1 Physikalisch-technische Grundlagen

D. Schulze

1.1 Funktionsweise und Bilddatenakquisition

Geräte zur Akquisition von DVT-Daten bestehen wie herkömmliche Röntgeneinrichtungen aus einem strahlenerzeugenden und einem strahlendetektierenden Teil. Zur Erzeugung der Röntgenstrahlung werden bis auf wenige Ausnahmen Stehanodenröhren verwendet, in selteneren Fällen werden Drehanoden in den Röntgenröhren eingesetzt.

Die Röhrenspannung liegt momentan bei 80-120 kV, in vielen Systemen wird insbesondere bei der dentalen Anwendung aus rechtlichen Gründen die Röhrenspannung auf unter 100 kV limitiert, da es in einigen Ländern Zahnärzten nicht erlaubt ist, mit einer höheren Röhrenspannung zu akquirieren. Die Stromstärke bewegt sich zwischen 5 und 15 mA. Die effektiven Expositionszeiten variieren sehr stark, derzeit liegen diese zwischen 3 und ca. 20 s.

Das Strahlenbündel wird in modernen Systemen mit einem motorisierten Blendensystem dem gewünschten Aufnahmevolumen angepasst. Die meisten Hersteller bieten dabei eine bestimmte Zahl von Zielvolumina an. Je nach Blendengeometrie entsteht ein kegel- bzw. pyramidenförmiges Strahlenbündel - daher rührt auch die Bezeichnung "cone beam computed tomography".

Zur Detektion kommen aktuell nahezu ausschließlich Flachdetektorsysteme zum Einsatz, wobei diese noch in direkte und indirekte Detektoren differenziert werden können. Während bei der direkten Detektion keine weitere Umwandlung der Photonen stattfindet, so wird bei der indirekten Detektion der Aufzeichnung eine Umwandlung der Photonen in Licht unterschiedlicher Wellenlänge, z.B. durch Szintillatoren, vorgeschaltet.

Die eigentliche Datenakquisition entspricht einem Geräteumlauf um den Patienten, der Weg umfasst dabei in der Regel mindestens eine etwa halbkreisförmige Bahn ( ? Abb. 1.1). In vielen Fällen wird die Einheit aus Röhre und Detektor, die wegen der häufig starren Verbindung und Geometrie auch als C-Bogen bezeichnet wird, den Patienten auf einer Kreisbahn im Sinne einer Revolution vollständig umfahren.

Digitale Volumentomografie.

Abb. 1.1 Umlauf des Systems aus Röhre und Detektor um den Patienten, dabei Akquisition eines konusförmigen Strahlenbündels. DVT: digitaler Volumentomograf.

Die Photonen werden von der Röhre entweder kontinuierlich (Continuous Mode) oder gepulst (Pulsed Mode) emittiert. Dadurch ergeben sich zwangsläufig auch große Unterschiede zwischen Umlaufzeit und effektiver Expositionszeit.

Der Detektor erfasst dabei Durchleuchtungsbilder (Fluoroskopien), die nur eine sehr kurze Belichtungszeit aufweisen, z.B. 20 ms ( ? Abb. 1.2). Bei gepulster Exposition können so die Photonenpulse auf den Detektor und dessen Auslese- und Abklingverhalten abgestimmt werden. Bei kontinuierlichen Expositionen wird der Detektor nach der Detektion einer Fluoroskopie ausgelesen und steht erst danach wieder zur Verfügung. Insgesamt werden bei einer Aufnahme mehrere Hundert Fluoroskopien akquiriert, die Summe dieser Aufnahme nennt man auch Rohdatensatz.

Fluoroskopie des Unterkiefers.

Abb. 1.2 

Aufgrund der auch preislich limitierten Detektorgröße werden häufig zur Vergrößerung des verfügbaren Aufnahmevolumens 2 zusätzliche Techniken angeboten:

• Neben einer konzentrischen kann eine exzentrische Umlaufbahn verwendet werden, um den Durchmesser des Akquisitionsvolumens zu vergrößern. Dies führt zu einer Verringerung der Quellinformationen (Rohdaten) und kann sich auf die nachfolgende Datenrekonstruktion auswirken.

• In der Vertikalen besteht sowohl durch den Detektor als auch durch die Gerätegeometrie eine echte Limitation der verfügbaren Höhe des Akquisitionsvolumens (z-Abdeckung). Um das Volumen auch in der Höhe zu vergrößern, muss eine Verschiebung des C-Bogens in z-Richtung erfolgen und eine erneute Akquisition erfolgen. Es entstehen dadurch 2 Rohdatensätze, die nach der Primärrekonstruktion mathematisch miteinander verbunden werden, dieser Vorgang wird auch "stitching" genannt ( ? Abb. 1.3). Stitching kann selbstverständlich auch in der Horizontalen erfolgen, um das Untersuchungsvolumen entsprechend zu vergrößern. In beiden Fällen muss sichergestellt werden, dass die zu verbindenden Volumina eine genügend große Schnittmenge enthalten.

Vorsicht

Größere Achsabweichungen zwischen beiden Volumina, die beispielsweise durch eine veränderte Patientenpositionierung verursacht wurden, können zu fehlerhaften Ergebnissen der Datenfusion führen oder diese unmöglich machen.

Stitching.

Abb. 1.3 Vertikales Stitching (Pfeil) zweier Datensätze des Gesichtsschädels.

Vor der eigentlichen Untersuchung muss der Patient im System korrekt positioniert werden, da häufig nicht der gesamte Körperquerschnitt akquiriert wird. Für die Patientenpositionierung sind je nach Hersteller verschiedene Halterungen (Patientensupport) verfügbar, die entweder manuell oder motorisiert in Höhe und/oder Position verschoben werden können. Gleichzeitig wird mittels Laserlichtvisieren die Position des Akquisitionsvolumens angezeigt. Dabei können die Grenzen des Volumens mittels horizontal und vertikal verlaufender Visierlinien angezeigt werden.

In vielen Fällen wird jedoch nur die Mittellinie des geplanten Aufnahmevolumens dargestellt, die bei einer konzentrischen Umlaufbahn auch der Rotationsachse des C-Bogens entspricht. Dies kann folglich zu Ungenauigkeiten bei der Datenakquisition führen, weshalb die Volumenpositionierung inzwischen häufig um sogenannte Scout-Aufnahmen ergänzt wird. Dabei werden in der Regel aus 2 verschiedenen und häufig im rechten Winkel aufeinander stehenden Projektionsebenen 2 Fluoroskopien erzeugt, mit deren Hilfe der Anwender die Positionierung des Patienten überprüfen kann. Es besteht auch die Möglichkeit der aktiven Positionierung des Akquisitionsvolumens innerhalb der Scout-Aufnahmen ( ? Abb. 1.4). Nach Korrektur der Position des gewünschten Aufnahmebereichs werden die Parameter an das Gerät gesendet und der C-Bogen entsprechend positioniert.

Scout-Aufnahme.

Abb. 1.4 Auswahl des Akquisitionsbereichs per "drag and drop".

1.2 Bilddatenrekonstruktion

Nach der Rohdatenakquisition werden die aufgezeichneten Daten rekonstruiert. Dieser Prozess erfolgt entweder automatisch nach Beendigung oder sogar schon während der Aufnahme oder muss manuell angestoßen werden.

Vor der eigentlichen Rekonstruktion müssen die aufgezeichneten Rohdaten zunächst korrigiert werden, da physikalische Eigenschaften und/oder Schäden des Detektors jedes einzelne Rohbild überlagern. Außerdem findet in der Regel noch eine mathematische Normalisierung der Daten statt und es fließen Informationen über die Gerätegeometrie zur Korrektur der Rohdaten ein.

Die Mehrzahl der Hersteller verwendet zur Rekonstruktion eine Modifikation des von Feldkamp, David und Kress vorgestellten Algorithmus (FDK). Dabei erfolgt im Gegensatz zur normalen Rückprojektion eine Filterung der einzelnen Rohbilder bezüglich der im Bild auftretenden Dichteunterschiede. Dies führt zur Verringerung typischer streifenförmiger Artefakte, die bei Rückprojektionsdaten grundsätzlich beobachtet werden können. Bei Rückprojektionsverfahren werden im Wesentlichen aufgezeichnete Absorptionswerte in den Akquisitionsraum mathematisch zurückprojiziert. Auffällig ist dabei die direkte Abhängigkeit der Qualität der rekonstruierten Daten von der Anzahl und dem Projektionswinkel der Rohdaten.

Prinzipiell sind auch andere Rekonstruktionsverfahren denkbar. Am bekanntesten dürfte die sogenannte algebraische Rekonstruktionstechnik (ART) sein. Bei diesem Vorgehen werden die rekonstruierten Daten mit den Originaldaten verglichen und in erneute Rekonstruktionen (Iterationen) mit einbezogen. Durch dieses Vorgehen könnten bei einer genügend hohen Zahl von Iterationen auch Artefakte suffizient reduziert werden. Allerdings wird ART derzeit nur selten eingesetzt, da die benötigte Rekonstruktionszeit im Vergleich zur gefilterten Rückprojektion deutlich erhöht ist.

Das Ergebnis der Primärrekonstruktion ist in der Regel ein zylinderförmiges Volumen, das sich aus kleinen kubischen Elementen (Voxeln) zusammensetzt ( ? Abb. 1.5). Die Voxelkantenlänge und der durch die Rekonstruktion...