16 Computertomographie (CT)

Kapitel 16
16 Computertomographie (CT)
J. Blobel
Historische Entwicklung
Bei den ersten Computertomographiegeräten (I.
Generation) wurde ein Röntgenstrahl von 1–2
(später bis 320) Detektoren nach einer linearen
Translationsbewegung analysiert. Nach einer Gantryrotation um einige Grad wurde der Scanvorgang wiederholt. Die Projektionsdaten aus den
verschiedenen Richtungen lieferten unter Berücksichtigung der Absorbtionswerte für jeden Punkt
die Möglichkeit, ein zweidimensionales Schichtbild zu berechnen. Die Aufnahmezeiten betrugen
4–6 min pro Bild. Abbildung 1 zeigt die weitere
Entwicklung der Computertomographie.
Die II. Generation erlaubte bereits durch Einsatz von 6–60 (später bis 512) Detektoren den
Scan mit einem Fächerstrahlwinkel von 3–158. Die
Projektionsdaten wurden über eine entsprechende
Winkelkorrektur in eine lineare Bewegung umgerechnet. Die Scanzeiten konnten auf 10–20 s reduziert werden.
Das bisherige Prinzip der Translation während
eines Scans in Kombination mit der Rotation für
eine neue Projektion änderte sich bei den Scannern der III. Generation. Eine technische Voraussetzung hierfür war die Einführung der Hochvoltschleifringtechnologie. Die Weiterentwicklung der
Generatortechnologie führte zur Anwendung von
rotierenden Generatoren und zur Verwendung von
Niedervoltschleifringen. Durch Erhöhung der Detektoranzahl auf ca. 1000 Detektoren konnte der
Fächerstrahlwinkel auf ca. 508 erweitert werden.
Die Rotationszeiten verringerten sich weiter und
liegen bei den modernsten Systemen bei 0,75 s
pro Vollrotation.
Durch die Übertragung der Messwerte über
Schleifringkontakte von der rotierenden Detektoreinheit zum Zentralrechner hatte das Signalrauschen einen störenden Einfluss auf die Bildqualität. Dies führte zur Entwicklung der IV. Generation von CT-Systemen. Die bis zu 4800 Detektoren
sind bei dieser Generation über 3608 kontinuier-
lich fest angeordnet und erzielen eine hohe Datenübertragungsrate (1000 Projektionen pro Rotation). Der Nachteil dieser Technik ist die kostenintensive Detektoranzahl und der erforderliche
Kalibrieraufwand.
Durch Einführung der optoelektronischen
Übertragungstechnik konnte das bisherige Signalrauschen, hervorgerufen durch die Schleifringdatenübertragung, eliminiert werden, und die CTSysteme der III. Generation sind deshalb die Basis
für die Entwicklung der Dual- und Mehrschichtsysteme. Das Detektorsegment besteht aus 2 oder
mehreren (bis 34) Detektorreihen, welche gleichzeitig Daten von mehreren Schichten pro Rotation
aufnehmen. Tabelle 1 enthält eine Zusammenstellung der charakteristischen Eigenschaften der CTGenerationen.
Insbesondere die Volumenscanzeiten für eine
entsprechende Körperregion können durch die
Einführung der Mehrschichtsysteme reduziert
werden. Die Erhöhung des Detektorintegrationsgrades (größere Detektormatrix) in Kombination
mit einer leistungsfähigen Rechnerarchitektur ist
die Basis dafür, dass größere Körperregionen in
einem engen Zeitfenster, z. B. für die funktionelle
Diagnostik, diagnostiziert werden können. Bei der
Entwicklung der CT-Systeme war es ein grundsätzliches Ziel, die Scanzeiten und die Bildentstehungszeiten kontinuierlich zu reduzieren. Röntgenröhren, Schleifringdatenübertragung, Detektorelemente und Rechnerarchitektur beispielsweise
wurden dafür technologisch verbessert.
Abbildung 2 zeigt die historische Entwicklung
der Zeitauflösung für die Scan- und Bildrekonstruktionszeit. Die Scanzeit für eine Schicht konnte von anfänglich 240 s auf 0,5 s verkürzt werden.
Die Bildentstehungszeit (auch Rekonstruktionszeit) für ein Schichtbild liegt derzeit bei den
Mehrschichtsystemen bei ca. 0,5–0,8 s.
Der hohe Integrationsgrad der Mikroelektronik
führte auch dazu, dass sich der Raumbedarf für
die Systemtechnik reduzierte. Bei den heutigen
Systemen wird kein Technikraum mehr benötigt.
a
16 Computertomographie (CT)
Abb. 1. Historische Entwicklung
der Computertomographie
Tabelle 1. Hauptparameter der Computertomographiegenerationen
Systemgeneration
I
II
III
IV
Elektronenstrahl-CT
Mehrschicht-CT
Scanmethode
Translation/
Rotation
4,5, 9
Translation/
Rotation
4,5, 9
Rotation/
Rotation
0,75, 1, 2, 6
Rotation/
stationär
1, 2, 4
Rotation/
stationär
> 0,05
Rotation/
Rotation
0,5, 0,75, 1
1–2 (320)
6–60 (512)
350–1000
4800
432
5 387–30 464
300, 600 (400)
400, 600
600, 800, 1200
1152, 2304
400
900, 1 200
1,0
0,75
0,5
0,35
0,7
0,35
„isotropic
voxel“
Scanzeit
(s/Vollscan)
Zahl der
Detektorelemente
Zahl der
Projektionen
pro Rotation
Hochkontrastauflösung
x-y-Ebene
[mm]
Physikalisch-technische Grundlagen
In Abb. 3 ist ein moderner Computertomograph
mit den Hauptkomponenten zu sehen:
H Gantry:
– rotierender Generator
– Röntgenröhre
– Detektoreinheit
– Signalprozessoren
– Kühlsystem
– Untersuchungstisch
– diverses Lagerungszubehör
Abb. 2. Reduzierung der Scan- und Bildentstehungszeit seit
Einführung der Computertomographie
235
236
J. Blobel
Abb. 3. Komponenten des CT
H Bedienkonsole:
– Monitor, Tastatur und Maus
– Gegensprechanlage
H Rechnereinheit:
– Parallelprozessoren für Scanplanung, Systemsteuerung, Datenaufnahme, Datenauswertung, Bilddarstellung und Bildspeicherung
Im Folgenden werden diese technischen Bestandteile des CT näher beschrieben [10, 11].
Gantry
In der Gantry sind der Generator, die Röhre mit
dem Wärmetauscher, das Detektorsystem und die
Signalprozessoren für die Rohdatenerfassung integriert. Für eine winkelkorrigierte Anpassung der
Schichtebene an das Organ kann die Gantry um
± 308 geneigt werden. Nachdem Generatoren mit
einer vertretbaren Größe und einem geringeren Gewicht entwickelt wurden, konnten die Generatoren
mit der Röhre und dem Detektorsystem rotieren.
Bis zu einer Rotationszeit von 0,7 s pro 3608 wurden diese Komponenten auf einen inneren Rahmen
montiert und mit einem Riemen angetrieben. Bei
einer schnelleren Vollrotation in 0,5 s verdoppelt
sich die wirkende Zentrifugalkraft auf das 13-fache
der Gravitationskraft (13 g). Deshalb werden die
Systemkomponenten auf einen äußeren Rahmen
montiert, welcher mit einem Magnetdirektantrieb
beschleunigt und auf einer konstanten Rotationsgeschwindigkeit gehalten wird.
Die Energie (480 V, 35–60 kW) wird über ein
Niederspannungsschleifringsystem zum rotierenden Generator übertragen. Derzeit sind die ersten
ölfreien Hochfrequenzgeneratoren in der Lage,
Röhrenhochspannungen zwischen 80 kV und
150 kV bei einem Röhrenstrom von 10–500 mA
zu liefern.
Röntgenröhre
Die Drehanodenröntgenröhre erzeugt die erforderliche Röntgenstrahlung durch Beschleunigung
von Elektronen mit dieser Hochspannung und der
Fokussierung auf ein Anodentarget mit zwei
variablen Fokusgrößen von ca. 0,5 × 0,7 mm bis
0,8 × 1,2 mm für den kleinen Fokus und ca.
0,8 × 1,0 mm bis 1,4 × 1,6 mm für den großen Fokus. In dieser Wolfram-Rhenium-Molybdän-Anode entsteht die Röntgenstrahlung.
Die Spektralverteilung der Röntgenstrahlung
wird durch die Abbremsung der Elektronen im
elektrischen Feld der Atome (Röntgenbremsstrahlung) und durch Elektronenübergänge in den Energieniveaus der Elektronen in der Atomhülle (charakteristische Strahlung) bestimmt. Da nur die
hochenergischen Strahlungsanteile zur Bildentstehung beitragen, werden die niederenergetischen
Strahlungsanteile mit einer Filterkombination von
Kupfer, Aluminium und weiteren Spezialmetallen
reduziert. Etwa 98% der Energie wird in Wärme
umgewandelt. Aus diesem Grund ist das Kühlkonzept der Röhre von entscheidender Bedeutung für
die Belastbarkeit und für die Haltbarkeit.
Das Maß für die Wärmekapazität der Röhre ist
die Einheit „heat unit“ (HU).
p
1HU ˆ 2 1 J…Ws†
Die Wärmespeicherfähigkeit eines Strahlers in
HU bezieht sich bei den hier angegebenen Werten
nur auf die Kapazität der Anode. Andere Werte
für die Gesamtspeicherkapazität der Röntgenröhre
berücksichtigen auch das Röhrenschutzgehäuse
a
16 Computertomographie (CT)
Abb. 4. Hochspannungsverteilung und einseitige Anodentellerlagerung (Variante 1)
Abb. 5. Hochspannungsverteilung und doppelseitige Anodentellerlagerung (Variante 2)
bei der Angabe. Für die Beurteilung der Kühlleistung einer Röntgenröhre wird die Wärmeabstrahlleistung in HU/min angegeben. Die Wärmespeicherkapazität und das Abkühlverhalten müssen
bei der Beurteilung der Leistungsfähigkeit einer
Röntgenröhre stets gemeinsam betrachtet werden.
Anfänglich wurde die Wärmekapazität dadurch
erhöht, dass das Anodenmaterial verändert wurde. Weiterhin wurde Rhenium im Anodenfokus
für eine bessere Langzeitstabilität, Molybdän als
Trägermaterial für eine größere Wärmeleitfähigkeit eingesetzt und die Anodentellerrückseite mit
einer Graphitschicht verstärkt. Diese Entwicklungen erhöhten die Kapazitätsleistung auf ca.
3,5 MHU, führten aber gleichzeitig zu langen Pausenzeiten zwischen 2 Volumenscans. Aus diesem
Grund wurden neue Konzepte entwickelt, welche
einerseits die Wärmekapazität der Anode und auf
der andern Seite auch die Wärmeabstrahlleistung
der Anode (ca. 0,8 MHU/min) und damit die Gesamtkühlleistung verbessern [10, 11].
Eine Möglichkeit ist die Fertigung des Anodentellers aus einem Spezialmetall mit guter Kapazität
und hoher Wärmeabstrahlung (Abb. 4). Das höhere Gewicht dieser Anodenteller macht spezielle
Anodenlager für eine Stabilisierung erforderlich.
Es wurden für diesen Zweck verschiedene Lösungen entwickelt; ein doppelseitiges Keramiklager
oder auch ein verlängertes Flüssigmetalllager.
Bei der in Abb. 5 dargestellten Röntgenröhre
ist das Kathodenpotential auf –75 kV und das
Anodenpotential auf +75 kV gegen das Röhrengehäuse mit Nullpotential konstruktiv festgelegt.
Eine weitere grundsätzlich neue technische Gestaltung der Röntgenröhre ist die vakuumgetrennte Verzahnung des Anodentellers mit dem Kühlaggregat. Die Wärmeabstrahlung kann bei dieser
Konstruktion über eine vergrößerte Fläche erfolgen und erreicht ca. 1,4 MHU/min. Die Anodenwärmekapazität einer solchen Röntgenröhre be-
trägt nominell 7,5 MHU. Dies entspricht durch
die erhöhte Abkühlrate der Wärmekapazität von
ca. 10 MHU bei einer konventionellen Röhrenbauart. Um dies ohne Hochspannungsüberschläge zu
realisieren, muss die Anode das gleiche Potential
aufweisen wie das Röhrengehäuse.
Detektor
Die Detektortechnologie hat einen wesentlichen
Einfluss auf die Systemeigenschaften.
Die Detektorempfindlichkeit bestimmt die Dosiswirksamkeit und damit in entscheidendem
Maß die Strahlenbelastung für den Patienten und
das Personal. Die neueren CT-Generationen (III.
+ IV. Generation) verwenden anstelle des anfänglich gebräuchlichen Xe-Gasdetektors nun den sog.
Festkörperdetektor. Diese Detektoren wandeln die
Röntgenstrahlung mit einem Szintillationskristall
in eine von einer Photodiode gemessenen Lichtintensität (Abb. 6) oder als Halbleiter die einfallenden Röntgenphotonen unmittelbar in elektrischen Strom um.
Für die räumliche Auflösung ist die Anzahl der
Detektoren pro Winkelgrad maßgebend. Eine hohe
Detektordichte ist die Voraussetzung dafür, dass
der Fächerstrahl in kleinen Segmenten detektiert
wird und die Objektpunkte möglichst klein abgebildet werden. Bei den heutigen Einzelschichtcomputertomographen sind ca. 1000 Detektorelemente
über einen Fächerwinkel von 50 8 verteilt.
Ein röhrennaher Spaltkollimator sorgt für eine
präzise Einblendung des Röntgenstrahls entsprechend der angewählten Schichtdicke. Ein detektorseitiges Kollimatorsystem hat die Aufgabe, die
Streustrahlung zu reduzieren, da nur der Direktstrahl detektiert werden soll. Die Stegbreite zwischen den Detektoren bestimmt die geometrische
Empfindlichkeit. Die Stege sollten möglichst klein
237
238
J. Blobel
Abb. 6. Aufbau eines Festkörperdetektors mit Szintillator und
Photodiode
Tabelle 2. Vergleich der Detektoreffektivität für Xenon-Gasdetektor und Festkörperdetektor
Strahlungsenergie
120 kV
Xe-Detektor
FK-Detektor
Geometriefaktor a
Strahleneffizienz l × g
Wirkungsgrad a × l × g
Effektivitätsvergleich
0,70
0,70
49,2%
0,70
0,98
69,6%
29,3%
sein, um über eine große effektive Detektorfläche
einen hohen strahlenempfindlichen Flächenbereich zu erzielen. Verstärkt wird die Streustrahlenreduzierung durch 2 Blenden, welche entsprechend der gewählten Schichtdicke die effektive
Detektortiefe in z-Richtung eingrenzen.
Der Wirkungsgrad des Festkörperdetektors ist
energieabhängig und setzt sich aus den 3 Anteilen
zusammen:
H Geometriefaktor a:
Die effektive Detektorfläche wird durch Stege
und Streustrahlenlamellen beeinflusst.
H Absorbtionsfaktor l:
wird durch den Schwächungsanteil der Strahlung im Detektor bestimmt.
H Konversionsfaktor g:
beschreibt die Effektivität für die Umwandlung
der absorbierten Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal (mA/mGy).
In der Tabelle 2 werden der Geometriefaktor a
und die Strahleneffektivität als Produkt aus l × g
für einen Xenon-Gasdetektor und einen Festkörperdetektor relativ verglichen. Der Festkörperdetektor besitzt einen ca. 30% höheren Gesamt-
wirkungsgrad und kann dadurch bei gleicher Signalintensität die applizierte Dosis reduzieren.
Ein hoher Wirkungsgrad und ein geringer
Streustrahleneinfluss sind ein Optimum für ein
hohes Signal-Rausch-Verhältnis.
Ein Technikansatz für die Verbesserung der
CT-Funktionsdiagnostik war die Einführung von
zwei nebeneinander liegenden Detektorreihen
(Doppeldetektorsystem). Die Scanzeiten konnten
halbiert und somit die Kontrastmittelfüllungsphasen besser erfasst werden. Die weitere Entwicklung führte 1999 zur Einführung der MehrschichtComputertomographen. Die neueste Detektorgeneration gibt den Mehrschicht-Computertomographen den Namen. Es werden 8, 16 oder 34 Detektorreihen bei den verschiedenen Detektortypen in
axialer (z-)Richtung angeordnet.
Diese Detektoren erfassen mit einer Rotation den
Bereich von 20 mm (8/16 Detektorreihen) oder
32 mm (34 Detektorreihen). Am Beispiel des Detektors mit 34 Kanälen soll die Arbeitsweise gezeigt
werden. Es bilden bei diesem Detektor ca. 30 000 Detektoren eine Datenmatrix, und durch entsprechendes Verschalten der Elemente wird die für den Scan
erforderliche Schichtdicke eingestellt (Abb. 7). Es
sind 7 Stufen von 4 × 0,5 bis 4 × 8 mm wählbar.
Der erfassbare Volumenbereich pro Rotation
beträgt 2–32 mm, bezogen auf die Objektebene.
Das Datenverarbeitungssystem kann bisher 4
Schichten gleichzeitig ableiten und wird zukünftig
mit leistungsfähigen Bildprozessoren simultan 8,
16 und 32 Schichten verarbeiten. Für eine hohe
Bildauflösung ist es physikalisch sinnvoll, in
möglichst kleinen Detektoreinheiten die Messgröße zu erfassen. Bei einer gleichzeitigen Ableitmöglichkeit von 32 Schichten ist es mit dem
a
16 Computertomographie (CT)
Abb. 7. Schichtdickenvariation
am Beispiel des 34-Kanal-Detektors
Mehrschichtdetektor absehbar, dass grundsätzlich
0,5 oder 1-mm-Schichten gemessen werden und
rekursiv die Rekonstruktionsschichtbreite für die
Auswertung festgelegt wird [15, 19].
Bedienkonsole
Die gesamte Steuerung des Systems erfolgt mit
einer PC-vergleichbaren, graphikorientierten Benutzeroberfläche an der Bedienkonsole. Diese besteht aus einem Multitaskrechner, einem oder
zwei Monitoren und einer Tastatur mit speziellen
Funktionselementen. In der Übersicht sind die
wichtigsten Einstellparameter für die CT-Bildaufnahme und Bildauswertung zusammengestellt:
H Wahlparameter für den Scan:
– Scanmodus (Einzel-, Serien-, Helical-Scan)
– Scanzeit [s]
– Hochspannung [kV] und mAs-Produkt
– Mess- und Rekonstruktionsfeld
– Schichtdicke und Helical-Pitchfaktor
H Wahlparameter für die Rekonstruktion und Auswertung:
– Rekonstruktionsmatrix
– Faltungsfilter
– Fensterlage und Fensterbreite (HE)
Die Einstellung der Fensterbreite und Fensterlage,
die Filterfunktionen, die Gantry- und Tischsteuerfunktionen beispielsweise sind über Sondertasten
bzw. -regler vorzunehmen. Nach Eingabe bzw.
Anwahl der Patientendaten wird das Organprogramm gewählt. Mit kontinuierlichem Tischvorschub wird ein sog. Scanogramm am Beginn der
Patientenuntersuchung für die Planung angefertigt. Die Anzahl und die Lage der Volumenscans,
die Feldgröße in Bezug zur Organgröße, die Anzahl der Einzelschichten in Abhängigkeit von
Schichtdicke und Pitchfaktor werden geplant. Die
ununterbrochene Dauer des Volumenscans sollte
20–30 s im Abdomen- und Thoraxbereich bei
Atemanhaltetechnik nicht überschreiten.
Der Körperquerschnitt wird in die Bildmitte
zentriert und im geplanten Scanverlauf geprüft.
Eine Gegensprechanlage dient der Kommunikation mit dem Patienten. Bereits während des Volumenscans werden die Bilder durch den Multitaskrechner nach dem ersten Umlauf rekonstruiert
und auf dem Monitor gezeigt.
Für die Vermessung und Auswertung der Bilder
steht ein Werkzeugsortiment zur Verfügung. Es
können beispielsweise Distanzen oder Winkel im
Bild, Dichtewerte oder Histogramme in einer ROI
(„region of interest“) vermessen werden. Über zusätzliche Softwareaufrüstungen sind die Steuerrechner in der Konsole in der Lage, die Spezialprogramme zu verarbeiten, welche ursprünglich
für die CT-Bildverarbeitungsworkstations konzipiert wurden.
Scanverfahren
Die Fächerstrahlung durchdringt die gewählte
Körperschicht und wird in jeder Winkelposition
während der Rotation durch die dabei variablen
Organstrukturen unterschiedlich geschwächt. Die
Schwächungssignale aus ca. 900 Winkelpositionen
werden in jedem Detektorelement ausgewertet.
Die hochleistungsfähige Rechnereinheit berechnet
aus den Rohdaten das Schichtbild über einen Interpolationsalgorithmus.
Für den Scanmodus werden zwei Scanarten
unterschieden. Bei der konventionellen, schrittweisen Schichtaufnahme (sequentieller Scan-ScanModus) wird der Tisch während der 3608-Rotation für die Schichtaufnahme nicht bewegt. Nach
der Rotation wird der Tisch mit einem geplanten
Tischvorschub weiterbewegt (Abb. 8).
239
240
J. Blobel
Abb. 8. Prinzip Scan-Scan-Modus
Abb. 10. Volumenrekonstruktion nach Helical-Scan mit
Mehrschichtdetektor-CT
Abb. 9. Prinzip Helical-Scanmodus
Bei einem Scan-Scan-Modus werden die Rohdaten für jede Schichtdicke separat erfasst und
daraus die Schichtbilder berechnet. Insbesondere
für die Funktionsdiagnostik oder Perfusionsdiagnostik nach einem Schlaganfall wird der Scan
über eine feststehende Scanebene ausgeführt, um
so die Kontrastmittelperfusion als Zeitfunktion zu
erfassen. Diese Betriebsart wird auch als dynamischer Scan bezeichnet.
Nach der anfänglichen Volumenrekonstruktion
aus den Einzelschichten zeigten sich Stufenphänome bei der Berechnung des 3D-Bildes einer Kugel,
da in jeder Schicht die Messwerte über die gesamte Schichtdicke gemittelt werden.
Bei dem Helical- oder Spiralscan-Modus erfolgt
die Abtastung der Schwächungswerte kontinuierlich, während der Patient mit einer definierten
Geschwindigkeit durch die Gantryöffnung bewegt
wird (Abb. 9). Relativ zum Patienten betrachtet,
ensteht eine helixförmige Bahn. Wird der Tischvorschub gleich der Schichtdicke pro 3608-Rotationszeit eingestellt, so entsteht ein lückenloser
Datensatz vom gesamten Körpervolumen, der die
Kugelformänderung zu jedem Zeitpunkt erfasst
und die Stufenbildung vermeidet. Es werden somit die anatomischen Strukturen exakter wiedergegeben [6, 12, 20].
In Abb. 10 ist die homogene Knochendarstellung in z-Richtung nach einem Helicalscan über
120 cm in 33 s Scanzeit bei Atemanhaltetechnik
mit einem Mehrschichtsystem zu sehen.
Der Helical-Pitchfaktor (HP) als Maß für den
relativen Vorschub ist die eingestellte Größe an
der Konsole. Der Helical-Pitchfaktor ist das Verhältnis aus Schichtvorschub pro 3608-Rotation
und Schichtdicke:
HP ˆ
s…mm†
d…mm†
Hier bedeuten:
s Vorschub nach 360 8-Rotation
(0,5, 0,75, 1,2 . . . mm),
d Schichtdicke (0,5, 1, 2 . . . mm).
Bei einem Einzelschicht-CT bedeutet ein HP = 1
die 3608-Datenaufnahme von angrenzenden Volumenbereichen. Bei einem Mehrschicht-CT mit 4
simultanen Schichten entspricht dies einem
HP = 4. Die Scandauer kann durch einen 0,5-sScanner mit 4 simultan gemessenen Schichten um
ca. 60–80% reduziert werden.
Die Formel für die Berechnung der Scanzeit
lautet:
ts …s† ˆ
l…mm†
tr
d…mm† HP
Hier bedeuten:
ts Scanzeit [s],
l Scanlänge [mm],
a
d Schichtdicke [0.5, 0,75, 1, 2 . . . mm],
HP Helical-Pitchfaktor [0,5 . . .],
tr Rotationszeit [0,5, 0,75, 1 . . . s].
Für eine geplante Helical-Scanlänge von 30 cm
wird die Scanzeit von ca. 60 s mit dem Einzelschicht-Scan (Pitchfaktor 1, Rotationszeit 1 s,
Schichtdicke 5 mm) auf 7,5 s mit dem Mehrschicht-Scan (Pitchfaktor 1, Rotationszeit 0,5 s;
Schichtdicke 5 mm) reduziert.
Die Mehrschichttechnik mit kürzeren Scanzeiten (bis zu 0,5 s pro Rotation), kürzeren Schichtrekonstruktionszeiten (derzeit ca. 0,5 s pro Bild),
intelligenten und schnellen Bildberechnungen für
die 3D-Anwendung (ca. 2–5 min für eine 3D-Auswertung von 100 Schichten) eröffnet auch den
Einsatz für neue klinische Fragestellungen im Bereich der Funktionsdiagnostik (s. Abs. 5).
Bildverarbeitung
Messverfahren und Bildrekonstruktion
In den verschiedenen Winkelstellungen werden
die Schwächungswerte in jedem Detektorelement
gemessen. Die einzelne Aufnahme wird als Ansicht bezeichnet und kann pro Rotation bis zu
1200-mal registriert werden. Bei 900 Detektoren
ergeben sich insgesamt ca. 1 Mio. Projektionen
mit verschiedenen Schwächungswerten für die Rekonstruktion. Die Zahl der Ansichten kann nicht
beliebig erhöht werden, da ebenfalls die Signalintensität im gemessenen Zeitintervall im Verhältnis zum Signalrauschen (Signal-Rausch-Verhältnis) möglichst groß sein soll.
Die Berechnung der Absorbtionseigenschaften
für jeden Bildpunkt (Pixel) aus den gemessenen
Schwächungswerten erfolgt in 2 Schritten. Im
1. Schritt ordnet ein Arrayprozessor die gemessenen Werte für die nachfolgende Rekonstruktion
entsprechend der Scanparameter (Pitchfaktor,
Feldgröße usw.), Kalibrierung und Winkel- bzw.
Bildkorrekturen in ein spezielles geometrisches
Raster. Dabei wird unterschieden in 1808- und
360 8-Interpolation, je nachdem, welcher Winkelbereich für die Datenselektion verwendet wird.
Bei der 180 8-Interpolation werden durch einen
Viertelversatz der Detektoren nach 1808-Rotation
zusätzliche Objektpunkte gemessen, und die Doppelmessung der Projektionen nach 1808 wird vermieden. Da die Messzeit bei der 1808-Interpolation gegenüber der 3608-Interpolation halbiert wurde, ist das Rauschen im Bild um ca. 20% größer.
Im 2. Schritt erfolgt die Rekonstruktion der
vorverarbeiteten Daten mit verschiedenen wähl-
16 Computertomographie (CT)
baren Filtern und Algorithmen zu einem zweidimensionalen Bild mit der Matrix 512 × 512 Bildpunkte. Die Rohdaten enthalten die Schwächungswerte der anatomischen Strukturen aufgrund der
unterschiedlichen Wechselwirkung mit der Strahlung. Die Anfangsintensität (I0) wird in Abhängigkeit von der Objektdicke (d) und dem wirksamen
linearen Schwächungskoeffizienten (l) exponentiell geschwächt und in Abhängigkeit vom Projektionswinkel im jeweiligen Detektorelement mit
der Signalintensität (IS) registriert.
Is ˆ I0 exp… l 2d†
Nach Logarithmieren der Messwerte erhält man
die Linienintegrale der Projektionen (Profile). Mit
einem sog. Faltungsalgorithmus werden diese
Linienintegrale je Projektion zunächst mit einem
Filterkern gefaltet und dann längs der ursprünglichen Strahlrichtung auf die Bildebene rückprojeziert. Bei dem rechenaufwendigeren Fourier-Verfahren wird die Filterung im Frequenzraum vorgenommen. Dabei werden die Daten in den Frequenzraum projeziert, dort gefiltert und anschließend mit der inversen Fourier-Transformation in
den Ortsraum rückprojeziert.
Für jedes Pixel wird ein CT-Dichtewert q in
Hounsfield-Einheiten (HE) berechnet. Dabei wurden die Dichte für Wasser mit 0 HE und die
Dichte für Luft mit –1000 HE festgelegt:
q…HE† ˆ 1000 l
lWasser
lWasser
Diese Festlegung gilt strenggenommen nur für
eine Strahlungsenergie (kV), wird jedoch in der
Praxis allgemeingültig genutzt. Der gesamte technisch darstellbare Bereich reicht von ca.
–30 000 HE bis + 30 000 HE.
Wie die Abb. 11 zeigt, erstrecken sich die biologischen Dichten jedoch nur in einem engen Bereich von ca. –1000 bis +1000 HE. Die angegebenen Dichtewerte schwanken individuell und sind
z. B. in den parenchymatösen Organen auch vom
Kontrastmittelgehalt im Blut abhängig. Für die
Darstellung des untersuchten Gewebes wählt man
die Fensterlage als mittleren Dichtewert möglichst
in dem Dichtebreich des Organs. Mit einem zweiten Regler wird die Fensterbreite für den zu analysierenden Dichtebereich eingestellt. Bei einer
engen Wahl des Fensters wird der Bildkontrast
verstärkt, da sich die ca. 256 Graustufen dann auf
einen kleinen Dichtebereich aufteilen.
Die erkennbare Detailgröße ist vom Objektkontrast abhängig. Je größer der Objektkontrast ist,
um so besser ist die Detailerkennbarkeit (Tabel-
241
242
J. Blobel
Abb. 11. CT-Dichtewerte der Organe in Hounsfield-Einheiten (HE)
Tabelle 3. Kontrast-Detail-Tabelle
Detailauflösung [mm]
Kontrast [%]
2,5
1,7
1,2
0,25
0,35
0,50
le 3). Durch eine geeignete Fensterlage und Fensterbreite wird die subjektive Erkennbarkeit verbessert, da das Auge physiologischerweise nur ca.
30 Graustufen differenzien kann [5, 11].
Isotropes Voxel
Die axialen Schichtbilder zeigen bei dem Einzelschicht-CT eine deutlich bessere Auflösung als die
sagittalen oder koronalen Ansichten, da die bisher
beschriebenen Algorithmen nur innerhalb einer
Schichtebene verwendet werden. Die axiale Hochkontrastauflösung beträgt ca. 0,35 mm in x-yRichtung. Die aus mehreren Schichten berechneteten multiplanaren Rekonstruktionen (MPR)
für die sagittalen und koronalen Bildebenen weisen eine deutlich schlechtere Detailauflösung in
z-Richtung von nur ca. 5 mm auf (Abb. 12).
Mit der Einführung der Mehrschichttechnik ist
auch ein neuartiges Volumenrekonstruktionsverfahren entwickelt worden. Dabei werden die Direktdaten ebenfalls nach den beschriebenen Algorithmen in longitudinaler (z-)Richtung projeziert und
mit den Komplementärdaten der nachfolgenden
Detektoren ergänzt. Ein ungerader Pitchfaktor von
3,5 oder 4,5 liefert zusätzliche Projektionswerte
und verbessert deshalb die räumliche Auflösung
(Abb. 13). Es ist durch dieses Verfahren möglich,
für die z-Rekonstruktionsebene ein Datenprofil zu
berechnen, welches variiert mit der vorgewählten
rekursiven Filterweite (FW). Der Pitchfaktor ist
wie bereits beschrieben in gleicher Weise definiert.
Abb. 12. Geometrische Auflösung in Voxeldimension
Die Filterweite (FW) ist in den Stufen 0, 1, 2,
3, 4 wählbar und bestimmt die Anzahl der Daten
für das Profil. Bei diesem MUSCOT-Verfahren
(„Multislice-Conebeam-Tomographie“) können für
die Rekonstruktion in z-Richtung nun die zusätzlichen Filterkerne für Glättung, Kantenanhebung
oder Artefaktunterdrückung analog der axialen
Rekonstruktion gewählt werden. Das Ergebnis ist
eine isotrope Auflösung in den 3 Raumrichtung;
das isotrope Voxel.
Im Hochkontrast kann die Auflösung in
z-Richtung durch diesen Algorithmus auf ca.
0,35 mm reduziert werden. Dies ist einer der
größten Vorteile der Mehrschicht-Systeme im Vergleich zu den Einzelschicht-Systemen.
Die isotrope Auflösung in allen 3 Raumrichtungen ist die Voraussetzung für die Darstellung von
multiplanaren Schichten in gleicher Auflösung.
Diese Darstellungsform wird als multiplanare Rekonstruktion (MPR) bezeichnet. Die Abb. 14 zeigt
eine Lungenaufnahme mit axialen, sagittalen und
koronalen Ansichten. Die Lungenbronchien weisen in allen Ansichten die Strukturzeichnung mit
der gleichen Qualität auf.
Selbstverständlich führt eine isotrope Auflösung auch bei der 3D-Rekonstruktion zu deutlich
besseren Ergebnissen bezüglich der objektgetreuen Wiedergabe der Organstrukturen. Die bisher
häufig auftretenden Schichtartefakte sind beseitigt
[15, 19].
Bildfilterverfahren
Die Faltungskerne für die gefilterte Rückprojektion sind an der Konsole einzeln oder in Kombination wählbar, um die Bildqualität zu verbessern,
gezielt die Charakteristik zu verändern oder um
Bildfehler (Artefakte) zu vermeiden. Gebräuchlich
ist es, mit speziellen Filtern die Knochenartefakte
durch Strahlaufhärtung, insbesondere im Kopf-
a
16 Computertomographie (CT)
Abb. 13. Bildrekonstruktion in
z-Richtung mit dem MUSCOTAlgorithmus
Abb. 14. Multiplanare Rekonstruktionen (MPR) des Thorax
mit isotropem Voxel
bereich (BHC), oder die radialen Strahlungsartefakte im Schulter- und Beckenbereich (RASP)
zu eleminieren (Abb. 15). Weitere Filter mindern
die Bewegungsunschärfe des Patienten (APMC)
im Bild, oder sie mindern das Rauschen bei geringen Dichteunterschieden durch eine Kontrastbzw. Konturanhebung (NRA).
Durch die bisher beschriebenen Rechenalgorithmen werden die Weichteilstrukturen mit dem
CT im Gegensatz zur analogen Röntgenaufnahme
mit einer besseren Niedrigkontrastauflösung dargestellt. Tabelle 3 zeigt, dass die erreichbare Auflösung, welche mit einem speziellen Kontrastphantom ermittelt wird, abhängig ist vom Objekt-
243
244
J. Blobel
Abb. 15. Bildfilterungen und ihre
Anwendungen
kontrast. Je höher der Kontrast ist, um so kleiner
ist die erkennbare Detailgröße.
Im Hochkontrastbereich wird die sog. Hochkontrastauflösung mit > 18 Linienpaare/cm angegeben. Dies entspricht der Erkennbarkeit von ca.
0,3–0,35 mm Objektgröße. Diese höchste Auflösung ist relevant für die Darstellung von Lungenoder Knochenstrukturen und kontrastmittelgefüllten Gefäßen gegen Weichteil.
Darstellungsverfahren
Eine weitere Darstellungsmethode ist die Maximum-Intensity-Projektion (MIP), auch CT-Angio
genannt. Hierbei wird intravenös ein Kontrastmittel injeziert, um die Gefäße mit einer hohen Dichte gegen das umliegende Gewebe besser abzugrenzen. Die Dichtewerte > 100 HE werden selektiert
und die knöchernen Strukturen aus dem Bild explizit herausgerechnet. Es bleibt ein Summationsbild der Gefäße aus dem gescannten Volumenbereich, welches ebenfalls multiplanar zur Darstellung gebracht werden kann.
Problematisch dabei sind die Überlagerungen
der kleinen Gefäße mit den größeren Arterien,
bei der sich die Anomalien der kleinen Gefäße
schlecht darstellen. Hier kann die dreidimensionale Rekonstruktion mit der Volume-RenderingTechnik die Ergebnisse verbessern (Abb. 16).
Die Voxel mit einem ausgewählten HE-Bereich
erhalten in einer dreidimensionalen Abbildung die
gleiche Farbe und können durch einen Beleuchtungseffekt besser räumlich veranschaulicht werden. Zusätzlich kann eine Transparenzfunktion
überlagert werden. Diese Funktion bewirkt die
halbtransparente Darstellung der Weichteile für
die anatomische Zuordnung zu den Gefäßen oder
Knochenstrukturen.
Die Rechner der Bedienkonsole entsprechen in
ihrer Architektur bei den modernen CT-Geräten
den Bildrechnern in der Workstation. Es können
die Bildbearbeitungsprogramme mit der gleichen
Leistungsfähigkeit in beiden Komponenten alternativ genutzt werden.
Virtuelle Navigation in Organen
Die Darstellung der Hohlorgane bzw. auch des
Gefäßsystems ist durch eine virtuelle Betrachtung
von innen möglich. Die kleinsten auf diese Weise
bisher dargestellten Anatomien waren intrakranielle Arterien in der Größe von 3–5 mm.
Diese „Flythrough-Technik“ hat eine besondere
Relevanz für die Diagnostik von:
H Atemwegen:
virtuelle Bronchoskopie (z. B. Fistel- und Rupturdiagnostik),
H Gefäßen:
virtuelle Angiographie (z. B. Aneurysma- und
Plaquediagnostik),
H Hohlorganen:
virtuelle Rektoskopie (z. B. Tumor- und Fisteldiagnostik).
Die invasive Diagnostik kann mit dieser virtuellen
Technik zukünftig ergänzt bzw. in einigen Fällen
ersetzt werden. Die Instrumente (Rektoskope, Katheter oder Bronchoskope) erreichen im Fall von
Verschlüssen und Verengungen häufig nicht das
Zieltarget. In diesem Fall ist das virtuelle „Durchfliegen“ („flythrough“) unproblematisch für eine
Diagnose der nachfolgenden Bereiche.
In dem dreidimensionalen Bild wird mit einer
Maus navigiert. Es sind dreidimensionale Vermessungen zwischen beliebigen Raumpunkten ausführbar. Eine Distanzmessung für die Bestimmung der Tumorgröße ist in Abb. 17 nach einer
virtuellen Bronchoskopie für einen Tumor in der
Trachea zu sehen.
a
16 Computertomographie (CT)
Abb. 16. Nierenarterien in MIP- und 3D-Darstellung
Abb. 17. Virtuelle CT-Bronchoskopie mit Außen- und Innenansicht
CT-Funktionsdiagnostik
Perfusions-CT
Die Entwicklung der Prozessor- und Rechentechnik hat in den vergangenen Jahren dazu geführt,
dass die Funktionsabläufe im Organismus mit
dem CT analysiert werden können. Eine sehr
wichtige Technik ist die quantitative Anlayse des
Blutflusses und der Durchblutung (Perfusion) mit
der Perfusions-Computertomographie. Dabei wird
in einer gleichbleibenden Schichtebene der Scan
zyklisch über 20–40 s wiederholt. Je nach Rotationszeit des Computertomographen wird der Scan
nach 0,5–2 s erneut ausgeführt.
245
246
J. Blobel
Abb. 18. Kopf-Perfusionsdarstellungen
Abb. 19. Dynamische Leberfunktionsdiagnostik in 3 simultan gemessenen Schichten
In jedem einzelnen Bild wird die absolute Quantifizierung des Blutflusses nach einer Kontrastmittelinjektion eines iodinen Indikators über die zeitliche Dichteänderung im Bild erfaßt. Anschließend
werden alle Bilder mit der Zeit-Dichte-Funktion
ausgewertet, und jedem Bildpixel wird der Wert
für einen hämodynamischen Parameter aus einer
Farbskala zugeordnet. Diese Parameter sind z. B.:
H relativer Blutfluss („cerebral blood flow“, CBF),
H integrales Blutvolumen („cerebral blood volume“, CBV),
H mittlere Transitzeit („middle tarnsit time“,
MTT),
H Peakzeit für Bolusmaximum („time to peak“,
TTP).
Für die Schlaganfalldiagnostik wird der zerebrale
Blutfluss analysiert, und die ischämischen Bereiche können durch die fehlende Perfusion klassifiziert werden (Abb. 18). Da sich diese Unter-
suchung bei dem Einzelschicht-CT nur auf eine
singuläre Schicht mit einer Dicke von maximal
1 cm beschränkt, ist die Aussage über einen Volumenbereich nicht möglich. Der Mehrschicht-CT
kann einen Bereich bis zu 32 mm pro Rotation
scannen. Dieser größere Volumenbereich ist repräsentativer für die Beurteilung von Perfusionsstörungen und wird den diagnostischen Anwendungsbereich erweitern.
In Abb. 19 ist für einen kleinen Lebertumor
schematisch zu sehen, dass die arterielle und
venöse Phase in den 3 Schichten von je 8 mm
dargestellt wird. Der ca. 10 mm große Tumor
wird mit der mittleren Schicht, der arterielle Fluss
in allen 3 Schichten und der venöse Fluss durch
die 3. Schicht beurteilbar, da die Vene in der
3. Schichtebene verläuft.
Die dynamischen Perfusionsstudien mit dem
schnellen Mehrschicht-CT begründen ein neues
bildgebendes Routineverfahren in der Akutdiag-
a
nostik mit dem Vorteil einer breiten und jederzeiten Verfügbarkeit [8, 9].
Real-time-CT
Eine der grundlegenden Techniken für die funktionelle Diagnostik ist in der Medizin die Real-time-Bildwiedergabe. Sinnesphysiologisch werden
dabei ca. 30 Bilder pro Sekunde vom Auge nicht
mehr zeitlich getrennt wahrgenommen. Trotz der
hohen Bildfrequenz sollen die Bilder jedoch ein
hohes Signal-Rausch-Verhältnis aufweisen. Die
Abb. 20 zeigt im unteren Teil, dass bei einem konventionellen Scan nach der 3608-Rotation die
Rekonstruktion in einer Matrix von 512 × 512
Bildpunkten beginnt und nach ca. 1 s Delayzeit
für die MUSCOT-Bildrekonstruktion das Bild auf
dem Monitor erscheint.
Ein spezieller Real-time-Bildprozessor ist in der
Lage, die Rohdaten direkt auf dem Monitor darzustellen, beginnend 0,625 s nach dem Scanstart
mit dem ersten Bild und jedes weitere Bild nach
0,125 s. Nach jeweils 608-Rotation der Gantry
werden die Bildinformationen erneuert. So wird
bei einer 3608-Rotation in 0,5 s eine Bildfrequenz
von 8 Bildern pro Sekunde in einer Matrix von
512 × 512 Bildpunkten möglich. Falls wahlweise
die Bildmatrix auf 256 × 256 Bildpunkte reduziert
wird, kann die Bildrate auf 12 Bilder/s erhöht
werden [14].
Eine klinische Hauptanwendung findet diese
Technik in den Bereichen:
H Traumatologie:
Bereits während des Scanvorgangs können
Akutbefunde (z. B. Hämatome, Lungenkontusionen) erkannt werden.
Abb. 20. Datenaufnahme und
Bilddarstellung mit Real-timeCT- und Helical-Scan
16 Computertomographie (CT)
H Kontrastmitteloptimierung:
Das Real-time-Bild ist die Grundlage für die
Dichteanalyse im Zielareal für den exakten
Scanstart.
H Dosiseinsparung:
Der Scan kann sofort bei Erreichung der Organgrenze manuell abgebrochen werden. Dies
spart im Mittel weitere 10–15% der Strahlendosis für den Patienten, schont die Röntgenröhre
und reduziert die Bilderanzahl auf das Notwendige.
CT-Fluoroskopie
Die Real-time-Bilddarstellung mit einer Wiederholrate von bis zu 12 Bildern/s und einem zeitlichen
Versatz (Verzögerung; engl. „delay“) des Bildes
von 0,125 s nach der Objektaktion verbessert die
interventionelle CT-Anwendung. Für diese Durchleuchtungstechnik wird der CT mit einem digitalen
Monitor und einer Steuereinheit für den Scan und
die Gantry- bzw. Tischbewegung an der Gantry ausgerüstet. Punktions- bzw. Injektornadeln, Drainagen oder andere Interventionen können mit dem
Real-time-Bild in einer Schicht verfolgt werden.
Beim Mehrschicht-CT ist es möglich, gleichzeitig 3 Schichten mit variabler (bis 8 mm) Breite
auf dem Monitor zu beurteilen (Abb. 21). Dadurch wird die Instrumentenspitze bei einem Verlassen der mittleren Schicht im benachbarten Bild
sichtbar. Für die Reduzierung der Strahlenbelastung erfolgt der Scan mit ca. 1/10 (10–30 mAs)
des üblichen Röhrenstromes (ca. 150–300 mAs),
und die Strahlung kann gepulst werden. Mit speziell entwickelten Instrumentenhilfen bleibt der
Untersucher mit den Händen außerhalb der Direktstrahlung [7].
247
248
J. Blobel
Abb. 21. Vergleich der CT-Fluoroskopieanwendung für Einzelschicht- und Mehrschicht-CT
Abb. 22. Zeit-Dichte-Funktion
der Kontrastmitteluntersuchung
für die intrakraniellen Gefäße
Kontrastmittel-CT-Diagnostik
Durch das isotrope Voxel werden die sehr kleinen
kontrastmittelgefüllten Gefäße mit einer hohen
geometrischen Auflösung wiedergegeben. Voraussetzung hierfür ist die vollständige Füllung der
Gefäße über das gesamte Scanvolumen mit dem
Kontrastmittel. Zu diesem Zweck muss der Scanstart in der 1. Schicht des Zielvolumens zeitlich
exakt mit dem Anfluten des Bolus erfolgen. Die
Kreislaufzeiten für das Anfluten sind aus hämodynamischen Gründen sehr unterschiedlich. Die Anflutzeit von der intravenösen Kontrastmittelgabe
bis zum Kopf beträgt zwischen 10 und 40 s.
Der CT kann das Startsignal, wie in Abb. 22
verdeutlicht, in der folgenden Weise objektiv generieren: Es wird in der Ebene der A. carotis interna ein Schichtbild aufgenommen, eine ROI
(„region of interest“) mit einem Kreis auf der Arterie markiert und ein Solldichtewert (HE = 90)
für das Startsignal vorgegeben. In dieser Schicht
wird das Anfluten mit dem Real-time-Bild mit ca.
20 mA Röhrenstrom, d. h. mit minimaler Dosis,
überwacht. Das 1. Bild wird nach der kürzesten
Transitzeit von 10 s wiedergegeben. Die Überwachungsbilder können zwecks Dosiseinsparung
mit variablen Pausenzeiten gepulst aufgenommen
werden.
Falls der Solldichtewert erreicht ist, fährt der
CT-Tisch zum geplanten Scanbeginn für den Volumenscan und startet innerhalb von 3–5 s den Scan
mit dem vollen Röhrenstrom (ca. 150 mA). Die
Transitzeit des Kontrastmittels durch die Kopfarterien beträgt 6–10 s. Mit dem Einzelschicht-CT ist es
nicht zu vermeiden, dass die venösen Anteile in den
letzten Schichten ebenfalls mit sichtbar werden und
auch dominieren können. Erst der Mehrschicht-CT
kann die hochauflösenden Bilder mit 1 mm
Schichtdicke in der rein arteriellen Füllungsphase
über einen kleinen z-Bereich von ca. 50 mm (z. B.
für Circulus Velisi) darstellen.
a
Abb. 23. 3D-Kopfgefäßdarstellung bei Kontrastmittelfüllung
Die Schichtdicke und der Pitchfaktor werden
bei der CT-Angiographie passend gewählt, um
das gesamte Zielvolumen in dieser Zeit mit der
erforderlichen Auflösung zu scannen. Im Fall der
Abb. 23 wurde mit einer Schichtdicke von
4 × 1 mm und einem Pitchfaktor 3 der gesamte
Kopf über den Bereich von 132 mm in 22 s gescannt. Bei diesem großen Scanbereiche und der
kleinen Schicht von 1 mm für eine hohe Auflösung wird auch beim Mehrschicht-CT der Beginn
der venösen Phase im Bild mit sichtbar [14].
Kardio-CT-Diagnostik
Eine einzelne Herzphase in getrennter Bilddarstellung wiederzugeben ist bisher für alle bildgebenden Modalitäten sehr problematisch. Für die Abbildung des Herzens ohne Bewegungsunschärfen
ist die Einzelschicht-CT-Technik zu langsam, da
die Rotationszeit mit 0,75–1 s in der Größenordnung der gesamten Herzaktion liegt. Die Entwicklung der Elektronenstrahltomographen (EBT)
konnte dem Abhilfe schaffen (s. Tabelle 1).
Bei diesem System wird mit einem Linearbeschleuniger ein sehr hochenergetischer Elektronenstrahl auf das halbkreisförmige Anodentarget
fokussiert. Dieses Anodentarget ähnelt in Material
und Funktion der Anode einer Röntgenröhre und
sendet die Röntgenstrahlung auf den auf der Gegenseite ebenfalls fest installierten Detektorkranz.
Es wird eine sehr hohe zeitliche Auflösung mit
50–400 ms je Schichtbild erreicht. Nachteilig ist
die technisch bedingte höhere Dosisapplikation
und die erreichbare, relativ geringe Ortsauflösung
von 7 Linienpaaren/cm. Aufgrund eines schlechteren Signal-Rausch-Verhältnises als beim konventionellen CT (Ortsauflöung > 18 Linienpaare/cm)
16 Computertomographie (CT)
werden die Herzstrukturen nicht mit einer optimalen Auflösung abgebildet. Eine Volumenrekonstruktion ist mit dem EBT-System ebenfalls nur
eingeschränkt möglich [1].
Die schnelle Rotation des Mehrschicht-CT mit
bis 0,5 s für einen Vollscan und 0,32 s für einen
Teilscan über 1808 liefert die technische Voraussetzung für eine getriggerte Herzuntersuchung.
Für die Herzuntersuchung werden zwei verschiedene Triggerverfahren unterschieden. Im
prospektiv EKG-getriggerten Scan (auch antegrade
Triggerung) werden EKG-Signale benutzt, um den
CT-Scan zu starten. Diese Scantechnik erfolgt im
sequentiellen Scan-Scan-Modus. In dem retrospektiv EKG-gefilterten Scan (auch retrograde Filterung) wird ein Volumen mittels Helicalscan aufgenommen. Zeitgleich wird das EKG-Signal mit
den Rohdaten gespeichert. Anschließend kann in
jeder beliebigen Herzphase die Rekonstruktion
durchgeführt werden [4].
Prospektiver EKG-getriggerter Scan
Beim getriggerten Scan wird eine beliebige Herzphase vor der Datenakquisition ausgewählt. Der
Scanstart erfolgt mit einem relativen Delay in
Prozent zum R-R-Intervall. Generell wird die
Herzaktion in zwei Hauptbereiche unterteilt; der
systolischen und der diastolischen Phase. In der
diastolischen Phase ist der Herzmuskel erschlafft
und deshalb ideal zu untersuchen, weil keine oder
nur geringe Bewegungen zu beobachten sind
(Abb. 24).
Das EKG-Signal triggert den Strahlungsbeginn
und den Tischvorschub. Nach einem wählbaren
Delay in Bezug zum R-Signal werden die Rohdaten aufgezeichnet und der Tischvorschub ausgeführt. Die Strahlung wird nur während der
gewünschten Herzphase aktiv. Unnötige Strahlung
wird bei diesem Verfahren vermieden. Problema-
Abb. 24. Prospektiv EKG-getriggerte Rekonstruktion
249
250
J. Blobel
tisch ist die exakte Aufnahme der Daten mit der
schnellen Röhrenstromsteuerung und die anschließende Volumenrekonstruktion im ScanScan-Modus.
Retrospektiver EKG-gefilterter Scan
Bei der retrospektiven Filterung erfolgt die Untersuchung im Helical-Modus, und die EKG-Signale
werden zusammen mit den Rohdaten abgespeichert. Durch die Volumenerfassung kann in jeder
beliebigen Position die selektierte Herzphase rekonstruiert werden. Bei der prospektiven Triggerung muss der prozentuale Verzögerungswert vor
dem Scan angegeben werden. Bei der retrospektiven Filterung wird diese Selektion nach der
Datenakquisition durchgeführt. Dadurch können
sämtliche Herzphasen rekonstruiert und die funktionellen Zusammenhänge dargestellt werden.
Abbildung 25 veranschaulicht die Rekonstruktion der verschiedenen Herzphasen in Abhängigkeit
von der Tischposition. Es wird ein 3608-Datensatz
aufgenommen und innerhalb von 0,32 s eine
1808-Partialrekonstruktion
ausgeführt.
Diese
Messzeit berechnet sich aus 0,25 s für 1808-Rotation bei einem 0,5-s-Scanner und der zusätzlichen
Zeit für die Überstreichung eines Fächerwinkels
für die Vervollständigung der Projektionen. Der
kontinuierliche Helical-Scan wird in axiale Richtung ausgeführt, und die angrenzenden Schichten
liefern aus der gleichen Herzphase die Messwerte.
Der bildwirksame Zeitbereich für die Darstellung sollte zur Vermeidung der Bewegungsun-
Abb. 25. Rekonstruktion nach retrospektiver EKG-Filterung
schärfe möglichst klein sein und < 0,1 s betragen.
Dies gelingt bei einem geringem Pitch für den
Tischvorschub, welcher der Herzfrequenz angepasst ist, und einem segmentweisen Bildaufbau
aus mehreren R-R-Intervallen. Wird der HelicalPitchfaktor zu groß gewählt, ist es nicht möglich,
alle Herzphasen mit einer ausreichenden Auflösung zu rekonstruieren, da die Informationsdichte
nicht ausreichend ist. Nachteilig wirken sich
Herzrhythmusstörungen während des Scans bei
dieser Methode aus, da der kontinuierliche Tischvorschub diese Störungen nicht kompensieren
kann.
Der CT bietet mit dieser Technik eine praktikable Möglichkeit, die Koronararterien zu untersuchen und den Koronarkalk zu lokalisieren. Die
herznahen Lungenbereiche werden ohne Atemartefakte dargestellt, und die hochauflösenden Lungenuntersuchungen sind für alle Lungensegmente
möglich.
Die Beispiele in diesem Abschnitt zeigen, das
die ursprünglich anatomisch orientierte Bildgebung mit dem CT neue Aufgabenfelder in der
Funktionsdiagnostik erschließt.
System- und Dosisoptimierung
Abbildung 26 zeigt, dass seit der Einführung der
Computertomographie eine stetige Verbesserung
der Hochkontrast-Ortsauflösung erfolgte. Hierfür
ist hauptsächlich der Fortschritt in der verbesserten Dektektortechnologie mit größerer Detektordichte und höherer Strahlenempfindlichkeit maß-
a
16 Computertomographie (CT)
vergleichbaren Bedingungen beträgt ca. 4 mm.
Bei geringerer Dosis < 10 mGy überwiegt das
Bildrauschen, und die Bildqualität verschlechtert
sich beträchtlich.
Der Zusammenhang zwischen der Patientendosis und den für die Bildqualität maßgebenden
Einflussfaktoren wird durch die Brooks-Formel
beschrieben [3]:
DP CApp Abb. 26. Historische Entwicklung der CT-Hochkontrastauflösung
exp…l d†
a2 r2 lHWSD b
Hier bedeuten:
DP
Patientendosis (CT-Dosisindex in mGy),
CApp Apparatekonstante,
r2
Standardabweichung des Bildrauschens,
lHWSD gemessene Halbwertsschichtdicke
in z-Richtung [mm],
a
Objektabstand im Rotationszentrum [mm],
b
Fächer-Strahlbreite (x-y-Ebene) [mm].
Das Bildrauschen wird als Poisson-Verteilung
vorausgesetzt und die Standardabweichung r2 aus
den Messwerten (Nm) eines homogenen Dichtebereiches berechnet:
rˆ
Abb. 27. Vergleich der CT-Niedrigkontrastauflösung in Abhängigkeit von der Dosis bei 6 verschiedenen CT-Scannern
gebend. Schnellere Rechner erlaubten verbesserte
mathematische Algorithmen mit gefilterten Interpolationen.
Dies führte dazu, dass die CT-Diagnostik in
immer stärkerem Maß zur Basisdiagnostik zählt.
Die Zahl der installierten Geräte hat sich ständig
erhöht. Die gewachsene Anzahl der Untersuchungen führte nun auch zu einer Erhöhung der
Strahlenbelastung für die Gesamtbevölkerung.
Deshalb gilt es, das Prinzip der Strahlendosisoptimierung „So wenig wie notwendig“ in der CT-Diagnostik konsequent umzusetzen [13].
In Abb. 27 ist ein Ergebnis einer Multicenterstudie gezeigt [16, 17]. In dieser Studie wurden
6 CT von verschiedenen Herstellern hinsichtlich
der Dosisabhängigkeit der Niedrigkontrastauflösung mit dem Phantomkontrast KA–KB = 5,5 HE
untersucht. Die Messpunkte sind die Ergebnisse
für die Computertomographen vom Typ A–F. Auffallend ist, dass eine Funktion eingezeichnet werden kann, welche zeigt, das eine Dosiserhöhung
oberhalb von ca. 50 mGy keinerlei Bildverbesserung erwarten lässt. Der Wert für die maximal
erreichbare Niedrigkontrastauflösung unter den
1
M
M
X
1 mˆ1
…Nm
2
N†
Das Bildrauschen ergibt sich aus dem Quantenund dem Systemrauschen, welches durch die Eigenschaften der Elektronik, Datenübertragung
und Rekonstruktionsalgorithmen beeinflusst wird.
IS ˆ I0 exp… l d†
Eine höhere röhrenseitige Röntgenstrahlintensität
I0 verbessert die Singnalintensität IS und mindert
das Quantenrauschen r2, erhöht jedoch auch die
Patientendosis DP. Das Elektronikrauschen wird
durch neue Detektortechnologien, optoelektronische und hochintegrierte Mikroprozessorbauelemente reduziert. Eine sog. Modulationsübertragungsfunktion (MTF) beschreibt insgesamt die
Wiedergabe eines Objekts im Bild und charakterisiert die Apparatekonstante CApp .
Eine größere Halbwerts-Schichtdicke lHWSD in
z-Richtung erhöht die Detektorsignalintensität
und reduziert jedoch aufgrund der stärkeren
Summation in z-Richtung die Auflösung. Die
effektive Schichtdicke wird als Halbwertsschichtdicke (lHWSD) in den Schichtprofilen gemessen
(Abb. 28). Je größer die Filterweite (FW) bei der
MUSCOT-Rekonstruktion gewählt wird, um so
mehr verbreitert sich das Profil, und die effektive
251
252
J. Blobel
Abb. 28. Schichtprofile für lHWSD = 2 mm, HP = 2,5 in Abhängigkeit von der Filterweite FW
Abb. 30. Einfluss von Filterweite und Helical-Pitchfaktor auf
das Bildrauschen r2 bei lHWSD = 2 mm
Abb. 29. Halbwerts-Schichtdicke lHWSD in Abhängigkeit von
FW und HP
Halbwertsschichtdicke lHWSD in den rekonstruierten Schichtprofilen nimmt zu, da die Anzahl der
berücksichtigten Projektionsdaten in z-Richtung
steigt. Das Profil für die 180 8-Linearinterpolation
des Einzelschichtscans ist ähnlich dem Profil für
FW = 2 mit dem Mehrschichtscan.
In Abb. 29 ist die Abhängigkeit der effektiven
Schichtdicke von der Filterweite FW bei den
verschiedenen Pitchfaktoren 2,5, 3,5 und 4,5 zu
sehen. Bei der 1808-Linearinterpolation (1808-LI)
und der 3608-Linearinterpolation (3608-LI) ist
HP = 1 und die Filterweite als Parameter nicht definiert und der Wert für die effektive Schichtdicke
deshalb gleichbleibend. Der Einfluss des Pitchfaktors auf die effektive Schichtdicke ist eher als
gering zu werten. Die Halbwertsschichtdicke bei
der 1808-Interpolation des Einzelschichtscans entspricht näherungsweise der Halbwertsschichtdicke
der Mehrschicht-Scans mit beliebigen HelicalPitcheinstellungen bei FW = 0.
Die Abb. 30 zeigt den Zusammenhang zwischen Filterweite, Helical-Pitchfaktor und der
Standardabweichung des Bildrauschens. Das relative Bildrauschen steigt geringfügig um ca. 20%
bei Vergrößerung des Pitchfaktors und bei konstantem FW-Wert eines Mehrschicht-Scans, während die Strahlendosis mit dem Verhältnis der
Pitchfaktoren linear abnehmen kann, d. h. bei
Pitch 4,5 gegen 4,0 (vergleichbar mit HP = 1,0
beim Einzelschichtdetektor) um 12%; d. h.
fHP 0,88.
Mit der MUSCOT-Rekonstruktion für den
Mehrschicht-Detektor wird das Bildrauschen bei
FW = 0 um ca. 10% und bei einem größerem
FW = 4 um bis zu 60% reduziert.
Die Standardabweichung ist bei einem Mehrschicht-Scan mit HP = 4,5 und FW = 2 gegenüber
einem Einzelschicht-Scan mit 3608-LI und HP = 1
um ca. 15% niedriger, d. h. fr2 0,85 (Abb. 30).
Gleichzeitig ist die Halbwerts-Schichtdicke für
diese beiden Scans annähernd gleich (Abb. 29).
Die Kombination der Betrachtung der Faktoren
für die effektive Schichtdicke (fHWSD), das Bildrauschen (fr2) und den Helical-Pitch (fHP) in Abhängigkeit von den Scanparametern bei einem
Vergleich von Einzelschicht- und MehrschichtScan führt nun zu dem Ergebnis, dass mit der
MUSCOT-Rekonstruktion die Strahlendosis um
bis zu 40% gesenkt werden kann [13, 15, 19].
Eine weitere Möglichkeit der Dosiseinsparung
besteht darin, eine gleichbleibende Signalintensität IS durch eine Röhrenstromregelung für I0 in
Abhängigkeit von der Objektschwächung während
des Scanvorgangs einzustellen. Hierfür kann der
Übersichtsscan (Scout) in z-Richtung analysiert
und der Röhrenstrom im Lungen-, Abdomen oder
Beckenbereich jeweils entsprechend dem Schwächungsverhalten der Organe geregelt werden. Eine
übermäßige Dosis in den strahlendurchlässigen
Körperbereichen wird vermieden, und es ist je
nach Dichtevarianz der Organe eine Dosiseinsparung bis ca. 30% möglich. Eine vergleichbare
mAs-Regelung wird auch bei einigen CT-Geräten
für den Ausgleich der richtungsabhängigen Dichteunterschiede (insbesondere im Schulterbereich)
während eines Rotationsumlaufs verwendet. Bei
a
dieser Technik ändert sich die mAs-Einstellung
mit dem Rotationswinkel.
Weitere Ansätze für die Dosisoptimierung der
Computertomographen sind die Entwicklung neuer röhrenseitiger Filterkombinationen, die mittels
Spezialmaterialien den bildunwirksamen weicheren Strahlenanteil herausfiltern und auch mit variablen Konturenfiltern die Strahlenintensität der
Körperkontur besser anpassen.
Ein zukünftiges wichtiges Potential für die Dosisreduzierung ist die weitere Erhöhung der Empfindlichkeit der Detektoren.
Mit diesen Beispielen sind einige technische
Entwicklungen aufgezeigt, welche die Strahlenbelastung des Patienten und des Personals reduzieren können. Die zunehmende Leistungsfähigkeit
der CT-Systeme setzt auch eine indikationsgerechte Anwendung und Begrenzung der CT-Diagnostik seitens der Betreiber voraus.
Ausblick
Die bildgebenden Diagnosemethoden im Krankenhaus haben in den vergangenen Jahren durch
die Weiterentwicklung der Modalitäten einen starken Zuwachs erhalten. Der Patient ist häufig nicht
gehfähig und muss manuell auf die jeweiligen Untersuchungstische gelagert werden. Der Personalaufwand und die körperliche Belastung des Personals nimmt ständig zu. So sind z. B. für die Versorgung von Polytraumapatienten bis zu 10 manuelle Hebungen erforderlich, die auch zu Körperschäden des Personals und zu Komplikationen für
den Patienten führen können. Deshalb werden
hier zukünftig neue CT-Konzepte an Bedeutung
gewinnen, welche diesen Patiententransfer reduzieren bzw. erleichtern [2].
Der Einsatz der Computertomographie für die
intraoperative CT-Anwendung in Verbindung mit
Navigationsgeräten und Chirurgierobotern wird
neue Anwendungsperspektiven schaffen. Die minimalinvasiven Chirurgieverfahren gewinnen zunehmend an Bedeutung. Derzeit gibt es bereits
ca. 600 medizinische Roboter. Die Steuerung dieser medizinischen Werkzeuge mit schnellen räumlichen Bildern wird weitere Anwendungsmöglichkeiten eröffnen.
Die Röntgenstrahlung ist für die menschlichen
Sinne unendlich schnell. Aufgrund der physikalischen Wellenlänge können theroretisch noch
weitaus kleinere Strukturen als bisher räumlich
aufgelöst werden. Mit der Entwicklung der Rechentechnik wird es deshalb gelingen, gleichzeitig
eine hohe Auflösung mit einer schnellen zeitlichen Wiedergabe der Strukturen zu realisieren.
16 Computertomographie (CT)
Die bildgebende Funktionsdiagnostik mit dem
CT steht erst am Anfang ihrer Möglichkeiten. Die
isotrope Auflösung des Mehrschichtcomputertomographen hat bereits einen bisherigen Nachteil
beseitigt, der darin bestand, dass nicht beliebige
Schichtebenen mit der gleichen Auflösung rekonstruiert werden konnten. Die Abb. 10 und 23
demonstrieren, wie präzise die Objektwiedergabe
in der dreidimensionalen Rekonstruktion bereits
erfolgt. Die virtuellen „Flythrough-Techniken“ in
der Beurteilung der Anatomie sind patientenschonend und werden weiter an Bedeutung gewinnen.
In Kombination mit zukünftigen großflächigen
Detektoren (Abb. 1) und möglichst feingeteilten
Elementen mit 8, 16, 32 oder auch 256 simultanen
Schichtaufnahmen ist zu erwarten, dass die hochauflösende Objektwiedergabe und auch Real-time3D-Bilder neue Möglichkeiten für die gesamte
medizinische Anwendung begründen. Die Entwicklung der Volumenscanner in der nächsten
CT-Generation mit der Echtzeit als 4. Parameter
hat bereits begonnen.
Für die Bildübertragung innerhalb des Krankenhauses und zwischen verschiedenen Gesundheitseinrichtungen wurden neue Standards entwickelt. Der DICOM-3-Standard gewährleistet,
dass zukünftig die Bilder der Modalitäten (CT,
MR usw.) über Intranet oder Internet schnell ausgetauscht werden können. Diese Technologien
verändern zukünftig die Struktur des Gesundheitswesens.
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akuten ischämischen Hirninfarkt: Vergleich von Para-
253
254
J. Blobel: 16 Computertomographie (CT)
10.
11.
12.
13.
14.
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Danksagung: Die Mehrschicht-CT-Bilder wurden
von Herrn Prof. Dr. Kazuhiro Katada, Fujita
Health University, Aichi (Japan), freundlicherweise zur Verfügung gestellt.