16 Computertomographie (CT)

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1 Kapitel Computertomographie (CT) J. Blobel Historische Entwicklung Bei den ersten Computertomographiegeräten (I. Generation) wurde ein Röntgenstrahl von 1 2 (später bis 320) Detektoren nach einer linearen Translationsbewegung analysiert. Nach einer Gantryrotation um einige Grad wurde der Scanvorgang wiederholt. Die Projektionsdaten aus den verschiedenen Richtungen lieferten unter Berücksichtigung der Absorbtionswerte für jeden Punkt die Möglichkeit, ein zweidimensionales Schichtbild zu berechnen. Die Aufnahmezeiten betrugen 4 6 min pro Bild. Abbildung 1 zeigt die weitere Entwicklung der Computertomographie. Die II. Generation erlaubte bereits durch Einsatz von 6 60 (später bis 512) Detektoren den Scan mit einem Fächerstrahlwinkel von Die Projektionsdaten wurden über eine entsprechende Winkelkorrektur in eine lineare Bewegung umgerechnet. Die Scanzeiten konnten auf s reduziert werden. Das bisherige Prinzip der Translation während eines Scans in Kombination mit der Rotation für eine neue Projektion änderte sich bei den Scannern der III. Generation. Eine technische Voraussetzung hierfür war die Einführung der Hochvoltschleifringtechnologie. Die Weiterentwicklung der Generatortechnologie führte zur Anwendung von rotierenden Generatoren und zur Verwendung von Niedervoltschleifringen. Durch Erhöhung der Detektoranzahl auf ca Detektoren konnte der Fächerstrahlwinkel auf ca. 508 erweitert werden. Die Rotationszeiten verringerten sich weiter und liegen bei den modernsten Systemen bei 0,75 s pro Vollrotation. Durch die Übertragung der Messwerte über Schleifringkontakte von der rotierenden Detektoreinheit zum Zentralrechner hatte das Signalrauschen einen störenden Einfluss auf die Bildqualität. Dies führte zur Entwicklung der IV. Generation von CT-Systemen. Die bis zu 4800 Detektoren sind bei dieser Generation über 3608 kontinuierlich fest angeordnet und erzielen eine hohe Datenübertragungsrate (1000 Projektionen pro Rotation). Der Nachteil dieser Technik ist die kostenintensive Detektoranzahl und der erforderliche Kalibrieraufwand. Durch Einführung der optoelektronischen Übertragungstechnik konnte das bisherige Signalrauschen, hervorgerufen durch die Schleifringdatenübertragung, eliminiert werden, und die CT- Systeme der III. Generation sind deshalb die Basis für die Entwicklung der Dual- und Mehrschichtsysteme. Das Detektorsegment besteht aus 2 oder mehreren (bis 34) Detektorreihen, welche gleichzeitig Daten von mehreren Schichten pro Rotation aufnehmen. Tabelle 1 enthält eine Zusammenstellung der charakteristischen Eigenschaften der CT- Generationen. Insbesondere die Volumenscanzeiten für eine entsprechende Körperregion können durch die Einführung der Mehrschichtsysteme reduziert werden. Die Erhöhung des Detektorintegrationsgrades (größere Detektormatrix) in Kombination mit einer leistungsfähigen Rechnerarchitektur ist die Basis dafür, dass größere Körperregionen in einem engen Zeitfenster, z. B. für die funktionelle Diagnostik, diagnostiziert werden können. Bei der Entwicklung der CT-Systeme war es ein grundsätzliches Ziel, die Scanzeiten und die Bildentstehungszeiten kontinuierlich zu reduzieren. Röntgenröhren, Schleifringdatenübertragung, Detektorelemente und Rechnerarchitektur beispielsweise wurden dafür technologisch verbessert. Abbildung 2 zeigt die historische Entwicklung der Zeitauflösung für die Scan- und Bildrekonstruktionszeit. Die Scanzeit für eine Schicht konnte von anfänglich 240 s auf 0,5 s verkürzt werden. Die Bildentstehungszeit (auch Rekonstruktionszeit) für ein Schichtbild liegt derzeit bei den Mehrschichtsystemen bei ca. 0,5 0,8 s. Der hohe Integrationsgrad der Mikroelektronik führte auch dazu, dass sich der Raumbedarf für die Systemtechnik reduzierte. Bei den heutigen Systemen wird kein Technikraum mehr benötigt.

2 a 16 Computertomographie (CT) 235 Abb. 1. Historische Entwicklung der Computertomographie Tabelle 1. Hauptparameter der Computertomographiegenerationen Systemgeneration I II III IV Elektronenstrahl-CT Mehrschicht-CT Scanmethode Scanzeit (s/vollscan) Zahl der Detektorelemente Zahl der Projektionen pro Rotation Hochkontrastauflösung x-y-ebene [mm] Translation/ Translation/ Rotation/ Rotation/ Rotation/ Rotation/ Rotation Rotation Rotation stationär stationär Rotation 4,5, 9 4,5, 9 0,75, 1, 2, 6 1, 2, 4 >0,05 0,5, 0,75, (320) 6 60 (512) , 600 (400) 400, , 800, , , ,0 0,75 0,5 0,35 0,7 0,35 isotropic voxel Physikalisch-technische Grundlagen In Abb. 3 ist ein moderner Computertomograph mit den Hauptkomponenten zu sehen: H Gantry: rotierender Generator Röntgenröhre Detektoreinheit Signalprozessoren Kühlsystem Untersuchungstisch diverses Lagerungszubehör Abb. 2. Reduzierung der Scan- und Bildentstehungszeit seit Einführung der Computertomographie

3 236 J. Blobel Abb. 3. Komponenten des CT H Bedienkonsole: Monitor, Tastatur und Maus Gegensprechanlage H Rechnereinheit: Parallelprozessoren für Scanplanung, Systemsteuerung, Datenaufnahme, Datenauswertung, Bilddarstellung und Bildspeicherung Im Folgenden werden diese technischen Bestandteile des CT näher beschrieben [10, 11]. Gantry In der Gantry sind der Generator, die Röhre mit dem Wärmetauscher, das Detektorsystem und die Signalprozessoren für die Rohdatenerfassung integriert. Für eine winkelkorrigierte Anpassung der Schichtebene an das Organ kann die Gantry um ±308 geneigt werden. Nachdem Generatoren mit einer vertretbaren Größe und einem geringeren Gewicht entwickelt wurden, konnten die Generatoren mit der Röhre und dem Detektorsystem rotieren. Bis zu einer Rotationszeit von 0,7 s pro 3608 wurden diese Komponenten auf einen inneren Rahmen montiert und mit einem Riemen angetrieben. Bei einer schnelleren Vollrotation in 0,5 s verdoppelt sich die wirkende Zentrifugalkraft auf das 13-fache der Gravitationskraft (13 g). Deshalb werden die Systemkomponenten auf einen äußeren Rahmen montiert, welcher mit einem Magnetdirektantrieb beschleunigt und auf einer konstanten Rotationsgeschwindigkeit gehalten wird. Die Energie (480 V, kw) wird über ein Niederspannungsschleifringsystem zum rotierenden Generator übertragen. Derzeit sind die ersten ölfreien Hochfrequenzgeneratoren in der Lage, Röhrenhochspannungen zwischen 80 kv und 150 kv bei einem Röhrenstrom von ma zu liefern. Röntgenröhre Die Drehanodenröntgenröhre erzeugt die erforderliche Röntgenstrahlung durch Beschleunigung von Elektronen mit dieser Hochspannung und der Fokussierung auf ein Anodentarget mit zwei variablen Fokusgrößen von ca. 0,5 0,7 mm bis 0,8 1,2 mm für den kleinen Fokus und ca. 0,8 1,0 mm bis 1,4 1,6 mm für den großen Fokus. In dieser Wolfram-Rhenium-Molybdän-Anode entsteht die Röntgenstrahlung. Die Spektralverteilung der Röntgenstrahlung wird durch die Abbremsung der Elektronen im elektrischen Feld der Atome (Röntgenbremsstrahlung) und durch Elektronenübergänge in den Energieniveaus der Elektronen in der Atomhülle (charakteristische Strahlung) bestimmt. Da nur die hochenergischen Strahlungsanteile zur Bildentstehung beitragen, werden die niederenergetischen Strahlungsanteile mit einer Filterkombination von Kupfer, Aluminium und weiteren Spezialmetallen reduziert. Etwa 98% der Energie wird in Wärme umgewandelt. Aus diesem Grund ist das Kühlkonzept der Röhre von entscheidender Bedeutung für die Belastbarkeit und für die Haltbarkeit. Das Maß für die Wärmekapazität der Röhre ist die Einheit heat unit (HU). p 1HU ˆ 2 1J Ws Die Wärmespeicherfähigkeit eines Strahlers in HU bezieht sich bei den hier angegebenen Werten nur auf die Kapazität der Anode. Andere Werte für die Gesamtspeicherkapazität der Röntgenröhre berücksichtigen auch das Röhrenschutzgehäuse

4 a 16 Computertomographie (CT) 237 Abb. 4. Hochspannungsverteilung und einseitige Anodentellerlagerung (Variante 1) Abb. 5. Hochspannungsverteilung und doppelseitige Anodentellerlagerung (Variante 2) bei der Angabe. Für die Beurteilung der Kühlleistung einer Röntgenröhre wird die Wärmeabstrahlleistung in HU/min angegeben. Die Wärmespeicherkapazität und das Abkühlverhalten müssen bei der Beurteilung der Leistungsfähigkeit einer Röntgenröhre stets gemeinsam betrachtet werden. Anfänglich wurde die Wärmekapazität dadurch erhöht, dass das Anodenmaterial verändert wurde. Weiterhin wurde Rhenium im Anodenfokus für eine bessere Langzeitstabilität, Molybdän als Trägermaterial für eine größere Wärmeleitfähigkeit eingesetzt und die Anodentellerrückseite mit einer Graphitschicht verstärkt. Diese Entwicklungen erhöhten die Kapazitätsleistung auf ca. 3,5 MHU, führten aber gleichzeitig zu langen Pausenzeiten zwischen 2 Volumenscans. Aus diesem Grund wurden neue Konzepte entwickelt, welche einerseits die Wärmekapazität der Anode und auf der andern Seite auch die Wärmeabstrahlleistung der Anode (ca. 0,8 MHU/min) und damit die Gesamtkühlleistung verbessern [10, 11]. Eine Möglichkeit ist die Fertigung des Anodentellers aus einem Spezialmetall mit guter Kapazität und hoher Wärmeabstrahlung (Abb. 4). Das höhere Gewicht dieser Anodenteller macht spezielle Anodenlager für eine Stabilisierung erforderlich. Es wurden für diesen Zweck verschiedene Lösungen entwickelt; ein doppelseitiges Keramiklager oder auch ein verlängertes Flüssigmetalllager. Bei der in Abb. 5 dargestellten Röntgenröhre ist das Kathodenpotential auf 75 kv und das Anodenpotential auf +75 kv gegen das Röhrengehäuse mit Nullpotential konstruktiv festgelegt. Eine weitere grundsätzlich neue technische Gestaltung der Röntgenröhre ist die vakuumgetrennte Verzahnung des Anodentellers mit dem Kühlaggregat. Die Wärmeabstrahlung kann bei dieser Konstruktion über eine vergrößerte Fläche erfolgen und erreicht ca. 1,4 MHU/min. Die Anodenwärmekapazität einer solchen Röntgenröhre beträgt nominell 7,5 MHU. Dies entspricht durch die erhöhte Abkühlrate der Wärmekapazität von ca. 10 MHU bei einer konventionellen Röhrenbauart. Um dies ohne Hochspannungsüberschläge zu realisieren, muss die Anode das gleiche Potential aufweisen wie das Röhrengehäuse. Detektor Die Detektortechnologie hat einen wesentlichen Einfluss auf die Systemeigenschaften. Die Detektorempfindlichkeit bestimmt die Dosiswirksamkeit und damit in entscheidendem Maß die Strahlenbelastung für den Patienten und das Personal. Die neueren CT-Generationen (III. + IV. Generation) verwenden anstelle des anfänglich gebräuchlichen Xe-Gasdetektors nun den sog. Festkörperdetektor. Diese Detektoren wandeln die Röntgenstrahlung mit einem Szintillationskristall in eine von einer Photodiode gemessenen Lichtintensität (Abb. 6) oder als Halbleiter die einfallenden Röntgenphotonen unmittelbar in elektrischen Strom um. Für die räumliche Auflösung ist die Anzahl der Detektoren pro Winkelgrad maßgebend. Eine hohe Detektordichte ist die Voraussetzung dafür, dass der Fächerstrahl in kleinen Segmenten detektiert wird und die Objektpunkte möglichst klein abgebildet werden. Bei den heutigen Einzelschichtcomputertomographen sind ca Detektorelemente über einen Fächerwinkel von 50 8 verteilt. Ein röhrennaher Spaltkollimator sorgt für eine präzise Einblendung des Röntgenstrahls entsprechend der angewählten Schichtdicke. Ein detektorseitiges Kollimatorsystem hat die Aufgabe, die Streustrahlung zu reduzieren, da nur der Direktstrahl detektiert werden soll. Die Stegbreite zwischen den Detektoren bestimmt die geometrische Empfindlichkeit. Die Stege sollten möglichst klein

5 238 J. Blobel Abb. 6. Aufbau eines Festkörperdetektors mit Szintillator und Photodiode Tabelle 2. Vergleich der Detektoreffektivität für Xenon-Gasdetektor und Festkörperdetektor Strahlungsenergie 120 kv Xe-Detektor FK-Detektor Geometriefaktor a 0,70 0,70 Strahleneffizienz l g 0,70 0,98 Wirkungsgrad a l g 49,2% 69,6% Effektivitätsvergleich 29,3% sein, um über eine große effektive Detektorfläche einen hohen strahlenempfindlichen Flächenbereich zu erzielen. Verstärkt wird die Streustrahlenreduzierung durch 2 Blenden, welche entsprechend der gewählten Schichtdicke die effektive Detektortiefe in z-richtung eingrenzen. Der Wirkungsgrad des Festkörperdetektors ist energieabhängig und setzt sich aus den 3 Anteilen zusammen: H Geometriefaktor a: Die effektive Detektorfläche wird durch Stege und Streustrahlenlamellen beeinflusst. H Absorbtionsfaktor l: wird durch den Schwächungsanteil der Strahlung im Detektor bestimmt. H Konversionsfaktor g: beschreibt die Effektivität für die Umwandlung der absorbierten Röntgenstrahlung in ein elektrisches Signal (ma/mgy). In der Tabelle 2 werden der Geometriefaktor a und die Strahleneffektivität als Produkt aus l g für einen Xenon-Gasdetektor und einen Festkörperdetektor relativ verglichen. Der Festkörperdetektor besitzt einen ca. 30% höheren Gesamtwirkungsgrad und kann dadurch bei gleicher Signalintensität die applizierte Dosis reduzieren. Ein hoher Wirkungsgrad und ein geringer Streustrahleneinfluss sind ein Optimum für ein hohes Signal-Rausch-Verhältnis. Ein Technikansatz für die Verbesserung der CT-Funktionsdiagnostik war die Einführung von zwei nebeneinander liegenden Detektorreihen (Doppeldetektorsystem). Die Scanzeiten konnten halbiert und somit die Kontrastmittelfüllungsphasen besser erfasst werden. Die weitere Entwicklung führte 1999 zur Einführung der Mehrschicht- Computertomographen. Die neueste Detektorgeneration gibt den Mehrschicht-Computertomographen den Namen. Es werden 8, 16 oder 34 Detektorreihen bei den verschiedenen Detektortypen in axialer (z-)richtung angeordnet. Diese Detektoren erfassen mit einer Rotation den Bereich von 20 mm (8/16 Detektorreihen) oder 32 mm (34 Detektorreihen). Am Beispiel des Detektors mit 34 Kanälen soll die Arbeitsweise gezeigt werden. Es bilden bei diesem Detektor ca Detektoren eine Datenmatrix, und durch entsprechendes Verschalten der Elemente wird die für den Scan erforderliche Schichtdicke eingestellt (Abb. 7). Es sind 7 Stufen von 4 0,5 bis 4 8 mm wählbar. Der erfassbare Volumenbereich pro Rotation beträgt 2 32 mm, bezogen auf die Objektebene. Das Datenverarbeitungssystem kann bisher 4 Schichten gleichzeitig ableiten und wird zukünftig mit leistungsfähigen Bildprozessoren simultan 8, 16 und 32 Schichten verarbeiten. Für eine hohe Bildauflösung ist es physikalisch sinnvoll, in möglichst kleinen Detektoreinheiten die Messgröße zu erfassen. Bei einer gleichzeitigen Ableitmöglichkeit von 32 Schichten ist es mit dem

6 a 16 Computertomographie (CT) 239 Abb. 7. Schichtdickenvariation am Beispiel des 34-Kanal-Detektors Mehrschichtdetektor absehbar, dass grundsätzlich 0,5 oder 1-mm-Schichten gemessen werden und rekursiv die Rekonstruktionsschichtbreite für die Auswertung festgelegt wird [15, 19]. Bedienkonsole Die gesamte Steuerung des Systems erfolgt mit einer PC-vergleichbaren, graphikorientierten Benutzeroberfläche an der Bedienkonsole. Diese besteht aus einem Multitaskrechner, einem oder zwei Monitoren und einer Tastatur mit speziellen Funktionselementen. In der Übersicht sind die wichtigsten Einstellparameter für die CT-Bildaufnahme und Bildauswertung zusammengestellt: H Wahlparameter für den Scan: Scanmodus (Einzel-, Serien-, Helical-Scan) Scanzeit [s] Hochspannung [kv] und mas-produkt Mess- und Rekonstruktionsfeld Schichtdicke und Helical-Pitchfaktor H Wahlparameter für die Rekonstruktion und Auswertung: Rekonstruktionsmatrix Faltungsfilter Fensterlage und Fensterbreite (HE) Die Einstellung der Fensterbreite und Fensterlage, die Filterfunktionen, die Gantry- und Tischsteuerfunktionen beispielsweise sind über Sondertasten bzw. -regler vorzunehmen. Nach Eingabe bzw. Anwahl der Patientendaten wird das Organprogramm gewählt. Mit kontinuierlichem Tischvorschub wird ein sog. Scanogramm am Beginn der Patientenuntersuchung für die Planung angefertigt. Die Anzahl und die Lage der Volumenscans, die Feldgröße in Bezug zur Organgröße, die Anzahl der Einzelschichten in Abhängigkeit von Schichtdicke und Pitchfaktor werden geplant. Die ununterbrochene Dauer des Volumenscans sollte s im Abdomen- und Thoraxbereich bei Atemanhaltetechnik nicht überschreiten. Der Körperquerschnitt wird in die Bildmitte zentriert und im geplanten Scanverlauf geprüft. Eine Gegensprechanlage dient der Kommunikation mit dem Patienten. Bereits während des Volumenscans werden die Bilder durch den Multitaskrechner nach dem ersten Umlauf rekonstruiert und auf dem Monitor gezeigt. Für die Vermessung und Auswertung der Bilder steht ein Werkzeugsortiment zur Verfügung. Es können beispielsweise Distanzen oder Winkel im Bild, Dichtewerte oder Histogramme in einer ROI ( region of interest ) vermessen werden. Über zusätzliche Softwareaufrüstungen sind die Steuerrechner in der Konsole in der Lage, die Spezialprogramme zu verarbeiten, welche ursprünglich für die CT-Bildverarbeitungsworkstations konzipiert wurden. Scanverfahren Die Fächerstrahlung durchdringt die gewählte Körperschicht und wird in jeder Winkelposition während der Rotation durch die dabei variablen Organstrukturen unterschiedlich geschwächt. Die Schwächungssignale aus ca. 900 Winkelpositionen werden in jedem Detektorelement ausgewertet. Die hochleistungsfähige Rechnereinheit berechnet aus den Rohdaten das Schichtbild über einen Interpolationsalgorithmus. Für den Scanmodus werden zwei Scanarten unterschieden. Bei der konventionellen, schrittweisen Schichtaufnahme (sequentieller Scan-Scan- Modus) wird der Tisch während der 3608-Rotation für die Schichtaufnahme nicht bewegt. Nach der Rotation wird der Tisch mit einem geplanten Tischvorschub weiterbewegt (Abb. 8).

7 240 J. Blobel Abb. 8. Prinzip Scan-Scan-Modus Abb. 10. Volumenrekonstruktion nach Helical-Scan mit Mehrschichtdetektor-CT Abb. 9. Prinzip Helical-Scanmodus Bei einem Scan-Scan-Modus werden die Rohdaten für jede Schichtdicke separat erfasst und daraus die Schichtbilder berechnet. Insbesondere für die Funktionsdiagnostik oder Perfusionsdiagnostik nach einem Schlaganfall wird der Scan über eine feststehende Scanebene ausgeführt, um so die Kontrastmittelperfusion als Zeitfunktion zu erfassen. Diese Betriebsart wird auch als dynamischer Scan bezeichnet. Nach der anfänglichen Volumenrekonstruktion aus den Einzelschichten zeigten sich Stufenphänome bei der Berechnung des 3D-Bildes einer Kugel, da in jeder Schicht die Messwerte über die gesamte Schichtdicke gemittelt werden. Bei dem Helical- oder Spiralscan-Modus erfolgt die Abtastung der Schwächungswerte kontinuierlich, während der Patient mit einer definierten Geschwindigkeit durch die Gantryöffnung bewegt wird (Abb. 9). Relativ zum Patienten betrachtet, ensteht eine helixförmige Bahn. Wird der Tischvorschub gleich der Schichtdicke pro 3608-Rotationszeit eingestellt, so entsteht ein lückenloser Datensatz vom gesamten Körpervolumen, der die Kugelformänderung zu jedem Zeitpunkt erfasst und die Stufenbildung vermeidet. Es werden somit die anatomischen Strukturen exakter wiedergegeben [6, 12, 20]. In Abb. 10 ist die homogene Knochendarstellung in z-richtung nach einem Helicalscan über 120 cm in 33 s Scanzeit bei Atemanhaltetechnik mit einem Mehrschichtsystem zu sehen. Der Helical-Pitchfaktor (HP) als Maß für den relativen Vorschub ist die eingestellte Größe an der Konsole. Der Helical-Pitchfaktor ist das Verhältnis aus Schichtvorschub pro 3608-Rotation und Schichtdicke: HP ˆ s mm d mm Hier bedeuten: s Vorschub nach Rotation (0,5, 0,75, 1,2... mm), d Schichtdicke (0,5, 1, 2... mm). Bei einem Einzelschicht-CT bedeutet ein HP = 1 die 3608-Datenaufnahme von angrenzenden Volumenbereichen. Bei einem Mehrschicht-CT mit 4 simultanen Schichten entspricht dies einem HP = 4. Die Scandauer kann durch einen 0,5-s- Scanner mit 4 simultan gemessenen Schichten um ca % reduziert werden. Die Formel für die Berechnung der Scanzeit lautet: t s s ˆ l mm d mm t r HP Hier bedeuten: t s Scanzeit [s], l Scanlänge [mm],

8 Diese Festlegung gilt strenggenommen nur für eine Strahlungsenergie (kv), wird jedoch in der Praxis allgemeingültig genutzt. Der gesamte technisch darstellbare Bereich reicht von ca HE bis HE. Wie die Abb. 11 zeigt, erstrecken sich die biologischen Dichten jedoch nur in einem engen Bereich von ca bis HE. Die angegebenen Dichtewerte schwanken individuell und sind z. B. in den parenchymatösen Organen auch vom Kontrastmittelgehalt im Blut abhängig. Für die Darstellung des untersuchten Gewebes wählt man die Fensterlage als mittleren Dichtewert möglichst in dem Dichtebreich des Organs. Mit einem zweiten Regler wird die Fensterbreite für den zu analysierenden Dichtebereich eingestellt. Bei einer engen Wahl des Fensters wird der Bildkontrast verstärkt, da sich die ca. 256 Graustufen dann auf einen kleinen Dichtebereich aufteilen. Die erkennbare Detailgröße ist vom Objektkontrast abhängig. Je größer der Objektkontrast ist, um so besser ist die Detailerkennbarkeit (Tabela 16 Computertomographie (CT) 241 d Schichtdicke [0.5, 0,75, 1, 2... mm], HP Helical-Pitchfaktor [0,5...], t r Rotationszeit [0,5, 0,75, 1... s]. Für eine geplante Helical-Scanlänge von 30 cm wird die Scanzeit von ca. 60 s mit dem Einzelschicht-Scan (Pitchfaktor 1, Rotationszeit 1 s, Schichtdicke 5 mm) auf 7,5 s mit dem Mehrschicht-Scan (Pitchfaktor 1, Rotationszeit 0,5 s; Schichtdicke 5 mm) reduziert. Die Mehrschichttechnik mit kürzeren Scanzeiten (bis zu 0,5 s pro Rotation), kürzeren Schichtrekonstruktionszeiten (derzeit ca. 0,5 s pro Bild), intelligenten und schnellen Bildberechnungen für die 3D-Anwendung (ca. 2 5 min für eine 3D-Auswertung von 100 Schichten) eröffnet auch den Einsatz für neue klinische Fragestellungen im Bereich der Funktionsdiagnostik (s. Abs. 5). Bildverarbeitung Messverfahren und Bildrekonstruktion In den verschiedenen Winkelstellungen werden die Schwächungswerte in jedem Detektorelement gemessen. Die einzelne Aufnahme wird als Ansicht bezeichnet und kann pro Rotation bis zu 1200-mal registriert werden. Bei 900 Detektoren ergeben sich insgesamt ca. 1 Mio. Projektionen mit verschiedenen Schwächungswerten für die Rekonstruktion. Die Zahl der Ansichten kann nicht beliebig erhöht werden, da ebenfalls die Signalintensität im gemessenen Zeitintervall im Verhältnis zum Signalrauschen (Signal-Rausch-Verhältnis) möglichst groß sein soll. Die Berechnung der Absorbtionseigenschaften für jeden Bildpunkt (Pixel) aus den gemessenen Schwächungswerten erfolgt in 2 Schritten. Im 1. Schritt ordnet ein Arrayprozessor die gemessenen Werte für die nachfolgende Rekonstruktion entsprechend der Scanparameter (Pitchfaktor, Feldgröße usw.), Kalibrierung und Winkel- bzw. Bildkorrekturen in ein spezielles geometrisches Raster. Dabei wird unterschieden in und Interpolation, je nachdem, welcher Winkelbereich für die Datenselektion verwendet wird. Bei der Interpolation werden durch einen Viertelversatz der Detektoren nach 1808-Rotation zusätzliche Objektpunkte gemessen, und die Doppelmessung der Projektionen nach 1808 wird vermieden. Da die Messzeit bei der 1808-Interpolation gegenüber der 3608-Interpolation halbiert wurde, ist das Rauschen im Bild um ca. 20% größer. Im 2. Schritt erfolgt die Rekonstruktion der vorverarbeiteten Daten mit verschiedenen wählbaren Filtern und Algorithmen zu einem zweidimensionalen Bild mit der Matrix Bildpunkte. Die Rohdaten enthalten die Schwächungswerte der anatomischen Strukturen aufgrund der unterschiedlichen Wechselwirkung mit der Strahlung. Die Anfangsintensität (I 0 ) wird in Abhängigkeit von der Objektdicke (d) und dem wirksamen linearen Schwächungskoeffizienten (l) exponentiell geschwächt und in Abhängigkeit vom Projektionswinkel im jeweiligen Detektorelement mit der Signalintensität (I S ) registriert. I s ˆ I 0 exp l 2d Nach Logarithmieren der Messwerte erhält man die Linienintegrale der Projektionen (Profile). Mit einem sog. Faltungsalgorithmus werden diese Linienintegrale je Projektion zunächst mit einem Filterkern gefaltet und dann längs der ursprünglichen Strahlrichtung auf die Bildebene rückprojeziert. Bei dem rechenaufwendigeren Fourier-Verfahren wird die Filterung im Frequenzraum vorgenommen. Dabei werden die Daten in den Frequenzraum projeziert, dort gefiltert und anschließend mit der inversen Fourier-Transformation in den Ortsraum rückprojeziert. Für jedes Pixel wird ein CT-Dichtewert q in Hounsfield-Einheiten (HE) berechnet. Dabei wurden die Dichte für Wasser mit 0 HE und die Dichte für Luft mit 1000 HE festgelegt: q HE ˆ1000 l l Wasser l Wasser

9 242 J. Blobel Abb. 11. CT-Dichtewerte der Organe in Hounsfield-Einheiten (HE) Abb. 12. Geometrische Auflösung in Voxeldimension Tabelle 3. Kontrast-Detail-Tabelle Detailauflösung [mm] Kontrast [%] 2,5 0,25 1,7 0,35 1,2 0,50 le 3). Durch eine geeignete Fensterlage und Fensterbreite wird die subjektive Erkennbarkeit verbessert, da das Auge physiologischerweise nur ca. 30 Graustufen differenzien kann [5, 11]. Isotropes Voxel Die axialen Schichtbilder zeigen bei dem Einzelschicht-CT eine deutlich bessere Auflösung als die sagittalen oder koronalen Ansichten, da die bisher beschriebenen Algorithmen nur innerhalb einer Schichtebene verwendet werden. Die axiale Hochkontrastauflösung beträgt ca. 0,35 mm in x-y- Richtung. Die aus mehreren Schichten berechneteten multiplanaren Rekonstruktionen (MPR) für die sagittalen und koronalen Bildebenen weisen eine deutlich schlechtere Detailauflösung in z-richtung von nur ca. 5 mm auf (Abb. 12). Mit der Einführung der Mehrschichttechnik ist auch ein neuartiges Volumenrekonstruktionsverfahren entwickelt worden. Dabei werden die Direktdaten ebenfalls nach den beschriebenen Algorithmen in longitudinaler (z-)richtung projeziert und mit den Komplementärdaten der nachfolgenden Detektoren ergänzt. Ein ungerader Pitchfaktor von 3,5 oder 4,5 liefert zusätzliche Projektionswerte und verbessert deshalb die räumliche Auflösung (Abb. 13). Es ist durch dieses Verfahren möglich, für die z-rekonstruktionsebene ein Datenprofil zu berechnen, welches variiert mit der vorgewählten rekursiven Filterweite (FW). Der Pitchfaktor ist wie bereits beschrieben in gleicher Weise definiert. Die Filterweite (FW) ist in den Stufen 0, 1, 2, 3, 4 wählbar und bestimmt die Anzahl der Daten für das Profil. Bei diesem MUSCOT-Verfahren ( Multislice-Conebeam-Tomographie ) können für die Rekonstruktion in z-richtung nun die zusätzlichen Filterkerne für Glättung, Kantenanhebung oder Artefaktunterdrückung analog der axialen Rekonstruktion gewählt werden. Das Ergebnis ist eine isotrope Auflösung in den 3 Raumrichtung; das isotrope Voxel. Im Hochkontrast kann die Auflösung in z-richtung durch diesen Algorithmus auf ca. 0,35 mm reduziert werden. Dies ist einer der größten Vorteile der Mehrschicht-Systeme im Vergleich zu den Einzelschicht-Systemen. Die isotrope Auflösung in allen 3 Raumrichtungen ist die Voraussetzung für die Darstellung von multiplanaren Schichten in gleicher Auflösung. Diese Darstellungsform wird als multiplanare Rekonstruktion (MPR) bezeichnet. Die Abb. 14 zeigt eine Lungenaufnahme mit axialen, sagittalen und koronalen Ansichten. Die Lungenbronchien weisen in allen Ansichten die Strukturzeichnung mit der gleichen Qualität auf. Selbstverständlich führt eine isotrope Auflösung auch bei der 3D-Rekonstruktion zu deutlich besseren Ergebnissen bezüglich der objektgetreuen Wiedergabe der Organstrukturen. Die bisher häufig auftretenden Schichtartefakte sind beseitigt [15, 19]. Bildfilterverfahren Die Faltungskerne für die gefilterte Rückprojektion sind an der Konsole einzeln oder in Kombination wählbar, um die Bildqualität zu verbessern, gezielt die Charakteristik zu verändern oder um Bildfehler (Artefakte) zu vermeiden. Gebräuchlich ist es, mit speziellen Filtern die Knochenartefakte durch Strahlaufhärtung, insbesondere im Kopf-

10 a 16 Computertomographie (CT) 243 Abb. 13. Bildrekonstruktion in z-richtung mit dem MUSCOT- Algorithmus Abb. 14. Multiplanare Rekonstruktionen (MPR) des Thorax mit isotropem Voxel bereich (BHC), oder die radialen Strahlungsartefakte im Schulter- und Beckenbereich (RASP) zu eleminieren (Abb. 15). Weitere Filter mindern die Bewegungsunschärfe des Patienten (APMC) im Bild, oder sie mindern das Rauschen bei geringen Dichteunterschieden durch eine Kontrastbzw. Konturanhebung (NRA). Durch die bisher beschriebenen Rechenalgorithmen werden die Weichteilstrukturen mit dem CT im Gegensatz zur analogen Röntgenaufnahme mit einer besseren Niedrigkontrastauflösung dargestellt. Tabelle 3 zeigt, dass die erreichbare Auflösung, welche mit einem speziellen Kontrastphantom ermittelt wird, abhängig ist vom Objekt-

11 244 J. Blobel Abb. 15. Bildfilterungen und ihre Anwendungen kontrast. Je höher der Kontrast ist, um so kleiner ist die erkennbare Detailgröße. Im Hochkontrastbereich wird die sog. Hochkontrastauflösung mit > 18 Linienpaare/cm angegeben. Dies entspricht der Erkennbarkeit von ca. 0,3 0,35 mm Objektgröße. Diese höchste Auflösung ist relevant für die Darstellung von Lungenoder Knochenstrukturen und kontrastmittelgefüllten Gefäßen gegen Weichteil. Darstellungsverfahren Eine weitere Darstellungsmethode ist die Maximum-Intensity-Projektion (MIP), auch CT-Angio genannt. Hierbei wird intravenös ein Kontrastmittel injeziert, um die Gefäße mit einer hohen Dichte gegen das umliegende Gewebe besser abzugrenzen. Die Dichtewerte > 100 HE werden selektiert und die knöchernen Strukturen aus dem Bild explizit herausgerechnet. Es bleibt ein Summationsbild der Gefäße aus dem gescannten Volumenbereich, welches ebenfalls multiplanar zur Darstellung gebracht werden kann. Problematisch dabei sind die Überlagerungen der kleinen Gefäße mit den größeren Arterien, bei der sich die Anomalien der kleinen Gefäße schlecht darstellen. Hier kann die dreidimensionale Rekonstruktion mit der Volume-Rendering- Technik die Ergebnisse verbessern (Abb. 16). Die Voxel mit einem ausgewählten HE-Bereich erhalten in einer dreidimensionalen Abbildung die gleiche Farbe und können durch einen Beleuchtungseffekt besser räumlich veranschaulicht werden. Zusätzlich kann eine Transparenzfunktion überlagert werden. Diese Funktion bewirkt die halbtransparente Darstellung der Weichteile für die anatomische Zuordnung zu den Gefäßen oder Knochenstrukturen. Die Rechner der Bedienkonsole entsprechen in ihrer Architektur bei den modernen CT-Geräten den Bildrechnern in der Workstation. Es können die Bildbearbeitungsprogramme mit der gleichen Leistungsfähigkeit in beiden Komponenten alternativ genutzt werden. Virtuelle Navigation in Organen Die Darstellung der Hohlorgane bzw. auch des Gefäßsystems ist durch eine virtuelle Betrachtung von innen möglich. Die kleinsten auf diese Weise bisher dargestellten Anatomien waren intrakranielle Arterien in der Größe von 3 5 mm. Diese Flythrough-Technik hat eine besondere Relevanz für die Diagnostik von: H Atemwegen: virtuelle Bronchoskopie (z. B. Fistel- und Rupturdiagnostik), H Gefäßen: virtuelle Angiographie (z. B. Aneurysma- und Plaquediagnostik), H Hohlorganen: virtuelle Rektoskopie (z. B. Tumor- und Fisteldiagnostik). Die invasive Diagnostik kann mit dieser virtuellen Technik zukünftig ergänzt bzw. in einigen Fällen ersetzt werden. Die Instrumente (Rektoskope, Katheter oder Bronchoskope) erreichen im Fall von Verschlüssen und Verengungen häufig nicht das Zieltarget. In diesem Fall ist das virtuelle Durchfliegen ( flythrough ) unproblematisch für eine Diagnose der nachfolgenden Bereiche. In dem dreidimensionalen Bild wird mit einer Maus navigiert. Es sind dreidimensionale Vermessungen zwischen beliebigen Raumpunkten ausführbar. Eine Distanzmessung für die Bestimmung der Tumorgröße ist in Abb. 17 nach einer virtuellen Bronchoskopie für einen Tumor in der Trachea zu sehen.

12 a 16 Computertomographie (CT) 245 Abb. 16. Nierenarterien in MIP- und 3D-Darstellung Abb. 17. Virtuelle CT-Bronchoskopie mit Außen- und Innenansicht CT-Funktionsdiagnostik Perfusions-CT Die Entwicklung der Prozessor- und Rechentechnik hat in den vergangenen Jahren dazu geführt, dass die Funktionsabläufe im Organismus mit dem CT analysiert werden können. Eine sehr wichtige Technik ist die quantitative Anlayse des Blutflusses und der Durchblutung (Perfusion) mit der Perfusions-Computertomographie. Dabei wird in einer gleichbleibenden Schichtebene der Scan zyklisch über s wiederholt. Je nach Rotationszeit des Computertomographen wird der Scan nach 0,5 2 s erneut ausgeführt.

13 246 J. Blobel Abb. 18. Kopf-Perfusionsdarstellungen Abb. 19. Dynamische Leberfunktionsdiagnostik in 3 simultan gemessenen Schichten In jedem einzelnen Bild wird die absolute Quantifizierung des Blutflusses nach einer Kontrastmittelinjektion eines iodinen Indikators über die zeitliche Dichteänderung im Bild erfaßt. Anschließend werden alle Bilder mit der Zeit-Dichte-Funktion ausgewertet, und jedem Bildpixel wird der Wert für einen hämodynamischen Parameter aus einer Farbskala zugeordnet. Diese Parameter sind z. B.: H relativer Blutfluss ( cerebral blood flow, CBF), H integrales Blutvolumen ( cerebral blood volume, CBV), H mittlere Transitzeit ( middle tarnsit time, MTT), H Peakzeit für Bolusmaximum ( time to peak, TTP). Für die Schlaganfalldiagnostik wird der zerebrale Blutfluss analysiert, und die ischämischen Bereiche können durch die fehlende Perfusion klassifiziert werden (Abb. 18). Da sich diese Untersuchung bei dem Einzelschicht-CT nur auf eine singuläre Schicht mit einer Dicke von maximal 1 cm beschränkt, ist die Aussage über einen Volumenbereich nicht möglich. Der Mehrschicht-CT kann einen Bereich bis zu 32 mm pro Rotation scannen. Dieser größere Volumenbereich ist repräsentativer für die Beurteilung von Perfusionsstörungen und wird den diagnostischen Anwendungsbereich erweitern. In Abb. 19 ist für einen kleinen Lebertumor schematisch zu sehen, dass die arterielle und venöse Phase in den 3 Schichten von je 8 mm dargestellt wird. Der ca. 10 mm große Tumor wird mit der mittleren Schicht, der arterielle Fluss in allen 3 Schichten und der venöse Fluss durch die 3. Schicht beurteilbar, da die Vene in der 3. Schichtebene verläuft. Die dynamischen Perfusionsstudien mit dem schnellen Mehrschicht-CT begründen ein neues bildgebendes Routineverfahren in der Akutdiag-

14 a 16 Computertomographie (CT) 247 nostik mit dem Vorteil einer breiten und jederzeiten Verfügbarkeit [8, 9]. Real-time-CT Eine der grundlegenden Techniken für die funktionelle Diagnostik ist in der Medizin die Real-time-Bildwiedergabe. Sinnesphysiologisch werden dabei ca. 30 Bilder pro Sekunde vom Auge nicht mehr zeitlich getrennt wahrgenommen. Trotz der hohen Bildfrequenz sollen die Bilder jedoch ein hohes Signal-Rausch-Verhältnis aufweisen. Die Abb. 20 zeigt im unteren Teil, dass bei einem konventionellen Scan nach der 3608-Rotation die Rekonstruktion in einer Matrix von Bildpunkten beginnt und nach ca. 1 s Delayzeit für die MUSCOT-Bildrekonstruktion das Bild auf dem Monitor erscheint. Ein spezieller Real-time-Bildprozessor ist in der Lage, die Rohdaten direkt auf dem Monitor darzustellen, beginnend 0,625 s nach dem Scanstart mit dem ersten Bild und jedes weitere Bild nach 0,125 s. Nach jeweils 608-Rotation der Gantry werden die Bildinformationen erneuert. So wird bei einer 3608-Rotation in 0,5 s eine Bildfrequenz von 8 Bildern pro Sekunde in einer Matrix von Bildpunkten möglich. Falls wahlweise die Bildmatrix auf Bildpunkte reduziert wird, kann die Bildrate auf 12 Bilder/s erhöht werden [14]. Eine klinische Hauptanwendung findet diese Technik in den Bereichen: H Traumatologie: Bereits während des Scanvorgangs können Akutbefunde (z. B. Hämatome, Lungenkontusionen) erkannt werden. H Kontrastmitteloptimierung: Das Real-time-Bild ist die Grundlage für die Dichteanalyse im Zielareal für den exakten Scanstart. H Dosiseinsparung: Der Scan kann sofort bei Erreichung der Organgrenze manuell abgebrochen werden. Dies spart im Mittel weitere 10 15% der Strahlendosis für den Patienten, schont die Röntgenröhre und reduziert die Bilderanzahl auf das Notwendige. CT-Fluoroskopie Die Real-time-Bilddarstellung mit einer Wiederholrate von bis zu 12 Bildern/s und einem zeitlichen Versatz (Verzögerung; engl. delay ) des Bildes von 0,125 s nach der Objektaktion verbessert die interventionelle CT-Anwendung. Für diese Durchleuchtungstechnik wird der CT mit einem digitalen Monitor und einer Steuereinheit für den Scan und die Gantry- bzw. Tischbewegung an der Gantry ausgerüstet. Punktions- bzw. Injektornadeln, Drainagen oder andere Interventionen können mit dem Real-time-Bild in einer Schicht verfolgt werden. Beim Mehrschicht-CT ist es möglich, gleichzeitig 3 Schichten mit variabler (bis 8 mm) Breite auf dem Monitor zu beurteilen (Abb. 21). Dadurch wird die Instrumentenspitze bei einem Verlassen der mittleren Schicht im benachbarten Bild sichtbar. Für die Reduzierung der Strahlenbelastung erfolgt der Scan mit ca. 1/10 (10 30 mas) des üblichen Röhrenstromes (ca mas), und die Strahlung kann gepulst werden. Mit speziell entwickelten Instrumentenhilfen bleibt der Untersucher mit den Händen außerhalb der Direktstrahlung [7]. Abb. 20. Datenaufnahme und Bilddarstellung mit Real-time- CT- und Helical-Scan

15 248 J. Blobel Abb. 21. Vergleich der CT-Fluoroskopieanwendung für Einzelschicht- und Mehrschicht-CT Abb. 22. Zeit-Dichte-Funktion der Kontrastmitteluntersuchung für die intrakraniellen Gefäße Kontrastmittel-CT-Diagnostik Durch das isotrope Voxel werden die sehr kleinen kontrastmittelgefüllten Gefäße mit einer hohen geometrischen Auflösung wiedergegeben. Voraussetzung hierfür ist die vollständige Füllung der Gefäße über das gesamte Scanvolumen mit dem Kontrastmittel. Zu diesem Zweck muss der Scanstart in der 1. Schicht des Zielvolumens zeitlich exakt mit dem Anfluten des Bolus erfolgen. Die Kreislaufzeiten für das Anfluten sind aus hämodynamischen Gründen sehr unterschiedlich. Die Anflutzeit von der intravenösen Kontrastmittelgabe bis zum Kopf beträgt zwischen 10 und 40 s. Der CT kann das Startsignal, wie in Abb. 22 verdeutlicht, in der folgenden Weise objektiv generieren: Es wird in der Ebene der A. carotis interna ein Schichtbild aufgenommen, eine ROI ( region of interest ) mit einem Kreis auf der Arterie markiert und ein Solldichtewert (HE = 90) für das Startsignal vorgegeben. In dieser Schicht wird das Anfluten mit dem Real-time-Bild mit ca. 20 ma Röhrenstrom, d. h. mit minimaler Dosis, überwacht. Das 1. Bild wird nach der kürzesten Transitzeit von 10 s wiedergegeben. Die Überwachungsbilder können zwecks Dosiseinsparung mit variablen Pausenzeiten gepulst aufgenommen werden. Falls der Solldichtewert erreicht ist, fährt der CT-Tisch zum geplanten Scanbeginn für den Volumenscan und startet innerhalb von 3 5 s den Scan mit dem vollen Röhrenstrom (ca. 150 ma). Die Transitzeit des Kontrastmittels durch die Kopfarterien beträgt 6 10 s. Mit dem Einzelschicht-CT ist es nicht zu vermeiden, dass die venösen Anteile in den letzten Schichten ebenfalls mit sichtbar werden und auch dominieren können. Erst der Mehrschicht-CT kann die hochauflösenden Bilder mit 1 mm Schichtdicke in der rein arteriellen Füllungsphase über einen kleinen z-bereich von ca. 50 mm (z. B. für Circulus Velisi) darstellen.

16 a 16 Computertomographie (CT) 249 Abb D-Kopfgefäßdarstellung bei Kontrastmittelfüllung Die Schichtdicke und der Pitchfaktor werden bei der CT-Angiographie passend gewählt, um das gesamte Zielvolumen in dieser Zeit mit der erforderlichen Auflösung zu scannen. Im Fall der Abb. 23 wurde mit einer Schichtdicke von 4 1 mm und einem Pitchfaktor 3 der gesamte Kopf über den Bereich von 132 mm in 22 s gescannt. Bei diesem großen Scanbereiche und der kleinen Schicht von 1 mm für eine hohe Auflösung wird auch beim Mehrschicht-CT der Beginn der venösen Phase im Bild mit sichtbar [14]. Kardio-CT-Diagnostik Eine einzelne Herzphase in getrennter Bilddarstellung wiederzugeben ist bisher für alle bildgebenden Modalitäten sehr problematisch. Für die Abbildung des Herzens ohne Bewegungsunschärfen ist die Einzelschicht-CT-Technik zu langsam, da die Rotationszeit mit 0,75 1 s in der Größenordnung der gesamten Herzaktion liegt. Die Entwicklung der Elektronenstrahltomographen (EBT) konnte dem Abhilfe schaffen (s. Tabelle 1). Bei diesem System wird mit einem Linearbeschleuniger ein sehr hochenergetischer Elektronenstrahl auf das halbkreisförmige Anodentarget fokussiert. Dieses Anodentarget ähnelt in Material und Funktion der Anode einer Röntgenröhre und sendet die Röntgenstrahlung auf den auf der Gegenseite ebenfalls fest installierten Detektorkranz. Es wird eine sehr hohe zeitliche Auflösung mit ms je Schichtbild erreicht. Nachteilig ist die technisch bedingte höhere Dosisapplikation und die erreichbare, relativ geringe Ortsauflösung von 7 Linienpaaren/cm. Aufgrund eines schlechteren Signal-Rausch-Verhältnises als beim konventionellen CT (Ortsauflöung > 18 Linienpaare/cm) werden die Herzstrukturen nicht mit einer optimalen Auflösung abgebildet. Eine Volumenrekonstruktion ist mit dem EBT-System ebenfalls nur eingeschränkt möglich [1]. Die schnelle Rotation des Mehrschicht-CT mit bis 0,5 s für einen Vollscan und 0,32 s für einen Teilscan über 1808 liefert die technische Voraussetzung für eine getriggerte Herzuntersuchung. Für die Herzuntersuchung werden zwei verschiedene Triggerverfahren unterschieden. Im prospektiv EKG-getriggerten Scan (auch antegrade Triggerung) werden EKG-Signale benutzt, um den CT-Scan zu starten. Diese Scantechnik erfolgt im sequentiellen Scan-Scan-Modus. In dem retrospektiv EKG-gefilterten Scan (auch retrograde Filterung) wird ein Volumen mittels Helicalscan aufgenommen. Zeitgleich wird das EKG-Signal mit den Rohdaten gespeichert. Anschließend kann in jeder beliebigen Herzphase die Rekonstruktion durchgeführt werden [4]. Prospektiver EKG-getriggerter Scan Beim getriggerten Scan wird eine beliebige Herzphase vor der Datenakquisition ausgewählt. Der Scanstart erfolgt mit einem relativen Delay in Prozent zum R-R-Intervall. Generell wird die Herzaktion in zwei Hauptbereiche unterteilt; der systolischen und der diastolischen Phase. In der diastolischen Phase ist der Herzmuskel erschlafft und deshalb ideal zu untersuchen, weil keine oder nur geringe Bewegungen zu beobachten sind (Abb. 24). Das EKG-Signal triggert den Strahlungsbeginn und den Tischvorschub. Nach einem wählbaren Delay in Bezug zum R-Signal werden die Rohdaten aufgezeichnet und der Tischvorschub ausgeführt. Die Strahlung wird nur während der gewünschten Herzphase aktiv. Unnötige Strahlung wird bei diesem Verfahren vermieden. Problema- Abb. 24. Prospektiv EKG-getriggerte Rekonstruktion

17 250 J. Blobel tisch ist die exakte Aufnahme der Daten mit der schnellen Röhrenstromsteuerung und die anschließende Volumenrekonstruktion im Scan- Scan-Modus. Retrospektiver EKG-gefilterter Scan Bei der retrospektiven Filterung erfolgt die Untersuchung im Helical-Modus, und die EKG-Signale werden zusammen mit den Rohdaten abgespeichert. Durch die Volumenerfassung kann in jeder beliebigen Position die selektierte Herzphase rekonstruiert werden. Bei der prospektiven Triggerung muss der prozentuale Verzögerungswert vor dem Scan angegeben werden. Bei der retrospektiven Filterung wird diese Selektion nach der Datenakquisition durchgeführt. Dadurch können sämtliche Herzphasen rekonstruiert und die funktionellen Zusammenhänge dargestellt werden. Abbildung 25 veranschaulicht die Rekonstruktion der verschiedenen Herzphasen in Abhängigkeit von der Tischposition. Es wird ein 3608-Datensatz aufgenommen und innerhalb von 0,32 s eine 1808-Partialrekonstruktion ausgeführt. Diese Messzeit berechnet sich aus 0,25 s für 1808-Rotation bei einem 0,5-s-Scanner und der zusätzlichen Zeit für die Überstreichung eines Fächerwinkels für die Vervollständigung der Projektionen. Der kontinuierliche Helical-Scan wird in axiale Richtung ausgeführt, und die angrenzenden Schichten liefern aus der gleichen Herzphase die Messwerte. Der bildwirksame Zeitbereich für die Darstellung sollte zur Vermeidung der Bewegungsunschärfe möglichst klein sein und < 0,1 s betragen. Dies gelingt bei einem geringem Pitch für den Tischvorschub, welcher der Herzfrequenz angepasst ist, und einem segmentweisen Bildaufbau aus mehreren R-R-Intervallen. Wird der Helical- Pitchfaktor zu groß gewählt, ist es nicht möglich, alle Herzphasen mit einer ausreichenden Auflösung zu rekonstruieren, da die Informationsdichte nicht ausreichend ist. Nachteilig wirken sich Herzrhythmusstörungen während des Scans bei dieser Methode aus, da der kontinuierliche Tischvorschub diese Störungen nicht kompensieren kann. Der CT bietet mit dieser Technik eine praktikable Möglichkeit, die Koronararterien zu untersuchen und den Koronarkalk zu lokalisieren. Die herznahen Lungenbereiche werden ohne Atemartefakte dargestellt, und die hochauflösenden Lungenuntersuchungen sind für alle Lungensegmente möglich. Die Beispiele in diesem Abschnitt zeigen, das die ursprünglich anatomisch orientierte Bildgebung mit dem CT neue Aufgabenfelder in der Funktionsdiagnostik erschließt. System- und Dosisoptimierung Abbildung 26 zeigt, dass seit der Einführung der Computertomographie eine stetige Verbesserung der Hochkontrast-Ortsauflösung erfolgte. Hierfür ist hauptsächlich der Fortschritt in der verbesserten Dektektortechnologie mit größerer Detektordichte und höherer Strahlenempfindlichkeit maß- Abb. 25. Rekonstruktion nach retrospektiver EKG-Filterung

18 a 16 Computertomographie (CT) 251 vergleichbaren Bedingungen beträgt ca. 4 mm. Bei geringerer Dosis < 10 mgy überwiegt das Bildrauschen, und die Bildqualität verschlechtert sich beträchtlich. Der Zusammenhang zwischen der Patientendosis und den für die Bildqualität maßgebenden Einflussfaktoren wird durch die Brooks-Formel beschrieben [3]: Abb. 26. Historische Entwicklung der CT-Hochkontrastauflösung exp l d D P C App a 2 r 2 l HWSD b Hier bedeuten: D P Patientendosis (CT-Dosisindex in mgy), C App Apparatekonstante, r 2 Standardabweichung des Bildrauschens, l HWSD gemessene Halbwertsschichtdicke in z-richtung [mm], a Objektabstand im Rotationszentrum [mm], b Fächer-Strahlbreite (x-y-ebene) [mm]. Das Bildrauschen wird als Poisson-Verteilung vorausgesetzt und die Standardabweichung r 2 aus den Messwerten (N m ) eines homogenen Dichtebereiches berechnet: Abb. 27. Vergleich der CT-Niedrigkontrastauflösung in Abhängigkeit von der Dosis bei 6 verschiedenen CT-Scannern gebend. Schnellere Rechner erlaubten verbesserte mathematische Algorithmen mit gefilterten Interpolationen. Dies führte dazu, dass die CT-Diagnostik in immer stärkerem Maß zur Basisdiagnostik zählt. Die Zahl der installierten Geräte hat sich ständig erhöht. Die gewachsene Anzahl der Untersuchungen führte nun auch zu einer Erhöhung der Strahlenbelastung für die Gesamtbevölkerung. Deshalb gilt es, das Prinzip der Strahlendosisoptimierung So wenig wie notwendig in der CT-Diagnostik konsequent umzusetzen [13]. In Abb. 27 ist ein Ergebnis einer Multicenterstudie gezeigt [16, 17]. In dieser Studie wurden 6 CT von verschiedenen Herstellern hinsichtlich der Dosisabhängigkeit der Niedrigkontrastauflösung mit dem Phantomkontrast K A K B = 5,5 HE untersucht. Die Messpunkte sind die Ergebnisse für die Computertomographen vom Typ A F. Auffallend ist, dass eine Funktion eingezeichnet werden kann, welche zeigt, das eine Dosiserhöhung oberhalb von ca. 50 mgy keinerlei Bildverbesserung erwarten lässt. Der Wert für die maximal erreichbare Niedrigkontrastauflösung unter den r ˆ 1 M 1 X M mˆ1 N m N 2 Das Bildrauschen ergibt sich aus dem Quantenund dem Systemrauschen, welches durch die Eigenschaften der Elektronik, Datenübertragung und Rekonstruktionsalgorithmen beeinflusst wird. I S ˆ I 0 exp l d Eine höhere röhrenseitige Röntgenstrahlintensität I 0 verbessert die Singnalintensität I S und mindert das Quantenrauschen r 2, erhöht jedoch auch die Patientendosis D P. Das Elektronikrauschen wird durch neue Detektortechnologien, optoelektronische und hochintegrierte Mikroprozessorbauelemente reduziert. Eine sog. Modulationsübertragungsfunktion (MTF) beschreibt insgesamt die Wiedergabe eines Objekts im Bild und charakterisiert die Apparatekonstante C App. Eine größere Halbwerts-Schichtdicke l HWSD in z-richtung erhöht die Detektorsignalintensität und reduziert jedoch aufgrund der stärkeren Summation in z-richtung die Auflösung. Die effektive Schichtdicke wird als Halbwertsschichtdicke (l HWSD ) in den Schichtprofilen gemessen (Abb. 28). Je größer die Filterweite (FW) bei der MUSCOT-Rekonstruktion gewählt wird, um so mehr verbreitert sich das Profil, und die effektive

19 252 J. Blobel Abb. 28. Schichtprofile für l HWSD =2 mm, HP =2,5 in Abhängigkeit von der Filterweite FW Abb. 30. Einfluss von Filterweite und Helical-Pitchfaktor auf das Bildrauschen r 2 bei l HWSD =2 mm Abb. 29. Halbwerts-Schichtdicke l HWSD in Abhängigkeit von FW und HP Halbwertsschichtdicke l HWSD in den rekonstruierten Schichtprofilen nimmt zu, da die Anzahl der berücksichtigten Projektionsdaten in z-richtung steigt. Das Profil für die Linearinterpolation des Einzelschichtscans ist ähnlich dem Profil für FW = 2 mit dem Mehrschichtscan. In Abb. 29 ist die Abhängigkeit der effektiven Schichtdicke von der Filterweite FW bei den verschiedenen Pitchfaktoren 2,5, 3,5 und 4,5 zu sehen. Bei der 1808-Linearinterpolation (1808-LI) und der 3608-Linearinterpolation (3608-LI) ist HP = 1 und die Filterweite als Parameter nicht definiert und der Wert für die effektive Schichtdicke deshalb gleichbleibend. Der Einfluss des Pitchfaktors auf die effektive Schichtdicke ist eher als gering zu werten. Die Halbwertsschichtdicke bei der 1808-Interpolation des Einzelschichtscans entspricht näherungsweise der Halbwertsschichtdicke der Mehrschicht-Scans mit beliebigen Helical- Pitcheinstellungen bei FW = 0. Die Abb. 30 zeigt den Zusammenhang zwischen Filterweite, Helical-Pitchfaktor und der Standardabweichung des Bildrauschens. Das relative Bildrauschen steigt geringfügig um ca. 20% bei Vergrößerung des Pitchfaktors und bei konstantem FW-Wert eines Mehrschicht-Scans, während die Strahlendosis mit dem Verhältnis der Pitchfaktoren linear abnehmen kann, d. h. bei Pitch 4,5 gegen 4,0 (vergleichbar mit HP = 1,0 beim Einzelschichtdetektor) um 12%; d. h. f HP 0,88. Mit der MUSCOT-Rekonstruktion für den Mehrschicht-Detektor wird das Bildrauschen bei FW = 0 um ca. 10% und bei einem größerem FW = 4 um bis zu 60% reduziert. Die Standardabweichung ist bei einem Mehrschicht-Scan mit HP = 4,5 und FW = 2 gegenüber einem Einzelschicht-Scan mit 3608-LI und HP = 1 um ca. 15% niedriger, d. h. f r2 0,85 (Abb. 30). Gleichzeitig ist die Halbwerts-Schichtdicke für diese beiden Scans annähernd gleich (Abb. 29). Die Kombination der Betrachtung der Faktoren für die effektive Schichtdicke (f HWSD ), das Bildrauschen (f r2 ) und den Helical-Pitch (f HP )inabhängigkeit von den Scanparametern bei einem Vergleich von Einzelschicht- und Mehrschicht- Scan führt nun zu dem Ergebnis, dass mit der MUSCOT-Rekonstruktion die Strahlendosis um bis zu 40% gesenkt werden kann [13, 15, 19]. Eine weitere Möglichkeit der Dosiseinsparung besteht darin, eine gleichbleibende Signalintensität I S durch eine Röhrenstromregelung für I 0 in Abhängigkeit von der Objektschwächung während des Scanvorgangs einzustellen. Hierfür kann der Übersichtsscan (Scout) in z-richtung analysiert und der Röhrenstrom im Lungen-, Abdomen oder Beckenbereich jeweils entsprechend dem Schwächungsverhalten der Organe geregelt werden. Eine übermäßige Dosis in den strahlendurchlässigen Körperbereichen wird vermieden, und es ist je nach Dichtevarianz der Organe eine Dosiseinsparung bis ca. 30% möglich. Eine vergleichbare mas-regelung wird auch bei einigen CT-Geräten für den Ausgleich der richtungsabhängigen Dichteunterschiede (insbesondere im Schulterbereich) während eines Rotationsumlaufs verwendet. Bei

20 a 16 Computertomographie (CT) 253 dieser Technik ändert sich die mas-einstellung mit dem Rotationswinkel. Weitere Ansätze für die Dosisoptimierung der Computertomographen sind die Entwicklung neuer röhrenseitiger Filterkombinationen, die mittels Spezialmaterialien den bildunwirksamen weicheren Strahlenanteil herausfiltern und auch mit variablen Konturenfiltern die Strahlenintensität der Körperkontur besser anpassen. Ein zukünftiges wichtiges Potential für die Dosisreduzierung ist die weitere Erhöhung der Empfindlichkeit der Detektoren. Mit diesen Beispielen sind einige technische Entwicklungen aufgezeigt, welche die Strahlenbelastung des Patienten und des Personals reduzieren können. Die zunehmende Leistungsfähigkeit der CT-Systeme setzt auch eine indikationsgerechte Anwendung und Begrenzung der CT-Diagnostik seitens der Betreiber voraus. Ausblick Die bildgebenden Diagnosemethoden im Krankenhaus haben in den vergangenen Jahren durch die Weiterentwicklung der Modalitäten einen starken Zuwachs erhalten. Der Patient ist häufig nicht gehfähig und muss manuell auf die jeweiligen Untersuchungstische gelagert werden. Der Personalaufwand und die körperliche Belastung des Personals nimmt ständig zu. So sind z. B. für die Versorgung von Polytraumapatienten bis zu 10 manuelle Hebungen erforderlich, die auch zu Körperschäden des Personals und zu Komplikationen für den Patienten führen können. Deshalb werden hier zukünftig neue CT-Konzepte an Bedeutung gewinnen, welche diesen Patiententransfer reduzieren bzw. erleichtern [2]. Der Einsatz der Computertomographie für die intraoperative CT-Anwendung in Verbindung mit Navigationsgeräten und Chirurgierobotern wird neue Anwendungsperspektiven schaffen. Die minimalinvasiven Chirurgieverfahren gewinnen zunehmend an Bedeutung. Derzeit gibt es bereits ca. 600 medizinische Roboter. Die Steuerung dieser medizinischen Werkzeuge mit schnellen räumlichen Bildern wird weitere Anwendungsmöglichkeiten eröffnen. Die Röntgenstrahlung ist für die menschlichen Sinne unendlich schnell. Aufgrund der physikalischen Wellenlänge können theroretisch noch weitaus kleinere Strukturen als bisher räumlich aufgelöst werden. Mit der Entwicklung der Rechentechnik wird es deshalb gelingen, gleichzeitig eine hohe Auflösung mit einer schnellen zeitlichen Wiedergabe der Strukturen zu realisieren. Die bildgebende Funktionsdiagnostik mit dem CT steht erst am Anfang ihrer Möglichkeiten. Die isotrope Auflösung des Mehrschichtcomputertomographen hat bereits einen bisherigen Nachteil beseitigt, der darin bestand, dass nicht beliebige Schichtebenen mit der gleichen Auflösung rekonstruiert werden konnten. Die Abb. 10 und 23 demonstrieren, wie präzise die Objektwiedergabe in der dreidimensionalen Rekonstruktion bereits erfolgt. Die virtuellen Flythrough-Techniken in der Beurteilung der Anatomie sind patientenschonend und werden weiter an Bedeutung gewinnen. In Kombination mit zukünftigen großflächigen Detektoren (Abb. 1) und möglichst feingeteilten Elementen mit 8, 16, 32 oder auch 256 simultanen Schichtaufnahmen ist zu erwarten, dass die hochauflösende Objektwiedergabe und auch Real-time- 3D-Bilder neue Möglichkeiten für die gesamte medizinische Anwendung begründen. Die Entwicklung der Volumenscanner in der nächsten CT-Generation mit der Echtzeit als 4. Parameter hat bereits begonnen. Für die Bildübertragung innerhalb des Krankenhauses und zwischen verschiedenen Gesundheitseinrichtungen wurden neue Standards entwickelt. Der DICOM-3-Standard gewährleistet, dass zukünftig die Bilder der Modalitäten (CT, MR usw.) über Intranet oder Internet schnell ausgetauscht werden können. Diese Technologien verändern zukünftig die Struktur des Gesundheitswesens. Literatur 1. Becker C, et al (1999) Abschätzung der effektiven Dosis für Routineprotokolle beim konventionellen CT, Elektronenstrahl-CT und bei der Koronarangiographie. Fortschr Röntgenstr 170: Blobel J, Schneider T (2000) AWIGS Advanced Workplace for Image-Guided Surgery. In: New aspects of high technology medicine. Monduzzi, Bologna (Italien), S Brooks RA, DiChiro (1976) Statistical limitations in X- ray reconstructive tomography. Med Phys 3: Hayball M (1998) EKG-getriggerte Röntgen-Computertomographie mit einer konventionellen CT-Anlage. Electromedica 66/1: Hofer M (1997) CT-Kursbuch. Hofer Didamed, Düsseldorf 6. Kalender WA (1989) Single-breathhold spiral volumetric CT by continous patient translation and scanner rotation. Radiology 173: Katada K et al (1996) Guidance with real-time CT fluoroscopy: Early clinical experience. Radiology 200: König M et al (2000) Zerebrale Perfusions-CT Theoretische Grundlagen, methodische Realisierung und praktische Erfahrungen in der Diagnostik des ischämischen Hirninfarktes. Fortschr Röntgenstr 172: König M et al (2000) CT-Perfusionsbildgebung beim akuten ischämischen Hirninfarkt: Vergleich von Para-