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Vorlesung zu Q11: Bildgebende Verfahren, Strahlenbehandlung, Strahlenschutz
Röntgenstrahlung
Grundlagen und Bildgebung
&
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!
Ionisierende Strahlung
• Elektromagnetisch– Röntgenstrahlung
– Gammastrahlung
• Korpuskular– geladene Teilchen
» Elektronen e-
» Pionen ππππ-
» Protonen p+
» Alphateilchen αααα++
» Ionen X+
– ungeladene Teilchen
» Neutronen n
Ionisierende Strahlung
• Elektromagnetisch– Röntgenstrahlung
– Gammastrahlung
• Korpuskular– geladene Teilchen
» Elektronen e-
» Pionen ππππ-
» Protonen p+
» Alphateilchen αααα++
» Ionen X+
– ungeladene Teilchen
» Neutronen n
Photonen:Das Thema heute!
Elektromagnetische Strahlung
• Photonen (Wellen)
von Radiowellen bis γγγγ-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
Röntgenstrahlung
• Erzeugung von Röntgenstrahlung
• Wechselwirkung mit Materie,Schwächung der Strahlung
• Bildgebung mit Röntgenstrahlung
• CT-Bildgebung
Berta Röntgen 1895
Röntgenstrahlung (= „Bremsstrahlung“)
entsteht, wenn energiereiche Elektronen beim Aufprall auf Materie
abgebremst werden.
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Erzeugung von Röntgenstrahlung
Röhrenspannung U [kV]
Röntgenröhre
Anodenwinkel z.B. ϑϑϑϑ = 10°Röntgenstrahlung
(Zentralstrahl)
Glühdraht/Kathode
Röhrenstrom I [mA]
Achse
Anodenteller(z.B. Wolfram)
Gehäuse (Glas oder Keramik)Vakuum
+–
Austrittsfenster
Heizstromund
-spannungz.B. 15 V, 6 A(„Filament“)
e–
e–
γγγγ
Info zu Röntgenröhren
• 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.
Klassische Röntgenröhre (Stehanode) “Frühe” Drehanoden-Röntgenröhre
Moderne Drehanoden-Röntgenröhre
Drehanode
LinearbeschleunigerElektronen- und Photonen von typ. 3 – 25 MeV
… eine Quellehochenergetischer und hochintensiver Röntgenstrahlung
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Röntgenspektren bei 40, 60 und 80 kV
0 20 40 60 80 E [keV]
N(E)
Verfügbare Bremsstrahlunggefiltert
K-charakteristische Strahlung
β2
β1
α1
α2
Erzeugte Bremsstrahlung ungefiltert
PhotonenergieEmax= eU
Anode:W (Z=74) / Re (Z=75)Winkel ϑϑϑϑ = 10°2.5 mm Al Eigenfilterung
Dosis:
Strom • Zeit [mAs]: I T
Spannung [kV]: UAbstand [cm]: R
Charakteristische Strahlung
Emax= eU ≥ EBindung = –E
z.B. Wolfram
Röntgenstrahlung
• Erzeugung von Röntgenstrahlung
• Wechselwirkung mit Materie,Schwächung der Strahlung
• Bildgebung mit Röntgenstrahlung
• CT-Bildgebung
CT-Kolonoskopie
Wechselwirkung von Photonen mit Materie
Absorption
Streuung
abhängig von der
• Energie E der Strahlung
• Anzahl der Streuzentren pro Volumen, d.h. der Dichte ρρρρ
• Ordnungszahl Z
Photoeffekt„Absorption“
• Wechselwirkung mit
gebundenen Elektronen
• stark abhängig von Ordnungszahl und Energie
τ τ τ τ ~ (Z3 / E3)
• sprunghafter Anstieg von ττττ, wenn E > Ei
• gesamte Energie des Photons wird am Wechselwirkungsortals Dosis deponiert
Compton-Effekt„Streuung“
• Wechselwirkung mit
einzelnen Elektronen
• inelastische Streuung mitRichtungsänderung des Photonsund mit Energieübertrag
• nur geringe Energieabhängigkeit,aber
σσσσC ~ ρρρρ
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Wechselwirkung von Photonen mit Materie
• Photoeffekt τ τ τ τ ~ ρρρρ Z3 / E3
• Compton-Effekt σσσσC ~ ρρρρ
• Rayleigh-Streuung σσσσR ~ ρρρρ / E2
• Paarbildungseffekt κκκκ ~ ρρρρ Z2 (bei E > 1.022 MeV)
Für die Bildgebung mit Röntgenstrahlung sind Photo- und Compton-Effekt von Bedeutung!
10 kV: Photoeffekt(hier Totalabsorption)
10 kV: Photoeffekt(hier Totalabsorption)
30 kV: Photo-+ Comptoneffekt30 kV: Photo-+ Comptoneffekt
60 kV: Photo-+ Comptoneffekt60 kV: Photo-+ Comptoneffekt
300 kV: Comptoneffekt300 kV: Comptoneffekt
Schwächung und Kontrast
ca. 1904
Röntgenstrahlung
• Erzeugung von Röntgenstrahlung
• Wechselwirkung mit Materie,Schwächung der Strahlung
• Bildgebung mit Röntgenstrahlung
• CT-Bildgebung
Frauenklinik Erlangen1918
„Leuchtschirm“, z.B. CaWO4-Folie,der Röntgenphotonen absorbiertund deren Energie in Licht wandelt
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
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Bildverstärker(X-Ray Image Amplifier)
Quelle: Schinz, Radiologische Praxis in Klinik und Praxis, Georg Thieme Verlag, 1987
• Echtzeit
• Gepulste Aufnahmen möglich
• Geometrische Verzerrungen
• Ungünstige Abmessung
2002
CT-fähige rotierende C-Bogen-Systeme
FlachdetektorBildverstärker
FestkörperdetektorenFlachdetektor mit direkt elektronischem Auslesen
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a.p. lateral
Röntgenaufnahmen des Schädels CT-Aufnahmen des Gehirns
1974 1994
Röntgenstrahlung
• Erzeugung von Röntgenstrahlung
• Wechselwirkung mit Materie,Schwächung der Strahlung
• Bildgebung mit Röntgenstrahlung
• 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 Grundlagenzur 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
CT, was ist das?
y
S
x
∆x
∆y
z
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Fächerstrahlgeometrie(x-y-Ebene)
Detektor (typ. 1000 Kanäle)
Röntgenröhre
Messfeld mitObjekt
x
y
y
x
Pro Detektorschicht und Umlauf werden etwa 1000 Projektionenzu je 1000 Kanälen akquiriert.
x
y
y
x
Und wie entsteht das Bild?
Demo zur CT-Bildrekonstruktion
Schädelscan Thoraxscan
Glättend„soft“
Standard Aufsteilend„bone“
Einfluss des Faltungskerns
Glättend Standard Aufsteilend
Einfluss des Faltungskerns
y
S
x
∆x
∆y
z
Was wird im CT-Bild dargestellt?
Der lineare Schwächungskoeffizientgemittelt über jedes Volumenelementin Hounsfield-Einheiten
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⋅Wasser
Wasser
GCT-Wert 1000 (HU)
µ µ
µ
µG= linearer Schwächungskoeffizient des Gewebes G
Die Hounsfield-Skala
-
-1000
0
1000
2000
3000
Knochenfenster
C/W 1000, 2500
C/W -50, 400
C/W -600, 1700
Mediastinum-fenster
Lungenfenster
CT-Wert, HU
Kalender WA et al. Radiology 1989; 173(P):414 and 1990; 176:181-183
Start ofspiral scan
Path of continuouslyrotating x-ray tubeand detector
Direction of continuouspatient transport 0
0 t, s
z, mm
Spiral CT: Scanning PrincipleSpiral-CT = schnelle und lückenlose Abtastung
März 1989
Schichtdicke 8 mm 12 s Scan bei 1s / Rot.Pitch 1Scanvolumen 96 mm
scintillator
reflector
optical coupling photodiode
anti-scattergridModule:
64 rows ××××16 channels
amplifiers anddigitizers
Detector with 55 modules,i.e. 880 channels × 64 rows
State of the art: Detectors
Geometric efficiencyis the weak point!
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?N ×T
trot
year
4×1 mm
0.5 s1998
64×0.6 mm
0.33 s2004
2048×0.4 mm
0.2 s20??
CT Development:
from fan beam to cone beam
z
16×0.75 mm
0.42 s2001
320×0.5 mm
0.35 s2008
1×5 mm
0.75 s1995
48
9
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0.3 mm
Cone-beamSpiral 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
Stand der Technik in der MSCT
Typische Werte für Spitzenscanner
���� 28s Scandauer bei 0,4 mm Auflösung isotrop
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Visualization of the complete peripheral artery tree1889 mm in 42 s with 0.33 mm isotropic resolution
Courtesy of University Hospital Munich-Grosshadern, Germany Courtesy of University Hospital Munich-Grosshadern, Germany
Visualization of the complete peripheral artery tree1889 mm in 42 s with 0.33 mm isotropic resolution
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
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SYSTOLEDIASTOLE
Dual Source Cardiac CT
Achenbach et al., Eur J Radiol 2006; 57(3):331-335
Sphere at rest 40 bpm 60 bpm 80 bpm 100 bpm 120 bpm
SS
CT
DS
CT
Phase-correlated reconstructionsfor heart rates of 40 – 120 bpm
Temporal Resolution
Ertel … Kalender. Radiology 2008; 248:1013-1017
Flash Cardiac 0.26 s
and at minimum radiation dose !!!
Scan
dir
ecti
on
75 msper
slice
Flash performance: High speed
Scan only for one heart phase and only during one heart beat
Courtesy of S. Achenbach, University of Erlangen
Cardiac CT with Flash
100 kV320 mAs59 bpm
triphasic CM injection60 ml Ultravist 370 + 50 ml saline bolus
Effective dose0.98 mSv
Spiral CT angiographyscan range 700 mmpitch 2.8rot. time 280 msscan time 1.8 sdose 1.4 mSv
DSCT: High scan speed
Courtesy of F.Civaia, Centre Cardiothoracique de Monaco
Dual Energy CT example: Differentiation between hard plaques and contrast
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Und wie schaut’s mit der Dosis aus?
Surf, sand and ...
whole body CT
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Dose Values are no Secret!
BfS 1998
Typical patient dose values in MSCT:
E = 10 mSv (1-20 mSv)
Dose distributioncalculated by Monte Carlo Methods
on cadaver scans
General information regarding CT dose
EC Radiation Protection Report N°154, 2008
In general: Effective dose E = CF×DLP
If the 3D dose distribution is known
Organ doseand eff. dose E
Scan parameters(CTDI, DLP)are known
CF = E/DLP
Estimates of effective dose Ebased on the dose length product DLP
3D dose distributioncalculated byMonte Carlo methods
• 63 y, male, 57 b.p.m.
• Pitch 3.2
• E = 0.84 mSv
Dual Source CT at high pitch
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Was gibt es sonst noch in der CT?
CT-fähige rotierende C-Bogen-Systeme
FlachdetektorBildverstärker
CT Imaging using rotating C-arm Systems
with flat panel detectorswith image intensifiers
Dyna CT(since >2000)
after intravenous injection
3D Angio(since <2000)
after intraarterial injection
FDCT 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
Hepatocellular
Carcinoma;
Embolization
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!
Embolisation of a hepatocellular carcinomaImages: Courtesy of PD R. Loose, Nuremberg
FDCT erlaubt Abschätzung der Perfusion
Courtesy of A. Dörfler, Erlangen
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Robot-driven C-arm Systems
Product installationin November 2007
Prototype in operationsince June 2006
Robot-driven FDCT System forPatient Position Verification
Examples of modern C-arm systems for intraoperative CT imaging
MedtronicO-armmobile system
SiemensFeasibility studymobile C-arm
ZiehmVision FDmobile C-arm
• with flat detector
• 360°rotation range
• with flat detector
• <180°rotation range
• with flat detector
• >180°rotation range
Examples of scannersfor 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
Picasso Trio• 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 3D eXam• KaVo Dental GmbH, Germany
• 14 bit flat detector
• Scan volume: 16 x 16 x 13 cm³
• 120 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
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)
Only the structures in the
section of interest
are displayed.
All structures along a ray
are superpositioned and
may obscure important details.
Images: Courtesy of Michael Lell, Erlangen
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„90 % of patients could be cured ifdisease were detected at a veryearly stage, 70 % if the malignantlesion in the breast is still smallerthan 1 cm.“ (Stockinger, Günther: „Katastrophe für die Frauen“, Der Spiegel, Nr.15 (2002), S. 203)
Performance of mammographyin breast cancer screening:
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
Performance of mammographyin breast cancer screening:
Sensitivity 62% - 88%
Source: Carney et al. Annals of Internal Medicine 2003
High-resolution CT Micro-CT scan of surgical specimens
Micro-CT40 µm resolution
DCIS specimen * embedded in parafin
* Specimen provided by M. Beckmann, Erlangen
to
Breast CT scanner concept
Transition from
single-circle flat detector
spiral CT detector
Photon-counting energy-discriminating CdTe detector100 % geometrical and absorption efficiency
Kalender WA et al. Eur Radiol 2012; 22(1):1-8
Patient- and biopsy-friendly gantry
Demands
• Comfortable patient positioning with coverage ofthe full breast and the axilla
• 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
Kalender WA, Althoff F. Patent application 2010
Dedicated CT of the breast
Kalender WA et al. Eur Radiol 2012; 22(1):1-8
Danke für Ihre Aufmerksamkeit!
ZMPTZentrum für Medizinische Physik und Technik,Erlangen, Henkestr. 91