten aus
anderen Ebenen
- werden zur Interpolation genutzt
⇒ effektiv nur Interpolation von Zwischenebenen aus 0 < z < d/2
(entsprechend einer Rotation um 180°)
⇒ schnelle 3D-Aufnahme einer Körperregion
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung mit Spiral-CT
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung mit Spiral-CT
ohne Interpolation
mit Interpolation
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung mit Spiral-CT
Konventionelle CT
Spiral-CT
Aufnahme
n Scans über je 360°
an Positionen z1 - zn
1 Scan über n.360°
von Position z1 - zn
Vorverarbeitung
Messwertkorrekturen
Messwertkorrekturen
Zwischenschritt
--
z-Interpolation
Bildrekonstruktion
Faltung und
Rückprojektion
Faltung und
Rückprojektion
Ergebnis
n Bilder an festen
Positionen z1 - zn
>n Bilder an beliebigen
Positionen z1 - zn
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung mit Spiral-CT
Konventionelle CT
Spiral-CT
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung mit Mehrzeilen-Spiral CT
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung mit Mehrzeilen-Spiral CT
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung mit Mehrzeilen-Spiral CT
Röntgen Computertomographie (CT)
Datengewinnung mit Mehrzeilen-Spiral-CT
Einfluß der effektiven Schichtdicke
Röntgen Computertomographie (CT)
Alternative Konzepte der Datengewinnung: Elektronenstrahl-CT
Ziel: Verkürzung der Scanzeit
Idee: Scan ohne mechanische Bewegung (Röhre, Detektor)
Ansatz:
Erzeugung eines Elektronenstrahls, Beschleunigung,
u. Fokussierung auf Anode (ringförmiges Target, das
den Patienten umschließt)
Vorteil:
50 -100 msec Scanzeit
Nachteil:
teuer, schlechte Bildqualität
Aber:
verwendete Idee möglicherweise nutzbar für
neue Entwicklungen
Röntgen Computertomographie (CT)
Alternative Konzepte der Datengewinnung: Elektronenstrahl-CT
Röntgen Computertomographie (CT)
Alternative Konzepte der Datengewinnung: Elektronenstrahl-CT
Röntgen Computertomographie (CT)
Entwicklung der Leistungsmerkmale der CT
min. Aufnahmezeit
Daten/360° Scan
Daten/Spiralscan
Bildmatrix
Leistung
Schichtdicke
Ortsauflösung
Kontrastauflösung
1972
1980
1990
2000
300 s
5-10 s
1-2 s
0,3-1 s
57,6 kB
1 MB
2 MB
4x2 MB
24-48 MB
200-500 MB
80x80
256x256
512x512
512x512
2 kW
10 kW
40 kW
60 kW
13 mm
2-10 mm
1-10 mm
0,5 - 5 mm
3 Lp/cm
8-12 Lp/cm
10-15 Lp/cm
12-25 Lp/cm
5 mm(50 mGy) 3 mm (30 mGy) 3 mm (30 mGy) 3 mm (30 mGy)
scheinbare Stagnation der Kontrastauflösung durch frühen Einsatz effizienter Detektorsysteme
Röntgen Computertomographie (CT)
1972
- Rotation in 4 min
- Schichtdicke: 8-13 mm
- ~10 cm in >30 min
2001
- Rotation in 0,5 s
- Schichtdicke: 1 mm
- 1 m in 1 min
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Gantry
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Gantry
Gewicht: 400 - 1000 kg
Gewicht Rö.-Strahler: ~ 100 kg
Umdrehungen: 1-2/sec
Berechnung Fliehkräfte:
Abstand Rö.-Röhre zum Drehzentrum: ~ 600 mm
Rotationszeit:
0,5 s / Umdrehung
⇒ Beschleunigung: 9,6 g
⇒ Fliehkräfte an der Aufhängung von ca. 10000 N
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Röntgenröhre
Kenngrößen:
Typische Leistungswerte: 20 - 60 kW
bei Hochspannungswerten von: 80 - 140 kV
Fokusgröße: 0,5 - 2,0 mm
applikationsabhängig:
z.B. kleiner Fokus: dünne Schichten, hohe Auflösung
- Wärmespeicherkapazität des Anodentellers
- Scan-Zeiten
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Röntgenröhre
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Filter, Blenden, Kollimierung
- Filterung Röntgen-Spektrum
- Definition der Aufnahmeschicht
- Abschirmung Detektor gegen Streustrahlung
- Strahlenschutz
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Detektoren: Xenon-Hochdruck-Ionisationskammer
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Detektoren: Szintillationsfestkörperdetektor
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Nachweisempfindlichkeit
verschiedener Detektoren
Objekt
20 cm H2O 40 cm H2O
+ 2 cm
+ 4 cm
20 cm H2O Knochen
Knochen
Detektor
Xenon
(10 bar, 3cm)
42,8%
120 kV
39,2%
32,9%
Xenon
(25 bar, 6cm)
73,8%
74,0%
72,7%
Gadoliniumoxysulfid
(1,4 mm)
89,9%
88,1%
84,5%
Xenon
(10 bar, 3cm)
38,4%
140 kV
34,3%
27,1%
Xenon
(25 bar, 6cm)
71,0%
70,3%
67,0%
Gadoliniumoxysulfid
85,3%
83,0%
78,2%
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Abklingverhalten verschiedener Detektoren
Zwei, durch
Exponentialfunktionen
approximierbare
Abklingphasen
UFC: ultra fast ceramic
Abklingzeit: 10-6 s
kurzer Röntgenpuls bei T=0
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Abklingverhalten verschiedener Detektoren
Zu langes Nachleuchten kann die Ortsauflösung und die Bildqualität
verschlechtern !!
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Detektoren und Abtasttheorem
sei D=Detektorbreite und ∆s=Detektorabstand
Aliasing !!
Röntgen Computertomographie (CT)
Systemkomponenten
Detektoren und Abtasttheorem
Lösung: springender Fokus (vgl. Scanner der 3. Generation)
Abtastung mit halber Detektorbreite
Röntgen Computertomographie (CT)
Auflösungsvermögen der CT (I)
Maß: Modulations-Transfer-Funktion (MTF)
Herleitung der MTF bei der CT:
(Beschränkung auf Scanner-Zentrum)
Ungenauigkeiten:
(1) Abweichung des Rö.-Strahls von Nadelstrahl
(2) Rekonstruktionsalgorithmus
⇒
MTFCT = MTFStrahl . MTFAlgorithmus
Röntgen Computertomographie (CT)
Auflösungsvermögen der CT (II)
Verlauf der Röntgenstrahlen im CT-Scanner und
Definition der geometrischen Größen
Rotationszentrum
Röntgen Computertomographie (CT)
Auflösungsvermögen der CT (III)
MTFStrahl
- Annahme 1: punktförmiger Detektor; ausgedehnter Röhrenfokus
⇒ Punktbildfunktion = Rechteckfunktion der Breite bF
⇒ zugehörige MTF im Frequenzraum = |sin(u)/u|
- Annahme 2: punktförmiger Röhrenfokus, ausgedehnter Detektor
⇒ Punktbildfunktion = Rechteckfunktion der Breite bD
⇒ zugehörige MTF im Frequenzraum = |sin(u)/u|
(mit Zylinderkoordinaten u=w.cosΘ und v=w.sinΘ im Fourierraum)
⇒
MTFStrahl ( w) =
sin(π ⋅ bF ⋅ w) sin(π ⋅ bD ⋅ w)
⋅
π ⋅ bF ⋅ w
π ⋅ bD ⋅ w
Röntgen Computertomographie (CT)
Auflösungsvermögen der CT (III)
MTFStrahl
Modulationstransferfunktion
Punktbildfunktion
J
MTF
1
0,8
0,6
FT
0,4
0,2
0
-20
bF
bD
x
ausgedehnter Fokus (Breite bF)
oder Detektor (Breite bD)
-15
-10
-5
0
Frequenz w
5
10
15
20
Röntgen Computertomographie (CT)
Auflösungsvermögen der CT (III)
MTFStrahl
MTFStrahl umso besser, je kleiner bF und bD
liegt der Patient genau im Zentrum des Scanners, folgt
mit Strahlensatz:
bF = 1/2.F und bD=1/2.D
Beispiel:
Fokus- und Detektorbreite: 1 mm
⇒ Auflösungsvermögen 0,5 mm (typischer Wert !!)
Röntgen Computertomographie (CT)
Auflösungsvermögen der CT (IV)
MTFAlgorithmus
Bildrekonstruktion mit gefilterter Rückprojektion
⇒ beeinflussende Faktoren:
(1) H(w) = Filterfunktion = FT des Faltungskerns
(applikationsabhängig)
(2) G(w) = FT der Interpolationsfunktion
 sin(π ⋅ ∆s ⋅ w) 
G ( w) = 

 π ⋅ ∆s ⋅ w 
2
∆s = Detektorabstand
Grobe Abtastung → mehr Interpolation → schlechte Auflösung
Röntgen Computertomographie (CT)
Auflösungsvermögen der CT (V)
2
H ( w)
sin(π ⋅ bF ⋅ w) sin(π ⋅ bD ⋅ w) sin(π ⋅ ∆s ⋅ w)
MTFCT ( w) =
⋅
⋅
⋅
π ⋅ bF ⋅ w
π ⋅ bD ⋅ w
π ⋅ ∆s ⋅ w
w
Betrachte Frequenz w, bei der MTF auf 50 % reduziert ist:
CT
Röntgenbildverstärker
Röntgenfilm
bis zu 1,2 lp/mm (~ 0,5 mm)
bis zu 5 lp/mm (~ 0,1 mm)
bis zu 10 lp/mm (~ 0,05 mm)
CT schlechtere Auflösung als andere Röntgenverfahren
Aber: CT liefert Schichtbilder !!
Röntgen Computertomographie (CT)
Rauschen bei der CT
Was trägt zum Rauschen bei der CT bei?
Rauschen der eigentlichen Meßwerte (nachgewiesen Quanten)
Messung
Rauschen der Projektionsdaten
Rekonstruktionsalgorithmus
Pixel-Rauschen
Röntgen Computertomographie (CT)
Rauschen bei der CT
Meßwert-Rauschen
− µ ( x , y ) dl
betrachte Anzahl N der Quanten im Detektor: N Θ ( s ) = N 0 ⋅ e ∫
wobei N0 = nachgewiesene Quanten/Detektor ohne Patient
und Nθ(s) = nachgewiesene Quanten/Detektor mit Patient
(Projektionswinkel Θ; Detektorort s)
daraus folgt für die Projektionsdaten:
pΘ ( s ) = ln
N0
= ln N 0 − ln N Θ ( s )
N Θ ( s)
Anzahl der nachgewiesenen Quanten unterliegt Poisson-Verteilung:
N Θ ( s) = N Θ ( s) ± N Θ (s)
Röntgen Computertomographie (CT)
Rauschen bei der CT
⇒
{
}



N
s
(
)

Θ

ln N Θ ( s ) = ln N Θ ( s ) ± N Θ ( s ) = ln  N Θ ( s )1 ±



N Θ (s) 






N
s
(
)
1

Θ
 ≈ ln N ( s ) ±
= ln  N Θ ( s )1 ±
Θ


N
s
(
)
N Θ (s)
Θ



1
für
<< 1
N Θ ( s)
Röntgen Computertomographie (CT)
Rauschen bei der CT
⇒ Rauschen der Projektionswerte
Annahme: Quantenanzahl N0 (ohne Patient) beliebig genau
bestimmbar
pΘ ( s ) = ln N 0 − ln N Θ ( s )
= ln N 0 − ln N Θ ( s ) ±
= pΘ ( s ) ±
⇒ σ P2
1
N Θ ( s)
1
N Θ (s)
1
=
N Θ ( s)
Standardabweichung der
Projektionsdaten
Röntgen Computertomographie (CT)
Rauschen bei der CT
Auswirken des Projektionswerterauschens auf Pixel-Rauschen
In der Mitte des Scanners befinde sich Zylinder mit homogenen µ
Projektionen dieses Objekts sehen zu allen Winkeln Q gleich aus.
Betrachte Pixel-Rauschen bei x=y=0 (pΘ(s) verlaufen flach)
Röntgen Computertomographie (CT)
Rauschen bei der CT
Pixel-Rauschen
mit
~
p (n ⋅ ∆s ) = ∆s ⋅
Θ
und
+K
∑ pΘ (n ⋅ ∆s − k ⋅ ∆s) ⋅ h(k ⋅ ∆s)
k =−K
π M ~
f ( x, y ) =
∑ pΘ ( x cos Θ i + y sinΘ i )
M i =1
folgt
+K
π
f( 0 ,0 ) =
⋅ ∆s ⋅ ∑ pΘ (0) ⋅ h(k ⋅ ∆s)
M
k =− K
vgl. CT-Rekonstruktion mit
gef. Rückprojektion (XVII)
analoge und digitale Filterung
∆s = Detektorabstand
M = Anzahl Projektionen
h = Filterfunktion
wg. des flachen Verlaufs der
Projektion wurden alle Werte
links und rechts von s = 0 im
Bereich -K ... +K auf pΘ(0)
gesetzt
Röntgen Computertomographie (CT)
Rauschen bei der CT
Pixel-Rauschen
alle Projektion swerte pΘ sind statistisch unabhängig
und schwanken um Mittelwert pΘ (0)
pΘ (0) = pΘ (0) ±
1
N
wobei N = N Θ (0)
mit Fehlerfortpflanzungsgesetz :
wenn E(A) = A ± a und E(B) = B ± b ( E(•) = Erwartungs wert)
⇒ E(A + B) = A + B ± a 2 + b 2
π
⇒ f (0,0) = f (0,0) ±
⋅ ∆s ⋅
M
+K
∑ ∑
Θi k = − K
h 2 ( k ⋅ ∆s )
N
Röntgen Computertomographie (CT)
Rauschen bei der CT
Pixel-Rauschen
alle Projektion swerte pΘ sind statistisch unabhängig
und schwanken um Mittelwert pΘ (0)
pΘ (0) = pΘ (0) ±
1
N
wobei N = N Θ (0)
mit Fehlerfortpflanzungsgesetz :
wenn E(A) = A ± a und E(B) = B ± b ( E(•) = Erwartungs wert)
⇒ E(A + B) = A + B ± a 2 + b 2
π
⇒ f (0,0) = f (0,0) ±
⋅ ∆s ⋅
M
+K
∑ ∑
Θi k = − K
h 2 ( k ⋅ ∆s )
N
Röntgen Computertomographie (CT)
Rauschen bei der CT
Pixel-Rauschen N ist konstant; bilde Summe über Θ i
2
2
⇒ σ Pixel
1
π

=  ⋅ ∆s  ⋅ M ⋅
N
M

+K
∑ h 2 ( k ⋅ ∆s )
k =− K
mit Parsevalsc hem Theorem
2
⇒ σ Pixel
π 2 ⋅ ∆s 1
=
⋅
M
N
+ω max
∫
2
H (ω ) dω
−ω max
∆s = Detektorab stand
M = Anzahl der Projektion en
N = mittlere Zählrate bei der Messung
H(? ) = Filterfunktion für die gef. Rückprojek tion
Röntgen Computertomographie (CT)
Rauschen bei der CT
Pixel-Rauschen ist minimal, wenn
- Detektorabstand ∆s klein
- Anzahl der Projektionen M hoch
- Quantenzahl pro Meßpunkt hoch
- Fläche unter quadrierten Filterfunktion H(ω) klein
ABER:
im gleichen Maße wird auch die MTF schlechter !!
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
- Bewegungen des Patienten
- Ausfall der Messelektronik
- Metallimplantate
- Messfeldüberschreitung
- Teilvolumenartefakte
- Artefakte durch Strahlaufhärtung
- Artefakte durch Streustahlung
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Bewegungen des Patienten
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Bewegungen des Patienten
Interferenzstruktur
durch
Bewegung
Röntgen-Computertomographie (CT)
Ausatmen
Einatmen
Artefakte bei der CT
Bewegungen des Patienten
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Ausfall der Messelektronik
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Metallimplantate
Zahn-Goldplombe
Röntgen-Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Messfeldüberschreitung
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Bauchspeicheldrüse
Leber
Teilvolumenartefakte
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Teilvolumenartefakte
Gebiete mit stark unterschiedlichem µ in einem Pixel
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Teilvolumenartefakte
Gebiete mit stark unterschiedlichem µ in einem Pixel
Fall A:
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Teilvolumenartefakte
Gebiete mit stark unterschiedlichem µ in einem Pixel
Fall B:
J = J 0e
− µ1
∆x
∆x
−µ2
2
2
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Teilvolumenartefakte
betrachte Röntgenleistung im Detektor
Fall A: J = J 1e − µ1∆x + J 2 e − µ 2 ∆x
Fall B: J = J 0 e
− µ1
∆x
∆x
−µ2
2
2
Im Allgemeinen gilt nicht, dass: µ = ln
J0
J
Schlimmer:
aus verschiedenen Projektionsrichtungen
stimmen mittlere µ-Werte nicht überein !!
Effekt:
Streifenbildung
Vermeidung: dünnere Schichten, feinere Abtastung
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Teilvolumenartefakte
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Wdh.:
- µ abh. von Quantenenergie
- Rö.-Röhre liefert breites
Energiespektrum
Absorption:
- „weiche“ niederenergetische
Strahlung wird relativ stark
absorbiert
- „harte“ hochenergetische
Strahlung bleibt übrig
⇒ Strahlaufhärtung
Strahlaufhärtung
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Strahlaufhärtung
Tatsächliche Strahlungsleistung der Röhre
(polychromatische Röntgenstrahlung):
Emax
J0 = ∫
E min
dJ 0 ( E )
dE
dE
eingestrahlte Leistung im
Energie-Intervall dE
Gesamte durch den Körper getretene Strahlungsleistung:
Emax
dJ 0 ( E ) − ∫ µ ( x , y , E ) dl
J= ∫
⋅e
dE
dE
E min
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Im Allgemeinen gilt nicht, dass: µ = ln
Effekt:
Strahlaufhärtung
J0
J
Streifenbildung (wie bei Teilvolumenartefakten)
Vermeidung: höherenergetische Strahlung (flacher µ(E)-Verlauf)
Filterung des niederenergetischen Teils des Spektrums
(z.B. Kupfer-Filter)
Röntgen Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
(Hounsfield-Balken)
Strahlaufhärtung
Röntgen-Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
- Compton-Streuung führt
zu gleichmäßigem Anheben
der Strahlungsleistung
- inkonsistenter Datensatz
(für Rekonstruktion)
- Abhilfe:
Scanner 3.Generation:
Raster
Scanner 4.Generation:
Subtraktion mittels zusätzlicher
Rö.-Detektoren
Streustrahlung
Wasser
Röntgen-Computertomographie (CT)
Artefakte bei der CT
Streustrahlung
Je nach Orientierung des Detektors zu zwei starken Absorbern
liefert Streustrahlung falsche Daten für Rückprojektion