Strahlenphysikalische Grundlagen der...

StrahlenphysikalischeGrundlagen derRöntgendiagnostik

Herausgegeben von Hans Dieter Nagel

Wechselwirkungsprozesse, Strahlungserzeugung, Filterung,Kontrastgebung, Detektion, Dosisbegriffe

erzeugtes Photon

Atomkern

Hüllenelektronen

E' = h · ν

E = e · U

einfallendes Elektron

e-

austretendes Elektron

E'' = E - h · ν

e-

ii

Vorwort

Zum Verständnis der Vorgänge, die bei der Bildgebungin der Röntgendiagnostik und der damit verbundenenStrahlenexposition von Patienten und anwenden Perso-nal eine Rolle spielen, sind solide Kenntnisse derStrahlenphysik erforderlich. Aus diesem Grunde begin-nen alle Lehrbücher der Radiologie mit einem entspre-chenden Abschnitt. Die Behandlung dieses Themas be-schränkt sich jedoch zumeist auf die grundlegendenVorgänge der Wechselwirkungsprozesse, die sich bei derErzeugung von Röntgenstrahlung und der Durchdrin-gung von Materie ereignen. Diese Art der Beschreibungbleibt relativ abstrakt, so daß der Bezug zum radiologi-schen Alltag dabei in der Regel zu kurz kommt.

Auf dieser Beobachtung aufbauend wird mit diesemBuch ein anderer methodischer Ansatz verfolgt, indemkonsequent der Bezug zum diagnostischen Röntgengerätund dessen Anwendung hergestellt wird. Erfahrungsge-mäß bilden die nichtlinearen Zusammenhänge bei derWechselwirkung in Verbindung mit der polychromati-schen Zusammensetzung des Strahlenspektrums dasHauptproblem für das Verständnis. Ein weiteres Merk-mal dieses Buches ist daher die durchgängige Veran-schaulichung der strahlenphysikalischen Vorgänge mitHilfe der dabei resultierenden spektralen Veränderun-gen.

Da Bildgebung mit Röntgenstrahlung zwangsläufig mitDosiseinsatz verbunden ist, wird - wo immer dies sinn-voll ist - ein Bezug zur Strahlenexposition des Patientenhergestellt. Außerdem werden in einem eigenen Ab-schnitt die für die Röntgendiagnostik relevanten Dosis-größen beschrieben. Dabei wird - wie auch in den übri-gen Abschnitten dieses Buchs - eine anschauliche Dar-stellungsweise bevorzugt, d.h. der Verzicht auf eineübertrieben exakte, aber zugleich abstrakte Formulie-rung der Themen ist durchaus gewollt.

Die Zielgruppe, für die dieses Buch geschrieben wurde,sind in erster Linie die Anwender diagnostischer Rönt-geneinrichtung, d.h. Ärzte und Assistenzpersonal, sowieTechniker und Sachverständige, die diese Einrichtungenim Rahmen der Qualitätssicherung und Strahlenschutz-überwachung betreuen. Aber auch für Medizinphysiker,die vorwiegend in der Strahlentherapie tätig sind und ihrTätigkeitsspektrum in Richtung Röntgendiagnostik er-weitern möchten, dürfte dieses Kompendium einen an-schaulichen Einstieg bieten.

Hamburg, im Sommer 2003

Hans Dieter Nagel

Dienstanschrift des Autors:

Dr. rer. nat. Hans Dieter Nagelc/o Philips Medizin SystemeAbt. Wissenschaft & TechnikRöntgenstr. 2422335 HamburgE-Mail: [email protected]

iii

Inhaltsverzeichnis

1. Einleitung .................................................................................................................................. 1

Was ist Röntgenstrahlung ? ........................................................................................................ 1

W o finden im Röntgengerät strahlenphysikalische Prozesse statt? .......................................... 2

2. Erzeugung von Röntgenstrahlung .......................................................................................... 3

Prinzip und Wirkungsgrad der Röntgenstrahlungserzeugung................................................... 3

Bremsstrahlung ......................................................................................................................... 4Bremsstrahlungsspektrum .................................................................................................................................. 4

Einfluß der Röhrenspannung.............................................................................................................................. 5

Charakteristische Röntgenstrahlung ......................................................................................... 5

Einflüsse auf Form und Intensität des Spektrums .................................................................... 6Röhrenstrom und Aufnahmezeit ........................................................................................................................ 6

Spannungsform .................................................................................................................................................. 7

Anodenwinkel, Heeleffekt ................................................................................................................................. 8

Extrafokalstrahlung ............................................................................................................................................ 9

3. Wechselwirkung zwischen Strahlung und Materie ............................................................. 11

Wechselwirkungsarten ............................................................................................................ 11Photoeffekt ....................................................................................................................................................... 11

Rayleighstreuung.............................................................................................................................................. 11

Comptonstreuung ............................................................................................................................................. 12

Strahlenschwächung ............................................................................................................... 13Schwächungsgesetz, linearer und Massen-Schwächungskoeffizient ............................................................... 13

Wechselwirkung am Beispiel Aluminium ........................................................................................................ 13

Schwächungskurve, Strahlenqualität ............................................................................................................... 14

4. Filterung der Röntgenstrahlung............................................................................................ 15

Filtereigenschaften .................................................................................................................. 15Filterwirkung .................................................................................................................................................... 15

Mindest- und Zusatzfilterung ........................................................................................................................... 15

Filteräquivalenz ...................................................................................................................... 16

Optimale Filtermaterialien ...................................................................................................... 17

5. Wechselwirkung mit dem Objekt (Kontrastgebung) .......................................................... 19

Wechselwirkung und Abhängigkeiten .................................................................................... 19Schwächung und Aufhärtung im Objekt .......................................................................................................... 19

Einfluß der Objektdicke ................................................................................................................................... 19

Objektmaterialien ............................................................................................................................................. 20

Kontrastgebung ....................................................................................................................... 20

Streustrahlung ......................................................................................................................... 21

iv Inhaltsverzeichnis

6. Absorption der Strahlung im Bildempfänger ...................................................................... 23

Bildempfängertypen............................................................................................................... 23Indirekt detektierende Bildempfänger .............................................................................................................. 23

Direkt detektierende Bildempfänger ................................................................................................................ 25

Einfluß des Detektors auf das absorbierte Spektrum .............................................................. 26Detektormaterialien .......................................................................................................................................... 26

Wirkungsgrad der Absorption .......................................................................................................................... 26

Detektormaterial ............................................................................................................................................... 27

Detektordicke ................................................................................................................................................... 27

Quantenrauschen, Kontrast-Rausch-Verhältnis ...................................................................... 28

7. Dosisbegriffe ............................................................................................................................ 29

Was ist 'Dosis' ? ....................................................................................................................... 29

Dosisgrößen für die konventionelle Aufnahme- und Durchleuchtungstechnik ...................... 30Einfalldosis ....................................................................................................................................................... 30

Oberflächendosis .............................................................................................................................................. 30

Organdosis ........................................................................................................................................................ 31

Dosisflächenprodukt ........................................................................................................................................ 31

Effektive Dosis ................................................................................................................................................. 32

Bildempfängerdosis.......................................................................................................................................... 32

Dosisgrößen für die Computertomographie ........................................................................... 33Computed Tomography Dose Index (CTDI) ................................................................................................... 33

Gewichteter CTDI ............................................................................................................................................ 34

Dosislängenprodukt (DLP) .............................................................................................................................. 35

Literatur ...................................................................................................................................... 37

Stichwortverzeichnis .................................................................................................................. 39

1

Verglichen mit anderen Bereichen des täglichen Alltagsist die diagnostische Anwendung von Röntgenstrahlungeine verhältnismäßig stark von physikalischen Aspektengeprägte Technik. Um beispielsweise die Gesetzmäßig-keiten der Bildgebung mittels Röntgenstrahlung zu ver-stehen, wird man um ein Mindestmaß an Verständnis fürdie strahlenphysikalischen Zusammenhänge kaum her-umkommen. Dasselbe gilt, wenn optimale Lösungenzwischen den konkurrierenden Anforderungen von Bild-qualität und Strahlenexposition gefunden werden sollen.Erschwert wird das erforderliche Verständnis jedochdurch den Umstand, daß die meisten Zusammenhänge

nichtlinearer Natur sind, d.h. der mathematische Drei-satz gilt nur in wenigen Ausnahmefällen.

Im folgenden sollen die wesentlichen Grundlagen derStrahlenphysik dargestellt werden, soweit sie für denAnwendungsbereich der Röntgendiagnostik von Bedeu-tung sind. Zielsetzung ist dabei, dem Anwender vonRöntgenstrahlung zumindest eine qualitative Vorstellungder physikalischen Vorgänge zu vermitteln, die sich beieinem diagnostischen Röntgengerät in der Röntgenröhreund auf dem Weg bis zum Bildempfänger abspielen.

Röntgenstrahlung ist eine spezielle Form der elektroma-gnetischen Strahlung. Zur elektromagnetischen Strah-lung zählen u.a. Mikro- und Radiowellen, sichtbaresLicht und Gammastrahlen (Abb. 1.1). Einziges Unter-scheidungsmerkmal ist ihre Wellenlänge: Bei der Rönt-genstrahlung handelt es sich um eine kurzwellige, nichtsichtbare elektromagnetische Strahlung.

Die bahnbrechenden physikalischen Entdeckungen dermodernen Physik zu Beginn des 20. Jahrhunderts habenaufgedeckt, daß elektromagnetische Strahlung - je nachSituation - sowohl Wellencharakter als auch Partikel-charakter besitzt (Welle-Teilchen-Dualismus). D.h. dieStrahlung zeigt einerseits typische Welleneffekte wie

Abb. 1.1Spektrum elektromagne-tischer Wellen (Über-blick).

Beugung und Interferenz. Andererseits sind bestimmtePhänomene nur zu verstehen, wenn man sich Strahlungals einen Hagel kleiner Geschosse, Photonen genannt,vorstellt. Im Wellenbild wird die Strahlung durch ihreWellenlänge charakterisiert, im Partikelbild dagegendurch die Energie der Partikel. Wellenlänge λ (in nm)und Photonenenergie E (in keV) sind miteinander überdie Gleichung

E = h ⋅ υ = h ⋅ c

λ =

1,24λ

(1.1)

verknüpft, wobei h das Plancksche Wirkumsquantum, νdie Schwingungsfrequenz der Welle und c die Vakuum-Lichtgeschwindigkeit ist.

1. Einleitung

Was ist Röntgenstrahlung ?

10-4 10-2 1 102 104 106 108 1010

105 103 101 10-1 10-3 10-5 10-7Wellenlänge (nm)

Energie (eV)

107

Mikro- und Radiowellen Röntgenstrahlen (incl. Bremsstrahlung)

γ-StrahlenUltraviolettInfrarot

Sichtbares Licht

Röntgendiagnostik

2 1. Einleitung

In der Röntgendiagnostik spielt der Wellencharakter derStrahlung so gut wie keine Rolle. Vielmehr dominierendie Aspekte der Energieübertragung. Im folgenden wird

Abb. 1.2StrahlenphysikalischesSchema des Strahlen-gangs eines diagnosti-schen Röntgensystems.

daher ausschließlich das Partikelbild verwendet. Dia-gnostische Röntgenstrahlung besteht aus Photonen, de-ren Energie zwischen 10 und 150 keV liegt.

Strahlenphysik beschreibt die Wechselwirkungsprozes-se, die sich zwischen Materie und geladenen Teilchen(bei der Erzeugung von Röntgenstrahlung in der Rönt-genröhre) bzw. zwischen Materie und der erzeugtenStrahlung (in den Materialschichten im Strahlengangdes Röntgengeräts) abspielen. Zum Verständnis derstrahlenphysikalischen Vorgänge in einem diagnosti-schen Röntgengerät hat es sich als sinnvoll erwiesen,zwischen Strahlenquelle und Bildempfänger vier aufein-anderfolgende Stufen zu unterscheiden (Abb. 1.2):

• Stufe 1 beinhaltet die Erzeugung von Röntgenstrah-lung in der Röntgenröhre, ihre Abhängigkeit von Ein-stellparametern wie Spannung und Strom sowie denEinfluß technischer Faktoren (Anodenmaterial, Gene-ratortyp etc.).

• Stufe 2 umfaßt die Filterung der in der Röhre erzeug-ten Strahlung durch die Wandmaterialien der Rönt-

genröhre sowie durch weitere Materialien, die der An-wender gezielt im Strahlengang plazieren kann.

• Stufe 3 beschreibt die Wechselwirkung der Röntgen-strahlung beim Passieren des Patienten und insbeson-dere die Vorgänge, die für die Kontrastgebung verant-wortlich zeichnen.

• Stufe 4 behandelt die Wechselwirkung der aus demPatienten austretenden Strahlung mit der strahlen-absorbierenden Schicht des Bildempfängers.

In den folgenden Kapiteln 2 und 3 werden zunächst diegrundlegenden Prozesse bei der Erzeugung von Rönt-genstrahlen und bei der Wechselwirkung zwischenStrahlung und Materie beschrieben. Anschließend wer-den die in den Stufen 2 bis 4 stattfindenden Vorgänge inden Kapiteln 4 bis 6 eingehend betrachtet. Zum Ab-schluß werden die für die Röntgendiagnostik wichtigenDosisbegriffe erläutert.

Wo finden im Röntgengerät strahlenphysikalische Prozesse statt?

Röhrenspannung

~~~~~~~~

α

Anodenmaterial

BestandteileEigenfilter

Zusatzfilter

Anzahl, Art und Dicken der Materialien

Art und Dicke desGrundmaterials

DetektorDetektormaterial

Zentralstrahl

I1 I2

AnodeKathode Röhrenstrom

Typ der Filterung

Art und Dicke des abzubildenden Details

Massenbelegung

Dicken

Anodenwinkel

Röntgenröhre

Objekt

STUFE 1: STRAHLUNGSERZEUGUNG

STUFE 2: FILTERUNG

STUFE 3: OBJEKTTRANSMISSION

STUFE 4: DETEKTION

Generatortyp

Welligkeit

3

Die Erzeugung von Röntgenstrahlung erfolgt über dengrundlegenden Prozeß der Wechselwirkung von Elektro-nen mit Materie. In diesem Kapitel wird zunächst dasPrinzip der Röntgenstrahlungserzeugung und deren Wir-kungsgrad vorgestellt. Die bei der Erzeugung von

Abb. 2.1Funktionsprinzip der Röntgenröhre.

2. Erzeugung von Röntgenstrahlung

Bremsstrahlung und charakteristischer Strahlung ablau-fenden Prozesse werden anschließend im Detail be-leuchtet. Abschließend werden die wesentlichen Grö-ßen, die Form und Intensität des Röntgenstrahlen-spektrums bestimmen, beschrieben.

Prinzip und Wirkungsgrad der Röntgenstrahlungserzeugung

Das Prinzip der Röntgenstrahlungserzeugung ist in Abb.2.1 dargestellt. Hierzu sind ein Vakuumgefäß (Röntgen-röhre) und ein Paar Elektroden (Anode, Kathode), fer-ner eine Versorgung der beiden Elektroden mit Hoch-spannung sowie eine Heizeinrichtung für die negativeElektrode (Kathode) erforderlich. Die Heizung der Ka-thode sorgt dafür, daß aus dem wendelförmigen Metall-draht negative Ladungsträger (Elektronen) freigesetztwerden. Zwischen Kathode und Anode liegt eine Poten-tialdifferenz von einigen zigtausend Volt an (Röhren-spannung). Die freigesetzten Elektronen erfahren indem starken elektrischen Feld, das aufgrund der Röh-renspannung existiert, eine Beschleunigung. Dabei ge-winnen sie eine kinetische Energie, die sich nach denGesetzen der Elektrodynamik aus dem Produkt aus Ele-mentarladung e und Spannung U ergibt und in keV (Ki-loelektronenvolt) bemessen wird.

Beim Auftreffen und Eindringen in die Anode werdendie auf nahezu Lichtgeschwindigkeit beschleunigtenElektronen abrupt abgebremst. Dabei übertragen sie diesoeben erhaltene Bewegungsenergie auf das Anodenma-terial. Zum weitaus überwiegenden Teil geschieht diesin Form von Wärme. Weniger als 1% der eingesetzten

Bewegungsenergie kann in Form von Röntgenstrahlunggenutzt werden. Die in Röntgenröhren verwendete Formder Röntgenstrahlungserzeugung, basierend auf derWechselwirkung zwischen Elektronen und Materie, istdaher - relativ gesehen - wenig effizient. Der Wirkungs-grad ε für die Erzeugung von Röntgenbremsstrahlunghängt gemäß

ε ≈ 10−6 ⋅ Z ⋅ U (2.1)

von der Ordnungszahl Z des Anodenmaterials und derRöhrenspannung U ab. Für eine Kupferanode (Cu,Z=29) und 20 kV Röhrenspannung liegt der Wirkungs-grad bei nur 0,06%. Verwendet man dagegen eine Wolf-ramanode (W, Z=74) in Verbindung mit einer Röhren-spannung von 100 kV, so erhöht sich der Wirkungsgradauf immerhin 0,74%. Zu beachten ist allerdings, daß derWirkungsgrad die gesamte, in sämtliche Richtungenemittierte Strahlung umfaßt. Da in der Röntgendiagno-stik nur ein begrenzter kegelförmiger Bereich genutztwerden kann, ist der effektive Wirkungsgrad noch we-sentlich geringer.

Dennoch ist die Bremsstrahlungserzeugung in Röntgen-röhren auch nach mittlerweile mehr als 100 Jahren, dieseit der Entdeckung der Röntgenstrahlen vergangensind, die nach wie vor einzige konkurrenzfähige Metho-de, um diagnostische Röntgenstrahlung zu vertretbarenKosten herzustellen. Dabei stellt sich die Geschichte derRöntgenröhrenentwicklung im Rückblick als permanen-te Herausforderung dar. In zahlreichen Einzelschrittengelang es, das Problem der Abfallwärme kontinuierlichzu verringern und die Leistungsfähigkeit der Strahlen-quelle durch entsprechend höhere Belastbarkeit der ver-wendeten Materialien zu steigern.

Kathode

(-U/2)

Anode

(+U/2)

Röntgenstrahlung

Elektronen

( E kin = e·U )

e -

Hochspannung U+ -

4 2. Erzeugung von Röntgenstrahlung

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80

Phot onenener gi e (k eV)

Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

w ei ch har t

Abb. 2.2Schematische Darstel-lung der Bremsstrahlen-erzeugung.

Abb. 2.3Typisches Strahlenspektrum in der Röntgendiagnostik(Wolfram-Anode, 70 kV Röhrenspannung, Filterung mit2,5 mm Aluminium).

Bremsstrahlung

Der überwiegende Teil der erzeugten Röntgenstrahlungresultiert aus dem Abbremsprozeß, der schematisch inAbb. 2.2 dargestellt ist. Gelangt ein einfallendes Elek-tron in die Nähe eines Atomkerns des Anodenmaterials,so erfährt es aufgrund der anziehenden Kräfte eine Ab-lenkung aus seiner ursprünglichen Flugrichtung. Nachden Gesetzen der Elektrodynamik ist diese Ablenkungmit einem Energieverlust verbunden. Dieser führt zurEmission eines Photons mit einer Energie, die dem erlit-tenen Energieverlust entspricht. Der Energieverlust fällt- je nach dem Abstand, in dem das Elektron den Atom-kern passiert - mehr oder weniger stark aus. Außerdemkann die Energieübertragung sowohl in einem als auchin mehreren Wechselwirkungsprozessen erfolgen.

Bremsstrahlungsspektrum

Energieübertragung in der beschriebenen Form ergibtein Spektrum an Photonen mit unterschiedlicher Ener-gie, das mit ‚Röntgen-Bremsstrahlungsspektrum’ be-zeichnet wird. Abb. 2.3 zeigt ein für die Röntgendiagno-stik typisches Spektrum, das mit einer Röhrenspannungvon 70 kV (Kilovolt) in einer Anode aus Wolfram er-zeugt wurde. Die links gelegenen, niederenergetischenAnteile besitzen eine geringe Durchdringungskraft undwerden daher allgemein ‚weich’ genannt. Dagegen wer-den die weiter rechts befindlichen, höherenergetischenAnteile entsprechend ihrer - relativ gesehen - stärkerenDurchdringungsfähigkeit als ‚hart’ bezeichnet. Die un-terschiedlichen Photonenenergien charakterisieren daherdie Qualität der Röntgenstrahlung, die - neben derDurchdringungsfähigkeit - einen großen Einfluß auf dieKontrastgebung hat.

Die Fläche des Spektrums ist dagegen ein relatives Maßfür die Quantität der Strahlung und damit für Aspektewie Aufnahmezeit, Bildrauschen und Patientendosismaßgeblich (dieses wie auch alle weiteren Spektren, diein diesem Kapitel dargestellt werden, wurden mit einemRechenprogramm erstellt, das auf dem semi-empiri-schen Modell der Röntgenstrahlungserzeugung vonBirch und Marshall (Birch79) basiert).

erzeugtes Photon

Atomkern

Hüllenelektronen

E' = h · ν

E = e · U


e-


E'' = E - h · ν

e-

5

0

500

1000

0 25 50 75 100


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

5 0 k V

7 0 k V

1 0 0 k V

Abb. 2.4Röntgenspektrum - Einflußgröße Röhrenspannung (50,70 und 100 kV, Filterung: 2,5 mm Al).

Charakteristische Röntgenstrahlung

Einfluß der Röhrenspannung

Das in Abb. 2.3 dargestellte Spektrum endet rechts - ent-sprechend der verwendeten Röhrenspannung von 70 kV- bei einer Photonenenergie von 70 keV (Grenzenergie).Photonen mit höherer Energie (d.h. härtere Strahlung)lassen sich nur durch Verwendung entsprechend höhererBeschleunigungsspannungen herstellen. Weniger harteStrahlung erfordert dagegen kleinere Röhrenspannun-gen. Abb. 2.4 verdeutlicht den Einfluß der Röhrenspan-nung auf Form und Größe des Spektrums. Die Intensitätdes Spektrums hängt im allgemeinen von der 2. Potenzder Spannung ab; dies gilt allerdings nur für den darge-stellten Fall (Strahlenfilterung mit 2,5 mm Aluminium).Der Grad der Spannungsabhängigkeit wird im Einzelfallvon Art und Dicke der Materialien im Strahlengang be-stimmt und kann - wie im weiteren gezeigt wird - auchwesentlich höhere Werte annehmen.

Charakteristische Röntgenstrahlung

Abb. 2.5Mechanismus der Erzeugung von charakteristischer Röntgenstrahlung.

e-

e-

e-


freigesetztes Elektron


Hüllenelektronen

Atomkern

K-Schale

ANREGUNG

Hüllenelektronen

Atomkern

K-Schale

M-Schale

L-Schale

h · ν2 = EK - EM

h · ν1 = EK - EL

KαKβ

EMISSION

Das in Abb. 2.4 dargestellte 100 kV-Spektrum weist in-sofern eine Besonderheit auf, als im Bereich zwischen60 und 70 keV Linien erkennbar sind, die dem Brems-spektrum überlagert sind. Die Linien treten erst ober-halb einer bestimmten Spannung auf, die für das ver-wendete Anodenmaterial typisch ist. Diese zusätzlicheStrahlungskomponente wird daher als ‚charakteristischeStrahlung’ bezeichnet.

Der Mechanismus, der zur Entstehung charakteristischerRöntgenstrahlung führt, ist in Abb. 2.5 schematisch dar-

gestellt. Hierzu wird auf das bekannte Schalenmodelldes Atomaufbaus zurückgegriffen. Ein beschleunigtesAtom, das auf die Hülle eines Atoms des betreffendenAnodenmaterials trifft, kann beim Zusammenstoß Elek-tronen aus den kernnahen Schalen herausschlagen. Vor-aussetzung hierfür ist, daß die kinetische Energie desstoßenden Elektrons größer ist als die Energie, mit derdas Hüllenelektron an den Atomkern gebunden ist. Einauf diese Weise angeregtes Atom ist jedoch bestrebt,wieder in seinen stabilen Grundzustand zurückzukehren.Dabei füllen sukzessive Elektronen aus den äußeren,


0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

1 0 0 mA

2 0 0 mA

0

500

1000

0 10 20 30


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

W

Mo

Abb. 2.6Röntgenspektrum - Einflußgröße Anodenmaterial (Wolf-ram, Molybdän).

Abb. 2.7Röntgenspektrum - Einflußgröße Röhrenstrom.

weniger stark gebundenen Schalen die weiter innen ge-legenen Vakanzen aus. Bei diesem Nachrückprozeß wirdein diskreter Energiebetrag freigesetzt, der exakt derDifferenz der Bindungsenergien der beiden beteiligtenSchalen entspricht. Dieser Energiebetrag wird mit einerbestimmten Wahrscheinlichkeit dazu genutzt, Röntgen-quanten mit der entsprechenden Photonenenergie zuemittieren.

Da sich die Bindungsenergien der einzelnen Schalenvon Element zu Element unterscheiden, sind die Energi-en der emittierten Röntgenquanten für das Element, dasals Anodenmaterial benutzt wird, charakteristisch. Ab-bildung 2.6 zeigt dies für die Materialien Wolfram undMolybdän, die in der Röntgendiagnostik zum Einsatzkommen. In Erscheinung tritt allerdings nur charakteri-stische K-Strahlung, die aus Übergängen in die innersteSchale des Atoms resultieren. Die Strahlung der anderenSerien (L-Serie etc.) ist dagegen so weich, daß sie vonder Strahlenfilterung, die aus Strahlenschutzgründenmindesterforderlich ist, unterdrückt wird.

Für die relativ breiten Spektren, wie sie in der Röntgen-diagnostik üblicherweise verwendet werden, spielt diecharakteristische Röntgenstrahlung nur eine untergeord-nete Rolle. Lediglich dort, wo spezielle Strahlenfilter

aus einem Material verwendet werden, das mit demAnodenmaterial identisch oder verwandt ist (z.B. Mam-mographie), trägt die charakteristische Röntgenstrah-lung nennenswert zur Intensität der erzeugten Strahlungbei.

Einflüsse auf Form und Intensität des Spektrums

Die konkrete Ausführung der Röntgenröhre und des Ge-nerators sowie die am Röntgengerät wählbaren Ein-stellgrößen für Aufnahme und Durchleuchtung beein-flussen Form und Intensität des Spektrums und bestim-men damit Qualität und Quantität der erzeugten Rönt-genstrahlung.

Röhrenstrom und Aufnahmezeit

Röhrenstrom I, Aufnahmezeit t und das aus beiden re-sultierende Strom-Zeit-Produkt Q sind eine der wenigenEinflußgrößen, die sich in linearer Weise auf die Intensi-tät des Röntgenspektrums auswirken (d.h. hier gilt aus-nahmsweise der Dreisatz). Diese Größen bestimmenausschließlich die Anzahl der Elektronen, die in einembestimmten Zeitintervall auf die Anode treffen. Die rela-tive Zusammensetzung des Spektrums wird durch sie je-doch nicht verändert. Wie Abb. 2.7 zeigt, besitzen beideSpektren dieselbe Form und unterscheiden sich lediglichin ihrer Höhe.

7

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

Glsp.

2 - Pul s

0

0,5

1

0 10 20 30

Zeit (ms)

Sp

ann

un

g (

rel.)

0

0,5

1

0 10 20 30

Zeit (ms)

Sp

ann

un

g (

rel.)

0

0,5

1

0 10 20 30

Zeit (ms)

Sp

ann

un

g (

rel.)

0

0,5

1

0 10 20 30

Zeit (ms)

Sp

ann

un

g (

rel.)

(a) (b)

(c) (d)


Spannungsform

Die Spannung, mit der die Röntgenröhre vom Generatorversorgt wird, ist in den seltensten Fällen konstant. Viel-mehr weist sie - je nach Erzeugungsprinzip des jeweili-gen Generatortyps - einen zeitlichen Verlauf, der in re-gelmäßiger Form schwankt. Den prozentualen Betragder Spannungsschwankung bezeichnet man als ‚Wellig-keit’. Abb. 2.8 zeigt eine Reihe von Spannungsformen,die in der Praxis vorkommen.

Für die Strahlungserzeugung ist dabei entscheidend, daßzu unterschiedlichen Zeitpunkten unterschiedlicheSpannungswerte vorliegen. Das resultierende Spektrumist daher eine Überlagerung verschiedener Teilspektrenmit unterschiedlichen Grenzenergien und unterschiedli-chen Intensitäten. Abb. 2.9 zeigt im Vergleich zweiSpektren, die mit Gleichspannung ohne Welligkeit undmit einer 2-Puls-Spannung mit großer Welligkeit er-zeugt wurden und deren Spannung denselben Spitzen-wert aufweist. Das 2-Puls-Spektrum hängt auf der ‚har-ten’ Seite erkennbar durch; außerdem ist die Fläche desSpektrums und damit die Strahlungsintensität ver-gleichsweise geringer als beim Gleichspannungs-spektrum.

Abb. 2.8Spannungsformen unter-schiedlicher Röntgen-generatoren (a: 2-Puls-,b: 6-Puls-, c: 12-Puls-,d: Konverter-Generato-ren).

Das 2-Puls-Spektrum ist daher im Mittel ‚weicher’. Esläßt sich effektiv mit einem Gleichspannungsspektrumvergleichen, das mit einer geringeren Röhrenspannungerzeugt worden ist. Es ist daher naheliegend, eine Art

Abb. 2.9Röntgenspektrum - Einflußgröße Spannungsform(Gleichspannung, 2-Puls).


0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

1 2 °

7 °

Abb. 2.11Röntgenspektrum - Einflußgröße Anodenwinkel (12°,7°).

Abb. 2.10Heeleffekt bei einerRöntgenröhre mit15° Anodenwinkel.

‚effektive Röhrenspannung’ definieren zu wollen, mitderen Hilfe Generatoren mit unterschiedlicher Span-nungscharakteristik vergleichbar würden. Leider hängtdie effektive Spannung naturgemäß von dem Effekt ab,für den man sich jeweils interessiert. UnterschiedlicheAspekte wie Hautdosis, erforderliche Aufnahmezeit,Strahlenkontrast oder Dosis hinter Strahlenabschirmun-gen besitzen eine unterschiedlich starke Abhängigkeitvon der Röhrenspannung. Daher kann es in der Rönt-gendiagnostik prinzipiell keine effektive Spannung ge-ben, die universell verwendbar wäre.

Spannungsformen mit großen Welligkeiten kommenpraktisch nur noch bei älteren Generatoren vor. HeutigeGeneratoren sind nahezu ausschließlich Konvertergene-ratoren mit geringer Restwelligkeit. Konvertergenerato-ren können daher in der Regel annähernd wie Gleich-spannungsgeneratoren behandelt werden. Da Generato-ren jedoch relativ langlebig sind, spielt der Einfluß derSpannungsform in der Praxis immer noch eine Rolle.

Anodenwinkel, Heeleffekt

Die Anoden von diagnostischen Röntgengenstrahlernbesitzen relativ kleine Anodenwinkel (typischerweise 12bis 15°, s. Abb. 1.2). Mit Hilfe dieses ‚Tricks’ kann dieLänge des elektronischen Brennflecks, d.h. die Abmes-sung des mit Elektronen beaufschlagten Teils der Ano-denfläche, wesentlich größer gehalten werden als der fürdie Abbildung maßgebliche optische Brennfleck. Da-durch wird die Belastbarkeit der Röhre erhöht. Anderer-seits limitiert der Anodenwinkel die Größe des nutzba-ren Strahlenfelds. Röntgenquanten, die - relativ zumZentralstrahl - anodenseitig unter einem Winkel emit-tiert werden, der größer als der Anodenwinkel ist, wer-den vollständig in der massiven Anodenscheibe absor-biert. Zur Produktion von Bremsstrahlung dringen dieElektronen einige µm tief in die Anode ein. Die erzeug-ten Röntgenquanten müssen daher in Richtung des Röh-

renfensters erst eine gewisse Dicke des Anodenmaterialspassieren, die bei den typischen Anodenwinkeln rundviermal so groß ist wie die mittlere Eindringtiefe derElektronen. Aufgrund der hohen Ordnungszahl vonWolfram resultiert daraus eine nennenswerte Schwä-chung der Strahlung.

Die Strahlenschwächung in der Anode ist ebenfalls ver-antwortlich dafür, daß die Intensitätsverteilung inner-halb des Strahlenfelds ungleichförmig ist. Je weiter mansich in der Richtung parallel zur Röhrenachse zurAnodenseite hin bewegt, desto stärker nimmt die Strah-lenintensität ab. Der daraus resultierende Schwärzungs-abfall im Bild wird ‚Heeleffekt’ genannt (Abb. 2.10).Ähnliches geschieht, wenn die ursprünglich glatte Ano-denoberfläche mit zunehmender Nutzungszeit infolgedes intensiven Elektronenbeschusses immer weiter auf-rauht.

30°

20°

10°

0°

Zentralstrahl

100%

80%

60%

40%

Anode

Dosisleistung (rel.)

9

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

f okal

ex t r af okal

Abb. 2.12Röntgenspektrum - Einflußgröße Extrafokalstrahlung.


Die Strahlenschwächung fällt um so größer aus, je klei-ner der Anodenwinkel ist. Abb. 2.11 zeigt den Einflußdes verwendeten Anodenwinkel auf das resultierendeSpektrum im Zentralstrahl. Röhren mit sehr kleinenAnodenwinkeln (7°) kommen nur in speziellen Situatio-nen zum Einsatz. Dies ist beispielsweise in der Compu-tertomographie der Fall, wo das benötigte Strahlenfeldin der Richtung parallel zur Röhrenachse nur wenigeMillimeter groß sein muß.

Extrafokalstrahlung

Aus abbildungstechnischen Gründen muß der Entste-hungsort der Röntgenstrahlung auf einen Bereich mitgeringsmöglicher Ausdehnung, Brennfleck oder Fokusgenannt, konzentriert werden. Dies erfolgt mit elektro-nenoptischen Mitteln. Beim Aufprall auf die Anode wirdein Teil der Elektronen (ca. 20%) rückgestreut. Dierückgestreuten Elektronen erleiden dabei einen gewis-sen Energieverlust, ändern ihre Flugrichtung und wer-den an anderer Stelle außerhalb des eigentlichen Brenn-flecks abgebremst. Sofern diese Stellen im Bereich desRöhrenfensters liegen, leisten sie einen Beitrag zuremittierten Röntgenstrahlung. Dieser Beitrag wird ‚Ex-trafokalstrahlung’ genannt. Abb. 2.12 zeigt das Spek-trum der Extrafokalstrahlung im Vergleich zur Strah-lung, die aus dem eigentlichen Brennfleck stammt (Fo-kalstrahlung).

Aufgrund des Energieverlusts ist die Extrafokalstrah-lung im Mittel weicher als die Fokalstrahlung. Man er-kennt außerdem die charakteristische Strahlung weitererMaterialien, die den Grundkörper des Anodentellers bil-

den (z.B. Molybdän). Je nach Röhrenbauart und Span-nung liegt der Extrafokalstrahlungsanteil zwischen 5und 20%. Extrafokalstrahlung stellt eine großflächigeAufweitung des Brennflecks dar, die für die Abbil-dungsqualität nachteilig ist (Unschärfe). Maßnahmenzur Reduzierung des Extrafokalstrahlungsanteils beste-hen zum einen in der geometrischen Eingrenzung desBereichs, der durch das Fenster des Röntgenstrahler imPrinzip zu sehen wäre. Eine andere, wesentlich effizien-tere Möglichkeit bieten Röhren mit einem geerdetenVakuumgehäuse aus Metall (‚Metallkannenröhren’).Hierdurch lassen sich die vagabundierenden Streu-elektronen gewissermaßen ‚absaugen’ und damit un-schädlich machen.

11

Hüllenelektronen

Atomkern

e-Photoelektron

einfallendes Photon

E = h · ν

K-Schale

E ' = E - Ek

3. Wechselwirkung zwischen Strahlung und Materie

Abb. 3.1Schematische Darstel-lung des Photoeffekts.

Wechselwirkung zwischen Strahlung und Materie ereig-net sich überall dort, wo das Strahlenbündel Material-schichten durchdringt (Filter, Patient, Kontrastmittel,Strahlenschutzmittel) oder zur Bildgebung detektiert

wird (Bildempfänger). An der Wechselwirkung beteiligtsind zum einen die Röntgenquanten, die in die Materieeindringen, zum anderen die Elektronenhülle der Ato-me, aus denen die betreffende Materie besteht.

Wechselwirkungsarten

Im Anwendungsbereich der Röntgendiagnostik tragendrei unterschiedliche Effekte zur Wechselwirkung bei:Der Photoeffekt, die klassische (elastische) Rayleigh-streuung sowie der Comptoneffekt (inelastische Streu-ung).

Photoeffekt

Der Photoeffekt läuft nach ähnlichem Muster ab wie dieweiter oben beschriebene Erzeugung charakteristischerRöntgenstrahlung, jedoch mit einem wesentlichen Un-terschied: Die Wechselwirkung findet nicht zwischenzwei geladenen Partikeln (Elektronen), sondern zwi-schen einem (nichtgeladenen) Photon und einem (gela-denen) Elektron statt. Voraussetzung ist auch hier, daßdie Energie des einfallenden Photons höher ist als dieBindungsenergie des Hüllenelektrons, mit dem das Pho-ton jeweils wechselwirkt. Ist diese Bedingung erfüllt,wird die Energie des einfallenden Photons auf das Atomübertragen, indem das betreffende Elektron aus seinerangestammten Schale freigesetzt wird (s. Abb. 3.1). Eineventuell vorhandener Energieüberschuß wird dem frei-

gesetzten Elektron in Form von Bewegungsenergie qua-si mit auf die Reise gegeben.

Wie bei der Elektron-Elektron-Wechselwirkung ist dasangeregte Atom bestrebt, wieder in seinen stabilenGrundzustand zurückzukehren. Dabei kommt es mit ei-ner gewissen Wahrscheinlichkeit zur Emission von Se-kundärstrahlung. Hierdurch geht ein Teil der Energie,die zunächst auf die Materie übertragen wurde, wiederverloren. Die Sekundärstrahlung besteht - wie die cha-rakteristische Röntgenstrahlung - aus Photonen, die eindiskretes Spektrum aufweisen. Dessen Zusammenset-zung wird vom jeweiligen Materialtyp bestimmt undkann im technischen Maßstab zur Materialanalyse ver-wendet werden. Die Bezeichnung für diese Art der Se-kundärstrahlung lautet ‚Röntgen-Fluoreszenzstrahlung’

Rayleighstreuung

Bei der (klassischen) Rayleighstreuung findet keinEnergieübertragungsprozeß statt. Verändert wird ledig-lich - wie in Abb. 3.2 dargestellt - die Flugrichtung des

12 3. Wechselwirkung zwischen Strahlung und Materie

Hüllenelektronen

Atomkern

e-

Comptonelektron

einfallendes Photon

gestreutes Photon

E = h · ν

E' = h · ν'

E '' = E - E '

Hüllenelektronen

Atomkerneinfallendes Photon

gestreutes Photon

E = h · ν

E = h · νAbb. 3.2Prinzip der Rayleigh-streuung.

Abb. 3.3Schematische Darstel-lung des Comptonef-fekts.

einfallenden Photons. Man bezeichnet diese Wechsel-wirkungsart daher auch als elastische Streuung. Im Be-reich des sichtbaren Lichts ist die Rayleighstreuung bei-spielsweise verantwortlich für die Blaufärbung des Him-mels, da bevorzugt die kurzwelligen und höherenergeti-schen blauen Lichtquanten gestreut werden. Bei der üb-licherweise verwendeten Projektionstechnik, die dem

Prinzip des Schattenwurfs folgt, sind nur solche Quan-ten bildgebend, die sich auf direktem Wege von ihremEntstehungsort bis zum Ort, an dem die Detektion statt-findet, bewegen. Daher sind Röntgenquanten, die aufklassische Weise gestreut wurden, infolge der Änderungihrer Flugrichtung für die Bildgebung unbrauchbar.

Comptonstreuung

Im Gegensatz zur Rayleighstreuung findet bei derComptonstreuung zusätzlich eine Energieübertragungzwischen einfallendem Photon und dem wechselwir-kenden Hüllenelektron statt. D.h. das einfallende Photonbesitzt, wenn es den Ort der Wechselwirkung als ge-streutes Photon wieder verläßt, eine geringere Energie

als zuvor; es ist - in der Sprache des Wellenbildes -langwelliger geworden (Abb. 3.3). Die Wechselwirkungfindet vorwiegend mit den relativ schwach gebundenenElektronen der äußeren Atomhülle statt. Das betreffendeElektron wird dabei freigesetzt. Als kinetische Energieerhält es den bei der Wechselwirkung übertragenenEnergiebetrag, vermindert um seine Bindungsenergie.

13Strahlenschwächung

Abb. 3.4Beiträge der drei Wechselwirkungsarten zum totalenMassenschwächungskoeffizienten µ/ρ am Beispiel Alu-minium (phot. = Phofoeffekt, rayl. = Rayleighstreuung,comp. = Comptonstreuung, tot. = totaler Massen-schwächungskoeffizient).

Mit den Mitteln der klassischen Physik war die Comp-tonstreuung nicht erklärbar. Die Erklärung setzt nämlichvoraus, daß sich das einfallende Photon wie ein Teilchenverhält, dessen Energie in Form von Bewegungsenergievorliegt. Der Comptoneffekt ist daher ein Beleg für dendualen Charakter des Lichts und damit auch der Rönt-genstrahlung (Welle-Teilchen-Dualismus). Die Winkel-beziehung zwischen dem gestreuten Photon und demfreigesetzten Comptonelektron unterliegt ebenso wiedas Ausmaß der dabei erfolgenden Energieübertragungeinem gesetzmäßigem Zusammenhang.

Aufgrund dieser Zusammenhänge eignet sich derComptoneffekt prinzipiell auch zur Bildgebung. Fürbiologische Materialien, bei denen der Comptoneffekt

die vorwiegende Wechselwirkungsart ist, wäre diese Ab-bildungsmethode sogar effizienter als die übliche Pro-jektionstechnik. Allerdings werden die Photonen bei denin der Röntgendiagnostik üblichen Objektdicken über-wiegend mehrfach gestreut. Hierdurch geht die bei derBildgebung erforderliche Ortsinformation teilweise oderganz verloren. Zum Einsatz kommt die Röntgenabbil-dung mittels Comptonstreuung daher nur in der Materi-aluntersuchungstechnik bei geringen Materialdicken(Harding89). In der Röntgendiagnostik stellt compton-gestreute Strahlung wegen der verlorengegangenenOrtsinformation dagegen einen Störfaktor dar, den esmit geeigneten Mitteln (Streustrahlenraster, Abstands-technik) möglichst weit zu reduzieren gilt.

Strahlenschwächung

Schwächungsgesetz, linearer und Massen-Schwä-chungskoeffizient

Eine zentrale Rolle zur quantitativen Beschreibung derWechselwirkung nimmt das Schwächungsgesetzt ein:

I = I0 ⋅ e−µ ⋅d bzw. I = I0 ⋅ e−µ

ρ ⋅ρ⋅d (3.1)

Hierbei sind I0 und I die Strahlungsintensitäten vor und

hinter der Materialschicht. d ist die Schichtdicke und µ

der (totale) lineare Schwächungskoeffizient des Materi-als, in dem die Wechselwirkung stattfindet. Der Schwä-chungskoeffizient, der die Materialeigenschaften be-schreibt, setzt sich aus den Beiträgen der drei Wechsel-wirkungsarten zusammen:

µ total = µ photo + µcompton + µ rayleigh (3.2)

Bei µ/ρ handelt es sich um den Massenschwächungs-koeffizienten, der sich aus dem linearen Schwächungs-koeffizienten nach Division durch die Dichte ρ des be-treffenden Materials ergibt. Hierdurch werden alle Ma-terialien auf dieselbe Dichte normiert und damit unab-hängig davon, in welcher Form sie vorliegen, in ihrerWirkung miteinander vergleichbar.

Wechselwirkung am Beispiel Aluminium

Die wesentlichen Merkmale des Schwächungskoeffizi-enten sind in Abb. 3.4 am Beispiel des Elements Alumi-nium erkennbar. Hierzu sind der (totale) Massenschwä-chungskoeffizient und seine drei Einzelbeiträge in dop-pelt-logarithmischer Form als Funktion der Photonen-energie dargestellt (alle in diesem Buch verwendetenSchwächungskoeffizienten wurden der Quelle Boone97entnommen). Bei niedrigen Energien dominiert derPhotoeffekt, während der Comptoneffekt nur sehrschwach ausgeprägt ist. Der Beitrag des Photoeffektsfällt mit zunehmender Photonenenergie E rapide ab (mitetwa der 3. Potenz von E); der Comptoneffekt hängt da-gegen nur schwach von der Photonenenergie ab. DieRayleighstreuung nimmt hinsichtlich Beitragshöhe undEnergieabhängigkeit eine mittlere Rolle ein.

0,0001

0,001

0,01

0,1

1

10

100

1000

1 10 100 1000


µµµµ /ρρρρ

(cm

2/

g)

phot .

r ay l .comp.

t ot .

Eckpunk t

14 3. Wechselwirkung zwischen Strahlung und Materie

Abb. 3.5Schwächungskurve eines Röntgenspektrums (70 kV, Fil-terung 2,5 mm Al) und Ermittlung der 1. und 2. Halb-wertschichtdicke (s

1 bzw. s

2).

Aufgrund dieser Charakteristik bilden oberhalb von ei-ner bestimmten Energie die Streuprozesse (Compton-plus Rayleighstreuung) die dominierende Art der Wech-selwirkung. Die Lage dieses ‚Eckpunktes’ ist abhängigvom jeweiligen Material. Im Falle von Aluminium (Al,Z = 13) liegt der Eckpunkt bei rund 50 keV.

Materialien, die sich aus Elementen mit niedrigerer Ord-nungszahl zusammensetzen (z.B. Wasser, Kunststoffe,menschliches Gewebe), unterscheiden sich von diesemBeispiel in zweierlei Hinsicht: Zum einen fällt der Mas-senschwächungskoeffizient bei ihnen deutlich niedrigeraus (fällt mit der 3. Potenz von Z); zum anderen verla-gert sich der Eckpunkt, von dem an die Streuung domi-niert, zu niedrigeren Energien. Bei Materialien aus Ele-menten mit höherer Ordnungszahl verhält es sich genauumgekehrt. Im Anwendungsbereich der Röntgendiagno-stik gilt daher: Materialien mit niedrigem Z schwächenvergleichsweise wenig und machen dies vorwiegendüber Streuprozesse. Materialien mit hohem Z schwä-chen dagegen relativ stark und benutzen dabei in ersterLinie den Photoeffekt.

Schwächungskurve, Strahlenqualität

Die Abnahme der Strahlenintensität mit zunehmenderDicke der Materialschicht (Schwächungskurve) ist inAbb. 3.5 dargestellt. Wegen des exponentiellen Charak-ters des Schwächungsgesetzes wählt man hierzu in derRegel eine halblogarithmische Darstellung. Als 1. Halb-wertschichtdicke (HWD) bezeichnet man die Material-dicke, bei der die Intensität (d.h. die Dosis auf Basis derLuftkerma) auf die Hälfte abgenommen hat; die Dicke,bei der eine weitere Halbierung stattgefunden hat, ist die2. Halbwertschichtdicke.

Die Werte für die Halbwertschichtdicken hängen einer-seits von dem betreffenden Material, andererseits vonder Zusammensetzung des jeweiligen Strahlenspek-trums ab. Sie stellen ein Maß für die Durchdringungs-fähigkeit der Strahlung dar (Strahlenqualität). Die Tatsa-che, daß man es mit einem breiten, polychromatischenStrahlenspektrum zu tun hat, äußert sich in der Form derSchwächungskurve. Diese verläuft nicht streng expo-nentiell (d.h. in der gewählten Darstellungsform als ge-strichelte Gerade); vielmehr nimmt die Steigung derKurve kontinuierlich ab, hervorgerufen durch die zuneh-mende Aufhärtung des Spektrums mit wachsenderSchichtdicke (siehe nächster Abschnitt). Daher fällt die2. HWD stets größer aus als die 1. HWD. Das Verhältnisaus 1. und 2. HWD bezeichnet man als Homogenitäts-grad.

Ein anderes Maß für die Strahlenqualität ist die effekti-ve Energie. Über die effektive Energie wird versucht,das gesamte Spektrum durch eine einzige Zahl zu cha-rakterisieren (z.B. 30 keV). Für die effektive Energiegibt es unterschiedliche Definitionen mit ebenso unter-schiedlichen Ergebnissen. Sie hängen davon ab, aufwelchen Effekt man sich bezieht Eine häufiger verwen-dete Definition benutzt die 1. HWD s

1 mit dem für die

Röntgendiagnostik typischen Referenzmaterial Alumini-um und der Luftkerma als Maß für die Intensität. Hierzubildet man mittels

µeff = ln 2s1

(3.3)

zunächst den effektiven Schwächungskoeffizienten. An-schließend kann man mit Hilfe einschlägiger Tabellen-werke (z.B. McMaster69, Boone97) die Photonenener-gie ermitteln, bei der der Schwächungskoeffizient vonAluminium mit µ

eff übereinstimmt, und erhält auf diese

Weise die effektive Energie des Spektrums.

Bei der effektiven Energie handelt es sich jedoch keines-falls - wie man vielleicht annehmen könnte - um eineKonstante des Spektrums. Vielmehr ändert sich die ef-fektive Energie beim Passieren einer Materialschichtsukzessive und besitzt auf der Strahlenaustrittsseite ei-nen anderen, höheren Wert als beim Eintritt der Strah-lung.

10%

100%

0 1 2 3 4 5 6 7

Schi cht di cke (mm A l )

Rel

ati

ve

Do

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s2

50%

25%

monoc hr oma t i scheSt r ahl ung

Rönt gens pek t r um

15

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

(b)

2 , 5 mm A l

+ 0 , 1 mm C u

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

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on

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luß

dic

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(r

el.)

1 mm B e

(a )

+ 2 , 5 mm A l

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80

Photonenenergie (keV)

Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel.)

+ 0,1 mm Cu

2,5 mm Al

Schwächung

Aufhärtung

Die Filterung des Strahlenspektrums dient hauptsächlichdazu, die weichen Anteile des Spektrums, die aufgrundihres geringen Durchdringungsvermögens nicht zurBildgebung beitragen, zu reduzieren. Ziel ist dabei die

Abb. 4.1Filterwirkung - Aufhärtung und Schwächung.

Abb. 4.2Röntgenspektrum - Einflußgröße Filterung (a: Mindestfilterung mit 2,5 mm Al; b: Zusatzfilterung mit 0,1 mm Cu).

4. Filterung der Röntgenstrahlung

Verringerung der Strahlendosis, die dem Patienten beijeder Anwendung von Röntgenstrahlung zwangsläufigverabreicht wird.

Filtereigenschaften

Filterwirkung

Abb. 4.1 zeigt die beiden wesentlichen Merkmale derFilterung: Aufhärtung und Schwächung. Bedingt durchdie Abhängigkeit des Schwächungskoeffizienten vonder Photonenenergie (s. Abb. 3.4) werden dieniederenergetischen, weichen Bestandteile des Spek-trums stärker geschwächt als die hochenergetischen.Hieraus resultiert eine Verschiebung des Spektrums hinzu höheren Energien, die man mit ‚Aufhärtung’ bezeich-net. Allerdings ist die Trennschärfe von Strahlenfilterngenerell nicht sehr ausgeprägt. Dies führt dazu, daß beijeder Filteranwendung ein Teil der zur Bildgebung nutz-baren Photonen quasi mit auf der Strecke bleibt. D.h.das Spektrum wird, wenn auch weniger stark, in seinenwesentlichen Bestandteilen ebenfalls geschwächt.

Mindest- und Zusatzfilterung

Das Strahlenspektrum ungefilterter Röntgenröhren ent-hält in großem Umfang weiche Röntgenstrahlung. Diesgilt insbesondere für moderne Röhren mit einem Vaku-

umgefäß aus Metall und einem Strahlenaustrittsfensteraus Beryllium, einem Material mit Ordnungszahl Z = 4

16 4. Filterung der Röntgenstrahlung

Abb. 4.3Umrechnungsfaktoren zur Ermittlung des Aluminium-Schwächungs- und Härtungsgleichwert (SGW bzw. HGW)(a: Beryllium (Z < Z

Al), b: Kupfer (Z > Z

Al)).

und geringem Absorptionsvermögen. Entsprechend ge-ring ist die Eigenfilterung derartiger Röhren. Abb. 4.2azeigt das zugehörige Strahlenspektrum, bei dem im Be-reich um 10 keV die charakteristische L-Strahlung desbetreffenden Anodenmaterials (Wolfram) deutlich her-vortritt. Durch einschlägige Vorschriften und Normen(z.B. DIN95) ist gewährleistet, daß Röntgenanlagen miteiner Mindestfilterung ausgeliefert werden, die in ihrerWirkung in der Regel 2,5 mm Aluminium entspricht.Hierdurch werden die Bestandteile unterhalb von ca. 15keV einschließlich der L-Strahlung vollständig entfernt.

Über die mindesterforderliche Filterung hinaus kann esbisweilen sinnvoll sein, das Spektrum aus strahlenhygie-nischen Gründen zusätzlich zu filtern. In einigen An-wendungsgebieten (Pädiatrie, interventionelle Kardiolo-

gie) ist dies bindend vorgeschrieben (RöV98). Abb. 4.2bzeigt die spektralen Veränderungen, die sich bei Verwen-dung eines Zusatzfilters aus 0,1 mm Kupfer ergeben.Neben den unbestreitbaren Vorteilen (Dosisverringe-rung) müssen bei einem Einsatz von Zusatzfiltern aller-dings auch deren Nachteile mitbetrachtet werden. Zurbereits erwähnten Schwächung (Konsequenz: längereAufnahmezeiten) gesellt sich infolge der Aufhärtungeine verminderte Kontrastgebung. Der Kontrastverrin-gerung könnte man leicht begegnen, indem man gleich-zeitig die Spannung verringert. Dies würde allerdingsdas Intensitätsproblem weiter verschärfen. Daher läßtsich nur dort, wo entweder fragestellungs- oder anlagen-bedingt entsprechende Leistungsreserven vorhandensind, Zusatzfilterung ohne Nachteile für die Bildgebungeinsetzen.

Filteräquivalenz

Im Bereich des Strahlenaustrittsfensters eines Röntgen-strahlers befinden sich zumeist eine Reihe unterschiedli-cher Materialien, die insgesamt zur Filterung beitragen(Glas, Kunststoff, Isolationsöl, Beryllium, Aluminiumetc.) Hierbei stellt sich zwangsläufig die Frage nach derVergleichbarkeit dieser Materialien hinsichtlich ihrerFilterwirkung. Dasselbe gilt für die Verwendung be-stimmter Materialien als Zusatzfilter. In der Röntgendia-gnostik stellt Aluminium eine Art ‚Leitwährung’ dar, d.hdie Dicke eines bestimmten Materials wird durch dasentsprechende Aluminium-Äquivalent ausgedrückt.

Die Charakteristik eines Materials wird eindeutig durchden Verlauf seines Schwächungskoeffizienten in Abhän-gigkeit von der Photonenenergie bestimmt (s. Abb. 3.4).Generell gilt, daß nur im Bereich des Photoeffekts, woder Schwächungskoeffizient eine starke Energieabhän-gigkeit aufweist, die gewünschte selektive Wirkung(d.h. bevorzugte Unterdrückung der nicht bildgebendenweichen Spektralkomponenten) gegeben ist. Im Bereichdes Comptoneffekts, wo sich der Schwächungskoeffi-zient nur geringfügig mit der Energie ändert, werden da-gegen alle Spektralkomponenten annähernd gleich stark

0,01

0,1

1

10 100

Ef f ek t i v e Ener gi e (k eV)

Al-

Glw

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mr

ech

nu

ng

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kto

r

A l - HGW

Al - SGW

(a )

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1

10

100

10 100

Ef f ek t i v e Ener gi e (k eV)

Al-

Glw

.-U

mr

ech

nu

ng

sfa

kto

r

A l - HGW

Al - SGW

(b)

30

17

Abb. 4.4Schwächungscharakteristik (linearer Schwächungs-koeffizient µ) unterschiedlicher Filtermaterialien.

geschwächt. In der Optik bezeichnet man ein Filter miteiner solchen Charakteristik als ‚Graufilter’.

Für die selektive Wirkung eines Filters ist daher dieSteigung des Verlaufs seines Schwächungskoeffizientenin Abhängigkeit von der Photonenenergie maßgeblich.Der Wert des Schwächungskoeffizienten ist dagegen einMaß für sein generelles Schwächungsverhalten. DenBezug zum Referenzmaterial Aluminium stellt man her,indem im ersten Fall die Steigungen, im zweiten Fall dieWerte der Schwächungskoeffizienten der beiden Mate-rialien zueinander ins Verhältnis gesetzt werden (Nagel-86). Man spricht dann vom Aluminium-Härtungsgleich-wert (Al-HGW) bzw. vom Aluminium-Schwächungs-gleichwert (Al-SGW). Maßgeblich für die Wirkung ei-nes Materials als Strahlenfilter ist in erster Linie seinHärtungsgleichwert.

Beide Arten von Al-Gleichwerten ändern sich mehr oderweniger stark mit der Strahlenqualität. Abb. 4.3 verdeut-licht dies für die Elemente Beryllium (Be, Z = 4) undKupfer (Cu, Z = 29), die stellvertretend für Materialienmit kleinerer bzw. größerer Ordnungszahl als der vonAluminium (Al, Z = 13) stehen. Der Schwächungs-gleichwert, insbesondere der von Materialien mit niedri-ger Ordnungszahl, zeigt eine ausgesprochen starkeStrahlenqualitätsabhängigkeit; d.h. der Schwächungs-gleichwert eines Materials ist auf der Strahleneintritts-seite des Patienten ein anderer als auf der Austrittsseite.Dagegen ist der Härtungsgleichwert verhältnismäßigkonstant. Im Falle von Kupfer beträgt der Umrech-nungsfaktor beispielsweise 35; d.h. ein 0,1 mm dickesCu-Filter entspricht als Filter 3,5 mm Al. Auf ähnlicheWeise lassen sich die Al-Härtungsgleichwerte andererMaterialien bestimmen und zum Gesamtfilter addieren.

Optimale Filtermaterialien

Optimal ist ein Filtermaterial, wenn es maximalen Nut-zen (Dosisreduzierung) mit minimalen Nachteilen (Auf-nahmezeitverlängerung, Kontrastminderung) kombi-niert. Maßgeblich ist auch hierfür die Ordnungszahl desMaterials in Verbindung mit dem Verlauf des Schwä-chungskoeffizienten. Dieser ist in Abb. 4.4 exemplarischfür vier Elemente (Beryllium, Aluminium, Kupfer undGadolinium) dargestellt. Beryllium steht dabei stellver-tretend für Materialien aus Elementen mit niedrigerOrdnungszahl Z (Isolationsöl, Kunststoffe). Deren Eck-

punkt liegt bei niedrigen Energien (< 25 keV), so dieseMaterialien vorwiegend als ‚Graufilter’ wirken. Derarti-ge Filter sind im Grunde unerwünscht, weil sie dieStrahlung überwiegend schwächen statt sie zu filtern.Kupfer (Z = 29) ist dagegen ein Material, dessen Eck-punkt bei 130 keV liegt und deshalb über den gesamtenEnergiebereich der Röntgendiagnostik hochselektivwirkt. In der Sprache der Elektrotechnik bezeichnet manso etwas als ‚Hochpaßfilter’.

Bei Gadolinium handelt es sich um ein Element aus derFamilie der Selten-Erd-Metalle mit hoher Ordnungszahl(Gd, Z = 64). Der sprunghafte Anstieg des Schwä-chungskoeffizienten bei 50 keV wird als ‚Absorptions-kante‘ bezeichnet und hängt mit der K-Schale des be-treffenden Elements zusammen. Photonen, deren Ener-gie oberhalb der Kantenenergie E

K liegt, finden eine zu-

sätzliche Möglichkeit zur Wechselwirkung vor. Darausresultiert die verstärkte Schwächung.

Zwar weisen sämtliche Elemente des Periodensystemseine derartige Absorptionskante auf. Doch insbesonderebei Elementen mit niedrigen Ordnungszahlen (Z < 30)ist die Kante bei so niedrigen Energien angesiedelt, daßsie sich im Spektralbereich der Röntgendiagnostik nichtabzeichnet. Die Absorptionskante von Gd liegt dagegenbei 50 keV und damit mitten im diagnostischen Spek-tralbereich. Dadurch werden sowohl die weichen als -zumindest über einen gewissen Energiebereich - auchdie harten Spektralbestandsteile unterdrückt. DerartigeFilter werden Kantenfilter genannt.

Optimale Filtermaterialien

0,1

1

10

100

1000

10000

10 100 1000


µµµµ (c

m-1

)

A l

Be

Cu

Gd

18 4. Filterung der Röntgenstrahlung

Abb. 4.6Filter-‚Güte’ unterschiedlicher Materialien als Funktionihrer Ordnungszahl Z bei 70 kV Röhrenspannung.

Aufgrund ihrer Bandpaß-Charakteristik scheinen dieletztgenannten Materialien für Filterzwecke prädesti-niert zu sein. Quantitative Untersuchungen haben aller-dings gezeigt, daß Kantenfilter bei Berücksichtigungsämtlicher Aspekte nur geringfügige Vorteile bieten(Koedooder86, Nagel89, Gagne94). Die gewünschteBandpaßcharakteristik läßt sich in nahezu gleichwerti-ger Weise auch mit optimalen konventionellen Filternwie z.B. Kupfer oder Eisen erzielen, wenn man eine ent-sprechende Absenkung der Röhrenspannung vornimmt(Abb. 4.5). Außerdem sind die spezifischen Vorteile vonKantenfiltern auf einen bestimmten Spannungsbereichbeschränkt. Bei Spannungen, die numerisch wesentlichhöher liegen als die Kantenenergie, versagt zunehmenddie Unterdrückung der harten Spektralkomponenten.Von einer Bandpaßcharakteristik kann dann nicht längerdie Rede sein.

In Abb. 4.6 ist in qualitativer Weise die ‚Filtergüte‘ alsFunktion der Ordnungszahl dargestellt. Die Filtergütebeinhaltet alle für die Beurteilung eines Filters maßgeb-lichen Faktoren (Schwächungsverhalten, Dosisreduzie-rung, Kontrastgebung). Optimal sind demnach Hoch-paßfilter wie Kupfer und Eisen (Fe, Z = 26) sowie Kan-tenfilter wie Gadolinium und Holmium (Ho, Z = 67),sofern es um diagnostische Röntgenanwendungen mitSpannungen zwischen 60 und 80 kV geht. Ungeeignetsind - wie bereits erwähnt - Materialien mit niedrigerOrdnungszahl (Graufilter) sowie Materialien mit Ab-sorptionskante wie Niob (Nb, Z = 40, E

k = 19 keV) und

Zinn (Sn, Z = 50, Ek = 29 keV), deren Kantenenergie

numerisch weit unterhalb der Röhrenspannung angesie-delt ist (‚Pseudo-Kantenfilter’). Werden jedoch entspre-

Abb. 4.5Bandpaßfilterung durch Kantenfilter (Gd) und konven-tionelle Filter (Cu) bei entsprechender Spannungswahl.

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

1 mm A l +0 , 1 7 5 mm Gd@ 7 3 k V

1 mm A l +0 , 2 mm C u@ 6 4 k V

chend geeignete Spannungen verwendet, können derar-tige Materialen durchaus auch als Kantenfilter wirken(z.B. Molybdän (Mo, Z = 42, E

k = 20 keV) in der Mam-

mographie bei Spannungen von 25 bis 30 kV).

Filter-‚Güte’

100

0

50

0 50Z

Sn

Nb

Al

C

Ho

90

FeCu

19

Zweck der Bildgebung mittels Röntgenstrahlung ist dieGewinnung von Informationen über morphologischeoder funktionelle Details aus dem Körperinneren. Dazu

5. Wechselwirkung mit dem Objekt (Kontrastgebung)

muß das Strahlenbündel den gesamten Körperquer-schnitt durchdringen. Die örtlich variierenden Absorpti-onsverhältnisse sind Grundlage für die Kontrastgebung.

Wechselwirkung und Abhängigkeiten

Schwächung und Aufhärtung im Objekt

Beim Passieren des Körperquerschnitts erfährt dasStrahlenspektrum sowohl in seiner Zusammensetzungals auch in seiner Intensität erhebliche Veränderungen.Wie im Falle der Filterung wird das Spektrum ge-schwächt und gleichzeitig aufgehärtet. Die Effekte fal-len jedoch, bedingt durch die größere Dicke des Ob-jekts, wesentlich stärker aus. Abb. 5.1 zeigt dies am Bei-spiel eines 15 cm dicken Objekts. Die Intensität derStrahlung hinter dem Objekt beträgt nur noch einenBruchteil des Wertes auf der Eintrittsseite (Größenord-nung 1%). Die effektive Energie des Spektrums ver-schiebt sich von röhrenseitig 20 bis 30 keV hin zu 40 bis60 keV auf der Bildempfängerseite. Dies hat Konse-quenzen im Hinblick auf die Zeitdauer einer Aufnahmewie auch auf die Kontrastgebung.

Einfluß der Objektdicke

Der Einfluß der Objektdicke auf das Spektrum, das denPatienten wieder verläßt, wird exemplarisch aus Abb.

Abb. 5.1Röntgenspektrum - Schwächung (a) und Aufhärtung (b) im Objekt (15 cm Gewebe).

5.2 ersichtlich. Mit zunehmender Objektdicke erfährtdas Spektrum erwartungsgemäß eine weitere Schwä-

Abb. 5.2Röntgenspektrum - Einflußgröße Objektdicke (15 cm, 20cm Gewebe).

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel.)

ohne

Objekt

mit

(a)

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

2 0 c m

1 5 c m

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

ohne

Obj ek t

mi t(* 4 0 )

(b)

20 5. Wechselwirkung mit dem Objekt (Kontrastgebung)

0,01

0,1

1

10

100

1000

10 100 1000


µµµµ (

cm-1

)

Gewebe

Jod

Knochen

Abb. 5.3Schwächungscharakteristik (linearer Schwächungs-koeffizient µ) wichtiger Objektmaterialien.

Abb. 5.4Röntgenspektrum - Einflußgröße Kontrastmittel(0,1 M·cm Jod).

chung und Aufhärtung. Die Gewebe-Halbwertschicht-dicke, d.h. der Betrag der Dickenzunahme, durch dendie ursprüngliche Intensität halbiert wird, beträgt im Be-reich der Röntgendiagnostik rund 3 cm. Bei Anwendun-gen mit niedriger Spannung (Weichteildiagnostik, z.B.Mammographie) liegt die Gewebe-Halbwertschicht-dicke bei rund 2 cm, bei hohen Spannungen (z.B Com-putertomographie) bei rund 4 cm. Je nach Dicke desObjekts und verwendeter Röhrenspannung variiert dieIntensität des bildempfängerseitigen Spektrums zwi-schen 1/10 und 1/1000 des röhrenseitigen Werts.

Objektmaterialien

Die Absorptionscharakteristika der wichtigsten Objekt-materialen sind in Abb. 5.3 in Form des linearen Schwä-chungskoeffizienten dargestellt. Zum weitaus überwie-genden Teil besteht das zu durchdringende Objekt ausGewebe (Muskel, Fett, Organe). Die Absorptionseigen-schaften dieser Stoffe ähneln denen von Wasser oder be-stimmten Kunststoffen (z.B. Plexiglas (PMMA)). DieAbsorptionscharakteristik von Luft (Beispiel: Lunge)mit seinen Hauptbestandteilen Sauerstoff (O, Z = 8) undStickstoff (N, Z = 7) entspricht in etwa der von Wasser.Da es sich bei Luft jedoch ein gasförmiges Materialhandelt, fällt sein linearer Schwächungskoeffizient umdrei Größenordnungen kleiner aus. Ein weiteres, häufiganzutreffendes Material ist Knochen. Dessen Hauptbe-standteil, Calcium (Z = 14), ist im Periodensystem derunmittelbare Nachbar von Aluminium und läßt sich für

bestimmte Zwecke (z.B. Prüfkörper zur Qualitätskon-trolle) durch Al ersetzen.

Bei bestimmten Fragestellungen ist der Einsatz künstli-cher Kontrastmittel erforderlich (z.B. Gefäßdarstellung).Hierzu verwendet man häufig Flüssigkeiten auf Jodba-sis. Jod (J, Z = 53) besitzt aufgrund seiner hohen Ord-nungszahl ein erhöhtes Absorptionsvermögen, das durchdie bei 33 keV einsetzende K-Absorption zusätzlich ge-steigert wird.

Kontrastgebung

Um bestimmte Details im Röntgenbild sichtbar machenzu können, müssen sich diese Details absorptionsmäßighinreichend stark von Ihrer Umgebung abheben. Die In-tensitäten I

1 und I

2 der beiden in Abb. 1.2 skizzierten

Teilstrahlen müssen sich soweit voneinander unterschei-den, daß der daraus resultierende Strahlenkontrast

C = I1 − I2

I1

= ∆I

I1 (5.1)

stark genug ist, um am Ende der Abbildungskette (z.B.auf dem entwickelten Röntgenfilm oder am Befun-dungsmonitor) vom menschlichen Auge wahrgenom-men werden zu können.

Abb. 5.4 verdeutlicht das Prinzip der Kontrastgebungam Beispiel Jod. Der für den Kontrast wesentliche Un-terschied ∆I der beiden Teilintensitäten entspricht an-schaulich der Differenz der Flächen der zugehörigenSpektren. Ohne die bei 33 keV einsetzende K-Absorpti-

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

ohne

KM

mi t

K- Kant e

21

1

2

3

4

0 500 1000 1500

Ko

ntr

as

tmin

der

un

gs

fak

tor

(b)

ohne Rast er

1 0 0 k V

1 2 5 k V

8 0 k V

r = 5: 1

r = 1 3: 1

mi t Rast er

1 0 0 k V

Fel dgr öß e (c m2 )

on würde diese Differenz nur sehr gering ausfallen undmüßte durch eine entsprechend höhere Konzentrationdes Kontrastmittels kompensiert werden. Dem sind ausphysikalischen und physiologischen Gründen (Kontrast-mittelverträglichkeit) jedoch Grenzen gesetzt.

Mit zunehmender Photonenenergie, d.h. mit härter wer-dender Strahlung, nimmt die Kontrastgebung immerweiter ab. Ursache hierfür ist, daß sich die Schwä-chungskoeffizienten der einzelnen Materialien immerweniger unterscheiden. Die für die Kontrastgebung kri-tische Situation tritt außerdem stets dann ein, wenn dieDicke der abzubilden Details in Projektionsrichtung im-mer kleiner wird oder die Konzentration flüssiger Kon-trastmittel immer weiter abnimmt. Im Bereich kleinerKontraste (Niedrig-Kontrast) sind die Teilintensitäten I

1

und I2 annähernd gleich. Der Strahlenkontrast wird dann

gemäß

C ≈ (µ2 − µ1) ⋅ d2 (5.2)

von der Dicke d2 sowie der Differenz zwischen den

Schwächungskoeffizienten µ2 des abzubilden Details

und µ1 des Grundmaterials des Objekts bestimmt. Da

die Schwächungskoeffizienten mit zunehmender Photo-nenenergie immer kleiner werden und sich immer weiterannähern (‚kV macht grau’), sollten zur Verbesserungder Kontrastgebung möglichst niedrige Röhrenspannun-gen verwendet werden.

Aufgrund der limitierten Röhrenleistung, d.h. aus Auf-nahmezeitaspekten, aber auch aus strahlenhygienischenGründen stößt auch dies auf gewisse Grenzen. Außer-dem ist es für bestimmte Fragestellungen (z.B. Thorax)insgesamt eher vorteilhaft, mit höheren Spannungen zuarbeiten (Hartstrahltechnik). Dadurch läßt sich der hoheKontrastumfang, der sich aus dem starken Tranzparenz-unterschied zwischen Lungengewebe und Mediastinumergibt, reduzieren. Insgesamt ermöglicht eine Spannung-serhöhung in diesen Situationen - trotz verringertem De-tailkontrast - eine verbesserte visuelle Wahrnehmbar-keit.

Streustrahlung

Abb. 5.5Kontrastminderungsfaktor infolge Streustrahlung (a: Einfluß von Feldgröße und Objektdicke (Spannung: 100 kV),b: Einfluß von Feldgröße, Röhrenspannung und Schachtverhältnis r des Streustrahlenrasters (Objektdicke: 10 cm)).

Aufgrund der niedrigen Ordnungszahlen der immenschlichen Gewebe vertretenen Elemente erfolgt dieWechselwirkung mit dem Objekt vorwiegend über denComptoneffekt. D.h. neben der Primärstrahlung muß inerheblichem Umfang Sekundärstrahlung in Form vonStreustrahlung in alle Betrachtungen mit einbezogenwerden. Auf der Patienteneintrittsseite geschieht diesdurch die Strahlung, die aus dem Körperinneren rück-

gestreut wird. Hierdurch erhöht sich die Strahlendosisder oberflächennahen Körperregionen (z.B. die Haut-dosis). Der Rückstreufaktor, d.h. das Verhältnis derSumme aus Primär- und Sekundärstrahlung zur Primär-strahlung an der Eintrittsfläche, nimmt mit wachsenderSpannung, Filterung, Objektdicke und Feldgröße zu undkann im diagnostischen Spektralbereich Werte bis zu 1,5annehmen (d.h. bis zu 50% der in das objekt eintreten-

Streustrahlung

1

4

7

10

13

0 200 400 600 800 1000

Fel dgr öß e (c m2 )

Ko

ntr

as

tmin

der

un

gs

fak

tor

2 5 c m

2 0 c m

1 5 c m

1 0 c m

(a )

5 c m

22 5. Wechselwirkung mit dem Objekt (Kontrastgebung)

den Strahlung wird rückgestreut). Die rückgestreuteStrahlung ist zudem die Hauptursache für die Strahlen-exposition des Personals, das sich bei bestimmten Pro-zeduren in der Nähe des Patienten aufhalten muß.

Auf der Strahlenaustrittsseite ist das Streustrahlenniveau- absolut gesehen - wesentlich geringer. Im Hinblick aufdie Bildgebung ist allerdings entscheidend, wie hochdas Verhältnis von Streustrahlung I

s zu Primärstrahlung

Ip ist. In der Regel liegen die Werte deutlich über 1, d.h.

es dominiert die Streustrahlung. Hauptproblem derStreustrahlung ist ihre kontrastmindernde Wirkung. Ge-genüber der idealen, streustrahlenfreien Situation verrin-gert sich der Kontrast um den Faktor ( I

p + I

s)/ I

p.

Das Ausmaß der detektorseitigen Streustrahlung wirdim wesentlichen durch Objektdicke und Feldgröße be-stimmt. Bei Einsatz von streustrahlenreduzierendenMaßnahmen (z.B. Raster) kommt naturgemäß hinzu,wie effizient sie die Streustrahlung bei möglichst hoherDurchlässigkeit für die Primärstrahlung reduzieren. InAbb. 5.5 ist der Kontrastminderungsfaktor ( I

p + I

s)/ I

p

in Abhängigkeit von den bestimmenden Einflußgrößendargestellt. Ohne Streustrahlenunterdrückung wird derKontrast typischerweise um den Faktor 5 (!), bei großenObjektdicken sogar noch stärker gemindert. Durch Ein-satz von Rastern läßt sich die Streustrahlung zwar nichtvollständig eliminieren; der Kontrastminderungsfaktorwird jedoch ganz wesentlich verringert.

23

Die Aufgabe eines bildgebenden Röntgensystems be-steht in der Herstellung kontrastreicher, scharfer undrauscharmer Bilder. Die Röntgenstrahlung, die den Pati-enten verläßt, muß daher in geeigneter und möglichsteffizienter Weise detektiert werden. Tab. 6.1 gibt einen

6. Absorption der Strahlung im Bildempfänger

Tab. 6.1Bildgebende Detektorsysteme für die Röntgendiagnostik.

Überblick über die für die Röntgendiagnostik verwend-baren Detektoren. Die Beschreibung beschränkt sich aufAspekte, die die Wechselwirkung zwischen Strahlungund Detektormaterial sowie die sich unmittelbar darananschließenden Umwandlungsschritte betreffen.

Bildempfängertypen

Indirekt detektierende Bildempfänger

In der Röntgendiagnostik werden überwiegend indirektdetektierende Bildempfänger verwendet. D.h. die Bild-

information ist erst nach weiteren Schritten, die auf dieprimäre Wechselwirkung folgen, verfügbar. Dies ist bei-spielsweise der Fall bei Leuchtstoffen (Szintillatoren),in denen die bei der Wechselwirkung absorbierte Ener-

Abb. 6.1Unterschiede in der Wir-kungsweise von Verstär-kungs- und Speicherfo-lien.

Verstärkungsfolie

Röntgen-strahlung

Lumineszenz

GRUND-ZUSTAND

ANGEREGTERZUSTAND

Speicherfolie

Auslesen

Belichten

Röntgen-strahlung

Laserlicht

Lumineszenz

HAFT-STELLE

Speicherleuchtstoff: BaFBr:Eu

Belichtung und Lumineszenz zeitlich voneinander getrennt

Lumineszenz durch Laseranregung lokal stimuliert

Detektor Typ Beispiel Produkt Auslesung Anwendung

Verstärkungsfolie Leuchtstoff Gd2O

2S Licht Film Rad.

Speicherfolie Speicherleuchtstoff BaFBr (Licht) Ausleseeinheit Rad.

Selendetektor Photoleiter Se Ladung Elektrometer Rad.

Flachdetektor Leuchtstoff CsJ Licht TFT-Array Rad., (Fluoro.)

Flachdetektor Photoleiter Se Ladung TFT-Array Rad., (Fluoro.)

Bildverstärker Leuchtstoff CsJ Licht Fernsehkamera Fluoro., (Rad.)

Gasdetektor Ionisationskammer Xe Ladung Elektrometer CT

Festkörperdetektor Leuchtstoff Gd2O2S Licht Photodiode CT

Anm.: Rad. = Radiographie, Fluoro. = Fluoroskopie, CT = Computertomographie

24 6. Absorption der Strahlung im Bildempfänger

gie in sichtbares Licht umgewandelt wird. Hierzu zählenVerstärkungsfolien, Eingangsschirme von Bildverstär-kern und Flachdetektoren, Festkörper-Detektorelementein der Computertomographie (CT) und (mit gewissenEinschränkungen) Speicherfolien.

Die Wirkungsweise von Verstärkungsfolien und Spei-cherfolien wird aus Abb. 6.1 ersichtlich. In beiden Fäl-len führt die Energie, die bei der Absorption der Rönt-genquanten freigesetzt wird, dazu, daß die Atome desDetektormaterials angeregt werden. Dabei werden ihreElektronen auf ein energetisch höheres Niveau angeho-ben. Wenn die betreffenden Atome anschließend wiederin ihren stabilen Grundzustand übergehen, erfolgt diesunter anderem über die Emission von Lichtquanten.

Der wesentliche Unterschied zwischen Verstärkungsfo-lien und Speicherfolien ist, daß bei Verstärkungsfoliendiese Emission spontan geschieht. Bei Speicherfolienerfolgt die Lichtemission dagegen verzögert und quasinur auf besondere ‚Bestellung’ hin. Die angeregtenElektronen verbleiben solange in einem metastabilenZwischenniveau (Haftstelle), bis sie durch Stimulationmit Laserlicht zur Abgabe der gespeicherten Energie inForm von Lichtquanten veranlaßt werden.

Die Szintillatoren von Flachdetektoren zur Projektions-abbildung und von Festkörper-Detektorelementen in derCT entsprechen in ihrer Arbeitsweise den Verstärkungs-folien. Bei CT-Detektoren kommt es wegen der Detek-torbewegung beim Scanvorgang zusätzlich auf beson-ders kurze Abklingzeiten der Lumineszenz an.

Das Prinzip des Röntgenbildverstärkers zeigt Abb. 6.2.Die primäre Wechselwirkung erfolgt in einem Eintritts-

schirm aus Cäsiumjodid (CsJ), einem Leuchtstoff. Un-mittelbar hinter dem Leuchtstoff befindet sich eine Pho-tokathode, deren Aufgabe darin besteht, die sekundärenLichtquanten in elektrische Ladungsträger umzuwan-deln. Diese Ladungsträger lassen sich mit Hilfe eineselektrischen Feldes beschleunigen und durch eineElektronenoptik so auf einen Austrittsschirm abbilden,daß ein verkleinertes und wesentlich verstärktes Bild aufdem Austrittsschirm erscheint. Im Austrittsschirm wirddie Energie der absorbierten Elektronen wieder in sicht-bares Licht zurückverwandelt. Das Bild, das dadurch amAustrittsfenster sichtbar wird, kann anschließend mitgeeigneten Methoden aufgenommen und weiterverar-beitet werden

Abb. 6.2Prinzip des Röntgenbildverstärkers.

Abb. 6.3Prinzip des Selendetek-tors im Vergleich zurLeuchtstoffolie.

Eintrittsschirm (Röntgenquanten -> Licht)

Röntgen-strahlen-Relief

verkleinertessichtbaresBild

Photokathode(Licht -> Elektronen)

Austrittsschirm (Elektronen -> Licht)

elektrisches Feld(Verstärkung)

Selen ( Photo leit er) Folie ( Leuchtstoff )

-

+

Film

LichtLadungRönt genquantRönt genquant

Selen (Photoleiter) Folie (Leuchtstoff)

Röntgenquant RöntgenquantLicht

Film

Ladung

Auflösung

25

Direkt detektierende Bildempfänger

Daneben gibt auch direkt detektierende Bildempfänger.Dies ist der Fall bei Gasdetektoren in der CT und beiDetektoren aus dem Photohalbleitermaterial Selen.Hierbei werden die Ladungsträger, die infolge derWechselwirkung freigesetzt werden, ohne zusätzlichenSchritt zur Bildinformation genutzt. Abb. 6.3 verdeut-licht dies für einen Selendetektor. Selendetektoren wer-den beispielsweise in jedem Photokopierer verwendet.Bei der Verwendung als Röntgendetektor erfolgt die‚Belichtung’ anstelle von Licht mittels Röntgenstrah-lung. Die bei der Absorption erzeugten Ladungsträgerwerden infolge des elektrischen Felds, das durch vorhe-rige Aufladung der Selenschicht hergestellt wurde, ge-trennt und wandern zu den Rändern der Schicht. Da-durch wird die Oberfläche der Selenschicht lokal entla-den. Das Ausmaß der Entladung entspricht der Intensitätder absorbierten Röntgenstrahlung. Das Ladungsmusteran der Oberfläche kann anschließend in geeigneter Wei-se abgetastet und der weiteren Verarbeitung zugeführtwerden. Ein wesentlicher Unterschied gegenüber denLeuchtstoffmaterialien ist die hohe inhärente Schärfedes Selens. Bei Leuchtstoffen muß dagegen immer einegewisse Unschärfe hingenommen werden, weil dieLichtquanten ungerichtet emittiert werden und zumBildaufnehmer hin einen Lichtkegel bilden.

Gasdetektoren werden ausschließlich in der Computer-tomographie verwendet. Das Einzelelement eines CT-Gasdetektors zeigt Abb. 6.4. Bei der Wechselwirkungder Röntgenquanten mit den Gasatomen werden durchIonisation Ladungsträgerpaare erzeugt. Infolge des elek-trischen Felds, das zwischen den Elektrodenplatten an-liegt, erfolgt eine Wanderung der Ladungsträger zu denElektroden hin. Der daraus resultierende elektrischeStrom kann gemessen werden; seine Höhe ist ein Maß

für die Intensität der Strahlung, die in dem betreffendenDetektorelement absorbiert worden ist.

Zum Vergleich ist in Abb. 6.4 das Prinzip eines CT-Festkörperdetektor-Elements dargestellt. Hierbei kommtwieder das Szintillationsprinzip zum Einsatz, d.h. eshandelt sich um einen indirekt detektierenden Bild-empfänger. Im Gegensatz zu den anderen, hier beschrie-benen Bildempfängern ist ein CT-Detektor jedoch nichtunmittelbar bildgebend. Die für CT typischen Schnitt-bilder entstehen erst über einen komplexenRekonstruktionsprozeß, der ohne leistungsfähige Rech-ner nicht realisierbar wäre.

Der klassische Röntgenfilm (ohne Verstärkungsfolie) istebenfalls ein direkt detektierender Bildempfänger. Aus-ser in der Zahlheilkunde werden Aufnahmen heute je-doch nur noch in Verbindung mit Verstärkungsfolien an-gefertigt. Hierbei fungiert der Röntgenfilm zu mehr als95 % als Detektor für die Lichtquanten, die von demSzintillator erzeugt werden. Seine Rolle als direkterRöntgenstrahlendetektor ist daher vernachlässigbar.

Abb. 6.4Prinzipieller Aufbau derEinzelelemente einesGasdetektors (links) undeines Festkörperdetek-tors (rechts) für dieComputertomographie(Darstellung nicht maß-stabsgerecht).

Bildempfängertypen

Röntgenquanten

Elektroden

Eintrittsfenster

Xenon(ca. 20 atm)

ca. 5cm

Röntgenquanten

Szintillator

Photodiode

Licht-quanten

ca. 2mm+-

++

+

-- ++-

-


0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

aus demObj ek t

absor bi er ti m B E

0,01

0,1

1

10

100

1000

10 100 1000


µµµµ //// ρρρρ

(c

m2

/g

)Gd2 O2 S

CsJ

CaWO4

Einfluß des Detektors auf das absorbierte Spektrum

Detektormaterialien

Detektoren bestehen in der Regel aus einer Verbindung,in der mindestens ein Element mit hoher OrdnungszahlZ vorkommt. Hierdurch ist die Grundvoraussetzung fürein hohes Absorptionsvermögen gegeben. Die Einbin-dung in ein Molekül zusammen mit anderen Elementendient zum einen der chemischen Stabilisierung dieserSubstanzen; zum anderen wird ein indirekt arbeitenderDetektor erst hierdurch in die Lage versetzt, die Um-wandlung der absorbierten Energie in sichtbares Lichtvorzunehmen. Beispiele für derartige Materialien sindCäsiumjodid (CsJ), das als Eingangsschirm von Bild-verstärkern verwendet wird, Calciumwolframat(CaWO

4), das für viele Jahrzehnte das Standardmaterial

für Verstärkungsfolien war, und Gadoliniumoxysulfid(Gd

2O

2S), das heute in der überwiegenden Zahl der

Verstärkungsfolien zum Einsatz kommt.

Die Absorptionscharakteristik dieser Materialien wirdaus Abb. 6.5 ersichtlich. Die Ordnungszahl Z der für dieAbsorption maßgeblich Elemente Jod (Z = 53), Cäsium(Z = 55), Gadolinium (Z = 64) und Wolfram (Z = 74) istso hoch, daß in allen Fällen die K-Absorptionskante in-nerhalb des nutzbaren Spektralbereichs liegt. Die mit E

K

= 50 keV günstigere Lage der Absorptionskante von Gdist - neben der erhöhten Lichtausbeute - einer der Grün-de, die das Erfolgsgeheimnis des LeuchtstoffmaterialsGd

2O

2S ausmachen.

Durch die zusätzliche K-Absorption erhöht sich einer-seits das Absorptionsvermögen dieser Materialien. An-dererseits entsteht dabei in nennenswertem UmfangRöntgen-Fluoreszenzstrahlung. Dadurch geht ein Teilder absorbierten Energie wieder verloren. Sofern dieFluoreszenzstrahlung im Detektor re-absorbiert wird, er-folgt dies zumeist nicht am Ort der primären Wechsel-wirkung, sondern in einer gewissen Entfernung hiervon.Da in diesem Fall Röhrenbrennfleck, abzubildendes De-tail und Bildpunkt geometrisch nicht auf einer Linie lie-gen, sind die re-absorbierten Quanten nicht bildgebend.Sie stellen vielmehr einen ähnlichen Störfaktor dar wiedie Streustrahlung.

Wirkungsgrad der Absorption

Abb. 6.6 zeigt die Wirkung der Einflußgröße Detektorauf das spektrale Geschehen innerhalb eines Röntgenab-bildungssystems. Nur ein idealer Bildempfänger würdesämtliche Röntgenquanten, die den Patienten verlassen,detektieren. Reale Detektoren absorbieren lediglich ei-nen gewissen Bruchteil, der aus dem Verhältnis der Flä-

Abb. 6.5Absorptionscharakteristik (Massenschwächungs-koeffizient µ/ρ) einiger Bildempfängermaterialien.

che des absorbierten Spektrums im Vergleich zum Aus-trittsspektrum des Objekts deutlich wird. In der Formdes absorbierten Spektrums läßt sich die Absorptions-charakteristik des verwendeten Detektormaterials wie-dererkennen. Im vorliegenden Falle handelt es sich umGd

2O

2S. Dessen Absorptionskante ist wider Erwarten

nur relativ schwach ausgeprägt. Der Grund hierfür ist,daß bei dieser Darstellung nur die Röntgenquanten, de-ren Energie am Ort der primären Wechselwirkung depo-

Abb. 6.6Röntgenspektrum - Absorption im Bildempfänger(BE, hier 100 mg/cm2 Gd

2O

2S).

27

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

5 0 mg/ cm2

1 5 0 mg/ cm2

0

500

1000

0 10 20 30 40 50 60 70 80


Ph

oto

nen

flu

ßd

ich

te (

rel

.)

CsJ

Gd2 O2 S

niert wurde (d.h. die zur Bildgebung nutzbaren Quan-ten) berücksichtigt wurden.

Detektormaterial

Der Einfluß des Detektormaterials auf Form und Höhedes absorbierten Spektrums ist in Abb. 6.7 dargestell.Verglichen werden hier Gd

2O

2S und CsJ. Die Dicke der

Detektorschicht entspricht im Falle von CsJ der typi-schen Dicke eines Bildverstärker-Eintrittsschirms, imFalle von Gd

2O

2S der Gesamtdicke eines Folienpaars ei-

ner universellen Film-Folien-Kombination. Das Absorp-tionsspektrum von CsJ zeigt Absorptionskanten im Be-reich von ca. 35 keV, die hier sowohl von Cäsium alsauch von Jod herrühren.

Die relativ niedrige energetische Lage der Absorptions-kanten prädestiniert CsJ zunächst nicht unbedingt alsDetektor für die Röntgendiagnostik. CsJ besitzt jedochden wesentlichen Vorteil, daß es sich in fibröser Formproduzieren läßt. Die fibröse Form sorgt mit ihrer Licht-leitercharakteristik dafür, daß die laterale Ausbreitungder in der Leuchtschicht erzeugten Lichtquanten starkeingeschränkt wird. Dies ermöglicht die Verwendungverhältnismäßig dicker Schichten, die ohne diese Cha-rakteristik in punkto Bildschärfe normalerweise nichtmehr akzeptabel wären. Daher ist die Absorption imFalle des CsJ-Bildverstärker-Eintrittsschirms vergleichs-weise höher, erkennbar an der größeren Fläche des zu-gehörigen Spektrums.

Detektordicke

Der Einfluß der Detektordicke auf das absorbierte Spek-trum wird aus Abb. 6.8 ersichtlich. Die meisten Leucht-stoffe liegen in Pulverform vor, aus denen erst mit Hilfeeines Bindemittels eine stabile, wiederverwendbare Fo-lie entsteht. Daher ist die Dicke im Hinblick auf das Ab-sorptionsvermögen wenig aussagekräftig. Zur Charakte-risierung wird stattdessen das Flächengewicht desLeuchtstoffmaterials (auch Massenbelegung genannt)verwendet, dessen Einheit mg/cm2 lautet. Das Verhältnisaus Flächengewicht und Dicke eines bestimmten Mate-rials ist in der Regel aber konstant, so daß das Flächen-gewicht stellvertretend für die Schichtdicke steht.

Mit zunehmendem Flächengewicht steigt erwartungsge-mäß das Absorptionsvermögen. Die hier gezeigten Wer-te von 50 bzw. 150 mg/cm2 entsprechen - jeweils proPaar - denen einer feinzeichnenden und einer hochver-stärkenden Folie. Der Vorteil der höheren Absorptionmuß allerdings - wie bereits angedeutet - mit einer ver-ringerten Zeichenschärfe erkauft werden. Entsprechendbesitzen feinzeichnende Film-Folien-Systeme, derenFolien dünner sind, ein geringeres Absorptionsvermö-gen. Wie im Falle der Spannung muß auch beim Einsatzvon Verstärkungsfolien ein Kompromiß zwischen Orts-auflösung, erforderlicher Aufnahmezeit und Strahlenex-position gefunden werden.

Abb. 6.8Röntgenspektrum - Einflußgröße Detektordicke (50 bzw.150 mg/cm2 Gd

2O2

S).

Abb. 6.7Röntgenspektrum - Einflußgröße Detektormaterial(100 mg/cm2 Gd

2O

2S, 150 mg/cm2 CsJ).

Einfluß des Detektors auf das absorbierte Spektrum


Quantenrauschen, Kontrast-Rausch-Verhältnis

Neben Kontrast und Ortsauflösung spielt das Rauschenbei der Bildgebung mittels Röntgenstrahlung eine ent-scheidende Rolle. Damit ein Bilddetail erkennbar ist,muß sich sein Kontrast hinreichend weit vom Rauschendes Hintergrunds abheben. Das Rauschen wird überwie-gend von der Quantennatur der Strahlung bestimmt(Quantenrauschen), d.h. von der Anzahl der pro Flä-cheneinheit im Bildempfänger absorbierten Photonen.Absorption von Röntgenstrahlung ist ein statistischerProzeß. Die statistisch bedingte Schwankung zwischenbenachbarten Bildpunkten fällt um so höher aus, je klei-ner die Anzahl der pro Bildpunkt absorbierten Röntgen-quanten ist. Diese korreliert mit der Fläche des absor-

bierten Spektrums, die wiederum proportional zur Bild-empfängerdosis D

BE ist (s.u.). Nach den statistischen

Gesetzen ist das Rauschen R proportional zum Kehr-wert der Wurzel aus der Bildempfängerdosis. Das Kon-trast-Rausch-Verhältnis C/R läßt sich daher mittels

CR ∝ (µ2 − µ1) ⋅ d2 ⋅ DBE (6.1)

quantifizieren (µ1, µ

2 = Schwächungskoeffizienten von

Grundmaterial bzw. Detail, d2 = Längenausdehnung des

Details in Strahlrichtung (s. Abb. 2.1)).

29

Dosis: D = 0,12 mGy

Fläche: F = 900 cm2

D x F: DFP = 0,1 Gy·cm 2

Zahnaufnahme Lungenaufnahme

LungeBrust

SchilddrüseKnochenmark

Magen

Dosis: D = 10 mGy

Fläche: F = 10 cm2

D x F: DFP = 0,1 Gy·cm2

28 cm

32 cm

7. Dosisbegriffe

Die Strahlenexposition des Patienten hat in den letztenJahren erkennbar an Bedeutung gewonnen. Wenn dabeiüber ‚Dosis’ gesprochen wird, verstehen darunter jedochkeineswegs alle dasselbe. Hierfür gibt es Gründe, die imWesen der Röntgendiagnostik und in der Definition derDosis liegen. Dabei sind profunde Kenntnisse, was‚Ionendosis’, ‚Kerma’ und ‚Energiedosis’ bedeuten, re-lativ nebensächlich und sollen an dieser Stelle nicht nä-

her behandelt werden (für Interessierte wird auf weiter-führende Literatur (z.B. Reich90) verwiesen). Für denradiologisch tätigen Anwender kommt es vielmehr dar-auf an, das Strahlenrisiko unterschiedlicher Untersu-chungen vergleichen und aus den anfallenden Dosis-werten Rückschlüsse für eine dosisoptimierte Arbeits-weise gewinnen zu können.

Was ist 'Dosis' ?

Die erste Ursache für die zu beobachtende Begriffs-unsicherheit liegt bereits in der Definition der Dosis:

Dosis = dWdm (7.1)

d.h. ‚Dosis’ im eigentlichen Sinne ist nicht etwa die ins-gesamt absorbierte Strahlenmenge, sondern lediglich diein einem Volumenelement absorbierte Energie dW, divi-diert durch dessen Masse dm. ‚Dosis’ ist daher einespezifische Größe wie etwa die Dichte (das ‚spezifischeGewicht’) eines Körpers. Als Maß für die absorbierteStrahlenmenge ist sie genausowenig geeignet, wie dieDichte besagt, ob ein Körper X schwerer oder leichterals ein Körper Y ist. ‚Dosis’ ist lediglich ein Ausdruckfür die Intensität der Bestrahlung im Bereich des Strah-lenbündels.

Der zweite Hauptgrund ist, daß die Röntgendiagnostikimmer nur Teilkörperbestrahlungen hervorruft. Die ‚Do-sis’ differenziert dabei nicht, ob es sich um eine eng be-grenzte oder um eine ausgedehnte Bestrahlung handelt.Für das Strahlenrisiko ist diese Unterscheidung aberganz wesentlich. Nicht umsonst gilt konsequentes Ein-blenden als eine der wichtigsten Strahlenschutzmaßnah-men.

Am Vergleich zwischen einer Zahnaufnahme und einerLungenaufnahme Abb. 7.1) wird die begrenzte Aussage-kraft der ‚Dosis’ offenkundig: Bei einer normalen Zahn-aufnahme beträgt die ‚Dosis’ rund 10 mGy; eine Tho-raxaufnahme p.a., angefertigt nach Leitlinie Bundes-ärztekammer (Hartstrahltechnik, 400er Film-Folien-Sy-stem) kommt dagegen auf nur 0,12 mGy. Welche derbeiden Aufnahmen ist ‚gefährlicher’?

Abb. 7.1Dosisvergleich ziwcheneiner Zahnaufnahmeund einer Lungen-aufnahme.

30 7. Dosisbegriffe

Zunächst einmal unterscheiden sich die Feldgrößenganz wesentlich (Thorax: 900 cm2, Dental: 10 cm2);zum anderen befinden sich bei der Thoraxaufnahmezahlreiche strahlensensible Organe im Strahlenfeld(Lunge, Brust, Schilddrüse, Knochenmark, Magen), beider Zahnaufnahme dagegen nicht. Das Produkt aus Do-sis und Fläche (‚Dosisflächenprodukt’, s.u.) ist bei bei-den Aufnahmen mit rund 0,1 Gy·cm2 gleich hoch. BeiBerücksichtigung der Strahlenempfindlichkeit der expo-nierten Organe kommt die Lungenaufnahme auf eine‚Effektive Dosis’ (s.u.) von 0,025 mSv, die Zahn-aufnahme dagegen auf weit weniger als 0,01 mSv. D.h.

Oberflächendosis

Die Oberflächendosis (oder Hautdosis) ist die Dosis amStrahleneintritt des Patienten einschließlich der aus demKörper rückgestreuten Strahlung, deren Beitrag bis zu50% des Werts der Einfalldosis betragen kann. Die Mes-sung der Oberflächendosis erfolgt ebenfalls mit Ionisa-tionskammern oder mit Thermolumineszenz-Dosime-tern (TLD) direkt auf der Körper- oder Phantomober-fläche (Abb. 7.3). Meßgröße und -einheiten sind diesel-ben wie bei der Einfalldosis. Daneben kann die Oberflä-chendosis auch aus der gemessenen Einfalldosis mitHilfe tabellierter Rückstreufaktoren berechnet werden:

Oberflächendosis

= Einfalldosis ⋅ Rückstreufaktor (7.2)

obwohl die ‚Dosis’ der Lungenaufnahme nur rund 1/100der ‚Dosis’ einer Zahnaufnahme beträgt, ist das mit ei-ner Lungenaufnahme verbundene Strahlenrisiko - rela-tiv gesehen - weitaus höher als das einer Zahnaufnahme(absolut liegen beide Werte jedoch am unteren Randedes Spektrums diagnostischer Strahlenexpositionen).

Im folgenden werden die für die Röntgendiagnostik we-sentlichen Dosisbegriffe beschrieben und im Hinblickauf ihre Aussagekraft für das mit einer Untersuchungverbundene Strahlenrisiko bewertet.

Dosisgrößen für die konventionelle Aufnahme- und Durchleuchtungstechnik

Einfalldosis

In der Regel ist mit ‚Dosis’ die Einfalldosis (oder dieOberflächendosis, s.u.) gemeint. Die Einfalldosis ist dieDosis am Ort des Strahleneintritts in den Patienten. Ge-messen wird sie üblicherweise mit Hilfe von Ionisati-onskammern ‚frei Luft’ (Abb. 7.2), d.h. ohne Patient(oder Patientenersatz). Meßgröße ist die Luftkerma;Dosisangaben erfolgen in µGy oder mGy. Hauptvorteilder Einfalldosis ist, daß sie relativ einfach zu ermittelnist. Ihre Aussagekraft für das Strahlenrisiko ist jedoch,wie obiges Beispiel zeigt, sehr begrenzt. Die Bedeutungder Einfalldosis beschränkt sich daher auf die Charakte-risierung von Röntgenanlagen und auf die Verwendungals Eingangsgröße zur Ermittlung von Organdosiswer-ten.

Abb. 7.2Einfalldosis.

Abb. 7.3Oberflächendosis.

Strahlenquelle

Dosimeter

Ort desObjekts

Strahlenquelle

Objekt

Dosimeter

Streustrahlung

31

Die Wertigkeit der Oberflächendosis zur Beurteilungdes Strahlenrisikos ist ebenso eingeschränkt wie die derEinfalldosis. Ausgenommen hiervon sind lediglich in-terventionelle Prozeduren, wo die Oberflächendosis alsIndikator für mögliche deterministische Hautschädigun-gen fungiert.

Organdosis

Die Organdosis ist die in einem bestimmten Organ (z.B.Schilddrüse, Lunge etc.) absorbierte Energie, dividiertdurch die Masse des betreffenden Organs (Abb. 7.4):

Organdosis = absorbierte Energie

Masse des Organs (7.3)

Zu beachten ist, daß bei partieller Bestrahlung einesausgedehnten Organs (z.B. rotes Knochenmark) eineMittelung über das gesamte Organ erfolgt. Die Messungder Organdosis mit Hilfe von TLD's ist sehr aufwendigund nicht in vivo, sondern nur in körperähnlichen Phan-tomen (z.B. Alderson-Phantom) möglich. Meßgröße fürdie Organdosis ist die Äquivalentdosis; Dosisangabenwerden in µSv oder mSv gemacht. Alternativ läßt sichdie Organdosis mit Hilfe tabellierter Konversionsfakto-ren (z. B. Drexler93) berechnen, die je nach Spannung,Filterung, Feldgröße, Organlage etc. unterschiedlichausfallen können. Als Eingangsgröße für die Berech-nung der Organdosis dient die Einfalldosis:

Organdosis

= Einfalldosis ⋅ Konversionsfaktor (7.4)

Die Bedeutung der Organdosis beruht darauf, daß mandie Wahrscheinlichkeit für einen strahleninduziertenKrebsschaden des betreffenden Organs durch Multipli-kation mit einem organspezifischen Risikofaktor errech-nen kann. Außerdem spielt die Organdosis eine wichtigeRolle bei Fällen, in denen Schwangere einer Strahlenex-position ausgesetzt sind (Uterusdosis). Das Hantierenmit Organdosiswerten wird jedoch in dem Moment un-handlich, wo mehrere Organe gleichzeitig betroffensind. Das ist bei den meisten Röntgenuntersuchungender Fall. Einen eleganten Ausweg bietet hierzu die ‚ef-fektive Dosis’ (s.u.).

Dosisflächenprodukt

Wie der Name bereits ausdrückt, werden mit dem Do-sisflächenprodukt (DFP) sowohl die Dosis, d.h. die In-tensität einer Bestrahlung, als auch die Fläche, d.h. de-ren Ausdehnung, erfaßt:

Dosisflächenprodukt

= Einfalldosis ⋅ bestrahlte Fläche (7.5)

Da sich die Dosis mit dem Abstand von der Strahlen-quelle quadratisch verringert, die Feldgröße sich imgleichen Ausmaß vergrößert, ist das DFP praktisch vomMeßort unabhängig (Abb. 7.5). Die Messung des Dosis-flächenprodukts kann daher mit Hilfe spezieller flacherMeßkammern am Strahlenaustritt der Blende erfolgen.Dadurch läßt sich das DFP - im Gegensatz zu allen an-deren Dosisgrößen - in eleganter Weise während einerUntersuchung ermitteln. Alternativ kann das DFP auch

Abb. 7.4Organdosis.

Abb. 7.5Dosisflächenprodukt (DFP).

Dosisgrößen für die konventionelle Aufnahme- und Durchleuchtungstechnik

Strahlenquelle

Objekt

Organe

Strahlenfeld

DFP=D'·F'

DFP=D·F

D'·F' = D·F

Strahlenquelle

Objekt

Strahlenfeld

Meßkammer

32 7. Dosisbegriffe

aus den Einstellparametern (Spannung, Strom, Zeit,Größe der Blendenöffnung) berechnet werden. EinigeRöntgenanlagen machen von dieser Methode Gebrauch.

Die Angabe des DFP erfolgt in der Regel in Gy·cm2

oder in cGy·cm2; letztere ist nahezu identisch mit derfrüheren Einheit R· cm2. Leider sind in der Praxis jenach verwendetem Meßgerät noch weitere Einheiten-kombinationen aus Dosis und Länge2 anzutreffen (z.B.mGy·cm2 oder dGy·cm2). Daher ist besondere Aufmerk-samkeit bei der Protokollierung wie auch beim Ver-gleich von DFP-Werten, die aus unterschiedlichen Quel-len stammen, angesagt. Da sowohl Stärke wie auch Aus-dehnung einer Bestrahlung in die Meßgröße Dosisflä-chenprodukts eingehen, ist die Wertigkeit des DFP zurRisikobeurteilung hoch. Bei entsprechender Differenzie-rung (Kopf, Rumpf, Extremitäten) korreliert das DFP ei-nigermaßen gut mit der effektiven Dosis (s.u.). Das DFPlöst daher bereits weitgehend das Problem der Ver-gleichbarkeit von unterschiedlich ausgedehnten Teilkör-perbestrahlungen.

Effektive Dosis

Die effektive Dosis E ist die gewichtete Summe der je-weiligen Einzeldosiswerte D

i der bei einer Untersu-

chung exponierten Organe (ICRP91):

E = wi ⋅ Dii

∑ (7.6)

Die Gewebe-Wichtungsfaktoren wi nach ICRP 60 für

die einzelnen Organe belaufen sich auf 0,20 für dieKeimdrüsen, jeweils 0,12 für Lunge, Colon, rotes Kno-chenmark und Magenwand, jeweils 0,05 für Brust, Bla-senwand, Leber, Schilddrüse und Speiseröhre, jeweils0,01 für Skelett und Haut sowie 0,05 für den ‚Rest’, d.h.für den Mittelwert der Dosis einer Liste von übrigen Or-gane. Die Summe aller Wichtungsfaktoren ist 1.

Die effektive Dosis kann grundsätzlich nicht gemessenwerden. Die einzige Möglichkeit, sie zu bestimmen, istdie Berechnung gemäß obiger Formel aus gemessenenoder berechneten Organdosiswerten. Der besondereNutzwert der effektiven Dosis besteht darin, die Ver-gleichbarkeit unterschiedlicher Röntgenuntersuchungenauf Basis eines einzigen Zahlenwerts zu ermöglichen.Da dies unter Einbeziehung von Faktoren erfolgt, diemit dem Strahlenrisiko verbunden sind, kommt sie deridealen Dosisgröße recht nahe.

Dennoch muß vor einem allzu unkritischen Umgang mitder effektiven Dosis gewarnt werden. Zum einen ist dieBerechnung der effektiven Dosis bei komplexen Unter-

suchungen, bei denen Durchleuchtung und Aufnahme-betrieb mit wechselnden Projektionen erfolgen, nurüberschlägig machbar. Zum anderen stellen die verwen-deten Gewebe-Wichtungsfaktoren lediglich Mittelwertedar, die nicht nach Alter und Geschlecht differenzieren.Eine effektive Dosis von z.B. 1 mSv hat bei einemKleinkind eine ganz andere Relevanz als bei einem70jährigen Patienten.

Bildempfängerdosis

Unter ‚Bildempfängerdosis’ ist die Einfalldosis am Ortdes Bildempfängers (BE) zu verstehen. Sie charakteri-siert entweder die Dosis, die zur Erzielung einer be-stimmten optischen Dichte (‚Schwärzung’) eines Filmserforderlich ist (‚Dosisbedarf’), oder die Dosis, bei derdie Automatik eine Aufnahme beendet (‚Abschaltdo-sis’). Bei Durchleuchtungsgeräten tritt an Stelle derBildempfängerdosis die ‚Bildverstärker-Eintrittsdosis-leistung’. Bildempfängerdosis und -dosisleistung wer-den mit Hilfe von Ionisationskammern gemessen. DieMessung muß stets hinter einem Patientenersatz (‚Phan-tom’, ‚Patienten-Äquivalentfilter’ o.ä.) vorgenommenwerden (Abb. 7.6). Meßgröße ist die Luftkerma; Dosis-angaben erfolgen in µGy bzw. µGy/s.

Auf den ersten Blick scheint die Bildempfängerdosisnichts mit der Patientendosis zu tun zu haben. Ihre Be-deutung bezieht sie jedoch aus dem Umstand, daß inDeutschland die Begrenzung von Bildempfängerdosisund -dosisleistung traditionell als Leitgröße zur Dosis-limitierung in der Röntgendiagnostik dient. Die Bild-

Abb. 7.6Bildempfängerdosis.

Strahlenquelle

Objekt

BE

Dosimeter

33

empfängerdosis fungiert dabei als ein indirektes Maßfür die Patientendosis und rechtfertigt diese Erwartun-gen, sofern alle Randbedingungen (Spannung, Filterung,Raster, Abstandsverhältnisse etc.) identisch sind. Ist diesnicht der Fall, so ist es auch nicht möglich, unterschied-liche Geräte und Untersuchungstechniken im Hinblickauf die Patientendosis allein anhand der Bildempfänger-

dosis zu klassifizieren. Die Aussagekraft der Bildemp-fängerdosis im Hinblick auf die Strahlenexposition desPatienten ist daher limitiert. Ihr Wert liegt in erster Liniedarin, daß sie die Dosis, die dem Bildempfänger zuge-führt wird, auf ein vernünftiges Maß begrenzt und damitunnötigen Überdosierungen speziell bei digital arbeiten-den Röntgengeräten vorbeugt.

Dosisgrößen für die Computertomographie

Computed Tomography Dose Index (CTDI)

Die Computertomographie unterscheidet sich von denbislang behandelten Projektionsverfahren in zweierleiHinsicht: Zum einen wird der Patient beim Umlauf desRöntgenstrahlers von allen Seiten gleichmäßig expo-niert. Daraus resultiert eine völlig andere Verteilung derDosis im Körperquerschnitt (Abb. 7.7).

Ferner werden fächerförmige Strahlenfelder verwendet,deren Längsausdehnung in Richtung der Rotationsachsenur wenige Millimeter beträgt (Schichtdicke). Dabeiweist das Strahlenfeld in Achsenrichtung ein Profil auf,das auch außerhalb der eigentlichen Schicht nennens-werte Strahlungsanteile enthält (Abb. 7.8).

Schließlich umfaßt eine CT-Untersuchung in der Regelmehrere Schichten (‚Scans’). Dabei kommt es zu einemgewissen Summationseffekt, durch den sich die Strah-lenintensität erhöht (Abb. 7.9). Das sich hierbei einstel-lende Dosisniveau wird ‚Multiple Scan Average Dose(MSAD)’ (Shope81) genannt.

Die adäquate Meßgröße für CT ist der ‚Computed To-mography Dose Index (CTDI)’. Die Bedeutung desCTDI ist in Abb. 7.10 veranschaulicht: Der CTDI ist derÄquivalentwert der Dosis innerhalb der nominellenSchicht, der sich ergeben würde, wenn die gesamte ab-sorbierte Strahlung in einem rechteckigen Profil mit dernominellen Schichtdicke als Breite konzentriert wäre.

Abb. 7.7Dosisverteilungen beiUntersuchungen desSchädels mit konventio-neller Aufnahmetechnik(links) und mit CT(rechts).

1

0,850,001

0,01

0,1

Projektionsradiographie Computer-Tomographie0,95

0,75

0,85

0,951,00

Abb. 7.8Typisches Dosisprofil bei CT.

Dazu werden die außerhalb der Schicht liegenden Do-sisbeiträge, d.h. die Flächen der Ausläufer des Dosis-profils, dem innerhalb der Schicht liegenden Beitrag zu-geschlagen.

Die entsprechende mathematische Definition für denCTDI beschreibt daher die Aufsummierung aller Dosis-bestandteile entlang einer Linie, die parallel zur Rotati-onsachse des Scanners (= z-Achse) liegt:

CTDI = 1h

⋅ D(z) ⋅ dz−∞

+∞

∫ (7.7)


cm

Rel

ativ

e D

osi

s

0

0,2

0,4

0,6

0,8

1

-5 -4 -3 -2 -1 0 1 2 3 4 5

nominelleSchichtdickeh

34 7. Dosisbegriffe

wobei D(z) der Wert der Dosis an einem Punkt z und hdie nominelle Schichtdicke ist. Der CTDI ergibt sich so-mit aus der Fläche des Dosisprofils (dem ‚Dosislängen-produkt’ dlp der Einzelschicht mit der MaßeinheitmGy·cm), dividiert durch die nominelle Schichtdicke h.Meßgröße für D ist die Luftkerma; Angaben des CTDIerfolgen in mGy.

Die Messung des CTDI wird normalerweise in zylindri-schen Phantomen aus Plexiglas vorgenommen. Damitsollen näherungsweise die Dosisverhältnisse innerhalbdes Körpers wiedergespiegelt werden. Nach derselbenMeßvorschrift läßt sich jedoch auch ein CTDI ohne Ver-wendung eines Phantoms ermitteln, der mit ‚Dosis freiLuft auf der Systemachse’ (CTDI

Luft) bezeichnet wird.

Da die Ursache für die bei der MSAD resultierendeDosiserhöhung in den Ausläufern des Dosisprofils liegt,leuchtet es unmittelbar ein, daß MSAD und CTDI exakteinander entsprechen, wenn folgende Voraussetzungenerfüllt sind: Tischvorschub gleich Schichtdicke (d.h.Pitch p = 1) und hinreichend viele Schichten, damit sichdas Dosisplateau der MSAD ausbilden kann. Letzteresist nach 10 bis 12 Schichten erfüllt. Allgemein, d.h.auch für den Fall, daß p # 1 ist, gilt:

MSAD = 1p ⋅ CTDI (7.8)

Gewichteter CTDI

Die Standardmessung des CTDI erfolgt in zwei unter-schiedlich großen zylindrischen Phantomen aus Plexi-glas. Dabei werden Meßwerte zentral, d.h. auf der Rota-tionsachse, und peripherienah gewonnen (Abb. 7.11).Das größere Phantom mit 32 cm Durchmesser soll dieAbsorptionsverhältnisse bei Untersuchungen im Bereichdes Körperstamms Erwachsener, daß kleinere mit 16 cmDurchmesser diejenigen bei Untersuchungen des Kopfes

Abb. 7.9Dosisprofil von Scan-serien aus mehrerenEinzelschichten mit10 mm Schichtdicke(MSAD = Multiple ScanAverage Dose).links: Untersuchung mit15 Einzelschichten und10 mm Tischvorschub(Pitch = 1).rechts: Untersuchungmit 21 Einzelschichtenund 7 mm Tischvorschub(Pitch = 0,7).

0

0,5

1

1,5

2

2,5

-10 -5 0 5 10

cm

Rel

ativ

e D

osi

s

0

0,5

1

1,5

2

2,5

-10 -5 0 5 10

cm

Rel

ativ

e D

osi

s MSAD

MSAD

Abb. 7.10Veranschaulichung des Begriffs ‚Computed TomographyDose Index (CTDI)’.

Abb. 7.11Zentraler (c) und peripherer (p) CTDI.

0

0,5

1

1,5

-5 -4 -3 -2 -1 0 1 2 3 4 5cm

Rel

ativ

e D

osi

s

CTDI

B

CE

D

A

CTDIc = A CTDIp = (A+B+C+D)/4

35

wiederspiegeln. Das kleinere Phantom dient auch fürAussagen zu den Dosisverhältnissen bei Kindern.

Die CTDI-Wertepaare (zentral (c), peripher (p)) für dasjeweilige Phantom (Kopf (H), Rumpf (B)) lassen sich zueinem einzigen Wert zusammenfassen, der mit ‚Gewich-teter CTDI (CTDI

w)’ oder ‚Average Dose (D

AV)’ be-

zeichnet wird (Leitz95):

CTDIw = 13 ⋅ CTDI100,c + 2

3 ⋅ CTDI100, p (7.9)

Basis für den CTDIw sind Einzelmessungen des CTDI,

die zentral (c) und peripher (p) vorgenommen werden.Dazu ist jeweils nur ein einziger Scan erforderlich, des-sen Beiträge über eine Länge von insgesamt 100 mmaufsummiert werden (daher CTDI

100).

Dosislängenprodukt (DLP)

CTDI, Gewichteter CTDI und Dosis frei Luft auf derSystemachse sind entsprechend ihrer Definition ledig-lich ein Maß für die Intensität der Strahlung innerhalbder bestrahlten Schicht. Unsicherheit besteht häufig,wenn die Frage nach der Dosis einer CT-Untersuchungmit beispielsweise 15 Schichten gestellt wird. Die fürviele überraschende Antwort ist, daß die Dosis praktischdieselbe ist wie bei einer Einzelschicht. Dies scheint derintuitiven Einschätzung zu widersprechen, daß dieStrahlenexposition mit wachsender Größe des bestrahl-ten Körperabschnitts zunimmt.

In der konventionellen Röntgendiagnostik verwendetman, um das gesamte Ausmaß einer Strahlenexposition

zu beschreiben, das Dosisflächenprodukt. Das Analogonin der Computertomographie ist das Dosislängenpro-dukt. Man erhält das DLP, indem man eine der CT-ge-eigneten Dosisgrößen (CTDI

w oder Dosis frei Luft auf

der Systemachse ) mit dem Produkt aus Anzahl n derSchichten und Schichtdicke h multipliziert:

DLPxyz = CTDIxyz ⋅ n ⋅ h (7.10)

Die Einheit des Dosislängenprodukts lautet ‚Gy·cm’.Der Suffix (‚w’ bzw. ‚Luft’) gibt an, welche Dosisgrößebei der Bildung des DLP benutzt wurde. Diese Differen-zierung ist wichtig, da sich die Zahlenwerte erheblichvoneinander unterscheiden. Da die Bildung des DLP inFormel (7.10) nicht über die Scanlänge erfolgt, wird einvon 1 abweichender Pitchfaktor automatisch berück-sichtigt, weil sich hierbei zugleich die Anzahl n der ge-scannten Schichten ändert. Im Falle von Spiral-CT istfür n die Anzahl der Röhrenumläufe (Rotationen) zuverwenden.

Beim Dosislängenprodukt scheint es sich vom Wortlauther um dieselbe Art von Meßgröße zu handeln wie beider Bestimmung des CTDI, nämlich um das Produkt ausIntensität und Ausdehnung einer Bestrahlung. Der we-sentliche Unterschied besteht jedoch darin, daß es sichin diesem Falle um das DLP für die gesamte Scanseriehandelt, wobei der Begriff ‚Länge’ die Abmessung desabgescannten Körperabschnitts charakterisiert. BeimDosislängenprodukt dlp der Einzelschicht ist mit ‚Län-ge’ dagegen die Abmessung des Bereichs gemeint, überden die Bestandteile des Dosisprofils aufsummiert wer-den. Abb. 7.12 veranschaulicht die Bedeutung des Do-sislängenprodukts. Das DLP entspricht der Fläche desGesamt-Dosisprofils einer Scanserie mit n Schichten.

Abb. 7.12Dosislängenprodukt DLP einer Scanserie (n = 15,h = 10 mm).


0

0,5

1

1,5

2

-10 -5 0 5 10

Rel

ativ

e D

osi

s

Länge

Dosis

Schichtlage (cm)

36 7. Dosisbegriffe

37

Literatur

Birch79 Birch R and Marshall M. Comparison ofbremsstrahlung X-ray spectra and comparisonwith spectra measured with a Ge(Li) detector.Phys. Med. Biol. 1979; 24: 505 - 517

Boone97 Boone JM and Chavez AE. Comparison of X-ray cross sections for diagnostic and therapeut-ic medical physics. Med. Phys. 1997; 23: 1997- 2005

DIN95 Deutsches Institut für Normung e.V. Medizini-sche elektrische Geräte Teil 1: Allgemeine An-forderungen an die Sicherheit 3. Ergänzungs-norm: Allgemeine Anforderungen an denStrahlenschutz von diagnostischen Röntgen-geräten. Norm DIN EN 60601-1-3. Berlin:Beuth-Verlag, 1995

Drexler93 Drexler G, Panzer W, Stieve FE, Widenmann Lund Zankl M. Die Bestimmung von Orgando-sen in der Röntgendiagnostik. Berlin: H. Hof-mann GmbH-Verlag, 1993

Gagne94 Gagne RM, Quinn PW, and Jennings RJ. Com-parison of beam hardening and K-edge filtersfor imaging barium and iodine during fluoro-scopy. Med. Phys. 1994; 21: 107 - 121

Harding89 Harding G and Kosanetzky J. Scattered X-raynon-destructive testing. Nucl. Inst. Meth.1989; A280: 517 - 528

ICRP91 International Commission on RadiologicalProtection. 1990 recommendations of theInternational Commission on RadiologicalProtection. Publication 60. Oxford: PergamonPress, 1991

Koedooder86 Koedooder K and Venema HW. Filter materialsfor dose reduction in screen-film radiography.Phys. Med. Biol. 1986; 31: 585 - 600

Leitz95 Leitz W, Axelsson B and Szendrö G. Compu-ted tomography dose assessment - a practicalapproach. Radiation Protection Dosimetry1995; 57: 377 - 380

McMaster69 McMaster WH, Kerr Del Grande N, MallettJH, and Hubbel JH. Compilation of X-raycross sections. Springfield, VA:National Tech-nical Information Service, US Dept. of Com-merce, 1969

Nagel86 Nagel HD. Aluminium equivalence of materi-als used in diagnostic radiology and its de-pendence on beam quality. Phys. Med. Biol.1986; 31: 1381 - 1399

Nagel89 Nagel HD. Comparison of performance char-acteristics of conventional and K-edge filtersin general diagnostic radiology. Phys. Med.Biol. 1989; 34: 1269 - 1287

Reich90 Reich H (Hrsg.). Dosimetrie ionisierenderStrahlung. Stuttgart: B. G. Teubner, 1990

RöV98 Bundesanstalt für Arbeitsschutz und Arbeits-medizin. Regelwerk 13: Richtlinie für Sach-verständigenprüfung nach Röntgenverordnung,Anl. I. Bremerhaven: Wirtschaftsverlag NWVerlag für neue Wissenschaft, 1998: 124 - 124

Shope81 Shope TB, Gagne RM, and Johnson GC. Amethod for describing the doses delivered bytransmission X-ray computed tomography.Med. Phys. 1981; 8: 488 - 495

39

Stichwortverzeichnis

A

Abklingzeit 24Abschaltdosis 32Absorptionskante 17, 26Absorptionsvermögen 16, 26, 27Abstandstechnik 13Aluminium 13, 14, 16, 17, 20Aluminium-Äquivalent 16Aluminium-Härtungsgleichwert

17Aluminium-Schwächungsgleich-

wert 17Angeregter Zustand 5Anode 2, 3, 4, 8Anodenaufrauhung 8Anodenmaterial

2, 3, 4, 5, 8, 16Anodenwinkel 8Anzahl der Schichten 35Äquivalentdosis 31Atomhülle 12Atomkern 4Aufnahmezeit

4, 6, 16, 17, 19, 27Average Dose. Siehe CTDI

w

B

Bandpaßfilter 18Beryllium 15, 16, 17Bewegungsenergie. Siehe Kineti-

sche EnergieBilddetail 26, 28Bildempfänger 2, 11, 28

direkt detektierend 25indirekt detektierend

23, 25, 26Bildempfängerdosis 28, 32Bildgebung 19Bildrauschen 4Bildschärfe 27Bildverstärker 24Bildverstärker-Eingangsschirm

24, 26Bildverstärker-Eintrittsdosis-

leistung 32Bindungsenergie 5, 11, 12Blase 32Bremsstrahlung 3, 4Bremsstrahlungsspektrum 4Brennfleck 8, 9, 26Brust 30, 32

C

Calcium 20Calciumwolframat 26Cäsium 26, 27Cäsiumjodid 24, 26, 27Charakteristische Strahlung

3, 5, 9, 11Colon 32Comptoneffekt. Siehe

ComptonstreuungComptonstreuung 12, 16, 21Computed Tomography Dose

Index. Siehe CTDIComputertomographie

9, 20, 25, 33CT-Festkörperdetektor 24, 25CT-Gasdetektor 25CTDI 33, 35CTDI

100 35

CTDILuft

34, 35CTDI

w 34, 35

D

Dentaluntersuchung 29Detailkontrast 21Detektor. Siehe BildempfängerDetektordicke 27Detektormaterial 26, 27Deterministische Strahleneffekte

31Dichte 13DLP. Siehe Dosislängenprodukt:

der ScanserieDosisbedarf 32Dosisbegriffe 29–35Dosisdefinition 29Dosisflächenprodukt 30, 31, 35Dosislängenprodukt

der Einzelschicht 34, 35der Scanserie 35

Dosislimitierung 32Dosisprofil 33, 35Dosisreduzierung 17, 18Dosisverteilung 33Durchdringungsfähigkeit 4, 15

E

Eckpunkt 14, 17Effektive Dosis 30, 31, 32Effektive Energie 14, 19Effektive Röhrenspannung 8Einblendung 29

Einfalldosis 30, 31Eisen 18Elastische Streuung. Siehe

RayleighstreuungElektrisches Feld 3, 24, 25Elektrode 25Elektromagnetische Strahlung 1Elektron 3, 4, 11, 24Elektronenoptik 24Elementarladung 3Energieabhängigkeit 15, 16, 17Energiedosis 29Energieübertragung 2, 4, 11, 12Energieumwandlung 26Erzeugung von Röntgenstrahlung 3Extrafokalstrahlung 9

F

Feldgröße 22, 30, 31Fett 20Filteräquivalenz 16Filtereigenschaft 15Filtergüte 18Filterwirkung 15, 16Flachdetektor 24Flächengewicht 27Fokalstrahlung 9Fokus. Siehe Brennfleck

G

Gadolinium 17, 18, 26Gadoliniumoxysulfid 26, 27Generator 2, 6, 7Gewebe 14Gewebe-Halbwertschichtdicke 20Gewebe-Wichtungsfaktor 32Gewichteter CTDI. Siehe CTDI

w

Glas 16Gleichspannung 7Graufilter 17, 18Grenzenergie 5Grundzustand 5, 11, 24

H

Haftstelle 24Halbwertschichtdicke 14Hartstrahltechnik 21, 29Härtungsgleichwert 17Haut 32Hautdosis. Siehe OberflächendosisHeeleffekt 8Hochpaßfilter 17, 18Holmium 18

40 Stichwortverzeichnis

Homogenitätsgrad 14Hüllenelektron 5, 11, 12HWD. Siehe Halbwertschicht-

dicke

I

Inelastische Streuung. SieheComptonstreuung

Intensität5, 6, 14, 16, 19, 20, 25, 29, 31, 33, 35

Intensitätsverteilung 8Interventionelle Radiologie 31Ionendosis 29Ionisation 25Ionisationskammer 30, 31, 32Isolationsöl 16

J

Jod 20, 26, 27

K

K-Absorption 20, 26K-Strahlung 6Kantenenergie 17Kantenfilter 17, 18Kardiologie 16Kathode 3Keimdrüse 32keV 3Kilovolt 4Kinetische Energie 3, 11, 12Knochen 20Knochenmark 30, 31, 32Kontrast-Rausch-Verhältnis 28Kontrastgebung

2, 4, 16, 17, 18, 19, 20, 28Kontrastminderungsfaktor 22Kontrastmittel 11, 20, 21Kontrastumfang 21Konventionelles Filter 18Konversionsfaktor 31Konvertergenerator 8Kunststoff 14, 16, 20Kupfer 16, 17, 18kV. Siehe Kilovolt

L

L-Strahlung 16Ladungsträger 24, 25Leber 32Leuchtstoff 23, 25, 26, 27Lichtausbeute 26Lichtemission 24Lichtgeschwindigkeit 3Lichtleiter 27Lichtquant 24

Linearer Schwächungskoeffizient13, 20

Luft 20Luftkerma 14, 30, 32, 34Lungengewebe 21, 30, 31, 32

M

Magen 30, 32Mammographie 6, 18, 20Massenbelegung. Siehe Flächen-

gewichtMassenschwächungskoeffizient

13, 14Materialanalyse 11Materialuntersuchungstechnik 13Mediastinum 21Metallkannenröhre 9, 15Mindestfilterung 15Molybdän 6, 18MSAD 33Multiple Scan Average

Dose. Siehe MSADMuskel 20

N

Niedrig-Kontrast 21Niob 18

O

Oberflächendosis 21, 30Objekt 19Objektdicke 19, 22Objektmaterialien 20Ordnungszahl

3, 14, 17, 18, 21, 26Organ 20, 31, 32Organdosis 30, 31, 32Ortsauflösung 27, 28Ortsinformation 13

P

Pädiatrie 16, 35Partikelbild 1Patient 2, 11Patientendosis 4, 15, 32Phantom 30, 31, 32, 34Photoeffekt 11, 13, 16Photon 1, 11Photonenenergie 1, 13Pitch 34, 35Plexiglas 20PMMA. Siehe PlexiglasPrimärstrahlung 21Projektionsradiographie

12, 13, 30, 33, 35Prüfkörper 20Pseudo-Kantenfilter 18

Q

Qualitätskontrolle 20Quantenrauschen 28

R

Rauschen 28Rayleighstreuung 11, 13Referenzmaterial 17Restorgan 32Röhrenachse 8Röhrenbelastbarkeit 8, 16, 21Röhrenfenster 8, 9Röhrenspannung

2, 3, 4, 5, 18, 21, 33Röhrenstrom 2, 6Röntgen-Fluoreszenzstrahlung 11, 26Röntgendiagnostik

1, 4, 6, 16, 27, 30Röntgenfilm 25Röntgenröhre 2, 3, 6, 15Rotationsachse 33, 34Rückstreufaktor 21, 30

S

Sauerstoff 20Scanlänge 35Scanserie 35Schalenmodell 5Schichtdicke 33, 35Schilddrüse 30, 31, 32Schnittbildtechnik 25Schwächungsgesetz 13, 14Schwächungsgleichwert 17Schwächungskoeffizient

13, 15, 16, 17, 21Schwächungskoeffizienten 17Schwächungskurve 14Sekundärstrahlung 11Selektive Filterwirkung 16Selen 25Selendetektor 25Selten-Erd-Metall 17Skelett 32Spannungsabhängigkeit 5Spannungsform 7Speicherfolie 24Speiseröhre 32Spiral-CT 35Statistischer Prozeß 28Stickstoff 20Strahlenaufhärtung 14, 15, 19, 20Strahlenaustrittsfenster 15, 16Strahlenaustrittsseite 17, 19, 22Strahleneintrittsseite 17, 19, 21, 30Strahlenexposition 27, 29, 30, 35Strahlenfächer 33

41

Strahlenfeld 8Strahlenfilterung 2, 5, 6, 11, 15–18, 33Strahlenkontrast 20, 21Strahlenqualität 4, 6, 14, 17Strahlenqualitätsabhängigkeit 17Strahlenrisiko 29, 30, 31, 32Strahlenschwächung 9, 13, 15, 16, 17, 18, 19Strahlenspektrum 3, 4Streustrahlenraster 13, 22, 33Streustrahlenunterdrückung 22Streustrahlung 21Streuung 11, 14Strom-Zeit-Produkt 6Systemachse. Siehe RotationsachseSzintillator. Siehe Leuchtstoff

T

Teilkörperbestrahlung 29, 31, 32Thermolumineszenz-Dosimeter 30, 31Thoraxuntersuchung 29TLD. Siehe Thermolumineszenz-DosimeterTrennschärfe 15

U

Unschärfe 9, 25Uterusdosis 31

V

Verstärkungsfolie 24, 25, 26Visuelle Wahrnehmbarkeit 21

W

Wärme 3Wasser 14, 20Wechselwirkung 2

mit dem Bildempfänger 23–28mit dem Objekt 19–22zwischen Elektronen und Materie 3, 11zwischen Strahlung und Materie 11

Weichteildiagnostik 20Welle-Teilchen-Dualismus 1, 13Wellenbild 1, 12Wellenlänge 1Welligkeit 7Wirkungsgrad 3

der Bremsstrahlungserzeugung 3der Röntgenstrahlungsabsorption 26

Wolfram 4, 6, 8, 16, 26

Z

Z. Siehe Ordnungszahlz-Achse. Siehe RotationsachseZahlheilkunde 25Zeichenschärfe 27Zentralstrahl 8Zinn 18Zusatzfilterung 15, 16Zwei-Puls-Spannung 7

Strahlenphysikalische Grundlagen der...

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