Reduktion der Strahlenexposition der CT
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Aus der Medizinischen Klinik 2 für Kardiologie und Angiologie der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg Direktor: Prof. Dr. med. W. G. Daniel Reduktion der Strahlenexposition der CT-Angiographie der Koronararterien: Analyse von Dosiseinsparung und Bildqualität Inaugural-Dissertation zur Erlangung der Doktorwürde der Medizinischen Fakultät der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg vorgelegt von Larissa Rudofsky aus Regensburg Gedruckt mit Erlaubnis der Medizinischen Fakultät der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg Dekan: Prof. Dr. J. Schüttler Referent: Prof. Dr. W. G. Daniel Korreferent: PD Dr. M. Raab Tag der mündlichen Prüfung: 06.10.2010 Widmung Meiner Familie Inhaltsverzeichnis Zusammenfassung......................................................................................................................... 1 Abstract ......................................................................................................................................... 3 1. Einleitung .................................................................................................................................. 5 1.1 Epidemiologie der Koronaren Herzkrankheit (KHK) ......................................................... 5 1.2 Definition und Manifestation der Koronaren Herzkrankheit (KHK) .................................. 5 1.3 Koronararterien des Herzens ............................................................................................... 7 1.4 Risikofaktoren einer Koronaren Herzkrankheit (KHK) ...................................................... 8 1.5 Diagnostik der Koronaren Herzkrankheit (KHK) ............................................................... 8 1.5.1 Koronarangiographie ................................................................................................... 9 1.5.2 Computertomographie des Herzens ............................................................................. 9 1.5.2.1 Indikationen zur Durchführung einer koronaren Computertomographie.................. 9 1.5.2.2 Spiral-Computertomographie.................................................................................. 10 1.5.2.3 Mehrschicht-Computertomographie (MSCT) ......................................................... 11 1.5.2.4 Dual-Source-Computertomographie (DSCT) ......................................................... 13 1.6 Strahlendosis in der CT-Koronarangiographie ................................................................. 14 1.6.1 Deterministische Effekte ............................................................................................ 16 1.6.2 Stochastische Effekte ................................................................................................. 16 1.6.3 Strahlenschutz und ALARA-Prinzip ......................................................................... 17 1.6.4 Effektive Strahlendosis bei der koronaren CT-Angiographie .................................... 17 1.6.5 Möglichkeiten der Strahlendosisreduktion bei der koronaren Computertomographie ............................................................................................................... 17 1.7 Ziel der Studie ................................................................................................................... 19 2. Material und Methoden ........................................................................................................... 19 2.1 Patientenkollektiv ............................................................................................................. 19 2.2 DSCT-Koronarangiographie ............................................................................................. 20 2.2.1 EKG-Dosismodulation ............................................................................................... 21 2.2.2 Kontrastmittel-Applikation ........................................................................................ 21 2.3 Ermittlung der effektiven Strahlendosis ........................................................................... 22 2.4 Beurteilung der Bildqualität .............................................................................................. 23 2.5 Statistische Auswertung .................................................................................................... 27 3. Ergebnisse ............................................................................................................................... 27 3.1 Patienteneigenschaften ...................................................................................................... 27 3.2 Vergleich der Strahlendosis .............................................................................................. 29 3.3 Vergleich der Bildqualität ................................................................................................. 30 4. Diskussion ............................................................................................................................... 32 4.1 Ergebnisse der vorliegenden Studie .................................................................................. 32 4.2. Vergleich mit anderen Studien......................................................................................... 32 4.3 Strahlendosis bei der DSCT und Möglichkeiten der Strahlendosisreduktion ................... 35 4.3.1 Prospektives und retrospektives EKG-Gating ........................................................... 35 4.3.2 Einschränkung des Scanareals ................................................................................... 38 4.3.3 DSCT und Geschwindigkeit des Tischvorschubes (pitch)......................................... 38 4.3.4 EKG-Dosismodulation ............................................................................................... 39 4.3.5 Reduktion des Röhrenstroms und der Röhrenspannung ............................................ 41 4.3.6 Kombination unterschiedlicher Mechanismen zur Strahlendosisreduktion ............... 41 4.4 Limitationen der vorliegenden Studie ............................................................................... 42 4.5 Klinische Bedeutung der Strahlendosisreduktion bei CT-Untersuchungen ...................... 43 5. Fazit ........................................................................................................................................ 45 6. Literaturverzeichnis ................................................................................................................ 47 7. Anhang .................................................................................................................................... 55 7.1 Abkürzungsverzeichnis ..................................................................................................... 55 7.2 Verzeichnis der Vorveröffentlichungen ............................................................................ 57 Danksagung................................................................................................................................. 58 Lebenslauf ................................................................................................................................... 59 1 Zusammenfassung 1) Hintergrund und Ziele Zur Diagnostik bei Patienten mit Koronarer Herzkrankheit wird neben der invasiven Herzkatheteruntersuchung auch die Koronarangiographie mittels Computertomographie (CTA) eingesetzt. Die meisten Standardprotokolle der CTA verwenden eine Röhrenspannung von 120 kV. Jedoch führt die Reduktion der Röhrenspannung auf 100 kV zu einer geringeren Strahlendosis. Um den Einfluss einer geringeren Röhrenspannung auf die Bildqualität der CTA zu untersuchen, wurde in der vorliegenden Studie eine Gruppe 1 (normale Röhrenspannung 120 kV / Röhrenstrom 330 mAs) mit einer Gruppe 2 (reduzierte Röhrenspannung 100 kV / Röhrenstrom 330 mAs) verglichen. 2) Methoden In die Studie wurden 100 Patienten mit Verdacht auf stabile Koronare Herzkrankheit und mit einem Körpergewicht ≤ 85 kg eingeschlossen. Die CT-Koronarangiographie wurde mittels Dual-Source-Computertomographie durchgeführt („Definition“, Siemens Medical Solutions, 330 ms Rotation, 0,6 mm Kollimation, 55 ml Kontrastmittel i.v. mit einer Flussrate von 5 ml/s). Jeder Patient wurde entweder dem Scanprotokoll 1 (Röhrenspannung 120 kV / Röhrenstrom 330 mAs) oder dem Scanprotokoll 2 (Röhrenspannung 100 kV / Röhrenstrom 330 mAs) zugeordnet. Die EKG-Dosismodulation wurde bei allen Patienten angewendet: Bei Herzfrequenzen unter 65 Schlägen pro Minute wurde der volle Röhrenstrom nur zwischen 60-80% des RR-Intervalls appliziert, für Herzfrequenzen ≥ 65 Schlägen pro Minute wurde das Intervall auf 30-80% erweitert. Anschließend wurden die Daten von zwei unabhängigen Beobachtern hinsichtlich subjektiver Bildqualität (unter Verwendung einer 4-Punkte-Skala) und objektiver Bildqualität (Signal-zu-Rausch- und Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis) ausgewertet. Die effektive Strahlendosis wurde mit Hilfe des Dosislängenprodukts ermittelt. 3) Ergebnisse und Beobachtungen Es ergaben sich keine signifikanten Unterschiede bezüglich Herzfrequenz (Gruppe 1: 56,8 ± 7,8 Schläge pro Minute, Gruppe 2: 58,7 ± 8,0 Schläge pro Minute) und Körpergewicht (Gruppe 1: 69,6 ± 9,6 kg, Gruppe 2: 69,5 ± 9,4 kg) zwischen den beiden Gruppen. Die Senkung der Röhrenspannung auf 100 kV führte zu einer signifikanten Reduktion der effektiven Dosis bei Gruppe 2 (Röhrenspannung 100 kV / Röhrenstrom 330 mAs) im Vergleich zu Gruppe 1 (Röhrenspannung 120 kV / Röhrenstrom 330 mAs): Gruppe 1: 12,7 ± 1,7 mSv, Gruppe 2: 7,8 ± 2,0 mSv (p < 0,001). Die zwei Beobachter stimmten in der Bewertung der Bildqualität gut überein (κ = 0,71). Die Bildqualität unterschied sich in den beiden Gruppen nicht signifikant (Gruppe 1: 2,7 ± 0,5 Punkte auf der 4-Punkte-Skala; Gruppe 2: 2,6 ± 0,4 Punkte; p = 0,75). In 2 Gruppe 1 bzw. Gruppe 2 gab es ein bzw. zwei Patienten, deren Datensätze nicht vollständig beurteilbar waren und zwei bzw. drei Gefäße, die keine Bewertung zuließen. Das Signal, der Kontrast und das Bildrauschen waren bei der Verwendung des 100 kV-Protokolls signifikant höher im Vergleich zum Standardprotokoll, wohingegen das Signal-zu-Rausch-Verhältnis und das Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis sich zwischen Gruppe 1 (Röhrenspannung 120 kV / Röhrenstrom 330 mAs) und Gruppe 2 (Röhrenspannung 100 kV / Röhrenstrom 330 mAs) nicht unterschieden. 4) Praktische Schlussfolgerungen Die Senkung der Röhrenspannung führt zu einer signifikanten Verminderung der Strahlendosis bei der nichtinvasiven CT-Koronarangiographie. Dabei wird die Bildqualität bei Patienten mit einem relativ niedrigen Körpergewicht nicht negativ beeinflusst. 3 Abstract 1) Introduction Radiation dose is becoming a major issue for coronary CT angiography as cardiac computed tomography is more and more used for coronary artery evaluation. ECG-gated tube current modulation allows effective dose reduction in CT coronary angiography. While most standard examination protocols use a fixed tube voltage of 120 kV, reducing tube voltage to 100 kV results in lower radiation exposure. This study systematically compared image quality of dualsource CT (DSCT) coronary angiography using 100 kV and 120 kV. 2) Methods 100 consecutive patients with a body weight ≤ 85 kg who were referred for coronary CT angiography because of suspected stable coronary heart disease were included. Coronary CT angiography was performed using a DSCT scanner (“Definition”, Siemens Medical Solutions, 330 ms rotation, 0.6 mm collimation, 55 ml contrast agent i.v. at 5 ml/s). Each patient was randomized to one of the following scan protocols: DSCT scans of group 1 were performed using a tube voltage of 120 kV and a tube current-time of 330 mAs whereas patients of group 2 were examined using 100 kV and 330 mAs with otherwise unchanged parameters. ECG-pulsing was used for all patients: For heart rates < 65 bpm, full tube current was limited to the time period between 60-80%, for heart rates ≥ 65 bpm between 30-80% of the RR-interval. Subsequently, all data sets were assessed by two independent observers blinded to acquisition parameters concerning subjective image quality (using a 4-point rating scale) and objective image quality (signal-to-noise- and contrast-to-noise-ratio). Effective dose was determined based on the dose-length product. 3) Results There were no significant differences in heart rate or body weight between the two groups (group 1: 69.6 ± 9.6 kg / 56.8 ± 7.8 bpm, group 2: 69.5 ± 9.4 kg / 58.7 ± 8.0 bpm). Use of scan protocol 2 (100 kV / 330 mAs) led to a significant reduction of radiation exposure in comparison to scan protocol 1 (tube voltage 120 kV / tube current-time 330 mAs) (group 1: 12.7 ± 1.7 mSv; group 2: 7.8 ± 2.0 mSv; p < 0.001). Despite reduction of tube voltage, image quality was not significantly different between the two groups (group 1: image quality score 2.7 ± 0.5; group 2: image quality score 2.6 ± 0.4; p = 0.75). Mean intraluminal attenuation, contrast and image noise were significantly higher for 100 kV, whereas signal- and contrast-tonoise-ratios were not different between the two scan protocols. 4 4) Conclusion The use of lower tube voltage leads to a substantial reduction of radiation exposure in noninvasive coronary CT angiography. Image quality in patients with relatively low body weight is not negatively influenced. 5 1. Einleitung 1.1 Epidemiologie der Koronaren Herzkrankheit (KHK) Die Koronare Herzkrankheit (KHK) stellt in den Industrieländern eine der häufigsten Todesursachen dar [78]. Im Jahr 2008 standen die Erkrankungen des Herz-Kreislauf-Systems mit über 43% an erster Stelle der Todesursachenstatistik (s. Tab. 1). Die bösartigen Neubildungen lagen mit ca. 25% auf Platz 2 [74]. Region 2005 2006 2007 2008 830227 821627 827155 844439 367361 358953 358684 363785 66179 64796 62067 62670 Deutschland Sterbefälle insgesamt (n) Sterbefälle durch Krankheiten des Kreislaufsystems (n) Sterbefälle durch Myokardinfarkt (n) Tabelle 1: Anzahl der Sterbefälle 2005 – 2008 in Deutschland [74] Die Lebenszeitprävalenz für die Entwicklung einer KHK beträgt in Deutschland 30% für Männer und 15% für Frauen [30]. Nach einem akuten Herzinfarkt ist die Letalität mit 51% bei Frauen und mit 49% bei Männern sehr hoch. Zwei Drittel der Patienten versterben noch vor Erreichen des Krankenhauses [10]. 1.2 Definition und Manifestation der Koronaren Herzkrankheit (KHK) Die Koronare Herzkrankheit (KHK) ist definiert als Arteriosklerose der Koronararterien. Diese muss vom Patienten zunächst nicht bemerkt werden, bis die Stenosen den Gefäßdurchmesser hämodynamisch wirksam einengen und zu einem Ungleichgewicht zwischen notwendiger Sauerstoffversorgung und Sauerstoffangebot führen. Diese Myokardischämie kann Symptome 6 im Sinne einer Angina pectoris oder eines Herzinfarktes hervorrufen oder auch weiterhin symptomlos bleiben. In 40% der Fälle äußert sich die KHK erstmals mit dem Auftreten einer Angina pectoris, in weiteren 40% mit dem eines Herzinfarktes auch ohne vorangehende Symptomatik und in 20% als plötzlicher Herztod [30]. Das akute Koronarsyndrom umfasst im Rahmen der KHK eine akut bestehende bzw. eine bereits existierende Myokardischämie und unterscheidet dabei drei verschiedene Entitäten (s. Abb. 1): die instabile Angina pectoris, den Nicht-ST-Strecken-Hebungsinfarkt (NSTEMI, non ST-segment-elevation myocardial infarction) sowie den ST-Strecken-Hebungsinfarkt (STEMI, ST-segment-elevation myocardial infarction). Als gemeinsames Leitsymptom gilt der Brustschmerz und/oder Dyspnoe. Wenn sich im EKG eine ST-Streckenhebung zeigt und myokardspezifische Laborparameter (wie z. B. CK-MB oder Troponin) erhöht sind, muss primär von einem akuten STEMI ausgegangen werden. Zeigen sich im EKG keine STStreckenhebungen, muss der NSTEMI von der instabilen Angina pectoris anhand laborchemischer Parameter unterschieden werden. Beim NSTEMI sind herzmuskelspezifische Enzyme (z. B. Troponin) erhöht, bei der instabilen Angina pectoris negativ. Während die instabile Angina pectoris als Präinfarktsyndrom zu interpretieren ist und als jede erstmalig aufgetretene (= primär instabile) Angina pectoris bzw. durch zunehmende Schwere und/oder Dauer der Beschwerden (= sekundär instabil) definiert ist, ist hiervon die stabile Angina pectoris abzugrenzen, die durch bestimmte Trigger wie z. B. psychische oder körperliche Belastung induziert werden kann. Abbildung 1: Das akute Koronarsyndrom [48] 7 1.3 Koronararterien des Herzens Die Myokarddurchblutung wird durch folgende Koronararterien gewährleistet (s. Abb. 2): durch die linke Koronararterie (Arteria coronaria sinistra), die sich in den Ramus circumflexus (RCX) und den Ramus interventricularis anterior (RIVA) aufteilt sowie durch die rechte Koronararterie (Arteria coronaria dextra, RCA). Abbildung 2: Die Koronararterien des Herzens [Sobotta J (2000): Atlas der Anatomie des Menschen. Band 2 Rumpf, Eingeweide, untere Extremität. 21. Auflage. Urban & Fischer Verlag, München, Jena.] Das Ostium der RCA entspringt knapp oberhalb der Aortenklappe. Sie verläuft im Sulcus zwischen rechtem Ventrikel und Vorhof, läuft weiter zur Herzbasis und endet in 80% der Fälle als Ramus interventricularis posterior [59]. Die RCA übernimmt die Versorgung des rechten Ventrikels und von Teilen der linksventrikulären Hinter- und Seitenwand [12]. Außerdem gibt sie kleine Äste ab, die den Sinus- und AV-Knoten versorgen. Der Ursprung der linken Herzkranzarterie befindet sich kranial des RCA-Ostiums [59]. Der linke Hauptstamm (LM) teilt sich in den RIVA und den RCX. Der RIVA verläuft im Sulcus zwischen linkem und rechtem Ventrikel und versorgt die Vorderwand des linken Ventrikels, die Seitenwand mit Diagonalästen und das Septum mit Septalästen. Der RCX verläuft im Sulcus zwischen linkem Vorhof und Ventrikel und versorgt mit seinen Seiten- und Marginalästen die posteriore Hinterwand. In 60-80% der Fälle liegt ein ausgeglichener Versorgungstyp vor. In 10-20% der Fälle treten aber auch rechts- bzw. linksdominante Versorgungstypen auf [30]. Beim Rechtsversorgungstyp versorgt die RCA Myokardareale, deren Blutzufuhr bei ausgeglichener Versorgung über den RCX geregelt wird. Beim linksdominanten 8 Versorgungstyp übernimmt der RCX zusätzlich die Blutversorgung von Teilen des posteroinferioren Herzens. 1.4 Risikofaktoren einer Koronaren Herzkrankheit (KHK) Zu den wichtigsten Risikofaktoren für eine KHK zählen Nikotinkonsum, arterielle Hypertonie, Hypercholesterinämie, Diabetes mellitus, Bewegungsarmut, Fehlernährung und Übergewicht [10]. Zusätzlich kommen unbeeinflussbare Faktoren hinzu wie das Lebensalter, das Geschlecht und eine genetische Belastung. Dabei steigt das Risiko beim Vorliegen mehrerer Risikofaktoren überproportional an (s. Abb. 3) [12]. Abbildung 3: Risikofaktoren für die Koronare Herzkrankheit [12] 1.5 Diagnostik der Koronaren Herzkrankheit (KHK) Zur Diagnostik der KHK werden unterschiedliche Verfahren und Untersuchungsmethoden eingesetzt. Neben Anamnese, körperlichem Untersuchungsbefund und laborchemischen Untersuchungen können im Bereich der apparativen Diagnostik folgende Methoden zur Anwendung kommen: das Elektrokardiogramm (Ruhe-, Langzeit-, Belastungs-EKG), die Echokardiographie und Stressechokardiographie, die Myokardszintigraphie, die Kernspintomographie (MRT), die Computertomographie des Herzens und die Koronarangiographie. Im Folgenden soll auf die beiden zuletzt genannten Methoden genauer eingegangen werden. 9 1.5.1 Koronarangiographie Die invasive Koronarangiographie stellt den Goldstandard in der Diagnose der KHK dar. Nach Punktion der Arteria femoralis (Judkins-Technik) oder der Arteria brachialis bzw. radialis (modifizierte Sones-Technik) wird ein Katheter bis an die Koronarostien und gegebenenfalls in den linken Ventrikel eingebracht. Über diesen kann Kontrastmittel appliziert werden [30]. Auf diese Weise lassen sich die Anatomie sowie pathologische Veränderungen der Koronararterien beurteilen. Entsprechend Lokalisation und Ausmaß von Stenosen kann eine Ballondilatation durchgeführt und ein Stent implantiert werden. Gleichzeitig kann eine Ventrikulographie erfolgen, bei der das Kontraktionsverhalten und die Auswurffraktion der linken Herzkammer beurteilt werden können [12]. Als potentielle Komplikationen der invasiven Koronarangiographie sind punktionsbedingte Komplikationen wie z. B. Hämatome, AV-Fisteln oder ein Aneurysma spurium an der Punktionsstelle zu nennen. Die Inzidenz dieser Komplikationen beträgt 1-5% [12]. Schwerwiegende Komplikationen wie z. B. ein Apoplex treten bei erfahrenen Untersuchern sehr selten auf. Die Letalitätsrate liegt unter 0,1% und ist bei einer elektiven Indikation niedriger als bei einer Akut-Koronarangiographie, z. B. im Rahmen eines akuten Myokardinfarkts [30]. Zur Durchführung einer Herzkatheteruntersuchung bestehen folgende Indikationen: akute Koronarsyndrome mit und ohne ST-Strecken-Hebungen, typische Angina pectoris- Symptomatik besonders bei geringer Belastung, instabile Angina pectoris-Symptomatik, pathologische Belastungsuntersuchungen, eine nachgewiesene stumme Ischämie, höhergradige ventrikuläre Herzrhythmusstörungen, Herzinsuffizienz unklarer Genese sowie unklare rezidivierende Thoraxschmerzen. Bei bekannter KHK sollte im Falle einer sich trotz Medikation verschlechternden Angina pectoris, einer Postinfarktangina, einer Angina pectoris nach BypassOperation sowie einer Angina pectoris nach perkutaner Koronarintervention die Indikation zu einer Herzkatheteruntersuchung gestellt werden [47]. 1.5.2 Computertomographie des Herzens 1.5.2.1 Indikationen zur Durchführung einer koronaren Computertomographie Entsprechend der „appropriateness criteria for cardiac computed tomography“ bestehen folgende Empfehlungen zur Durchführung einer koronaren Computertomographie [29]: Bei symptomatischen Patienten mit einer mittleren Wahrscheinlichkeit für eine KHK und nicht interpretierbarem EKG bzw. bei Patienten, bei denen kein Belastungstest durchgeführt werden kann, ist die Evaluation von Brustschmerzen mittels CT-Angiographie angemessen. Eine weitere Indikation stellen Patienten mit Verdacht auf eine Koronaranomalie dar. Weiterhin können Patienten mit akutem Brustschmerz und einer mittleren Wahrscheinlichkeit für eine 10 KHK mittels CT untersucht werden, sofern im EKG keine ischämietypischen Veränderungen zu beobachten sind und myokardspezifische Laborparameter negativ sind. Auch bei nicht interpretierbarem oder zweifelhaftem Belastungstest ist eine koronare Computertomographie bei thorakaler Beschwerdesymptomatik angemessen. Ein weiteres Einsatzgebiet der Computertomographie des Herzens ist die Beurteilung komplexer angeborener Herzfehler einschließlich Anomalien der Koronargefäße, der großen Gefäße, der Herzkammern und Herzklappen und die Beurteilung der Koronararterien bei Patienten mit neu aufgetretenem Herzversagen zur Klärung der Ätiologie. Auch bei folgenden weiteren Fragestellungen ist die Computertomographie des Herzens hilfreich: bei Verdacht auf einen kardialen Tumor oder Thrombus, bei der Beurteilung perikardialer Pathologien, zur Darstellung der Pulmonalvenen vor Radiofrequenzablation im Rahmen von Vorhofflimmern, bei der nichtinvasiven Darstellung der Koronarvenen vor Implantation eines biventrikulären Herzschrittmachers sowie bei der Darstellung der Koronararterien einschließlich der Arteria mammaria interna vor einer chirurgischen Bypassintervention. 1.5.2.2 Spiral-Computertomographie Bei der Computertomographie kreist eine Röntgenröhre um den Patienten. Durch parallele Kollimation bildet der Röntgenstrahl einen dünnen Fächer und definiert auf diese Weise die Schichtdicke [59]. Beim Durchtritt durch den menschlichen Körper wird die Röntgenstrahlung unterschiedlich stark abgeschwächt. Der Röntgenröhre gegenüberliegend befinden sich Detektoren, die diese Abschwächung registrieren. Über mehrere Verarbeitungsschritte wird die unterschiedliche Abschwächung in CT-Werte umgerechnet und als Bild dargestellt. Die CTWerte werden in der Einheit „Hounsfield Unit“ (HU) angegeben. Der Wert für Wasser ist definiert als 0 HU, für Luft beträgt er -1000 HU [59]. Sir Godfrey Newbold Hounsfield entwickelte den ersten Computertomographen für Schädeluntersuchungen. Er wurde 1971 erstmalig eingesetzt. Im Jahr 1974 entstand der erste Ganzkörper-Computertomograph. Die Spiral-CT wurde 1989 entwickelt [59]. Es handelt sich dabei um Scanner mit kontinuierlich rotierender Röntgenröhre. Anders als bei der Standard-CT wird der Patient bei der Spiral-CT nicht schichtweise abgetastet. Stattdessen wird der Tisch während der Untersuchung gleichmäßig vorgeschoben, wodurch sich bei gleichzeitiger Rotation der Röntgenröhre bzw. des Detektors eine spiralförmige Abtastbewegung ergibt (s. Abb. 4). 11 Abbildung 4: Prinzip der Spiral-CT [Computertomographie: Geschichte und Technologie. Siemens Medical Solutions] Die Vorteile der Spiral-CT bestehen darin, dass eine kontinuierliche Volumenerfassung möglich ist und die Gesamtscanzeit verkürzt wird. Da die Untersuchungsregion bei der Spiral-CT kontinuierlich erfasst wird, lassen sich Bewegungsartefakte und Abtastlücken reduzieren. Die kurze Scanzeit bietet den Vorteil, dass sich die meisten Untersuchungen innerhalb einer Atemanhaltephase durchführen lassen, was zu einer Verminderung von Artefakten beiträgt. Außerdem führt die reduzierte Scanzeit dazu, dass das intravasal applizierte Kontrastmittelvolumen reduziert werden kann. Erst mit Einführung der Spiral-CT wurde die CT-Angiographie (CTA) ermöglicht [59]. 1.5.2.3 Mehrschicht-Computertomographie (MSCT) Einen weiteren Meilenstein in der CT-Technologie stellt die Mehrschicht-CT dar. Ihr Kennzeichen sind zwei oder mehr parallele Detektorzeilen, die, anders als bei der Einzeilen-CT, die Daten gleichzeitig erfassen können (s. Abb. 5). 12 Abbildung 5: Prinzip der Einzeilen-, Zweizeilen- und Multidetektor-CT [59] Bereits in den 70er Jahren kam es zur Entwicklung von Scannern mit zweigeteilten Detektoren. 1998 wurden Systeme mit 4 parallelen Detektorzeilen auf den Markt gebracht. Inzwischen sind Geräte mit bis zu 320 Zeilen verfügbar [59]. Durch eine erhöhte Rotationsgeschwindigkeit konnte bei diesen Scannern zudem die Zeitauflösung verbessert werden. Der Vorteil der Multidetektorsysteme besteht darin, dass aufgrund der parallelen Detektorzeilen eine Verringerung der Schichtdicke, eine Erhöhung der Scanlänge und eine Reduktion der Scandauer erzielt werden kann [59]. Für die Durchführung einer koronaren CT-Angiographie mittels 4-Zeilen-CT wurden Strahlendosen von 6,7 mSv bis 13,0 mSv berichtet und es waren Atemanhaltephasen von fast 40 Sekunden erforderlich [57; 68]. Die Untersuchung war durch die langsame Rotation der Röntgenröhre anfällig für Bewegungsartefakte und führte zu einer fehlenden Beurteilbarkeit von bis zu 30% der Arteriensegmente [2; 54]. Zur Gewährleistung einer diagnostischen Bildqualität war eine Absenkung der Herzfrequenz auf unter 60 Schläge pro Minute jedoch unbedingt erforderlich. Diese Empfehlung wurde auch für das Nachfolgemodell, die 16-ZeilenCT, trotz etwas höherer örtlicher und zeitlicher Auflösung ausgesprochen [4; 6]: Bis zu einer Herzfrequenz von 80 Schlägen pro Minute konnten die Koronararterien dargestellt werden, doch wurde eine adäquate Bildqualität mit diagnostischer Aussagekraft meist nur bei einer Herzfrequenz unter 65 Schlägen pro Minute erzielt [38; 49; 54; 55; 64]. Die Strahlendosis der 16-Zeilen-CT wurde zwischen 6,4 mSv und 14,7 mSv für eine koronare CT-Angiographie angegeben [13; 27]. Die 16-Zeilen-CT erreichte eine Rotationszeit der Röntgenquelle von 0,375 Sekunden, wodurch die zeitliche Auflösung gegenüber der 4-Zeilen-CT verbessert und die Untersuchungszeit verkürzt werden konnte [21; 22]. Konsekutiv ließ sich auch die Atemanhaltephase auf 15-20 Sekunden gegenüber der 4-Zeilen-CT reduzieren [20; 22]. 13 Bei der 64-Zeilen-CT, die 2004 verfügbar wurde, ist die Strahlendosis höher als bei der 16Zeilen-CT [6]. Mittlere Strahlendosen werden bei der 64-Zeilen-CT mit Werten von ca. 12 mSv angegeben. Es können Minimalwerte von 2,1 mSv und Maximalwerte von 19,0 mSv auftreten [28; 34]. Diese Schwankungen sind das Resultat der Verwendung unterschiedlicher Mechanismen zur Dosiseinsparung und unterschiedlicher Scannerarten. Die höhere Strahlendosis begründet sich in der besseren örtlichen Auflösung: Die hohe örtliche Auflösung ist auf eine geringere Kollimation und eine geringere Schichtdicke zurückzuführen. Um eine vergleichbare Bildqualität bei reduzierter Schichtdicke zu erhalten, muss die Zahl an Photonen, die auf die Detektoren treffen, ansteigen. Dies wird durch eine Erhöhung des Röhrenstroms gewährleistet, was jedoch auch zu einer höheren Strahlendosis führt. Die Rotationszeit der Röntgenquelle beträgt 0,33 Sekunden und führt somit zu einer verbesserten zeitlichen Auflösung. Die Atemanhaltephase beträgt bei der 64-Zeilen-CT nur noch 6 bis 12 Sekunden [5]. Trotz einer etwas höheren zeitlichen Auflösung der 64-Zeilen-CT werden zur Gewährleistung einer diagnostischen Bildqualität Herzfrequenzen unter 60 Schlägen pro Minute angestrebt [81]. Dazu werden vor dem Scan Betablocker zur Senkung erhöhter Herzfrequenzen verabreicht [1; 60]. 1.5.2.4 Dual-Source-Computertomographie (DSCT) Die Ende 2005 eingeführte Dual-Source-Computertomographie (DSCT) stellt die neueste Generation der Computertomographen dar [23]. Die DSCT zeichnet sich durch zwei senkrecht zueinander stehende Röntgenröhren und Detektoren aus (s. Abb. 6) [63]. Abbildung 6: Prinzip der Dual-Source-CT [23] 14 Aufgrund der zwei Röntgenröhren und -detektoren reicht für die Bildrekonstruktion eine Vierteldrehung der Röntgenquellen aus, während bei den vorangehenden „Single-Source“Technologien eine halbe Rotation nötig war [63]. Unter Verwendung eines sogenannten „HalfScan-Rekonstruktionsalgorithmus“ kann eine zeitliche Auflösung von nur 83 ms im Vergleich zu 165 ms bei der älteren 64-Zeilen-CT erreicht werden. Dadurch kann die DSCT-Technologie eine hohe Bildqualität potentiell auch bei höheren Herzfrequenzen gewährleisten. Die diagnostische Aussagekraft für die Detektion von Koronarstenosen hängt bei der DSCT in geringerem Maße als bei der 64-Zeilen-CT von der vorliegenden Herzfrequenz ab, trotz bestehendem Trend zu einer besseren Bildqualität bei niedrigeren Herzfrequenzen [65]. Hierdurch kann gegebenenfalls auf den generellen Einsatz von Betablockern verzichtet werden [43]. Für die Koronardarstellung mittels DSCT werden Strahlendosen im Bereich von 2,2 mSv bis 11,0 mSv berichtet je nach verwendeten Scanparametern und Algorithmen zur Reduktion der Strahlendosis [28; 82]. Tabelle 2 gibt einen Überblick über typische Datenakquisitionsparameter bei der DSCTKoronarangiographie. Kontrastmittel-Volumen 60-80 ml Kontrastmittel in Abhängigkeit von Scanzeit und BMI des Patienten Kontrastmittel-Flussrate 5-6 ml/s in Abhängigkeit vom BMI des Patienten Röhrenstrom 330 mAs/Rotation Röhrenspannung 120 kV Rotationszeit 330 ms pitch 0,2-0,5; abhängig von Herzfrequenz Kollimation 2 x 64 x 0,6 mm Tabelle 2: Standard-Untersuchungsprotokoll für die DSCT-Koronarangiographie [8] 1.6 Strahlendosis in der CT-Koronarangiographie Trotz des technischen Fortschritts und der zunehmenden zeitlichen und örtlichen Auflösung bei der CT-Koronarangiographie ist eine computertomographische Untersuchung stets mit einer gewissen Strahlendosis vergesellschaftet. Tabelle 3 verdeutlicht typische Effektivdosen bei unterschiedlichen Röntgenuntersuchungsverfahren. 15 Röntgenaufnahme Effektive Dosis (mSv) Thorax 0,02 – 0,08 Extremitäten < 0,01 – 0,1 Schädelaufnahme 0,03 – 0,1 Hüfte 0,07 – 0,4 Mammographie 0,2 – 0,6 Beckenübersicht 0,5 – 1,0 Abdomen 0,6 – 1,1 Computertomographie (CT) Effektive Dosis (mSv) CT Schädel 1–2 CT Thorax 5–7 CT Abdomen 5–7 CT Becken 3–4 CT Abdomen und Becken 8 – 11 CT-Kalziumscoring der Koronararterien 1–3 CT-Koronarangiographie ca. 12 Herzkatheteruntersuchung Effektive Dosis (mSv) Herzkatheteruntersuchung diagnostisch 2–6 Tabelle 3: Durchschnittswerte für die effektive Strahlendosis bei Röntgenuntersuchungen [9; 13; 28; 33; 44; 53; 79] Die Strahlendosisangaben für eine CT-Koronarangiographie unterscheiden sich entsprechend der verwendeten Scanner-Generation sowie entsprechend des eingesetzten Untersuchungsprotokolls. Für die CT-Koronarangiographie wird ein Wert von ca. 12 mSv angegeben, bei einer invasiven Koronardiagnostik mittels Herzkatheter Strahlendosen zwischen 2 mSv und 6 mSv [13; 33; 53; 79]. In den letzten Jahren ist der Einsatz von ionisierender Strahlung im medizinischen Bereich stark angestiegen [18]. Nicht nur für den Patienten, sondern auch für das medizinische Personal kann dies eine potentielle Gefährdung darstellen [53]. Abbildung 7 zeigt den prozentualen Anteil der verschiedenen Röntgenuntersuchungen und ihren jeweiligen Beitrag zur effektiven Dosis. Die Computertomographie stellt dabei mit einer Häufigkeit von 6% nur einen kleinen Teil aller 16 Röntgenuntersuchungen dar. Mit einem Anteil von 48,2% der gesamten Strahlendosis verursacht sie aber nahezu die Hälfte der Strahlendosis im medizinisch-diagnostischen Bereich. Abbildung 7: Häufigkeit der einzelnen Röntgenuntersuchungen und prozentualer Anteil an der kollektiven effektiven Dosis für Deutschland im Jahr 2001 [9] Mögliche Auswirkungen der Strahlenexposition können in deterministische und stochastische Effekte eingeteilt werden [18]. 1.6.1 Deterministische Effekte Zu den deterministischen Effekten zählt der Funktionsverlust von Gewebe nach Bestrahlung. Dies geschieht im Gegensatz zu den stochastischen Effekten erst ab einem bestimmten Schwellenwert. Oberhalb dieses Schwellenwertes steigen die negativen Auswirkungen auf das betroffene Gewebe mit zunehmender Strahlendosis an. Beispiele für deterministische Effekte stellen das Hauterythem oder Ulzerationen dar [79]. 1.6.2 Stochastische Effekte Neben den deterministischen Effekten stellen stochastische ein weiteres Risiko für den Patienten dar. Darunter versteht man die unkontrollierte Zellteilung, die durch Bestrahlung induziert werden kann. In der Folge können sich nach einer gewissen Latenzzeit Tumore entwickeln. Für die stochastischen Effekte existieren keine Schwellenwerte. Die Wahrscheinlichkeit für Auswirkungen auf den exponierten Patienten nimmt mit steigender Strahlendosis zu [79]. 17 1.6.3 Strahlenschutz und ALARA-Prinzip Aus folgenden Gründen kommt dem Strahlenschutz eine wichtige Rolle zu: Zum einen gilt es, stochastische Effekte zu minimieren. Zum anderen müssen deterministische Schäden möglichst vollständig vermieden werden [53]. Einen wichtigen Grundsatz des Strahlenschutzes stellt das ALARA-Prinzip dar [76]. Bei der Anwendung von Röntgenstrahlung ist die Strahlendosis so weit wie möglich zu minimieren („as low as reasonably achievable“), um die Exposition von Patienten und Personal weitestgehend gering zu halten. 1.6.4 Effektive Strahlendosis bei der koronaren CT-Angiographie Die Angaben der verwendeten Strahlendosis bei der CT-Koronarangiographie variieren je nach Scannergeneration sowie in Abhängigkeit vom jeweiligen Scanprotokoll. Tabelle 4 gibt einen Überblick über die Strahlendosiswerte für die 4-, 16-, 64-Zeilen-CT und DSCT. Scanner Strahlendosis (mSv) 4-Zeilen-CT 6,7 – 13,0 16-Zeilen-CT 6,4 – 14,7 64-Zeilen-CT 2,1 – 19,0 DSCT 2,2 – 11,0 Tabelle 4: Überblick über die Strahlendosiswerte bei der 4-, 16-, 64-Zeilen-CT und der DSCT [13; 27; 28; 34; 57; 68; 82] 1.6.5 Möglichkeiten der Strahlendosisreduktion bei der koronaren Computertomographie Es stehen verschiedene Techniken und Möglichkeiten zur Verfügung, um die Strahlenexposition bei der kardialen Computertomographie zu senken: Durch spezielle Filter kann das Strahlungsfeld begrenzt werden [44]. Der Röntgenstrahl muss in der Peripherie des Patienten weniger Masse durchdringen als im Bereich von Thorax und Abdomen. Daher erlauben Strahlenfilter die Abschwächung der Röntgenstrahlen in den anatomischen Randbereichen, bevor sie den Patienten erreichen. Damit wird unnötige Strahlung in der Peripherie vermieden. Bei der koronaren Computertomographie kann die Strahlung mittels eines weiteren Filters auf die Herzregion eingeschränkt werden. Wird sowohl bei der DSCT als auch bei den Vorläufermodellen nur der Standardfilter für den Körper verwendet, so 18 ist die Strahlendosis bei der DSCT um den Faktor 1,88 höher. Durch den Einsatz des zusätzlichen Filters für die Herzregion kann die Strahlendosis bei der DSCT auf den Faktor 1,55 reduziert werden [44]. Die Anpassung des Tischvorschubes (pitch) an die Herzfrequenz trägt ebenfalls zur Reduktion der Strahlendosis bei. Bei einer höheren Herzfrequenz wird der Tischvorschub erhöht, was zu einer geringeren Strahlendosis führt (indirekt proportionales Verhältnis der mittleren Strahlendosis gegenüber dem pitch). Bei der Single-Source-CT, den Vorläufertechnologien der DSCT, wird häufig auf eine Erhöhung des pitch verzichtet, um über eine Multisegmentrekonstruktion eine bessere zeitliche Auflösung zu erreichen. Da bei der DSCT eine Monosegmentrekonstruktion für die Datenakquisition ausreicht, ist die Anhebung des pitch von 0,2 auf 0,46 bei gleichzeitiger Varianz der Herzfrequenz von 45 Schlägen pro Minute auf 100 Schlägen pro Minute möglich [44]. Dies führt zu einer erheblichen Einsparung der Strahlendosis. Ein weiteres Hilfsmittel zur effektiven Reduktion der Strahlendosis ist die EKG-korrelierte Dosismodulation. Dabei wird der volle Röhrenstrom nur im voraussichtlichen Rekonstruktionsfenster des RR-Intervalls verabreicht, um optimale Bildqualität zu erreichen. Außerhalb dieses Zeitraumes wird der Röhrenstrom auf z. B. 20% gesenkt. Auf diese Weise kann die Strahlendosis um bis zu 50% vermindert werden [35]. Ein weiterer Vorteil der DSCT besteht darin, dass weniger Zeit benötigt wird, den Röhrenstrom zu senken bzw. wieder anzuheben. Die Anwendung der EKG-Dosismodulation ist bei niedrigen Herzfrequenzen somit effektiver als bei hohen Frequenzen [44]. Anstelle der retrospektiven EKG-Triggerung kann eine prospektive Triggerung verwendet werden. Dabei wird die Applikation des vollen Röhrenstroms zu einem bestimmten Zeitpunkt des RR-Intervalls (z. B. 70%) bereits im Vorfeld geplant und eingestellt [26; 69]. Außerhalb dieses Bereichs wird die Röntgenquelle während des Scans komplett ausgeschaltet. Für dieses Verfahren ist eine langsame und verlässlich regelmäßige Herzfrequenz entscheidend, da nach Durchführung des Scans nur ein Rekonstruktionszeitpunkt zur Verfügung steht. Einen großen Einfluss auf die Strahlendosis haben der Röhrenstrom (mAs) und die Röhrenspannung (kV). Die Strahlendosis ist einfach proportional zum Röhrenstrom. Eine Reduktion des Röhrenstroms führt zu einer linearen Absenkung der Strahlendosis [75]. Effektiver kann die Strahlendosis durch Verminderung der Röhrenspannung gesenkt werden, da sich die Strahlendosisänderung proportional zum Quadrat der Absenkung der Röhrenspannung verhält. Daher bewirkt eine geringe Senkung der Röhrenspannung (kV) eine proportional größere Reduktion der Strahlendosis [1; 27; 42]. 19 1.7 Ziel der Studie Die Strahlendosis bei der Durchführung einer koronaren CT-Angiographie sinkt proportional zum Quadrat einer reduzierten Röhrenspannung. Damit stellt die Verminderung der Röhrenspannung eine der effektivsten Methoden dar, um die Strahlendosis bei der kardialen CT-Angiographie zu reduzieren. Unklar bleibt jedoch der Effekt einer geringeren Röhrenspannung auf die Bildqualität. In der vorgelegten Studie soll daher die Bildqualität bei der CT-Koronarangiographie unter Verwendung einer reduzierten Röhrenspannung (100 kV) beurteilt und anschließend mit der Bildqualität bei nicht reduzierter Röhrenspannung (120 kV) verglichen werden. Darüber hinaus soll die geschätzte effektive Dosis in beiden Gruppen ermittelt werden. 2. Material und Methoden 2.1 Patientenkollektiv 100 konsekutive Patienten mit einem Körpergewicht ≤ 85 kg wurden in die Studie eingeschlossen. Jeder Patient wurde einer Koronarangiographie mittels DSCT zugeführt. Die Teilnehmer wurden nach dem Zufallsverfahren einer der beiden Gruppen zugewiesen. Die Randomisierung wurde mit Hilfe eines Urnenmodells durchgeführt. Darin befanden sich geschlossene Briefumschläge, die mit den Zahlen „1“ oder „2“ beschriftet waren. Entsprechend wurden die Patienten Gruppe 1 oder Gruppe 2 zugewiesen. In Gruppe 1 wurde eine Röhrenspannung von 120 kV und ein Röhrenstrom von 330 mAs verwendet, was den Untersuchungsparametern eines Standarduntersuchungsprotokolls entspricht. In Gruppe 2 wurde die Untersuchung mit einer reduzierten Röhrenspannung von 100 kV durchgeführt. Damit wurde die Röhrenspannung im Vergleich zu Gruppe 1 um etwa 17% reduziert. Der Röhrenstrom war in beiden Gruppen identisch (330 mAs). Beiden Gruppen wurden jeweils 50 Patienten zugewiesen. Als Ausschlusskriterien zur Studienteilnahme galten eine eingeschränkte Nierenfunktion (Serum-Kreatinin ≥ 1,5 mg/dl), eine bekannte Allergie auf Röntgenkontrastmittel, Patienten ohne Sinusrhythmus und das Vorhandensein von aortokoronaren Bypässen sowie eine potentielle oder vorliegende Schwangerschaft. Die Patienten lagen während der Untersuchung in Rückenlage auf dem CT-Tisch. Die Arme wurden über dem Kopf außerhalb des Scanbereichs gelagert, um Artefakte zu reduzieren. Metallgegenstände wurden entfernt und außerhalb des Strahlenfeldes abgelegt. 20 Vor dem Scan wurden die Patienten ausführlich über den Vorgang aufgeklärt und jeder Patient gab eine schriftliche Einverständniserklärung über die Durchführung der kardialen CTUntersuchung. 2.2 DSCT-Koronarangiographie Zur Untersuchung der Patienten wurde eine DSCT-Technologie („Definition“, Siemens Medical Solutions, Forchheim, Deutschland) verwendet mit einer Rotationszeit von 330 ms, einer Kollimation von 2 x 64 x 0,6 mm, einer Röhrenspannung von 120 kV bzw. 100 kV (je nach Studiengruppe) und einem Röhrenstrom von 330 mAs unter gleichzeitiger Verwendung einer EKG-Dosismodulation (s. Abb. 8). Abbildung 8: DSCT „Definition“, Siemens Medical Solutions Die Patienten erhielten vor der Durchführung des Scans eine Prämedikation mit Betablockern, um die individuelle Herzfrequenz in einen Bereich unter 60-65 Schlägen pro Minute abzusenken. Hierzu wurden nach Ausschluss von potentiellen Kontraindikationen (z. B. AVBlock, Hypotonie etc.) Atenolol in einer Dosierung von 100 mg per os eine Stunde vor der Untersuchung verabreicht. Bei persistierenden Herzfrequenzen über 65 Schlägen pro Minute wurden darüber hinaus bis zu 4 x 5 mg Metoprolol i.v. unmittelbar vor Durchführung des Scans appliziert. 21 2.2.1 EKG-Dosismodulation Um die Strahlenexposition für den Patienten gering zu halten, wird bei der CTKoronarangiographie eine EKG-Dosismodulation routinemäßig eingesetzt, bei der die Strahlung in den Phasen des Herzzyklus reduziert wird, in denen keine diagnostische Bildqualität erwartet wird. Hierfür wird das EKG während der gesamten Untersuchung abgeleitet. Der Anwender kann dann ein Zeitfenster innerhalb des Herzzyklus wählen, in dem der volle Röhrenstrom appliziert werden soll. Außerhalb dieses Zeitfensters wird der Röhrenstrom reduziert. Das Zeitfenster mit der voraussichtlich optimalen Bildqualität hängt dabei von der Herzfrequenz des Patienten ab: Bei Herzfrequenzen unter 60 Schlägen pro Minute liegt es in der Regel zwischen 60% und 70% des RR-Intervalls, der mittleren Diastole, bei Herzfrequenzen über 80 Schlägen pro Minute befindet es sich oft im Bereich von 30-40% des RR-Intervalls, der späten Systole. Um bei höheren Herzfrequenzen Rekonstruktionen flexibel sowohl in diastolischen als auch in systolischen Zeitpunkten durchführen zu können, wird ein Zeitfenster zwischen 30% und 80% des RR-Intervalls gewählt. In der vorliegenden Studie beschränkte sich das Zeitfenster, in dem der volle Röhrenstrom verwendet wurde, auf 60-80% des RR-Intervalls für alle Patienten mit einer Herzfrequenz unter 65 Schlägen pro Minute und auf 30-80% des RR-Intervalls für Patienten mit Herzfrequenzen ≥ 65 Schlägen pro Minute. Bei der letzten Gruppe konnte dadurch ein größerer „Spielraum“ bei der Wahl des optimalen Rekonstruktionszeitpunktes, auch in der Systole, erreicht werden. Außerhalb dieses Zeitfensters wurde der Röhrenstrom um 80% verringert. Der Tischvorschub lag zwischen 0,21 und 0,43 und wurde an die niedrigste während des Scans erwartete Herzfrequenz angepasst. 2.2.2 Kontrastmittel-Applikation Der peripher-venöse Zugang der Patienten erfolgte über eine Kubitalvene mit Hilfe einer 18 GBraunüle. Als Kontrastmittel wurde Iopramid (Iopramid, 370 mg Jod/ml, Ultravist® 370, Schering Deutschland GmbH) verabreicht. Die je nach Patient unterschiedliche Zirkulationszeit hängt vom Herzzeitvolumen des Patienten, dem Alter und eventuellen Vorerkrankungen ab [59]. Um eine optimale Kontrastierung der Koronargefäße während des Scans zu gewährleisten, muss die Startverzögerung für jeden Patienten gesondert ermittelt werden. Hierfür wird ein sog. Testbolus verabreicht, der aus 10 ml Kontrastmittel besteht. Nach Injektion werden mehrere Probeschichten in Intervallen von zwei Sekunden an einem ausgewählten Referenzpunkt gescannt, der bei der koronaren CT-Angiographie der proximalen Aorta ascendens entspricht [59]. Der Zeitpunkt, bei dem in der Aorta ascendens die höchste CT-Dichte erreicht wird, stellt die Startverzögerung zwischen Injektionsbeginn und Ankunft des Kontrastmittels in den Koronararterien dar. Nach Verabreichung des Kontrastmittel-Bolus von 10 ml wurden 50 ml 22 Kochsalzlösung - beide mit einer Flussrate von 5 ml/s - unter Verwendung eines Doppelkopfinjektors (CT Stellant, Medrad Inc. Indianola, USA) injiziert. Die Kontrastmittelmenge, die für den Scan appliziert wurde, betrug im Schnitt 56 ± 7 ml (Werte zwischen 50 ml und 75 ml) und berechnete sich aus der Dauer des Scans (in Sekunden) multipliziert mit der Flussrate des Kontrastmittels (5 ml/s). Die Mindestmenge des verabreichten Kontrastmittels lag bei 50 ml. Anschließend folgte erneut ein Bolus, der sich zu 20% aus Kontrastmittel und zu 80% aus Kochsalz zusammensetzte. Tabelle 5 verdeutlicht das Scanprotokoll der vorliegenden Studie. CT-System Röhrenstrom Röhrenspannung Kontrastmittel Dual-Source-CT (Siemens Definition) 330 mAs 120 kV (Gruppe 1), 100 kV (Gruppe 2) 50-75 ml (370 mg Jod/ml) + 50 ml NaCl 0,9%, Flussrate: 5 ml/s Kollimation 2 x 64 x 0,6 mm Rotationszeit 330 ms EKG-Dosismodulation 60-80% (HF < 65 Schläge/min); 30-80% (HF ≥ 65 Schläge/min) pitch an die Herzfrequenz angepasst; 0,21-0,43 Tabelle 5: Protokoll zur Datenakquisition in der vorliegenden Studie Der Scan wurde in Rückenlage der Patienten in kraniokaudaler Richtung durchgeführt. Das Scanvolumen erstreckte sich von der Mitte der Pulmonalarterien bis unterhalb der Facies diaphragmatica des Herzens. Die Dauer des Scans wurde für jeden Patienten aufgezeichnet. 2.3 Ermittlung der effektiven Strahlendosis Die effektive Strahlendosis, die bei der DSCT-Angiographie der Koronararterien auftritt, wurde entsprechend der „European Working Group for Guidelines on Quality Criteria in CT“ abgeschätzt [46]. Eine verlässliche Messung der Strahlendosis ist nur unter Verwendung eines Phantoms möglich. Den erwähnten Leitlinien zufolge kann die effektive Strahlendosis jedoch geschätzt werden, indem man das Dosislängenprodukt (DLP) mit einem organspezifischen Konversionskoeffizienten multipliziert. Das DLP wird in der Einheit mGy x cm angegeben, 23 stellt die integrierte Strahlendosis für eine spezifische CT-Untersuchung dar und wird automatisch durch das System gespeichert. Der Konversionskoeffizient variiert je nach untersuchtem Organ. Für die Computertomographie des Herzens wird der Koeffizient für den Thorax (k = 0,017 mSv x mGy-1 x cm-1) angewendet. Der Konversionskoeffizient geht aus Monte-Carlo-Simulationen hervor und wird als Mittelwert zwischen dem Koeffizient für Männer und dem für Frauen angegeben [51]. Diese Simulationen werden dazu verwendet, die Absorption und die Streuung von Photonen in verschiedenen Geweben zu untersuchen. Dies erfolgt anhand eines mathematischen Modells des menschlichen Körpers, um spezifische Organdosen abzuschätzen. Die Strahlendosis wird als Produkt von DLP und dem Koeffizienten 0,017 mSv x mGy-1 x cm-1 abgeschätzt und für den Patienten individuell berechnet. Diese Methode zur Abschätzung der Strahlendosis hat sich in vielen Studien bewährt, um die Strahlendosis bei der CT-Koronarangiographie abzuschätzen und zu vergleichen [27; 75]. 2.4 Beurteilung der Bildqualität Die Auswertung der CT-Datensätze erfolgte nach Durchführung an einer separaten Auswertestation (Leonardo, Siemens Medical Solutions, Forchheim, Deutschland). Dazu wurden die Datensätze auf den Bildverarbeitungsplatz übertragen. Zur Beurteilung der Bildqualität wurden die Datensätze von zwei unabhängigen, erfahrenen Betrachtern ausgewertet, indem die Koronararterien nach der American Heart Association in 15 Hauptsegmente eingeteilt wurden (s. Abb. 9). Die rechte Koronararterie entsprach den Segmenten 1 bis 4, der linke Hauptstamm und der Ramus interventricularius anterior den Segmenten 5 bis 10. Der Ramus circumflexus stellt die Segmente 11 bis 15 dar [43]. 24 Abbildung 9: Klassifikation der Koronararterien nach der American Heart Association (AHA) [11] Die Beurteilung erfolgte verblindet, d. h. die Betrachter erhielten keine Angaben, ob es sich bei dem retrospektiven Datenmaterial um eine Untersuchung mittels Scanprotokoll 1 (Röhrenspannung 120 kV) oder 2 (Röhrenspannung 100 kV) handelte. Zur Bewertung der Bildqualität benutzten die Betrachter eine subjektive, visuelle 4-Punkte-Skala (s. Tab. 6). Skala Charakteristika 3 Keine Artefakte, ausgezeichnete Gefäßbeurteilung 2 Geringe Artefakte oder Unschärfe ohne Beeinträchtigung der Gefäßbeurteilung 1 Artefakte mit Beeinträchtigung der Beurteilbarkeit von einzelnen Koronarsegmenten innerhalb einer Koronararterie 0 Artefakte mit Beeinträchtigung der Beurteilbarkeit von multiplen Koronarsegmenten innerhalb einer Koronararterie Tabelle 6: 4-Punkte-Skala zur Beurteilung der Bildqualität Zuerst wurde die Bildqualität für jede einzelne Koronararterie (LM, RIVA, RCX und RCA) bestimmt. Anschließend wurde die mittlere Bildqualität anhand folgender Formel berechnet: 25 (Punktewert des LM + Punktewert des RIVA + Punktewert des RCX + Punktewert der RCA) / 4. Als zusätzliche objektive und gültige Parameter der Bildqualität wurden für jeden DSCT-Scan das Bildrauschen, Signal und Kontrast der proximalen Koronararterien sowie das Verhältnis von Signal und Kontrast zum Bildrauschen (= signal- bzw. contrast-to-noise-ratio = SNR bzw. CNR) anhand von früher beschriebenen Methoden bestimmt [3; 19]. Das Bildrauschen ist ein Maß für die statistische Fluktuation der CT-Werte und wird als Standardabweichung in einem bestimmten Areal, einer sogenannten „region of interest“ (= ROI) angegeben. Diese ROI entsprach in der vorliegenden Studie dem Bereich der Aortenwurzel und wurde so groß wie möglich gewählt, um die anatomischen Unterschiede zwischen den Patienten zu berücksichtigen (s. Abb. 12). Dabei wurde sorgfältig darauf geachtet, nicht die Gefäßwand der Aorta in die ROI einzuschließen, um die Werte nicht zu verfälschen. Die ROI wurde unmittelbar kranial des Ostiums der linken Koronararterie gewählt. Ein Beispiel zur Ermittlung des Bildrauschens zeigt Abbildung 10: Das Bildrauschen beträgt hier 21,7 HU. Abbildung 10: Beispiel zur Ermittlung des Bildrauschens Das mittlere CT-Signal im Lumen der Koronararterien wurde für jeden Scan ermittelt, indem der Mittelwert der CT-Signale (in Houndsfield Unit) im linken Hauptstamm, im proximalen Ramus interventricularis anterior, im proximalen Ramus circumflexus und in der proximalen Arteria coronaria dextra bestimmt wurde (s. Abb. 11). Die ROI wurde in den proximalen Koronararterien so groß wie möglich gewählt, ohne die Wände der Koronararterien einzuschließen. Um den Gefäßkontrast zu berechnen, wurde das Signal im das Gefäß unmittelbar umgebenden Gewebe gemessen und der Unterschied im Signal zwischen 26 Gefäßlumen und umgebendem Gewebe bestimmt. Im Beispiel der Abbildung 11 lässt sich ein Signal von 322,1 HU und ein Kontrast von 322,1 HU – 33,4 HU = 288,7 HU bestimmen. Abbildung 11: Ermittlung von Signal und Kontrast der Koronararterien an einem mit einer Röhrenspannung von 120 kV durchgeführten Scan Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) wurde bestimmt, indem das Signal durch das Bildrauschen dividiert wurde. Das Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis (CNR) ließ sich als Kontrast dividiert durch das Bildrauschen ermitteln. Am Beispiel von Abbildung 10 und 12 lässt sich ein SNR von 537,4 / 21,7 = 24,8 bzw. ein CNR von (537,4 - 20,2) / 21,7 = 23,8 berechnen. Abbildung 12: Ermittlung von Signal und Kontrast an einem mit 100 kV durchgeführten Scan 27 2.5 Statistische Auswertung Alle Variablen wurden als Mittelwert ± Standardabweichung (SD) angegeben. Die statistische Auswertung wurde mit einer im Handel erhältlichen Software (SPSS 12.0.1) durchgeführt. Unterschiede im Patientenkollektiv, in der Strahlendosis und in den Parametern für die Bildqualität (Signal, Kontrast, SNR, CNR, subjektive 4-Punkte-Skala) zwischen den beiden Scanprotokollen wurden mit Hilfe eines unpaarigen, zweiseitigen t-Tests verglichen. Die Übereinstimmung der beiden Betrachter in der Bildqualität wurde mittels Cohens Kappa berechnet. Die Ergebnisse wurden als mangelhaft (κ < 0,20), ausreichend (κ = 0,21 - 0,40), mittelmäßig (κ = 0,41 - 0,60), gut (κ = 0,61 - 0,80), sehr gut (κ = 0,81 - 0,90) oder ausgezeichnet (κ ≥ 0,91) interpretiert. Als statistisch signifikant wurde ein Alpha-Wert < 0,05 angesehen. 3. Ergebnisse 3.1 Patienteneigenschaften Die Patienten der Gruppe 1 (Scanprotokoll 120 kV, 330 mAs) und der Gruppe 2 (Scanprotokoll 100 kV, 330 mAs) zeigten keine signifikanten Unterschiede in Bezug auf Körpergewicht (Gruppe 1: 69,6 ± 9,6 kg, Gruppe 2: 69,5 ± 9,4 kg) und mittlere Herzfrequenz (Gruppe 1: 56,8 ± 7,8 Schläge pro Minute, Gruppe 2: 58,7 ± 8,0 Schläge pro Minute). Ebenso gab es bei den übrigen Patienteneigenschaften wie Alter, Geschlecht, Scanlänge und mittlerer Kontrastmittelmenge keine signifikanten Unterschiede (s. Tab. 7). 28 Gruppe 1 Gruppe 2 Signifikanz- (120 kV / 330 mAs) (100 kV / 330 mAs) niveau Anzahl an Patienten (n) 50 50 n. s. Anzahl an Frauen (n) 16 18 n. s. Alter (Jahre) 55 ± 8 53 ± 9 n. s. Herzfrequenz (Schläge pro 56,8 ± 7,8 58,7 ± 8,0 n. s. Körpergewicht (kg) 69,6 ± 9,6 69,5 ± 9,4 n. s. EKG-Dosismodulation I 8 12 n. s. 42 38 n. s. Scanlänge (mm) 121,4 ± 14,7 122,6 ± 13,8 n. s. Mittlere 57 ± 4 56 ± 6 n. s. Minute) 30-80%* (n) EKG-Dosismodulation II 60-80%* (n) Kontrastmittelmenge (ml) Tabelle 7: Patienteneigenschaften der beiden Gruppen (Gruppe 1: Röhrenspannung 120 kV / Röhrenstrom 330 mAs; Gruppe 2: Röhrenspannung 100 kV / Röhrenstrom 330 mAs). Alle Werte werden als Mittelwert ± Standardabweichung (SD) angegeben (* Zeitfenster des RRIntervalls mit vollem Röhrenstrom. Der Röhrenstrom wurde außerhalb des Intervalls um 80% reduziert. Das EKG-Dosismodulationsschema I wurde bei HF ≥ 65/min, Schema II bei HF < 65/min gewählt.) (n. s. = nicht signifikant) Beide Gruppen beinhalteten jeweils 50 Personen. Gruppe 1 setzte sich aus 16 Frauen und 34 Männern zusammen, Gruppe 2 aus 18 Frauen und 32 Männern. Das Alter der Patienten in Gruppe 1 betrug im Schnitt 55 ± 8 Jahre, in Gruppe 2 53 ± 9 Jahre. Bei 42 Personen aus der Gruppe 1 konnte der volle Röhrenstrom (= EKG-Dosismodulation) auf 60% bis 80% des RRIntervalls begrenzt werden, in Gruppe 2 bei 38 Personen (kein signifikanter Unterschied). Aufgrund einer Herzfrequenz ≥ 65 Schläge pro Minute wurde bei 8 Personen aus Gruppe 1 der volle Röhrenstrom im Zeitfenster von 30% bis 80% des RR-Intervalls benötigt, in Gruppe 2 bei 12 Patienten (kein signifikanter Unterschied). Die Scanlänge betrug in Gruppe 1 121,4 ± 14,7 mm, in Gruppe 2 122,6 ± 13,8 mm (kein signifikanter Unterschied). In Gruppe 1 wurde eine mittlere Kontrastmittelmenge von 57 ± 4 ml infundiert, in Gruppe 2 von 56 ± 6 ml (kein signifikanter Unterschied). 29 3.2 Vergleich der Strahlendosis Die mittlere effektive Strahlendosis betrug in Gruppe 1 mit einer Röhrenspannung von 120 kV und einem Röhrenstrom von 330 mAs 12,7 ± 1,7 mSv (Werte zwischen 8,8 und 16,9 mSv). In Gruppe 2 unter Verwendung der reduzierten Röhrenspannung von 100 kV und gleichem Röhrenstrom war die effektive Dosis mit 7,8 ± 2,0 mSv (Werte zwischen 4,9 und 11,9 mSv) signifikant geringer. Dies entspricht einem p-Wert kleiner 0,001. Durch Reduktion der Röhrenspannung auf 100 kV ließ sich die Strahlendosis somit um 38,6% verringern (s. Abb. 13). Effektive Dosis 18 Effektive Dosis [mSv] 16 14 12 10 8 6 4 2 0 120 kV / 330 mAs 100 kV / 330 mAs Abbildung 13: Vergleich der effektiven Strahlendosis (mSv) zwischen Gruppe 1 (120 kV / 330 mAs) und Gruppe 2 (100 kV / 330 mAs) Eine vergleichbare Anzahl an Patienten in beiden Gruppen wies eine Herzfrequenz ≥ 65 Schlägen pro Minute während des Scans auf. In Gruppe 1 waren es 8 Patienten, in Gruppe 2 12 Patienten. Bei diesen Personen musste ein breiteres EKG-Dosismodulationsfenster zwischen 30% und 80% des Herzzyklus gewählt werden, um eine flexible Bildrekonstruktion in der Diastole und Systole zu ermöglichen. Dies führte in beiden Gruppen zu einer erhöhten Strahlendosis. Patienten aus Gruppe 1 (120 kV / 330 mAs) mit Herzfrequenzen < 65 Schlägen pro Minute wurden einer mittleren Dosis von 12,5 ± 1,8 mSv ausgesetzt, Patienten mit Herzfrequenzen ≥ 65 Schlägen pro Minute einer höheren Strahlendosis von 14,1 ± 1,7 mSv (p < 0,05). Patienten mit einer Herzfrequenz unter 65 Schlägen pro Minute, die der Gruppe 2 (100 kV / 330 mAs) zugewiesen worden waren, wurden einer mittleren Strahlendosis von 30 7,2 ± 1,7 mSv exponiert, Patienten aus Gruppe 2 mit einer Herzfrequenz ≥ 65 Schlägen pro Minute einer mittleren Strahlendosis von 9,3 ± 1,9 mSv (p < 0,01). 3.3 Vergleich der Bildqualität Die Datensätze wurden durch zwei unabhängige Betrachter hinsichtlich der Bildqualität ausgewertet. Dabei verwendeten sie eine subjektive 4-Punkte-Skala. Es zeigten sich vergleichbare Ergebnisse in den beiden Gruppen trotz unterschiedlicher Röhrenspannungen (120 kV vs. 100 kV) (s. Abb. 14). Bildqualität 4 4-Punkte-Skala 3,5 3 2,5 2 1,5 1 0,5 0 120 kV / 330 mAs 100 kV / 330 mAs Abbildung 14: Vergleich der Bildqualitäten zwischen Gruppe 1 (120 kV / 330 mAs) und Gruppe 2 (100 kV / 330 mAs) Gruppe 1 (120 kV / 330 mAs) wies einen anhand der subjektiven 4-Punkte-Skala ermittelten mittleren Punktewert von 2,7 ± 0,5 Punkten für die Bildqualität auf. Die mittlere Bildqualität in Gruppe 2 (100 kV / 330 mAs) wich mit 2,6 ± 0,4 Punkten nicht signifikant von Gruppe 1 ab (p = 0,75). Auch auf die einzelnen Gefäße bezogen zeigten die proximalen Koronararterien keine signifikanten Unterschiede in der Bildqualität zwischen Gruppe 1 (120 kV / 330 mAs) und Gruppe 2 (100 kV / 330 mAs): Die Punktwerte für den linken Hauptstamm, den Ramus interventricularius anterior, den Ramus circumflexus und die rechte Koronararterie wurden mit 2,8 ± 0,3 Punkten bzw. 2,8 ± 0,4 Punkten (p = 0,77), mit 2,6 ± 0,6 Punkten bzw. 2,6 ± 0,6 Punkten (p = 0,72), mit 2,7 ± 0,5 Punkten bzw. 2,7 ± 0,4 Punkten (p = 0,79) und mit 31 2,7 ± 0,7 Punkten bzw. 2,6 ± 0,6 Punkten (p = 0,84) für Gruppe 1 bzw. Gruppe 2 angegeben. Wenn eine Bildqualität von 0 und 1 als „nichtdiagnostisch“ bewertet wird, zeigten Gruppe 1 bzw. Gruppe 2 einen bzw. zwei nichtbewertbare Patienten und zwei bzw. drei nicht bewertbare Gefäße. Es herrschte insgesamt eine gute Übereinstimmung in der Beurteilung der Bildqualität zwischen den zwei Betrachtern (κ = 0,71). Bei den objektiven Kriterien der Bildqualität zeigte die Verwendung einer geringeren Röhrenspannung in der Gruppe 2 (100 kV / 330 mAs) eine signifikante Erhöhung von Signal und Kontrast der proximalen Koronarien und ebenfalls ein signifikant höheres Bildrauschen: Der mittlere Signal-Wert der proximalen Koronararterien lag bei 397,4 ± 60,8 HU in Gruppe 1 gegenüber 500,1 ± 92,0 HU in Gruppe 2. Für den mittleren Kontrast der proximalen Koronararterien ergaben sich Werte von 477,9 ± 61,9 HU in Gruppe 1 gegenüber 582,5 ± 91,6 HU in Gruppe 2, für das mittlere Bildrauschen Werte von 24,7 ± 3,9 HU in Gruppe 1 gegenüber 33,7 ± 7,5 HU in Gruppe 2. Aufgrund höherer Werte von Signal oder Kontrast und Bildrauschen in Gruppe 2 unterschieden sich das Signal-zu-Rausch-Verhältnis und das Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis nicht signifikant im Vergleich zu Gruppe 1: Das mittlere Signal-zu-Rausch-Verhältnis betrug 16,5 ± 3,8 für Gruppe 1 gegenüber 15,5 ± 3,9 für Gruppe 2. Das mittlere Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis betrug 13,2 ± 3,5 in Gruppe 1 gegenüber 12,9 ± 3,7 in Gruppe 2 (s. Tab. 8). Gruppe 1 Gruppe 2 Signifikanz- (120 kV / 330 mAs) (100 kV / 330 mAs) niveau 2,7 ± 0,5 2,6 ± 0,4 n. s. 397,4 ± 60,8 501,1 ± 92,0 p < 0,001 477,9 ± 61,9 582,5 ± 91,6 p < 0,001 Bildrauschen (HU) 24,7 ± 3,9 33,7 ± 7,5 p < 0,001 Signal-zu-Rausch- 16,5 ± 3,8 15,5 ± 3,9 n. s. 13,2 ± 3,5 12,9 ± 3,7 n. s. Bildqualität (4-Punkte-Skala) Signal / Koronarien (HU) Kontrast / Koronarien (HU) Verhältnis (SNR) Kontrast-zu-RauschVerhältnis (CNR) Tabelle 8: Vergleich der Bildqualität zwischen den beiden Scangruppen (Gruppe 1: Röhrenspannung 120 kV / Röhrenstrom 330 mAs, Gruppe 2: Röhrenspannung 100 kV / Röhrenstrom 330 mAs). Alle Werte wurden als Mittelwert ± Standardabweichung (SD) angegeben. (n. s. = nicht signifikant) 32 4. Diskussion 4.1 Ergebnisse der vorliegenden Studie Die vorliegende Studie verglich die Strahlendosis und Bildqualität bei der CTKoronarangiographie in zwei Gruppen mit je 50 Patienten, die mit einer Röhrenspannung von 120 kV oder 100 kV untersucht wurden. Dabei wurden zwei unterschiedliche Scanprotokolle verwendet. Bei Patienten der Gruppe 1 wurde die koronare CT-Angiographie mit einem Standardprotokoll durchgeführt. Dabei wurde eine Röhrenspannung von 120 kV und ein Röhrenstrom von 330 mAs verwendet, während die CTA bei Patienten der Gruppe 2 mit einer reduzierten Röhrenspannung von 100 kV und einem gleichen Röhrenstrom von 330 mAs erfolgte. Zwischen effektiver Strahlendosis und Röhrenspannung (kV) besteht, im Gegensatz zum Röhrenstrom, kein linearer Zusammenhang. Stattdessen steigt die Strahlendosis mit dem Quadrat der Röhrenspannung an, weshalb kleine Änderungen in der Röhrenspannung in einer relativ starken Auswirkung auf die Strahlendosis resultieren. Während sich die Patienteneigenschaften wie Alter, Geschlecht, Körpergewicht und Herzfrequenz, aber auch relevante Scanparameter wie Scanlänge und Röhrenstrom nicht zwischen den beiden Gruppen unterschieden, konnte eine signifikante Reduktion der Strahlendosis um fast 40% durch die Verwendung einer reduzierten Röhrenspannung von 100 kV (vs. 120 kV) erreicht werden. Während die Dosis in Gruppe 1 (Röhrenspannung 120 kV / Röhrenstrom 330 mAs) bei 12,7 ± 1,7 mSv lag, betrug sie in Gruppe 2 (Röhrenspannung 100 kV / Röhrenstrom 330 mAs) nur 7,8 ± 2,0 mSv. Eine adäquate Bildqualität konnte trotz Absenkung der Röhrenspannung im ausgewählten Patientenkollektiv mit einem Körpergewicht ≤ 85 kg gewährleistet werden. Die durchschnittliche Bildqualität in Gruppe 1 lag auf der subjektiven 4-Punkte-Skala bei 2,7 ± 0,5 Punkten, in Gruppe 2 bei 2,6 ± 0,4 Punkten. Die objektiven Parameter für die Bildqualität wie Signal und Kontrast in den Koronararterien sowie das Bildrauschen waren in Gruppe 2 (Röhrenspannung 100 kV / Röhrenstrom 330 mAs) signifikant höher als in Gruppe 1 (Röhrenspannung 120 kV / Röhrenstrom 330 mAs). Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis sowie das Kontrast-zu-RauschVerhältnis unterschieden sich zwischen Scanprotokoll 1 und 2 nicht signifikant. Die vorliegende Studie bestätigt, dass die Reduktion der Röhrenspannung ein sehr effektives Mittel ist, Strahlendosis einzusparen. Dies erfolgt jedoch nicht auf Kosten der Bildqualität. 4.2. Vergleich mit anderen Studien Die Ergebnisse der vorliegenden Studie werden von zahlreichen Untersuchungen bestätigt. Raff et al. (2009) führten eine Studie durch, in der sie die Strahlendosis bei der CT- 33 Koronarangiographie an 15 Krankenhäusern über ein Jahr beobachteten. Die Strahlendosis ließ sich von durchschnittlich 21 mSv auf 10 mSv um ca. 52% senken, ohne dass sich die Bildqualität verschlechterte [61]. Die Verminderung der Röhrenspannung von 120 kV auf 100 kV trug in dieser Studie am stärksten zur Strahlendosisreduktion bei. Die Senkung der Herzfrequenz durch den Einsatz von Betablockern war ebenfalls positiv assoziiert mit geringerer Strahlendosis. Ähnliche Ergebnisse wies auch eine Studie von Hausleiter et al. (2009) auf [28]. Sie führten eine internationale Multicenterstudie an 50 Krankenhäusern durch und untersuchten die Strahlendosis und die Bildqualität bei der CT-Koronarangiographie an 16- und 64-Zeilen-CTGeräten. Die Zentren verwendeten dabei unterschiedliche Mechanismen zur Reduktion der Strahlendosis, wie beispielsweise die EKG-Dosismodulation, die Reduktion von Röhrenspannung oder Röhrenstrom und das prospektive EKG-Gating. Die geschätzte effektive Strahlendosis aller 50 Zentren betrug im Schnitt 12 mSv. Allerdings zeigten sich zwischen den CT-Zentren erhebliche Schwankungen in der Strahlendosis zwischen 5 mSv und 30 mSv. Wurde die EKG-Dosismodulation eingesetzt, so ließ sich das DLP um 25% senken, die diagnostische Bildqualität blieb erhalten. Die Senkung der Röhrenspannung von 120 kV auf 100 kV ergab eine 46-prozentige Reduktion der Strahlendosis, ohne dabei die Bildqualität der Datensätze von Patienten mit niedrigem Körpergewicht zu verschlechtern [27; 28]. Die Erhöhung der Scanlänge führte zu einem höheren DLP, genauso wie das Fehlen eines Sinusrhythmus. Bei Patienten mit höherem Köpergewicht stieg die Strahlendosis im Vergleich zu schlanken Patienten. Durch prospektive EKG-Triggerung ließ sich das DLP um 78% verringern, die Bildqualität verschlechterte sich dadurch nicht. Bei 94% der Patienten wurde die Untersuchung mittels retrospektiver EKG-Dosismodulation durchgeführt, bei nur 6% der Patienten mit prospektiver. Die Röhrenspannung wurde nur bei 5% der Patienten auf 100 kV reduziert, bei 93% wurde eine Röhrenspannung von 120 kV verwendet, bei den restlichen 2% eine Röhrenspannung von > 120 kV. Leschka et al. (2008) untersuchten in einer Studie mit ähnlichen Scanprotokollen wie in der vorliegenden Studie den Effekt einer reduzierten Röhrenspannung bei der DSCTKoronarangiographie auf Bildqualität und Strahlendosis [42]. Neben dem Standardprotokoll von 120 kV und 330 mAs verwendeten sie zwei weitere Protokolle: eines mit 100 kV und 330 mAs und ein drittes mit 100 kV und 220 mAs. Die Strahlendosis in der Gruppe 120 kV / 330 mAs betrug 8,9 ± 1,2 mSv. Durch die Reduktion der Röhrenspannung auf 100 kV konnte die Strahlendosis bei konstantem Röhrenstrom auf 6,7 ± 0,8 mSv gesenkt werden, was einer Reduktion der Strahlendosis um 25% entspricht. Wurde zusätzlich der Röhrenstrom auf 220 mAs vermindert, konnte die Strahlendosis im Vergleich zum Standardprotokoll um bis zu 51% gesenkt werden und betrug nur noch 4,4 ± 0,6 mSv. Eine diagnostisch ausreichende Bildqualität der Koronararterien konnte in allen drei Gruppen beibehalten werden. 34 Ein Vergleich zwischen der vorliegenden Studie und der Studie von Leschka et al. (2008) zeigt Folgendes: Bei gleichen Scan-Parametern (Röhrenspannung 100 kV / Röhrenstrom 330 mAs) konnte die Strahlendosis um fast 40% (vorliegende Studie) bzw. nur um 25% (Studie von Leschka et al. (2008)) im Vergleich zum Standardprotokoll mit 120 kV und 330 mAs gesenkt werden. Die vorliegende Studie gibt Werte von 7,8 ± 2,0 mSv bei reduzierter Röhrenspannung (100 kV / 330 mAs) an, die Studie von Leschka et al. (2008) Werte von 6,7 ± 0,8 mSv. Beim Standardprotokoll (120 kV / 330 mAs) ergeben sich in der vorliegenden Studie Werte von 12,7 ± 1,7 mSv, bei Leschka et al. (2008) Werte von 8,9 ± 1,2 mSv. Die beiden Studien unterscheiden sich zum einen in der unterschiedlichen mittleren Herzfrequenz. Diese liegt mit 65,3 ± 4,4 Schlägen pro Minute beim Standardprotokoll und 67,3 ± 11,9 Schlägen pro Minute beim Protokoll mit reduzierter Röhrenspannung bei Leschka et al. (2008) höher als in der vorliegenden Studie mit Herzfrequenzen von 56,8 ± 7,8 Schlägen pro Minute beim Standardprotokoll und von 58,7 ± 8,0 Schlägen pro Minute bei Gruppe 2. Der häufige Gebrauch von Betablockern in der vorliegenden Studie führte zu geringeren Herzfrequenzen und damit zu einem langsameren Tischvorschub (pitch), was möglicherweise die höheren Dosiswerte verursachte [75]. Zum anderen wurden in den beiden Studien unterschiedliche Intervalle bei der EKG-Dosismodulation gewählt, was die Strahlendosis mitbeeinflusste: Die vorliegende Studie wählte bei Patienten mit Herzfrequenzen ≥ 65 Schlägen pro Minute ein Zeitfenster von 30% bis 80%, in der der volle Röhrenstrom appliziert wurde. Bei Patienten mit Herzfrequenzen unter 65 Schlägen pro Minute wurde das Zeitfenster mit maximalem Röhrenstrom auf 60-80% des RR-Intervalls begrenzt. In der Studie von Leschka et al. (2008) wurden für das beste Zeitfenster bei der EKG-Dosismodulation folgende Einstellungen gewählt: Lag die mittlere Herzfrequenz unter 60 Schlägen pro Minute, wurde der volle Röhrenstrom zwischen 60% und 70% appliziert, bei Herzfrequenzen zwischen 61 und 70 Schlägen pro Minute zwischen 60% und 80%, bei 71 bis 80 Schlägen pro Minute zwischen 50% und 80%, bei Herzfrequenzen über 80 Schlägen pro Minute zwischen 30% und 80% [41]. Dies führte in der Studie von Leschka et al. (2008) bereits beim Standardprotokoll zu niedrigeren Strahlendosiswerten. Abada et al. (2006) analysierten ein 64-Zeilen-CT-Scanprotokoll unter Verwendung der EKGDosismodulation und gleichzeitig reduzierter Röhrenspannung von nur 80 kV. Die Studie an ausgewählten Patienten mit einem Körpergewicht unter 60 kg ergab eine erhebliche Verringerung der Strahlendosis um 88% im Vergleich zu Standardeinstellungen ohne Beeinträchtigung der Bildqualität. 35 4.3 Strahlendosis bei der DSCT und Möglichkeiten der Strahlendosisreduktion Bei der Dual-Source-CT (DSCT) kommt im Vergleich zur Single-Source-CT die doppelte Röntgenleistung zum Einsatz. Jedoch resultiert das nicht zwangsläufig in höheren Strahlendosen. Zwar verdoppelt sich der Röhrenstrom effektiv, aber die Scanzeit halbiert sich [6]. Die effektive Strahlendosis bei der DSCT-Koronarangiographie wird mit Werten zwischen 2,2 mSv und 11,0 mSv für prospektiv und retrospektiv getriggerte Scans angegeben, wobei die Strahlendosis mit steigender Herzfrequenz aufgrund des schnelleren Tischvorschubs (pitch) sinkt [28; 82]. Im Vergleich dazu finden sich bei der konventionellen invasiven Katheterangiographie effektive Dosen zwischen 2 mSv und 6 mSv [13; 33; 53; 79]. Die Strahlendosis in der CT-Koronarangiographie wird durch mehrere Faktoren beeinflusst. Daher existieren auch unterschiedliche Ansätze, die Strahlendosis zu reduzieren. Die Strahlendosis ist unter anderem abhängig von der Scandauer, dem Scanareal, der Geschwindigkeit des Tischvorschubes (pitch), der EKG-Dosismodulation, dem Röhrenstrom (mAs) und der Röhrenspannung (kV). Außerdem existiert mit der Verwendung eines prospektiven EKG-Gatings im Gegensatz zum retrospektiven ebenfalls die Möglichkeit zur Einsparung von Strahlendosis. 4.3.1 Prospektives und retrospektives EKG-Gating Es ist wichtig, die Zeit, in der der Patient der Röntgenstrahlung exponiert ist, möglichst gering zu halten. Daten für die Computertomographie des Herzens können auf zwei unterschiedliche Arten gewonnen werden: Zum einen gibt es den prospektiven Datenerwerb, bei dem das Bild immer zum gleichen Zeitpunkt des Herzzyklus bzw. des RR-Intervalls erworben wird (s. Abb. 15). 36 Abbildung 15: Retrospektives und prospektives EKG-Gating [72] Dieser Zeitpunkt wird bereits vor dem Scan definiert und in den Bereich des RR-Intervalls mit der besten zu erwartenden Bildqualität gelegt. In der übrigen Zeit des Herzzyklus kommt es unter Ausschaltung der Strahlenquelle zu keiner Strahlenexposition. Diese Methode eignet sich jedoch nur bei niedrigen, stabilen und regelmäßigen Herzfrequenzen, die eine optimale Bildqualität im vorher definierten Zeitraum sehr wahrscheinlich machen. Im Gegensatz dazu erlaubt die CT-Angiographie im retrospektiven Modus eine größere Flexibilität des Rekonstruktionszeitpunktes (s. Abb. 15). Dies gestattet dem Betrachter, aus jeder beliebigen Phase des Herzzyklus die besten Bilder zu entwickeln. Allerdings ist dadurch die Strahlendosis im Vergleich zum prospektiven Modus um das bis zu Vierfache erhöht [57]. Gopal et al. (2009) konnten bei der 64-Zeilen-CT durch prospektives EKG-Gating die Strahlendosis um 83% im Vergleich zum retrospektiven EKG-Gating senken [25]. Scheffel et al. (2008) verglichen an 120 Patienten die CT-Koronarangiographie mittels prospektiv getriggerter DSCT, auch „step-and-shoot“(SAS)-Technik genannt, mit der konventionellen Katheterangiographie [69]. Voraussetzungen für eine prospektive CTKoronarangiographie waren eine Herzfrequenz ≤ 70 Schlägen pro Minute und ein stabiler Sinusrhythmus [16; 26; 32]. Bei Patienten mit einem BMI ≥ 25 kg/m2 wurde eine Röhrenspannung von 120 kV verwendet, bei schlankeren Patienten (BMI < 25 kg/m2) betrug die Röhrenspannung nur 100 kV. Die durchschnittliche effektive Strahlendosis wurde in der ersten Gruppe (Röhrenspannung 120 kV / Röhrenstrom 190 mAs) mit 3,0 ± 0,5 mSv angegeben, in der zweiten Gruppe (Röhrenspannung 100 kV / Röhrenstrom 190 mAs) mit nur 1,6 ± 0,3 mSv. Es konnte hinsichtlich Bildqualität und Genauigkeit der Detektion von Stenosen kein signifikanter Unterschied zwischen den beiden Protokollen gefunden werden. Mittels des prospektiven Untersuchungsmodus konnten 98% aller Koronarsegmente bei Patienten mit regelmäßigem 37 Herzrhythmus und einer Herzfrequenz bis zu 70 Schlägen pro Minute mit diagnostischer Bildqualität dargestellt und beurteilt werden. Shuman et al. (2008) untersuchten eine ähnliche Fragestellung bei der 64-Zeilen-CT [72]. Sie verglichen die Strahlendosis und Bildqualität zwischen retrospektivem und prospektivem EKG-Gating. Dabei fand sich eine vergleichbare Bildqualität zwischen den beiden Gruppen. Die Strahlendosis in der Gruppe mit prospektivem Gating war jedoch 77% geringer als in der Vergleichsgruppe mit retrospektiver EKGModulation. Ähnlich wie in den bereits vorgestellten Studien wurde das prospektive Gating ebenfalls nur bei Patienten mit einer Herzfrequenz ≤ 75 Schlägen pro Minute durchgeführt. Neben der Bedingung einer stabilen und langsamen Herzfrequenz besteht ein weiterer Nachteil der prospektiven Technik darin, dass keine Informationen über die Funktion des Herzens, über die Bewegung der Herzklappen, über regionale Kontraktilitätsstörungen oder über die Ejektionsfraktion gewonnen werden können, da Daten außerhalb des voreingestellten Rekonstruktionsfensters (z. B. bei 70% des RR-Intervalls) nicht vorhanden sind. Gutstein et al. (2008) entwickelten Auswahlkriterien für die Durchführung des prospektiven EKG-Gating bei der DSCT [26]. Dazu werteten sie die Daten von 162 Patienten aus, bei denen ein retrospektives EKG-Gating durchgeführt wurde und untersuchten speziell das 70%-Intervall. Sie kamen zu dem Ergebnis, dass ein BMI ≥ 30 kg/m2, eine mittlere Herzfrequenz ≥ 70 Schläge pro Minute, eine maximale Herzfrequenzvariabilität von ≥ 10 Schlägen pro Minute, ein koronarer Kalziumscore ≥ 400 und ein Alter > 65 Jahre die Bildqualität beim prospektiven Scan vermindern und deshalb die Anwendung unter diesen Bedingungen nicht empfohlen wird. Bei Herzfrequenzen ≥ 70 Schlägen pro Minute war häufig ein weiteres systolisches Rekonstruktionsintervall zum Erreichen einer diagnostischen Bildqualität nötig. Bei einem Kalziumscore ≥ 400 kam es häufiger zur Überschätzung von Koronarstenosen. Bei Patienten über 65 Jahren traten vermehrt Extrasystolen auf, die die Bildqualität nachhaltig beeinträchtigten. Gutstein et al. (2008) untersuchten 42 Patienten im prospektiven Modus, die entsprechend der oben angeführten Kriterien eine gute Bildqualität unter prospektiver EKGDosismodulation erwarten ließen. Nur 5 von 633 Koronarsegmenten konnten bei diesen Patienten nicht beurteilt werden. Die ersten 17 Patienten wurden mit einer Röhrenspannung von 120 kV gescannt. Dies ergab eine Strahlendosis von insgesamt 3,1 ± 0,2 mSv. Bei den übrigen 25 Patienten wurden unter Reduktion der Röhrenspannung Strahlendosiswerte von nur 1,5 ± 0,2 mSv erreicht. Der prospektive Modus stellt somit bei normalgewichtigen Patienten mit moderater Arteriosklerose, einer Herzfrequenz unter 70 Schlägen pro Minute und geringer Herzfrequenzvariabilität ein geeignetes Mittel zur Einschränkung der Strahlenexposition dar [26]. 38 4.3.2 Einschränkung des Scanareals Normalerweise beginnt der Scan einer CT-Koronarangiographie auf Höhe der mittleren Abschnitte der Pulmonalarterien und endet mit der Facies diaphragmatica des Herzens. Wird das Areal größer gewählt, so wird auch die Strahlendosis erhöht. Dies zeigt sich beispielsweise bei der CT-angiographischen Untersuchung von Bypass-Patienten, bei denen ein größeres Scanareal gewählt werden muss, um auch die proximalen Bypass-Anastomosen mit zu erfassen. Einstein et al. (2007) untersuchten in einer Phantom-Studie das Lebenszeitrisiko für die Entstehung von Malignomen aufgrund einer CT-Koronarangiographie mit der 64-Zeilen-CT [17]. Sie verwendeten dazu unter anderem ein Protokoll, das den Aortenbogen in das Scanareal einschloss, was bei Patienten mit koronaren Bypässen notwendig ist. Die Auswertung der Daten ergab eine höhere Strahlendosis im Vergleich zu den Datensätzen, in denen die Aorta ausgespart wurde. Die optimale Planung eines kleinstmöglichen Scanbereiches, der sicher alle zu untersuchenden kardialen Strukturen erfasst, führt damit zu einer weiteren Einschränkung der Strahlendosis. 4.3.3 DSCT und Geschwindigkeit des Tischvorschubes (pitch) Die Geschwindigkeit der Tischbewegung wirkt sich auf die Zeitdauer aus, in der die Strahlung auf den Patienten einwirkt und somit auch auf die Strahlendosis. Während es bei den Vorläufermodellen nicht möglich war, die Geschwindigkeit des Tischvorschubes (pitch) am Gerät zu verändern, passt sich bei der Dual-Source-CT der pitch automatisch an die Herzfrequenz an [23; 36]. Die DSCT kann aufgrund ihrer höheren zeitlichen Auflösung einen schnelleren Tischvorschub ermöglichen und führt bei Patienten mit einer höheren Herzfrequenz zu einer beträchtlichen Reduktion der Strahlendosis im Vergleich zu Patienten mit einer geringeren Herzfrequenz (s. Tab. 9) [44]. Herzfrequenz pitch Tischgeschwindigkeit (Schläge/Minute) (mm/s) < 55 0,2 11,6 55 - 70 0,265 15,4 70 - 90 0,36 21,0 > 90 0,46 26,8 Tabelle 9: Tischgeschwindigkeit (pitch) bei der DSCT in Abhängigkeit von der zugrundeliegenden individuellen Herzfrequenz [44] 39 4.3.4 EKG-Dosismodulation Die Verwendung der EKG-Dosismodulation bei der CT-Koronarangiographie wurde bereits 1999 eingeführt [37; 56; 77]. Sie beruht auf dem Prinzip, den Röhrenstrom in einem bestimmten Bereich des RR-Intervalls zu senken, der nicht für die Rekonstruktion benötigt wird (s. Abb. 16). Dadurch lässt sich die Strahlendosis vermindern. Abbildung 16: Prinzip der EKG-Dosismodulation [57] Die Bewegungen des Herzens sind bei relativ langsamen Herzfrequenzen in der Diastole, der Füllungsphase des Herzens, am geringsten und in der Systole, der Austreibungsphase, am größten [57]. Die Darstellung in der mittleren Diastole liefert vor allem bei Herzfrequenzen ≤ 70 Schlägen pro Minute eine optimale Bildqualität. Für Frequenzen ab 90 Schlägen pro Minute eignet sich dagegen oft die späte Systole [59]. Die Effizienz der EKG-Dosismodulation hängt von der Herzfrequenz ab: je langsamer das Herz schlägt, umso effizienter ist die Verwendung der Dosismodulation, da das Intervall, in dem der volle Röhrenstrom appliziert wird, mit abnehmender Herzfrequenz enger gewählt werden kann und sich die Zeiten der Intervallbereiche mit reduziertem Röhrenstrom verlängern [57]. Bei der 64-Zeilen-CT wurde bei einer Herzfrequenz von bis zu 65 Schlägen pro Minute die beste artefaktfreie Bildqualität in der Mitte der Diastole (normalerweise zwischen 60% und 65% des RR-Intervalls) erreicht [40]. Wird die volle Stromstärke nur zwischen 60% und 80% des RRIntervalls angewendet, kann die gesamte Strahlendosis um 64% gesenkt werden, wenn gleichzeitig außerhalb dieses Zeitfensters nur 20% des vollen Röhrenstroms appliziert werden [57]. Bei Herzfrequenzen über 70 Schlägen pro Minute variiert die beste Phase für die Rekonstruktion erheblich in einem Bereich zwischen 30% und 80% des RR-Intervalls. Um bei der Wahl des optimalen Rekonstruktionszeitpunktes flexibel zu sein, wird daher ein breiteres 40 RR-Intervall mit vollem Röhrenstrom abgedeckt. Konsekutiv führt die eingeschränkte Anwendung der EKG-Dosismodulation nur noch zu einer 40-prozentigen Reduktion der Strahlendosis bei höheren Herzfrequenzen [57]. Auch wenn die Absenkung des Röhrenstroms außerhalb des Rekonstruktionszeitpunktes zu vermehrtem Bildrauschen und damit zu einer Einschränkung der diagnostischen Bildqualität führt, so reicht die Rekonstruktionsqualität für eine kardiale Funktionsanalyse im Gegensatz zu einem prospektiv getriggerten Scan weiterhin aus. Es gibt jedoch auch Situationen, bei denen die Anwendung der EKG-Dosismodulation nicht sinnvoll erscheint: Beispielsweise muss bei Arrhythmien während des Scans auf eine EKG-Dosismodulation verzichtet werden, da der Zeitpunkt von Systole und Diastole nicht korrekt vorhersehbar ist [57]. Stolzmann et al. (2008) reduzierten in einer Studie bei einer Gruppe den Röhrenstrom auf 20% (gebräuchliche EKG-Dosismodulation), in der anderen Gruppe auf 4% (sog. „MinDose“Protokoll) und verglichen die Strahlendosis zwischen den zwei Gruppen [75]. In der ersten Gruppe (EKG-Dosismodulation mit Reduktion des Röhrenstroms auf 20%) konnte bei höheren Herzfrequenzen die Strahlendosis gering gehalten werden, auch wenn das Rekonstruktionsintervall bei diesen höheren Herzfrequenzen auf 30-80% erhöht werden musste [41]. Dieses Ergebnis erklärt sich durch den schnelleren Tischvorschub, der in der DSCTKoronarangiographie bei Patienten mit höheren Herzfrequenzen eingesetzt werden kann und über eine Reduktion der Expositionszeit die Strahlendosis vermindert [23]. Bei der zweiten Gruppe (EKG-Dosismodulation mit Verringerung des Röhrenstroms auf 4%) führte der Anstieg des Tischvorschubs bei hohen Herzfrequenzen nicht zu einer zusätzlichen Reduktion der Strahlendosis. Die Strahlendosis war mit diesem Protokoll zwar geringer als in der ersten Gruppe. Allerdings ließ sie sich bei Patienten mit hohen Herzfrequenzen trotz Erhöhung des Tischvorschubs nicht weiter senken, sondern blieb auf einem relativ konstanten, niedrigen Niveau [75]. Dieses Phänomen erklärten die Autoren der Studie durch eine bei hohen Herzfrequenzen relativ lange Zeit, die für das Erreichen des hohen (100%) bzw. niedrigen Röhrenstroms (4%) aufgewendet werden muss. Bei einer geringeren Herzfrequenz hatte die Senkung des Röhrenstroms auf 4% außerhalb des Rekonstruktionsfensters einen größeren Einfluss auf die Reduktion der Strahlendosis als bei einer hohen Herzfrequenz, da die Senkung des Röhrenstroms offensichtlich einen geringeren pitch kompensieren kann [75]. Ein weiterer Vorteil der DSCT besteht darin, dass die Zeit, um den Röhrenstrom auf 100% zu erhöhen bzw. auf 20% zu senken, kürzer ist als bei den Vorläufertechnologien (s. Abb. 17) [67]. Dies führt ebenfalls zu einer geringeren Strahlendosis [44]. 41 Abbildung 17: Vergleich der Zeitdauer bei der DSCT und Multidetektor-CT (MDCT), die benötigt wird, um den Röhrenstrom zu erhöhen [44] 4.3.5 Reduktion des Röhrenstroms und der Röhrenspannung Zwei zusätzliche Faktoren, denen bei der Berücksichtigung der Strahlendosis (mSv) eine Bedeutung zukommt, sind der Röhrenstrom (mAs) und die Röhrenspannung (kV). Die Beziehung zwischen Röhrenstrom (mAs) und effektiver Strahlendosis (mSv) ist linear. Geringerer Röhrenstrom führt zu höherem Bildrauschen und beeinflusst daher auch die Bildqualität negativ. Die meisten Studien, die die Auswirkungen geringeren Röhrenstroms bei der koronaren Computertomographie untersuchten, um Strahlendosis einzusparen, konzentrierten sich auf die Quantifizierung von Koronarkalk. Shemesh et al. untersuchten, ob Koronarkalk mittels CT und geringerem Röhrenstrom von nur 55 mAs im Vergleich zu normalerweise verwendeten 165 mAs ebenfalls adäquat bestimmt werden kann. Sie fanden keinen Unterschied in der Quantifizierung von Koronarkalk zwischen den beiden Gruppen, während die Strahlendosis unter Verwendung von nur 55 mAs um fast 52% gesenkt werden konnte [71]. Die Effektivität einer reduzierten Röhrenspannung wurde bereits diskutiert (s. Punkt 4.2. Vergleich mit anderen Studien). 4.3.6 Kombination unterschiedlicher Mechanismen zur Strahlen- dosisreduktion Den größten Effekt auf die Reduktion der Strahlendosis ermöglichen Scanprotokolle, bei denen unterschiedliche der oben genannten Mechanismen in Kombination eingesetzt werden. Bei Gopal et al. (2009) führte das prospektive EKG-Gating zu einer Strahlendosisreduktion um 83% [25]. Die Senkung der Röhrenspannung auf 100 kV im Vergleich zum Standardprotokoll mit 42 120 kV verminderte die Strahlendosis um 42%. Die Kombination beider Mechanismen resultierte in einer um 90% reduzierten Strahlendosis. In einer Studie von Hausleiter et al. (2006) wurden mehrere Gruppen miteinander verglichen: Bei gleicher Röhrenspannung von 120 kV wurde bei der ersten Gruppe auf die EKG-Dosismodulation verzichtet, in der zweiten Gruppe wurde sie angewandt [27]. In einer dritten Gruppe wurde die Röhrenspannung auf 100 kV reduziert und zusätzlich eine EKG-Dosismodulation durchgeführt. Diese Scanprotokolle wurden für die 16-Zeilen- und die 64-Zeilen-CT untersucht. Während die Patienten bei der 16Zeilen-CT bei einer Röhrenspannung von 120 kV eine Strahlendosis von 10,6 ± 1,2 mSv aufwiesen, erreichte man mit Hilfe der EKG-Dosismodulation eine Strahlendosis von nur 6,4 ± 0,9 mSv. Wurde zusätzlich dazu die Röhrenspannung auf 100 kV gesenkt, resultierten für die 16-Zeilen-CT Werte von nur 5,0 ± 0,3 mSv. Zu ähnlichen Ergebnissen kam es bei der 64Zeilen-CT. Beim Scan mit 120 kV ohne EKG-Dosismodulation entstand eine Strahlendosis von 14,8 ± 1,8 mSv, mit EKG-Dosismodulation von nur 9,4 ± 1,0 mSv. Wurde zusätzlich zur Dosismodulation die Röhrenspannung auf 100 kV gesenkt, ergab sich bei der 64-Zeilen-CT eine weiter reduzierte Strahlendosis von nur 5,4 ± 1,1 mSv. Zur Analyse der Bildqualität unter Änderung der Röhrenspannung wurden objektive Parameter wie Bildrauschen, Kontrast-zuRausch-Verhältnis und Signal-zu-Rausch-Verhältnis bestimmt. Die Verwendung des Scanprotokolls mit reduzierter Röhrenspannung (100 kV) führte, vergleichbar mit den Ergebnissen der vorliegenden Studie, zu einer signifikanten Erhöhung des Bildrauschens sowohl bei der 16-Zeilen- als auch bei der 64-Zeilen-CT. Ebenfalls in Konsistenz mit den Beobachtungen der eigenen Studie unterschieden sich das Signal-zu-Rausch- bzw. Kontrast-zuRausch-Verhältnis nicht zwischen den Gruppen mit Standard- (120 kV) bzw. reduzierter Röhrenspannung (100 kV) [27]. 4.4 Limitationen der vorliegenden Studie Die vorliegende Studie weist mehrere Limitationen auf. Zum einen wurde die Strahlendosis nur geschätzt und nicht z. B. anhand eines Phantoms gemessen. Deshalb unterscheiden sich eventuell die wirklichen Dosiswerte von der geschätzten effektiven Dosis. Auf der anderen Seite zeigte sich in früheren Studien, dass die Methode, die die Studie zum Schätzen der Strahlendosis benutzte, robust und reproduzierbar ist [27]. Die Studie verwendete den gleichen Konversionsfaktor zur Ermittlung der effektiven Dosis sowohl für Männer als auch für Frauen, weshalb geschlechtsspezifische Einflüsse der Röhrenspannung auf die Strahlendosis nicht ermittelt wurden. Ferner wurde eine willkürliche Schwelle von 85 kg Körpergewicht zum Einschluss in die Studie gewählt. Es ist somit nicht bekannt, welchen Effekt eine niedrigere Röhrenspannung auf die Bildqualität bei Personen mit höherem Körpergewicht hat. Möglicherweise sind der Body-Maß-Index (BMI) oder die Körpermasse besser geeignet, um 43 Scanparameter wie z. B. die Röhrenspannung für einen Patienten festzulegen. Die vorliegende Studie wählte als Grenze für die EKG-Dosismodulation im Intervall von 60% bis 80% eine Herzfrequenz unter 65 Schlägen pro Minuten. Bei einer Herzfrequenz ≥ 65 Schlägen pro Minute wurde das Rekonstruktionsintervall auf 30% bis 80% erweitert, was die Strahlendosis erhöht. Schließlich beurteilte die Studie beide Gruppen (normale vs. reduzierte Röhrenspannung) nur im Hinblick auf die Bildqualität und nicht bezüglich der diagnostischen Genauigkeit bei der Detektion von Koronarstenosen (z. B. im Vergleich zur invasiven Herzkatheteruntersuchung). Es ist nicht bekannt, ob sich Sensitivität und Spezifität für das Erkennen von Koronarstenosen unter Verwendung einer reduzierten Röhrenspannung signifikant verschlechtern. 4.5 Klinische Bedeutung der Strahlendosisreduktion bei CT- Untersuchungen Die durchschnittliche Strahlenexposition bei der CT-Koronarangiographie unterliegt je nach Klinik, Mechanismen zur Dosisreduktion und verwendetem Scanner erheblichen Schwankungen. Es werden maximale Strahlendosen von bis zu 30 mSv angegeben, jedoch ist es ebenso möglich, CT-Koronarangiographien mit mittleren Dosen von 2,5 mSv durchzuführen [28; 69]. In der Protection I-Studie mit 1965 Patienten lag die durchschnittliche Strahlendosis bei 12 mSv [28]. Neben den CT-Untersuchungen tragen jedoch auch weitere diagnostische Untersuchungsmethoden zur Strahlenexposition der Patienten bei. Bei der diagnostischen invasiven Koronarangiographie treten Strahlendosen von 2 mSv bis 6 mSv auf, bei perkutanen Koronarinterventionen Strahlendosen von ca. 15 mSv und bei der Herzszintigraphie mit Thallium Strahlendosen von ca. 41 mSv [13; 24; 33; 53; 79]. 2006 war die CTKoronarangiographie in den USA für ca. 1,5% der durch die Computertomographie verursachten Strahlenexposition der Patienten verantwortlich. 20% der Strahlendosis ließ sich auf nuklearmedizinische Untersuchungen des Herzens zurückführen [7]. Das durch Röntgenstrahlung verursachte Lebenszeitrisiko für die Entwicklung von Malignomen ist schwer zu quantifizieren. Es gibt bislang wenige Daten, in welchem Ausmaß die Strahlendosis zur Erhöhung des Risikos für die Entwicklung von Malignomen beiträgt [17]. Einstein et al. (2007) berechneten das Lebenszeitrisiko für die Entstehung von Malignomen anhand einer Phantomstudie unter Verwendung einer 64-Zeilen-CT mit einer Röhrenspannung von 120 kV und einem Röhrenstrom von 170 mAs. Das Lebenszeitrisiko war für Männer bedeutend geringer als für Frauen. Innerhalb des gleichen Geschlechts variierte das Risiko mit dem Alter: Bei einer 20-Jährigen betrug das Lebenszeitrisiko bei einem Scan ohne EKGDosismodulation 0,70%, d. h. 1 : 143 (vs. 0,15%, d. h. 1 : 686 bei einem gleichaltrigen Mann), bei einer 40 Jahre alten Frau 0,35%, d. h. 1 : 284 (vs. 0,099%, d. h. 1:1007 bei einem 40-jährigen 44 Mann) und bei einer 80-jährigen Dame nur 0,075%, d. h. 1 : 1338 (vs. 0,044%, d. h. 1 : 3261 bei einem 80-jährigen Herrn) (s. Abb. 18). Abbildung 18: Lebenszeitrisiko für die Entstehung von Malignomen nach einer CTKoronarangiographie [17] Die Verminderung des Röhrenstroms um 35% mittels EKG-Dosismodulation führte zu einer etwa 35-prozentigen Verminderung des Risikos für die Krebsentwicklung. Das in der Studie von Einstein et al. (2007) berechnete Lebenszeitrisiko bezieht sich auf eine einzige CT-Koronarangiographie. Da jedoch der Mensch im Laufe des Lebens möglicherweise mehrmals einer Röntgenstrahlung ausgesetzt wird, ist es von entscheidender Bedeutung, die Strahlendosis z. B. bei medizinischen Verfahren möglichst gering zu halten. Dies wurde in der vorliegenden Studie durch die Reduktion der Röhrenspannung auf 100 kV im Vergleich zum Standardprotokoll mit 120 kV ermöglicht. Bei einer Strahlendosis unter 100 mSv ist es schwierig, die statistische Wahrscheinlichkeit für die Entwicklung von Malignomen zu berechnen [14]. Außerdem lassen sich durch Röntgenstrahlung induzierte Malignome kaum von Malignomen, die auf andere Art und Weise entstanden sind, unterscheiden. Denn jeder Mensch ist einer Hintergrund-Strahlenexposition ausgesetzt, die z. B. durch Radon entsteht und aufgrund derer es möglicherweise zu DNSSchäden kommen kann [24]. 45 Das Risiko, aufgrund von medizinischen Interventionen ein Malignom zu entwickeln, ist gering. Die Wahrscheinlichkeit jedes Individuums, im Laufe seines Lebens an einem Malignom zu sterben, beträgt beispielsweise in den USA 212 pro 1000 Personen [7; 24]. Eine CTKoronarangiographie mit einer Strahlendosis von 10 mSv erhöht das Risiko, an einem Malignom zu sterben, um 0,5 pro 1000 Personen. Zum Vergleich liegt das Risiko, bei einem Motorradunfall zu versterben, bei 11,9 pro 1000 Individuen [24]. Neben den potentiellen Risiken der Strahlenexposition bei der CT-Koronarangiographie muss jedoch auch der mögliche Benefit einer CT-Koronarangiographie bedacht werden. Lassen sich in der CT-Koronarangiographie Stenosen detektieren, so profitieren die Patienten von einer anschließenden invasiven Therapie (Stentimplantation). Die biologische Latenzzeit bis zum Auftreten von Malignomen nach Strahlenexposition beträgt 10 bis 40 Jahre [24]. Diese Tatsache muss vor allem bei jungen Patienten berücksichtigt werden. Die CT-Koronarangiographie eignet sich am besten bei symptomatischen Patienten mit einer mittleren Wahrscheinlichkeit für eine KHK als diagnostische Untersuchungsmethode [29]. Diese Patientengruppe ist in der Regel älter als 50 Jahre, so dass viele dieser Patienten nicht lang genug leben, als dass sich strahleninduzierte Malignome zeigen würden. Außerdem lassen sich auf diese Weise invasive Koronarangiographien vermeiden, die mit zusätzlichen Risiken wie beispielsweise arteriellen Blutungen bei der Punktion einhergehen können [7]. Wegen der langen Latenzzeit der Malignome von 10 bis 40 Jahren ist es aber auch entscheidend, vor allem bei jungen und schlanken Patienten (und hier vor allem bei Frauen) Untersuchungsmöglichkeiten mit möglichst geringer Strahlendosis zu bevorzugen. Bei älteren, adipösen Patienten, Patienten ohne Sinusrhythmus oder Patienten mit komplexen Erkrankungen ist eine erhöhte Strahlendosis gerechtfertigt, wenn dadurch diagnostisch verwertbare Datensätze erhoben werden können [7]. Denn suboptimale Bildqualität führt häufiger zu falsch-positiven als zu falsch-negativen Ergebnissen, weshalb weitere Diagnostik durchgeführt werden muss, die eventuell mit erneuter Röntgenstrahlung einhergeht [45; 52]. Primäres Ziel einer CTKoronarangiographie ist es nicht, die Strahlung möglichst gering zu halten, sondern Datensätze zu erhalten, die beurteilt werden können [7]. Trotzdem sollte sich jeder Anwender des ALARAPrinzips bewusst sein und die zahlreichen Möglichkeiten, mit denen sich die Strahlendosis reduzieren lässt, anwenden. 5. Fazit Die vorliegende Studie zeigt, dass der Gebrauch eines CT-Koronarangiographieprotokolls mit geringerer Röhrenspannung zu einer erheblichen Reduktion der Strahlendosis bei gleichzeitig erhaltener Bildqualität führt. Die Strahlendosis betrug in der vorliegenden Studie in Gruppe 1 46 (Röhrenspannung 120 kV / Röhrenstrom 330 mAs) 12,7 ± 1,7 mSv und konnte in Gruppe 2 (Röhrenspannung 100 kV / Röhrenstrom 330 mAs) auf 7,8 ± 2,0 mSv gesenkt werden. Dies entsprach einer Dosissenkung von fast 40%. Dabei konnte die Bildqualität bei Patienten mit einem Körpergewicht ≤ 85 kg erhalten werden. Dies konnte anhand einer subjektiven 4-PunkteSkala gezeigt werden. In Gruppe 1 wurde die Bildqualität mit 2,8 ± 0,3 Punkten bewertet, in Gruppe 2 mit 2,6 ± 0,4 Punkten. Auch objektive Parameter der Bildqualität wie Signal-zuRausch-Verhältnis (SNR) bzw. Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis (CNR) zeigten keine signifikanten Unterschiede zwischen beiden Gruppen: das SNR betrug in Gruppe 1 16,5 ± 3,8, in Gruppe 2 15,5 ± 3,9. Das CNR lag in Gruppe 1 bei 13,2 ± 3,5, in Gruppe 2 bei 12,9 ± 3,7. Neben weiteren Mechanismen zur Reduktion der Strahlendosis bei der koronaren CTAngiographie, wie z. B. der Verwendung einer prospektiven anstatt einer retrospektiven EKGTriggerung oder der Verwendung eines schnelleren Tischvorschubs (pitch) bei höheren Herzfrequenzen, stellt die Reduktion der Röhrenspannung eine der effektivsten Methoden zur Verringerung der Strahlendosis dar. Deshalb kann der Gebrauch geringerer Röhrenspannung bei der Durchführung der CT-Koronarangiographie bei Patienten mit geringem Körpergewicht empfohlen werden. 47 6. Literaturverzeichnis 1. 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Zhao L, Zhang Z, Fan Z, Yang L, Du J (2009): Prospective versus retrospective ECG gating for dual source CT of the coronary stent: Comparison of image quality, accuracy, and radiation dose. Eur J Radiol doi:10.1016/j.ejrad.2009.09.006. 55 7. Anhang 7.1 Abkürzungsverzeichnis Abb. Abbildung ALARA-Prinzip „as low as reasonably achievable“-Prinzip AV atrioventrikulär BMI Body-Mass-Index bpm beats per minute, Schläge pro Minute bzw. beziehungsweise ca. circa CK-MB Kreatinkinase, Isoenzym MB CNR contrast-to-noise-ratio, Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis CT Computertomographie CTA Computertomographie-Angiographie d. h. das heißt DLP Dosislängenprodukt DNS Desoxyribonukleinsäure DSCT Dual-Source-Computertomographie EKG Elektrokardiogramm et al. et alii, und andere etc. et cetera HF Herzfrequenz HU Hounsfield Unit KHK Koronare Herzkrankheit LM left main, linker Hauptstamm MDCT Multidetektor-Computertomographie MRT Magnetresonanztomographie MSCT Mehrschicht-Computertomographie NaCl Natriumchlorid n. s. nicht signifikant NSTEMI non ST-segment-elevation myocardial infarction, Nicht-STStrecken-Hebungsinfarkt RCA right coronary artery, Arteria coronaria dextra RCX Ramus circumflexus RIVA Ramus interventricularius anterior ROI region of interest 56 s. siehe SAS-Technik step-and-shoot-Technik SD Standardabweichung SNR signal-to-noise-ratio, Signal-zu-Rausch-Verhältnis sog. sogenannt STEMI ST-segment-elevation Hebungsinfarkt Tab. Tabelle vs. versus z. B. zum Beispiel myocardial infarction, ST-Strecken- 57 7.2 Verzeichnis der Vorveröffentlichungen Pflederer T, Rudofsky L, Ropers D, Bachmann S, Marwan M, Daniel WG, Achenbach S (2009): Image quality in a low radiation exposure protocol for retrospectively ECG-gated coronary CT angiography. AJR Am J Roentgenol 192: 1045-1050. 58 Danksagung Die Erstellung einer Dissertationsarbeit ist nie alleine möglich. Ich möchte mich bei allen bedanken, die mir bei der Durchführung der Arbeit geholfen haben. Im Besonderen danke ich meinem Doktorvater Prof. Dr. Stephan Achenbach für die Überlassung des Themas und meinem Betreuer Dr. Tobias Pflederer für seine Hilfe bei praktischen und theoretischen Fragen. Ich danke Prof. Dr. Werner G. Daniel dafür, meine Dissertation an der Medizinischen Klinik 2 in Erlangen durchführen zu dürfen. Ein weiterer Dank gilt allen Mitarbeitern der Abteilung für kardiale Computertomographie für die freundliche Unterstützung bei der Datenerhebung. Des Weiteren bedanke ich mich bei meinem Max für die Hilfe bei Computerproblemen jeder Art. Nicht zuletzt gilt mein Dank meinen Eltern, Freunden und Verwandten für die Unterstützung während der Arbeit. 59 Lebenslauf Persönliche Daten Name Larissa Rudofsky Geburtsdatum 19.09.1984 Geburtsort Regensburg Schulausbildung 09/1990 – 07/1994 Grundschule Prüfening, Regensburg 09/1994 – 07/2003 Albertus-Magnus-Gymnasium, Regensburg Hochschulausbildung 10/2003 – 07/2005 Vorklinisches Studium an der Universität Erlangen-Nürnberg Herbst 2005 Erster Abschnitt der Ärztlichen Prüfung 10/2005 – 07/2009 Klinisches Studium an der Universität Erlangen-Nürnberg 08/2008 – 07/2009 Praktisches Jahr am Luzerner Kantonsspital Sursee, Schweiz (Universität Zürich), dem Klinikum Bayreuth, dem Jewish General Hospital Montreal, Kanada (McGill University) und dem Universitätsklinikum Erlangen Herbst 2009 Zweiter Abschnitt der Ärztlichen Prüfung Seit 05/2010 Assistenzärztin von Dr. Thomas Quak, Arzt für Homöopathie, München
