Q11 Röntgen Bildgebung 14-05-13
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Vorlesung zu Q11: Bildgebende Verfahren, Strahlenbehandlung, Strahlenschutz Ionisierende Strahlung • Elektromagnetisch Röntgenstrahlung Photonen: Das Thema heute! – Röntgenstrahlung – Gammastrahlung Grundlagen und Bildgebung • Korpuskular & – geladene Teilchen » Elektronen » Pionen » Protonen » Alphateilchen » Ionen – ungeladene Teilchen » Neutronen CT-Prinzip und Technik Prof. Dr. Willi Kalender, PhD Institut für Medizinische Physik Universität Erlangen www.imp.uni-erlangen.de Das pdf ist unter http://www.studon.uni-erlangen.de abrufbar! eπp+ α++ X+ n Elektromagnetische Strahlung Spiral CT Angiography since 2004 • 64-slice scanner • 3 s total scan time • 0.5 mm isotropic spatial resolution • 2.4 mSv effective dose • Photonen (Wellen) von Radiowellen bis γ-Strahlung Röntgenstrahlung (= „Bremsstrahlung“) Röntgenstrahlung entsteht, wenn energiereiche Elektronen beim Aufprall auf Materie abgebremst werden. • Erzeugung von Röntgenstrahlung • Wechselwirkung mit Materie, Schwächung der Strahlung • Bildgebung mit Röntgenstrahlung • CT-Bildgebung Berta Röntgen 1895 Seite 1 1 Erzeugung von Röntgenstrahlung Info zu Röntgenröhre • Röntgenstrahlung entsteht in allen Materialien. Die Ausbeute nimmt mit der Ordnungszahl Z zu (~ Z2). • 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. e– Gehäuse (Glas oder Keramik) Vakuum Anodenteller (z.B. Wolfram) Achse Heizstrom und -spannung z.B. 15 V, 6 A („Filament“) Glühdraht/Kathode γ e– Röhrenstrom I [mA] Austrittsfenster Röntgenstrahlung (Zentralstrahl) – Röntgenröhren Anodenwinkel z.B. ϑ = 10° + Röhrenspannung U [kV] Klassische Röntgenröhre (Stehanode) “Frühe” Drehanoden-Röntgenröhre Moderne Drehanoden-Röntgenröhre Linearbeschleuniger Elektronen- und Photonen von typ. 3 – 25 MeV … eine Quelle hochenergetischer und hoch intensiver Röntgenstrahlung Drehanode Seite 2 2 Röntgenspektren bei 40, 60 und 80 kV Charakteristische Strahlung N(E) Anode: W (Z=74) / Re (Z=75) Winkel ϑ = 10° 2.5 mm Al Eigenfilterung Erzeugte Bremsstrahlung ungefiltert z.B. Wolfram K-charakteristische Strahlung α1 Dosis: α2 Strom • Zeit [mAs]: I T Spannung [kV]: U Abstand [cm]: R Verfügbare Bremsstrahlung gefiltert 0 20 40 60 Photonenergie β1 β2 80 Emax= eU ≥ EBindung = –E E [keV] Emax= eU Wechselwirkung von Photonen mit Materie Röntgenstrahlung • Erzeugung von Röntgenstrahlung • Wechselwirkung mit Materie, Schwächung der Strahlung • Bildgebung mit Röntgenstrahlung • CT-Bildgebung abhängig von der • Energie E der Strahlung • Anzahl der Streuzentren pro Volumen, d.h. der Dichte ρ • Ordnungszahl Z Absorption Streuung CT-Kolonoskopie Photoeffekt Compton-Effekt „Absorption“ „Streuung“ • Wechselwirkung mit • Wechselwirkung mit gebundenen Elektronen einzelnen Elektronen • stark abhängig von Ordnungszahl und Energie τ ~ (Z3 / E3) • inelastische Streuung mit Richtungsänderung des Photons und mit Energieübertrag • sprunghafter Anstieg von τ, wenn E > Ei • nur geringe Energieabhängigkeit, aber σC ~ ρ • gesamte Energie des Photons wird am Wechselwirkungsort als Dosis deponiert Seite 3 3 Schwächung und Kontrast Wechselwirkung von Photonen mit Materie • Photoeffekt τ ~ ρ Z3 / E3 • Compton-Effekt σC ~ρ • Rayleigh-Streuung σR ~ ρ / E2 • Paarbildungseffekt κ ~ ρ Z2 (bei E > 1.022 MeV) 10 kV: Photoeffekt (hier Totalabsorption) 30 kV: Photo+ Comptoneffekt Für die Bildgebung mit Röntgenstrahlung sind Photo- und Compton-Effekt von Bedeutung! 60 kV: Photo+ Comptoneffekt 300 kV: Comptoneffekt Frauenklinik Erlangen 1918 Röntgenstrahlung • Erzeugung von Röntgenstrahlung • Wechselwirkung mit Materie, Schwächung der Strahlung • Bildgebung mit Röntgenstrahlung • CT-Bildgebung „Leuchtschirm“, z.B. CaWO4-Folie, der Röntgenphotonen absorbiert und deren Energie in Licht wandelt ca. 1904 Detektoren in der Radiographie Filmkassette mit Bleiabschirmung • • • • • • Leuchtschirme (Szintillatoren) Film, Film-Folien-Systeme Bildverstärker Speicherfolien Festkörperdetektoren indirekt Festkörperdetektoren direkt dünnere vordere Verstärkerfolie Röntgenfilm dickere hintere Verstärkerfolie Andruckschaumstoff Aufbau einer Röntgenfilmkassette Seite 4 4 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 2002 CT-fähige rotierende C-Bogen-Systeme Festkörperdetektoren Flachdetektor mit direkt elektronischem Auslesen Bildverstärker Flachdetektor Seite 5 5 Röntgenaufnahmen des Schädels a.p. CT-Aufnahmen des Gehirns lateral 1974 1994 Entwicklung der CT im historischen Überblick Röntgenstrahlung 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 >50.000 klinische Spiral-CT-Installationen • Erzeugung von Röntgenstrahlung • Wechselwirkung mit Materie, Schwächung der Strahlung • Bildgebung mit Röntgenstrahlung • CT-Bildgebung CT, was ist das? ∆x ∆y S z y x Seite 6 6 Fächerstrahlgeometrie (x-y-Ebene) Röntgenröhre y y x x Messfeld mit Objekt Und wie entsteht das Bild? Detektor (typ. 1000 Kanäle) Pro Detektorschicht und Umlauf werden etwa 1000 Projektionen zu je 1000 Kanälen akquiriert. y y x x Demo zur CT-Bildrekonstruktion Schädelscan Einfluss des Faltungskerns Glättend „soft“ Thoraxscan Standard Aufsteilend „bone“ Was wird im CT-Bild dargestellt? Einfluss des Faltungskerns Der lineare Schwächungskoeffizient gemittelt über jedes Volumenelement in Hounsfield-Einheiten ∆x ∆y S z Glättend Standard y x Aufsteilend Seite 7 7 CT-Wert, HU Die Hounsfield-Skala 3000 Knochenfenster C/W 1000, 2500 2000 1000 CT-Wert Mediastinumfenster C/W -50, 400 µG - µWasser ⋅ 1000 (HU) µWasser 0 µG= linearer Schwächungskoeffizient des Gewebes G Lungenfenster -1000 Spiral CT: Scanning Principle Start of spiral scan Direction of continuous patient transport Spiral-CT = schnelle und lückenlose Abtastung Path of continuously rotating x-ray tube and detector 0 z, mm 0 t, s C/W -600, 1700 März 1989 Schichtdicke 8 mm 12 s Scan bei 1s / Rot. Pitch 1 Scanvolumen 96 mm Kalender WA et al. Radiology 1989; 173(P):414 and 1990; 176:181-183 State of the art: Detectors Module: 64 rows × 16 channels CT Development: from fan beam to anti-scatter grid cone beam Geometric efficiency is the weak point! scintillator reflector optical coupling amplifiers and digitizers z photodiode ? N ×T 1×5 mm 4×1 mm 16×0.75 mm 64×0.6 mm 320×0.5 mm 0.33 s trot 0.75 s 0.5 s 0.35 s 0.42 s 2004 year 1995 1998 2008 2001 Detector with 55 modules, i.e. 880 channels × 64 rows 47 2048×0.4 mm 0.2 s 20?? 48 Seite 8 8 Stand der Technik in der MSCT 0.3 mm Cone-beam Spiral CT (CSCT) here: M = 64 • 0.4 s rotation • 64× ×0.6 mm Rotationszeit pro 360° 0,3 – 0,4 s Min. Schichtdicken 0,5 – 0,6 mm Simultan erfasste Schichten 64 (-320) Max. Röntgenleistung 80 – 100 kW Scanzeiten für „Ganzkörperscans“ 10 - 30 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 Visualization of the complete peripheral artery tree 1889 mm in 42 s with 0.33 mm isotropic resolution 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 (trot/4) • Dual Energy CT – Simultaneous acquisition with 80 kV / 140 kV * SOMATOM Flash, Siemens Healthcare, Forchheim, Germany Seite 9 9 Dual Source Cardiac CT Temporal Resolution Phase-correlated reconstructions for heart rates of 40 – 120 bpm 60 bpm 80 bpm 100 bpm 120 bpm DIASTOLE SYSTOLE Achenbach et al., Eur J Radiol 2006; 57(3):331-335 Ertel … Kalender. Radiology 2008; 248:1013-1017 Flash performance: High speed Scan direction Cardiac CT with Flash 0.26 s Flash Cardiac 75 ms per slice DSCT SSCT Sphere at rest 40 bpm Scan only for one heart phase and only during one heart beat 100 kV 320 mAs 59 bpm triphasic CM injection 60 ml Ultravist 370 + 50 ml saline bolus and at minimum radiation dose !!! 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 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 Dual Source CT at high pitch Estimates of effective dose E based on the dose length product DLP • 63 y, male, 57 b.p.m. If the 3D dose distribution is known Organ dose and eff. dose E 3D dose distribution calculated by Monte Carlo methods • Pitch 3.2 • E = 0.84 mSv Scan parameters (CTDI, DLP) are known CF = E/DLP In general: Effective dose E = CF×DLP Seite 11 11 CT-fähige rotierende C-Bogen-Systeme Was gibt es sonst noch in der CT? Bildverstärker FDCT CT Imaging using rotating C-arm Systems 3D Angio Dyna CT (since <2000) (since >2000) after intraarterial injection after intravenous injection with image intensifiers with flat panel detectors Flachdetektor vs. MSCT 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 Robot-driven FDCT System for Patient Position Verification Robot-driven C-arm Systems Product installation in November 2007 Prototype in operation since June 2006 Examples of scanners for ENT and maxillofacial radiology Examples of modern C-arm systems for intraoperative CT imaging NewTom 9000 • • • • Ziehm Vision FD mobile C-arm Siemens Feasibility study mobile C-arm Medtronic O-arm mobile system • with flat detector • <180°rotation range • with flat detector • >180°rotation range • with flat detector • 360°rotation range 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 • • • • QR s.r.l./AFP Imaging Corp. Italy 12 bit image intensifier + CCD Scan volume: 15 x 15 x 20 cm³ 110 kV Picasso Trio KaVo 3D eXam • E-Woo, Korea • 12 bit flat detector (CsI coated, CMOS flat panel) • Scan volume: 12 x 12 x 7 cm³ • 75 – 100 kV (85 kV) • • • • KaVo Dental GmbH, Germany 14 bit flat detector Scan volume: 16 x 16 x 13 cm³ 120 kV Manufacturers claim offering higher resolution and lower dose than CT with “Digital Volume Tomography” (DVT). Projection image vs. CT image (in the same patient) 2D-Projektionsbildgebung vs. 3D-Schichtbildgebung 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 High-resolution CT Micro-CT scan of surgical specimens Performance of mammography „90 % of patients could be cured if in breast screening: disease were detectedcancer at a very early stage, 70 % if the malignant Sensitivity 62% - 88% lesion in the breast is still smaller than 1 cm.“ Source: Carney et al. Annals of Internal Medicine 2003 (Stockinger, Günther: „Katastrophe 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% Micro-CT 40 µm resolution Source: Report and metanalysis of state-of-the-art breast cancer screening and monitoring approaches. Dep. of Radiology, Erasmus MC, Rotterdam 2009 * Specimen provided by M. Beckmann, Erlangen Patient- and biopsy-friendly gantry Breast CT scanner concept Demands Transition from single-circle flat detector to • Comfortable patient positioning with coverage of the full breast and the axilla spiral CT detector • Variable table height (ca. 70 - 170 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, Althoff F. Patent application 2010 Kalender WA et al. Eur Radiol 2012; 22(1):1-8 Dedicated CT of the breast Danke für Ihre Aufmerksamkeit! ZMPT Zentrum für Medizinische Physik und Technik, Erlangen, Henkestr. 91 Kalender WA et al. Eur Radiol 2012; 22(1):1-8 Seite 14 14
