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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

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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