1 Prinzipien der Bilderzeugung

N. Meier

1.1 Einführung

Es ist nicht zu übersehen – in der medizinischen Bildgebung hat sich viel getan. Neben der ursprünglich vordringlichen Entwicklung von Messverfahren, die in diesem Kapitel vorgestellt werden, entsteht aktuell Fortschritt schwerpunktmäßig durch die Prozessierung, Auswertung und Abstraktion der aus dem Patienten gewonnenen Gewebeparameter.

Diese Entwicklungen zielen darauf ab, die klassische radiologische Bildbeurteilung durch hinreichend spezifische Analyseinstrumente zu ergänzen, mit dem Ziel, die Diagnose zu erschließen und zu präzisieren. Medizinphysiker stellen auf Fachtagungen und Kongressen viel versprechende Verarbeitungsstrategien vor, mit denen dieses Ziel umsetzbar erscheint. Selbst wenn der Einsatz in der klinischen Routine angesichts der immanenten Komplexität noch auf sich warten lässt, ist der Weg vorgezeichnet: Die grundlegende Voraussetzung für diese ideale Analysestation ist die bildhafte Kartierung der patientenindividuellen Parameterakquisition. Aus den physikalischen Eigenschaften werden durch aufwendige Verarbeitungsschritte nachfolgend medizinisch nutzbare Einsichten aufbereitet. Der methodische Ansatz, aussagekräftige Gewebeparameter örtlich hoch aufgelöst und feingradig abgestuft in grauskalierten oder farbkodierten Darstellungen zu visualisieren, gilt als Zwischenstufe auf dem Weg zur vollautomatischen Analysestation.

Nachfolgend werden verschiedene Strategien vorgestellt, mit denen diese Aufgaben angegangen werden. Grundsätzlich sind mechanische, elektrische, magnetische und elektromagnetische Messansätze sowie deren Kombination zu unterscheiden.

1.2 Sonografie

Zu den mechanischen Ansätzen gehört die Einwirkung von Ultraschall, dessen Brechung, Reflektion, Beugung und Absorption im Gewebe und an Gewebegrenzen ausgewertet wird. Die Grundlage der Ultraschalltechnologie ist die Erzeugung mechanischer Druckwellen unter Ausnutzung des inversen piezoelektrischen Effekts. Durch pulsartige Aufbringung von hochfrequenten Wechselspannungen wird eine mechanische Deformation von Keramik in eben dieser Frequenz erreicht. Nach entsprechender Ankopplung mit blasenfreien Kontaktmitteln dringt der Schall in das Gewebe ein und erfährt überall dort, wo sich die Schallgeschwindigkeit (bzw. die Schallkennimpedanz) verändert, leichte Brechungen mit Richtungsänderungen bis hin zur Reflektion, wenn sich die Schallgeschwindigkeiten stark unterscheiden. Erreichen diese Reflektionen schließlich wieder die Piezokeramik, erzeugen sie dort nun umgekehrt kleine Spannungspotenziale, die hinsichtlich Frequenz, Amplitude und Verzögerung analysiert werden. Aus der Verzögerung kann eine Distanz, aus der Amplitude die Konsistenz oder Kohäsion und aus der Frequenz eine relative Bewegung abgeleitet werden. Durch geschickte Verschaltungen der einzelnen Piezoelemente, kombiniert mit anschließender Bildverarbeitung, können medizinisch verwertbare, hoch aufgelöste Ultraschallbilder erstellt werden (? Abb. 1.1).

Unter Einhaltung eines limitierenden Schalldrucks (Schallintensitäten im Bereich von 100 mW/cm2) verhält sich die mechanische Einwirkung auf Gewebe auch im derzeit gängigen Frequenzbereich von 1–40 MHz offenbar zerstörungsfrei, wenngleich die dauerhafte Verdichtung zu einem kleinen Fokus Gewebetemperaturen von 90 °C mit entsprechendem Gewebeuntergang bewirkt.

Im Fokusbereich wird die beste laterale und axiale Auflösung des Schallfeldes erreicht.

Im Nahbereich sind die Einzelimpulse des Piezoarrays noch separiert und im Fernfeld laufen die Impulse wieder auseinander. Die Auflösung bei 3,5 MHz beträgt theoretisch unter 0,5 mm (1 Linienpaar pro Millimeter); real liegt sie im Fokusbereich bestenfalls bei mehreren Wellenlängen (etwa 2 – 3 mm). Die Dämpfung (Schallschwächung) im Gewebe ist beträchtlich: Sie beträgt in 8 cm Tiefe rund 28 dB.

1.3 Projektionsradiografie

Grundlage der Röntgentechnik ist die Eigenschaft energiereicher Strahlung, anatomische Strukturen durchdringen zu können, ohne vollkommen absorbiert zu werden. Entscheidender Gewebeparameter ist der lineare Schwächungskoeffizient für ionisierende Strahlung, der auf einfache Weise mit elektromagnetischer Strahlung ermittelt werden kann. Die daraus resultierende Absorption der klassischen Röntgenstrahlen ist abhängig von der Dichte und Kernladungszahl der molekularen Gewebebestandteile sowie der energetischen Zusammensetzung der verwendeten Strahlung.

Geometrie Die der Strahlenquelle gegenüber positionierten Detektoren fangen die Reststrahlung auf, sodass die aufsummierten Gewebeschwächungen den Patienten abbilden können. Die den Patienten durchdringende Strahlung wird entweder durch Foto- und Compton-Effekt energie- und gewebeabhängig absorbiert oder gestreut, andernfalls aber nicht vom geradlinigen Weg abgelenkt. Schon W. C. Röntgen verblüffte die Eigenschaft der von ihm entdeckten „X-Strahlen“, scheinbar nicht ablenkbar zu sein, nicht einmal durch Linsen, Objektive oder Prismen, und dachte an eine „neue Art von Strahlen“.

Die Unschärfe errechnet sich aus der Größe des Lichtursprungs (Fokus, f) und dem Abstand zwischen Fokus und Detektor (FD) und zwischen Objekt und Detektor (OD). Typische Werte bei (mobilen) Röntgengeräten sind f = 1,2 mm, FD = 1,30 m und OD = 10 cm, aus denen sich eine Unschärfe von 0,1 mm errechnet. Dies liegt in der Größenordnung von feinen Frakturlinien bzw. Fissuren, die daher geometrisch verwischt werden; entsprechend sind Detektoren mit höheren Auflösungen entbehrlich. Zum Einsatz kommen typischerweise Detektoren mit 10 Detektorelementen pro mm entsprechend 4–5 Linienpaaren pro mm.

Zudem werden Objekte in Abhängigkeit vom individuellen Abstand zum Detektor unterschiedlich stark vergrößert dargestellt. Typische Vergrößerungen beispielsweise für die ventralen Rippen und das Sternum betragen beim Thorax in anterior-posteriorer Projektion und bei direkter Auflage des Patienten auf dem Detektor etwa 16% gegenüber der realen Größe. Durch die Divergenz des Strahlenbündels Richtung Patient sind die Randbereiche der Aufnahme schräg verzerrt und stärker vergrößert, da der Strahlengang zum ebenen Detektor hier eine im Verhältnis andere Geometrie aufweist. Allgemein gilt: Für größere Abstände zwischen Fokus und Patient sowie Detektor – und bei geringerem Abstand zwischen Patient und Detektor – fallen diese Unschärfen und Verzerrungen geringer aus (? Abb. 1.2).

Abb. 1.2 Entstehung einer Thoraxaufnahme durch Projektion mit Röntgenstrahlung.