Transcript CT-Technik.ppt [22.6 MB]

Sebastian
Lindemayr
25. April 2007
Grundprinzipien der CT-Diagnostik
Institut für Diagnostische und Interventionelle Radiologie, J.W. Goethe-Universität, Frankfurt
Geschichte der Computertomographie
1929 Radon: grundlegende mathematische Prinzipien
1963 Cormack: Bildrekonstruktionen
1971 Hounsfield (EMI-Laboratorien) entwickelt Technologie
1974 Scanner der 3. Generation
1977 Scanner der 4. Generation
1979 Nobelpreis für Houndsfield und Cormack
1983 Elektronenstrahl-CT (Imatron)
1989 Spiral-CT: Einsatz in Klinik
1991 2-Zeilen-CT (Elscint)
1991 CT-Angiographie
1995 Echtzeitrekonstruktionen (CT-Fluoroskopie)
1998 Multidetektor-CT (4-Zeilen-CT)
2002 16-Zeilen-CT
2004 64-Zeilen-CT, z-Springfokus-Technologie
2006 Dual-Source-Scanner
1895: Röntgen
2007 256-Zeilen-CT
Institut für Diagnostische und Interventionelle Radiologie, J.W. Goethe-Universität, Frankfurt
Grundprinzipien der CT-Diagnostik
-tomographische Röntgentechnik
-durch parallele Kollimation wird
Röntgenstrahl zu einem dünnen
Fächer geform, der die
Schichtdicke definiert
-geschwächte Röntgenstrahlung
wird von Detektoren erfaßt
-mittels mathematischer
Bildrekonstruktion (inverse
Radon-Transformation) wird lokale
Röntgenschwächung an jedem
Punkt rekonstruiert
-Röntgenschwächungswerte in
CT-Werte umgerechnet
 in Graustufen codiert
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Scannergenerationen
3. Generation:
Röntgenröhre u.
Detektor laufen
synchron um den
Pat., wobei der
Detektor die
gesamte Breite des
Röngtenfächers
abdeckt
4. Generation:
stationärer
Detektorkranz, der
den gesamten
Durchmesser der
Scanneröffnung
ausfüllt, lediglich
die Röhre rotiert
um den Pat.
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Scanner-Generationen: Unterschiede
Typ
1.
Generation
Prinzip
2.
Generation
3.
Generation
4.
Generation
ElektronenstrahlCT
Translation- TranslationRotation
Rotation
Rotation
Rotation
Ablenkung eines
Elektronenstrahls
Detektor
Einzel
Serien
Bogen (3060°)
Ring (360°)
Halbkreis (210°)
aktive
Detektoreinheiten
2
1-2
1-128
1
4
Detektorelemente
pro Zeile
1
3-52
256-1000
600-4000
432 / 864
Abtastzeit
135-300s
5-150 s
0,33 –10 s
1-5 s
> 50s
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Bildrekonstruktion
- Abtastung  Scandaten
► Vorverarbeitung der Meßdaten (Ausgleich von
Schwankungen des Detektorsystems)
- Es entstehen Schwächungswerte
► CT-Rohdaten
- Die Schwächungsprofile (Projektionen) werden dann durch
computerisierte Bildrekonstruktion zu
►Bilddaten umgewandelt
ScanDaten

Vorverarbeitung

Rohdaten

Filterung/
Faltungskern

gefilterte
Rohdaten

Rückprojektion
Bild daten
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Faltung
Jeder Strahl, der von der Röhre zu Detektor verläuft,
wird für die Bildrekonstruktion herangezogen
Projeziert man für jeden einzelnen Punkt alle durch
diesen Punkt hindurchlaufenden Strahlen
übereinander (Rückprojektionen),
 man erhält ein Bild des urspünglich
durchstrahlten Objektes (jedoch unscharf und
verwaschen)
Deshalb: Mehrere Strahlen werden zu einer
Projektion zusammengefaßt und das
Schwächungsprofil einer kantenbetonten
mathematischen Filterung (Faltung) unterworfen
Die Art dieser Filterung wird durch den Faltungskern
bestimmt.
Begriff der Faltung beschreibt im wesentlichen
den Gebrauch v. negativen Korrekturwerten
gegen das „Verschmieren“ von
Objektgrenzen, wie es bei der reinen
Rückprojektion vorkommt
Wenn z.B. das Bild eines zylindrischen
Wasserphantoms ohne Faltung
rekonstruiert wird, entsteht durch
überlappende Projektionen eine
vermeintliche Sternfigur
Die Ränder des Phantoms würden also sehr
unscharf erscheinen
Durch Verwendung negativer Korrekturwerte
unmittelbar neben den positiven Anteilen
der Schwächungsprofile können die
Ränder des Zylinders unscharf abgebildet
werden
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Rekonstruktionsalgorithmus
(Faltungskern)
bei Bildrekonstruktion aus Rohdaten
 Faltungskern bestimmt das Verhältnis von Ortsauflösung zu
Bildrauschen.
Problem: Bildrauschen limitiert die Kontrastauflösung
Hohe Kontrastauflösung  wichtig für die Detektion v. Läsionen in
parenchymatösen Organen wie Leber / Pancreas
Hohe Ortsauflösung  sinvoll für Darstellung feinster
morphologischer Veränderungen in Lunge u. Knochen
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Faltungskern: Abb.
durch höher auflösende Faltungskerne läßt sich
die Ortsauflösung verbessern. Das Bildrauschen
steigt jedoch überproportional an
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Rückprojektion
• Der Prozeß der Rückprojektion besteht aus der
•
•
•
Rückübertragung der gefalteten Daten in eine
zweidimensionale Matrix
dies wird rechnerisch für jedes einzelne
Schwächungsprofil durchgeführt
Aus Rückprojektion resultieren also genau
definierte Dichtewerte für jedes einzelne Pixel
Pixel werden in Grautönen um so heller
dargestellt, je dichter (hyperdens) die
dargestellte Materie ist
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CT Bild:
Bilddarstellung
-besteht aus quadratischer Bildmatrix mit
zw. 256 x 256 u. 1024 x 1024 Pixeln
-jede Schicht besitzt eine definierte Dicke 
Bildpunkt entspricht einem Volumenelement
 Voxel
-Größe des Voxels ergibt sich aus der
Matrixgröße, d. FOV (gewählte
Bildausschnitt) u. d. Schichtdicke
-für Mehrzahl d. CT-Untersuchungen
besitzen Voxel Balkenform, d.h. d.
Pixelgröße in ihrer Abmessung in d.
Schichtebene (xy-Ebene) ist um Faktor 5-10
kleiner als d. Schichtdicke (z-Richtung)
-diese Anisotropie (unregelmäßige Gestalt)
der Voxel läßt sich nur durch starke
Reduktion d. Schichtdicke mindern.
-annähernd isotrope (würfelförmige) Voxel
werden mit der Multidetektor-CT erreicht
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CT-Wert
CT-Werte
•Jedem Voxel wird ein
Zahlenwert
zugeordnet(= CT-Wert)
 Maß für die
Röntgenschwächung
in diesem Voxel
(=Absorptionswert)
•Der Absorptionswert
wird in
Hounsfieldeinheiten
(HE) ausgedrückt,
für Wasser beträgt er 0,
für Luft –1000
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Fensterung
Das menschliche Auge kann nur
eine begrenzte Anzahl von
Graustufen unterscheiden (je
nach
Betrachtungsbedingungen 40
bis 100)
Deshalb wird nicht der gesamte
Umfang d. CT-Skala einer
Grauskala von weiß bis
schwarz zugeordnet, da sonst
Strukturen mit geringem
Dichteuntschied nicht mehr
von- einander differenziert
werden können, sondern es
wird vielmehr nur ein Teil der
CT-Skala dargestellt, ein sog.
Fenster
Dieses Fenster definiert sich
durch
- Weite  bestimmt
Bildkontrast
- Lage (Centre)  bestimmt
Helligkeit
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Fenstereinstellung
Enges Fenster
(geringe Fensterweite):
 Kontrastanhebung,
verbesserte
Darstellung
kontrastarmer
Strukturen
Weites Fenster:
Kontrastreduktion u.
verbesserte
Darstellung v.
Strukturen mit stark
verschiedenen CTWerten (z.B. Knochen
od. Lungenparenchym)
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Schichtdicke
Kollimation d. Röntgenstrahlung bestimmt Dicke d.
untersuchten Schicht
-wie in der konventionellen Röntgentechnik gibt die
Röntgenröhre konisch divergierende Strahlung ab
 um eine möglichst gleichmäßige Schicht abzutasten, muß die
Strahlung hinter der Röhre durch geeignete Blenden kollimiert
werden
trotzdem: planparallele Schicht wird nicht erreicht
-darüberhinaus: Röntgenröhre produziert neben dem
Primärstrahl einen Halbschatten, die sog. Penumbra
-idealerweise sollten ausschließlich Objektpunkte innerhalb
einer gewählten CT-Schicht zum CT-Wert beitragen, während
Punkte außerhalb der Untersuchungsschicht keinen Einfluß
haben sollten.
Realität: planparallele Schicht unmöglich
wieviel ein Objektpunkt in Abhängigkeit v. seinem Abstand zur
Mitte der CT-Schicht zum Bild beiträgt, wird durch d. sog.
Schichtempflindlichkeitsprofil (SSP) oder Schichtprofil
beschrieben
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Schichtprofil
-ideales Schichtprofil: Rechteck, dessen Breite der gewünschten
Schichtdicke entspricht
 reale Schichtprofile: abgerundete Form (das bedeutet: angrenzende
Regionen tragen in geringem Maße zum Bild bei)
-Schichtprofil für dicke Schichten (7-10 mm) kommt dem Ideal nahe;
-Schichtprofil für dünne Schichten hat hingegen Glockenform
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effektive Schichtdicke
Als
Maß für Maß
Weite
Strengeres
fürdes
die Breite des
Schichtempfindlichkeitsprofils
wird die
Schichtprofils stellt die Breite in dem
Breite
des
Profils
aufder
halber
(full
Bereich
des
Profils
dar,
90%Höhe
der Fläche
width at half maximum [FWHM]
unter der Kurve erfaßt („full width at tenth
angegeben
area, FTWA).
 Dieser Wert: effektive Schichtdicke /
Schichtweite
Gibt
die Breite (SW)
an, bei der außerhalb der
Schicht
gelegeneder
Objektanteile
lediglichoder
- entspricht
Schichtkollimation
der
nominellen
Schichtdicke
bei der
noch
10%
zum CT-Wert
beitragen.
konventionellen CT
In der konventionellen CT unterscheiden
- bei Spiral-CT oder Multidetektor-CT
sichmüssen
FWHM und
FWTA
bei dickerenu.
effektive
Schichtdicke
Schichten
wenig
Schichtkollimation
nicht mehr
übereinstimmen
In der
Spiral-CT u. bei dünneren Schichten in
effektive
Schichtdicke
= Maßsich
für jedoch
die
der konventionellen
CT ergeben
Orstauflösung
entlang der
deutlichere
Differenzen.
Patientenachse (z-Achse)
effektive Schichtdicke = Maß für die Orstauflösung entlang der Patientenachse (z-Achse)
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Partialvolumeneffekt
-CT-Wert eines Bildpunktes wird durch
die Röntgenschwächung im
zugehörigen Voxel bestimmt
-enthält dieses Voxel unterschiedliche
Gewebetypen (z.B. Blut, Gefäße etc.),
so stellt der resultierende CT-Wert die
Summe der verschiedenen
Schwächungswerte dar, gewichtet mit
ihrem Volumenanteil im Voxel
(„Partialvolumeneffekt“):
CT = v1 x CT1 x v2 x CT 2 + ...,
wobei sich die Volumenanteile vi zu 1
summieren.
Aufgrund der Streichholzkonfiguration der Voxel tragen nicht nur die
interessierenden Objekte (RH) zum CT-Wert im Voxel bei, sondern
entsprechend ihrem Volumenanteil auch ihre Umgebung.  Der
resultierende CT-Wert wird verfälscht  unscharfe Abb. des RH.
Aufgrund der meist größeren Ausdehnung eines Voxels in z-Richtung als in xy-Ebene
trägt die Schichkollimation deutlich mehr zu diesem Partialvolumeneffekt bei als der
Bildausschnitt oder die Pixelgröße
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Schichtkollimation: Auflösung in der zAchse
• Auflösung in z-Achse kann durch die Wahl der sog.
Kollimation gezielt an Fragestellung angepaßt werden
•
•
•
Routineuntersuchungen des Abdomens: Schichtdicken
zw. 5 u. 8 mm
Exakte Lokalisation kleiner Frakturfragmente: 0,5 – 2
mm
Begriff der Kollimation: beschreibt, wie dünn bzw. dick
die akquirierten Schichten entlang der Pat.achse d.
Patienten vorgewählt werden.
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Kollimierung
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Vergleich konventionelle / Spiral-CT
Konventionelle CT:
Mehrere Schichten werden
hintereinander aufgenommen
Dazwischen kurze Pausen, in denen
die Pat.liege um festgelegten
Abstand (Tischvorschub)
weiterbewegt wird
Nachteil: lange Meßzeit (je nach
Körperregion u. Größe d. Pat.:
mehrere Minuten)
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Konventionelle CT
i.d.R. wird unmittelbar
aneinander grenzende
Schichtfolge gewählt, d.h.
Schichtdicke u. Tischvorschub
sind identisch
Bei Verringerung d.
Tischvorschubs
überlappende Schichten
weiteres Problem: atemabhängige
Abtastlücken
entstehen dann, wenn
atembewegliche Strukturen aufgrund
unterschiedlicher Inspirationstiefen d.
Patienten nicht zur Abb. kommen
Gefahr d. Übersehens um so größer,
je dünner die gewählte Schichtdicke
u. je kleiner d. gesuchte Befund
Erhöhung d. Strahlendosis,
deshalb obsolet
Erhöhung d. Tischvorschubs
 Abtastlücken
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Spiral-CT
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Spiral-CT
innerhalb des erfaßten Volumens kann an jeder beliebigen
Position ein CT-Bild berechnet werden
aus diesem Grund: Schichtdicke u. Schichtabstand
unabhängig voneinander
dies bedeutet: überlappende Schichten lassen sich
auch ohne Erhöhung der Strahlenexposition
rekonstruieren
Abstand zw. den rekonstruierten Schichten =
Rekonstruktionsintervall / Inkrement / Index
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Pitch-Faktor
Tischvorschub pro Rotation läßt sich innerhalb bestimmter Grenzen
unabhängig v. der Schichtkollimation („nominelle Schichtdicke“)
wählen.
Verhältnis v. Tischvorschub pro Rotation zur Gesamtkollimation = Pitch
je höher der Pitch, desto geringer die Strahlenbelastung und desto länger
der verfügbare Scanbereich bei der Einzeilen-Spiral-CT
Bei langsamerem Tischvorschub pro Rotation  enge Abfolge d.
spiralförmigen Abtastbewegung
Wird bei gleicher Schichtdicke u. Rotationsgeschwindigkeit Tischvorschub
erhöht, spreizt sich diese spiralförmige Abtastbewegung
Pitch =
Tischvorschub / Rotation
Kollimation
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Vorteile der Spiral-CT
Vorteile:
-kontinuierlíche Volumenerfassung
-kurze Scanzeit
-kontinuierliche Erfassung der Untersuchungsregion innerhalb
einer Atemphase möglich  eliminiert Atembewegungsartefakte u.
Abtastlücken
-durch überlappende Bildrekonstruktion: Einfluß v.
Partialvolumeneffekten wird reduziert
-Erstellung v. 3D-Datensätzen möglich
Institut für Diagnostische und Interventionelle Radiologie, J.W. Goethe-Universität, Frankfurt
Nachteile der Spiral-CT
Nachteile:
-bei älteren Geräten kann Dauerbelastung der Röhre eine Dosisreduktion
pro Rotation erfordern und dadurch ein zu hohes Bildrauschen
verursachen (d.h. z.B. schlechtere Bildqualität bei adipösen Patienten
-ggb. konventioneller CT: i.d.R. werden überlappende Schichten berechnet
 Erhöhung der zu beurteilenden Bilder => logistische Probleme
-bei Einzeilen-Scannern: hauptsächliche Beschränkung der Spiral-CTTechnik in der Abwägung zw. langem Scanbereich und hoher
Ortsauflösung in z-Richtung  Kurze Scanabschnitte (Calcaneus)
können mit dünner Kollimation untersucht werden, währen längere
Körperabschnitte (Thorax + Abdomen) dickere Schichten erfordern.
Diese Beschränkung erst mit Einführung der Multidetektor-CT
aufgehoben
Institut für Diagnostische und Interventionelle Radiologie, J.W. Goethe-Universität, Frankfurt