Dosisreduktion durch adaptive Dosisanpassung in der Computertomographie: Einfluss auf die Bildqualität in der klinischen Routine

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1 Aus der Klinik für Radiologie und Nuklearmedizin der Universität zu Lübeck Direktor: Prof. Dr. Barkhausen Dosisreduktion durch adaptive Dosisanpassung in der Computertomographie: Einfluss auf die Bildqualität in der klinischen Routine Inauguraldissertation zur Erlangung der Doktorwürde der Universität zu Lübeck - Aus der Sektion Medizin - vorgelegt von Stephanie Hollmann aus Buchholz/Nordheide Lübeck

2 1. Berichterstatter: Priv.-Doz. Dr. med. Florian Vogt 2. Berichterstatter: Priv.-Doz. Dr. med. Jan Gliemroth Tag der mündlichen Prüfung: Zum Druck genehmigt. Lübeck, den Promotionskommission der Sektion Medizin- 2

3 Meiner Oma gewidmet 3

4 Inhaltsverzeichnis 1 Einleitung 1.1 Entwicklung der Computertomographie Dosisgrößen in der Computertomographie Strahlenbelastung in der Computertomographie und Möglichkeiten der Dosisreduktion Strahlenrisiko Fragestellung 26 2 Material und Methoden 2.1 Patientenauswahl CT-Geräte und Untersuchungs-Protokolle Bildrekonstruktion und Datenspeicherung Fragebogen Bildanalyse und statistische Auswertung Patientendaten CT-Dosis Statistische Auswertung 43 3 Ergebnisse 3.1 Patientenkollektiv Subjektive Bildanalyse Quantitative Bildanalyse Korrelationsanalyse BMI-Klassen QSF-Klassen Bildqualität versus Dosis Dosis 62 4

5 4 Diskussion 4.1 Diskussion der eigenen Ergebnisse und Vergleich mit der Literatur Aktuelle und zukünftige Möglichkeiten der Dosisreduktion Limitationen Schlussfolgerungen und Ausblick 72 5 Zusammenfassung 74 6 Literaturverzeichnis 75 7 Anhänge 7.1 Fragebogen Thorax Fragebogen Abdomen 85 8 Danksagung 88 9 Lebenslauf 89 5

6 Abbildungsverzeichnis Abb. 1: CTDI (Computed Tomography Dose Index) 14 Abb. 2: Dosisprofil einer gescannten Schicht des Patienten 15 Abb. 3: Mittlere effektive Dosis pro Einwohner und Jahr durch Röntgenuntersuchungen in Deutschland 18 Abb. 4: Prozentualer Anteil der verschiedenen Untersuchungsarten an der Gesamthäufigkeit und an der kollektiven effektiven Dosis für das Jahr Abb. 5: Patient 13: CT Thorax durchgeführt am Siemens-CT 37 Abb. 6: Patient 13: CT Thorax durchgeführt am Toshiba-CT 38 Abb. 7: Patient 61: CT Abdomen durchgeführt am Siemens-CT 39 Abb. 8: Patient 61: CT Abdomen durchgeführt am Toshiba-CT 40 Abb. 9: Patient 83: CT Abdomen durchgeführt am Toshiba-CT 42 Abb. 10: Patient 13: CT Thorax durchgeführt am Siemens-CT und am Toshiba-CT 47 Abb. 11: Patient 74: CT Abdomen durchgeführt am Siemens-CT und am Toshiba-CT 47 Abb. 12: Patient 65: CT Abdomen durchgeführt am Siemens-CT und am Toshiba-CT 48 Abb. 13: SNR der thorakalen und abdominalen Aorta am Toshiba- und Siemens-CT 50 Abb. 14: CNR der thorakalen und abdominalen Aorta am Toshiba- und Siemens-CT 51 Abb. 15: Differenz der SNR- und CNR- Werte am Toshiba- und Siemens-CT für Thorax- und Abdomenuntersuchungen 51 Abb. 16: Streudiagramme des Bildrauschens (entsprechend der Standardabweichung SD in der thorakalen bzw. abdominalen Aorta) und der Patientenquerschnittsfläche auf mehreren Höhen jeweils am Toshiba- und Siemens-CT 53 Abb. 17: Streudiagramm des Bildrauschens und des Patientengewichts für Thorax- und Abdomenuntersuchungen am Toshiba- und Siemens-CT 54 6

7 Abb. 18: Abb. 19: Abb. 20: Abb. 21: Abb. 22: Abb. 23: Abb. 24: Abb. 25: Streudiagramm des Bildrauschens und des Body-Mass-Index für Thorax- und Abdomenuntersuchungen am Toshiba- und Siemens-CT 54 Streudiagramme des Body-Mass-Index und der Patientenquerschnittsfläche auf mehreren Höhen jeweils am Toshiba- und Siemens-CT 55 Mittelwerte +/- Standardabweichung für das Bildrauschen in Abhängigkeit der BMI - Gruppen für die Thorax- und Abdomenuntersuchungen am Toshiba- und Siemensscanner 57 Mittelwerte +/- Standardabweichung für das Bildrauschen in Abhängigkeit der QSF - Gruppen für die Thorax- und Abdomenuntersuchungen am Toshiba- und Siemensscanner 59 Boxplot der DLP-Werte für die verschiedenen subjektiven Bildqualitäten am Toshiba- und Siemens-CT für Thorax- und Abdomenuntersuchungen 61 Boxplot der effektiven Dosis-Werte für die verschiedenen subjektiven Bildqualitäten am Toshiba- und Siemens-CT für Thorax- und Abdomenuntersuchungen 61 Boxplot der DLP-Werte am Toshiba- und Siemens-CT für Thorax- und Abdomenuntersuchungen 62 Boxplot der effektiven Dosis-Werte am Toshiba- und Siemens-CT für Thorax- und Abdomenuntersuchungen 63 7

8 Tabellenverzeichnis Tab. 1: Tab. 2: Tab. 3: Tab. 4: Tab. 5: Tab. 6: Verteilung der subjektiven Bewertung der Bildqualität der Thorax- und Abdomenuntersuchungen 46 Vergleich der SNR-Werte der thorakalen und abdominalen Aorta am Toshiba- und Siemens-CT 49 Vergleich der CNR-Werte der thorakalen und abdominalen Aorta am Toshiba- und Siemens-CT 50 Vergleich der Korrelationskoeffizienten einschließlich der Signifikanzwerte am Toshiba- und Siemens-CT für Thorax- und Abdomenuntersuchungen 56 DLP-Mittelwerte einschließlich Standardabweichung sowie Minimal- und Maximalwert am Toshiba- und Siemens-CT für die einzelnen subjektiven Bildqualitäten für Thorax- und Abdomenuntersuchungen 60 Mittelwerte der effektiven Dosis einschließlich Standardabweichung sowie Minimal- und Maximalwert am Toshiba- und Siemens-CT für die einzelnen subjektiven Bildqualitäten für Thoraxund Abdomenuntersuchungen 60 8

9 Verzeichnis verwendeter Abkürzungen Abb. BEIR BMI bzw. CNR CT CTDI CTDI c CTDI p CTDIvol CTDIw d.h. Diff. DLP DNA E et al. FOV h HIS ICRP IRIS L LWK Max Min MIP MPR MRT MSCT MTRA MW Abbildung Biological Effects of Ionizing Radiation Body-Mass-Index beziehungsweise Contrast-to-noise-ratio Computertomographie Computed Tomography Dose Index Computed Tomography Dose Index central Computed Tomography Dose Index peripheral Computed Tomography Dose Index volume Computed Tomography Dose Index weighted das heißt Differenz Dosis-Längen-Produkt Desoxyribonukleinsäure effektive Dosis und andere field of view Schichtdicke Hospital Information System International Commition on Radiological Protection Iterative Reconstruction in Image Space Scanlänge Lendenwirbelkörper Maximum Minimum Maximum Intensity Projection Multiplanare Reformatierungen Magnetresonanztomographie Multislice Computed Tomography Medizinisch-technische(r) Radiologieassistent/-in Mittelwert 9

10 N Schichtanzahl n Anzahl p p-wert, Signifikanzwert QSF Querschnittsfläche RERF Radiation Effects Research Foundation ROI Region of interest s. siehe S Siemens SD Standard Deviation SNR Signal-to-noise-ratio SWK Sakralwirbelkörper T Toshiba Tab. Tabelle u.a. und andere UKSH Universitätsklinikum Schleswig-Holstein UNSCEAR United Nations Scientific Committee on the Effects of Atomic Radiation z.b. zum Beispiel % Prozent Einheiten: [cm] [HE] [kg] [kev] [kv] [kw] [l] [mas] [mgy] [ml] [mm] [mm²] [msv] Zentimeter Hounsfield-Einheit Kilogramm Kiloelektronenvolt Kilovolt Kilowatt Liter Milliamperesekunde Milligray Milliliter Millimeter Quadratmillimeter Millisievert 10

11 1 Einleitung 1.1 Entwicklung der Computertomographie Die Computertomographie (CT) nimmt einen großen Stellenwert in der medizinischen Diagnostik ein und wird aufgrund ihrer weiten Verbreitung, der schnellen Verfügbarkeit und der hohen diagnostischen Treffsicherheit zunehmend eingesetzt. Als eines der wichtigsten radiologischen Untersuchungsverfahren ermöglicht es die Diagnose von Tumoren, Entzündungen oder Verletzungen und dient zur exakten Gefäßdarstellung. Durch die technische Weiterentwicklung der Computertomographen ist eine immer höhere örtliche Auflösung bei verlängerter Scan-Strecke und minimierten Bewegungsartefakten zu erreichen. Dadurch können innerhalb weniger Sekunden sogar Ganzkörperaufnahmen akquiriert und z.b. bei polytraumatisierten Patienten alle relevanten Verletzungen zuverlässig erkannt werden. Durch die ständige Weiterentwicklung der CT-Technik werden Untersuchungszeiten weiter verkürzt und dadurch neue diagnostische Felder erschlossen, wie z.b. die Darstellung der Koronararterien mittels Kardio-CT [1]. Der erste Computertomograph wurde von Godfrey N. Hounsfield entwickelt und zum ersten Mal 1971 in Wimbledon für eine Schädelcomputertomographie eingesetzt. Im Jahre 1979 bekam er für seine Arbeit zusammen mit Allan M. Cormack den Nobelpreis für Medizin. Der erste kommerzielle Computertomograph wurde 1972 in einer Klinik in London installiert. Die Geräte dieser so genannten 1. Generation verwenden einen einzelnen Röntgenstrahl mit gegenüberliegendem Detektorsystem, der durch Transversalverschieben und Rotation der Röhre sukzessive den Patienten durchleuchtet. Limitation bei Ein-Schicht- Computertomographen war die ungenügende Volumenabdeckung, wodurch es z.b. bei Untersuchungen des Thorax aufgrund der Atemexkursionen zu Bewegungsartefakten kam. Geräte der 2. Generation arbeiten mit mehreren Detektoren und einem aufgefächerten Röntgenstrahl. Durch eine weitere Aufweitung des Strahlenbündels wird bei Scannern der 3. Generation der gesamte Querschnitt des Patienten abgedeckt, so dass die Transversalbewegung unnötig wird. Die Röhre dreht sich um den Patienten, der Fächerstrahl wird von einem Kreissegment von Detektorzellen aufgenommen. Bei Geräten der 4. Generation rotiert nur die Röntgenröhre um den Patienten, während ein stationärer Detektorkranz in einem 360 -Kreis in der Scanneröffnung angebracht ist. Diese 11

12 Gerätegeneration ist jedoch aufgrund von vermehrter Streustrahlung und größerem Bedarf an Detektorelementen bereits vor Jahren zu Gunsten der Scanner der 3. Generation vom Markt verdrängt worden. Als Geräte der 5. Generation bezeichnet man Elektronenstrahl- Scanner [2-4]. Seit 1987 hat sich die Spiral-CT zur Standardtechnologie in der CT-Diagnostik entwickelt. Durch einen kontinuierlichen Tischvorschub wird der Patient durch das Messfeld bewegt, während sich die Röhre mehrmals um 360 dreht, so dass der Patient spiralförmig abgetastet wird. Eine Weiterentwicklung war in den 90er Jahren die Multidetektor- /Multislice-CT, die mehrere parallele Detektorzeilen nutzt, so dass mit weniger Rotationen ein größeres Volumen erfasst wird [5]. Die Vorteile liegen in einer kurzen Scanzeit innerhalb einer Atemanhaltephase. Auf diese Weise können zum einen atemverschiebliche Organe lückenlos erfasst und Atmungsartefakte vermieden werden, zum anderen ist der intravenös applizierte Kontrastmittelbolus besser nutzbar, um z.b. Gefäße in einer CT- Angiographie optimal kontrastiert darzustellen oder die Leber in mehreren Kontrastmittelphasen abzubilden. Durch die kontinuierliche Volumenerfassung lässt sich von jeder gewählten Schichtposition ein CT-Bild errechnen und die einzelnen Bilder können beliebig überlappen. Dadurch wird ein Datensatz mit isotropen Voxeln (würfelförmiges Volumenelement mit gleicher Kantenlänge in allen drei Raumebenen) erzielt, welcher sowohl multiplanare Reformationen in jeder beliebigen Raumebene als auch 3D- Rekonstruktionen möglich macht. Durch eine weitere Erhöhung der einzelnen Schichten sowie Einsatz neuerer Techniken, wie z.b. der Elektrokardiographie-gesteuerten Bildgebung, durch welche eine Synchronisation zwischen Herzaktion und Bildgebung zur genaueren Darstellung z.b. des Herzens erfolgt, besteht die Möglichkeit einer weiter verbesserten Bildqualität mit geringerer Schichtdicke und verkürzter Untersuchungsdauer [4, 6]. Während einer CT-Untersuchung durchdringen generell gebündelte Röntgenstrahlen, die senkrecht zur Körperachse verlaufen, den Körper bzw. eine Körperschicht. Auf der der Röntgenröhre gegenüberliegenden Seite wird die Schwächung der Röntgenstrahlen nach Durchstrahlung des Körpers durch ein Detektorsystem registriert und in ein elektrisches Signal umgewandelt, welches nach Digitalisierung zur Bildrekonstruktion zur Verfügung steht. Die Abschwächung der Strahlung ist hierbei gewebespezifisch (je nach dem gewebespezifischen linearen Schwächungskoeffizienten und der Gewebedichte). Aus der 12

13 räumlichen Verteilung der Schwächungswerte wird rechnerisch ein Querschnittsbild mit verschiedenen Graustufen erstellt. 1.2 Dosisgrößen in der Computertomographie Das erweiterte klinische Einsatzspektrum der Spiral-CT wie auch einige technische Neuerungen bergen das Risiko einer erhöhten Strahlenexposition für den untersuchten Patienten. Um dieses Risiko abschätzen zu können, bedarf es der Kenntnis unterschiedlich in der CT verwendeter Dosisgrößen, welche im Einzelnen weiter erläutert werden. Pitchfaktor Beim Pitchfaktor P handelt es sich um einen dimensionslosen Parameter, welcher Einfluss auf die nachfolgend beschriebenen Dosisgrößen hat und aufgrund dessen vorangestellt erläutert wird. Er gibt das Verhältnis von Tischvorschub d pro Röhrenrotation (in mm) zur Anzahl n der aktiven Detektorelemente multipliziert mit der Schichtdicke S (in mm) an. Der Pitch bezieht sich somit auf die Gesamtbreite der aktiven Detektorzeilen. P = d /(n x S) Üblich sind Pitchwerte zwischen 0,5 und 2. Wählt man einen Pitchfaktor unter 1 erfolgt eine überlappende Messung und es kommt zu einer erhöhten Strahlenexposition. Je höher der Pitchfaktor, desto geringer die Strahlenbelastung, jedoch auf Kosten der Bildqualität. Aufgrund der Interpolationsalgorithmen können bei der Spiral-CT Aufnahmen mit größerem Pitch durchgeführt werden, ohne dass durch die größeren Scanlücken Informationen verloren gehen. Somit ergibt sich eine Dosiseinsparung [7]. CT-Dosisindex (CTDI, Computed Tomography Dose Index) Im Gegensatz zu Projektionsverfahren wird der Patient bei einer Computertomographie durch die rotierende Röntgenröhre von allen Seiten der Strahlung ausgesetzt und die 13

14 Strahlendosis summiert sich im Körperzentrum. Der fächerförmige Röntgenstrahl in der CT ist in der Längsachse je nach Schichtdicke zwar nur wenige Millimeter oder Submillimeter breit, doch insbesondere durch die in der zu akquirierenden Schicht des Patienten erzeugte Streustrahlung kommt es auch im angrenzenden Gewebe zu einer nennenswerten Strahlenexposition. Zusätzlich erhält man Dosisbeiträge für das Nachbargewebe durch Transmission durch die Kollimatoren (Blenden) und die Divergenz des Strahlenbündels [8]. Dieses gerätespezifische Dosisprofil ist somit nicht rechteckförmig, sondern entspricht eher der in Abb. 1 und 2 dargestellten Kurve. Da eine CT-Untersuchung in der Regel aus mehreren Schichten besteht, kommt es zudem zu einem Summationseffekt, der die Strahlenexposition zusätzlich erhöht. Abb. 1A-D: Der CTDI (Computed Tomography Dose Index) stellt die Strahlendosis in einer Schicht, entsprechend einem idealisierten rechteckigen Profil, dar. Die Dosisbeiträge, die Schicht 1 durch das Scannen der weiteren Schichten zusätzlich erhält, entsprechen der Dosis, die die weiteren Schichten durch das Scannen von Schicht 1 erhalten. Der Dosisbeitrag innerhalb der Schicht 1 und die außerhalb der Schicht liegenden Dosisbeiträge, d.h. die Flächen der Ausläufer des Dosisprofils für Schicht 1, können daher addiert werden. (Reprinted by permission of SNMMI from: Goldman LW. Principles of CT: Radiation Dose and Image Quality. J Nucl Med Technol. 2007;35(4): Figure 5) 14

15 Abb. 2: Die Kurve entspricht dem Dosisprofil einer gescannten Schicht des Patienten. Für den CTDI (Computed Tomography Dose Index) werden die Flächen der Ausläufer und der Dosisbeitrag innerhalb der Schicht addiert. (Handbuch diagnostische Radiologie Strahlenphysik Strahlenbiologie Strahlenschutz, J. Freyschmidt, Th. Schmidt, 1. Auflage, 2002, Kapitel Grundlagen, Seite 28. With kind permission of Springer Science + Business Media) Zur Vereinheitlichung der Dosisangaben wurde 1981 der Computed Tomography Dose Index (CDTI) eingeführt, der auf der Messung der absorbierten Dosis in einem zylindrischen Phantom aus Plexiglas basiert und spezifisch für jedes CT-Gerät vom Hersteller angegeben wird. Der CTDI wird in mgy dokumentiert und stellt die Strahlendosis in einer Schicht, entsprechend einem idealisierten rechteckigen Profil, dar. Dabei werden die außerhalb der Schicht liegenden Dosisbeiträge (Flächen der Ausläufer des Dosisprofils) 15

16 zur Schichtdosis addiert (Abb. 2), da die Dosis in einer bestimmten Schicht beim CT-Scan durch diese Beiträge aus den benachbarten Schichten erhöht wird. In einem 32 cm durchmessenden Körperphantom und in einem 16 cm durchmessenden Kopfphantom (bzw. Kinderphantom) werden jeweils im Zentrum (CTDI c ) und an vier Punkten in der Peripherie (CTDI p ) CTDI-Werte gemessen. Während die Werte beim Kopfphantom zentral und in der Peripherie annähernd gleich sind, kommt es beim Körperphantom aufgrund der größeren Dicke zu einer stärkeren Strahlenabschwächung im Zentrum. Durch Gewichtung der Messwerte aus Zentrum und Peripherie lässt sich mit folgender Formel ein gewichteter CTDI (CTDI w, weighted CTDI) errechnen: CTDI w = 1/3 CTDI c + 2/3 CTDI p Die CTDI-Werte werden dabei über eine Scanlänge von 100 mm gemessen. Somit erhält man mit dem CDTI w den Wert der mittleren Strahlenexposition für dieses Scanvolumen. Dies gilt jedoch nur, wenn die Schichtdicke gleich dem Tischvorschub ist. Ist der Tischvorschub kleiner als die Schichtdicke und somit der Pitchfaktor niedrig (<1), nimmt die Dosis zu. Ist der Tischvorschub größer als die Schichtdicke, also bei höherem Pitch (>1), ist die Strahlenexposition geringer. Wird der CDTI w um den Pitch korrigiert, erhält man den Volumen-CTDI (CTDI vol ) durch die Formel: CTDI vol = CTDI w / Pitch. Dosislängenprodukt (DLP) Während der CTDI die Strahlendosis in nur einer Schicht angibt, spiegelt das DLP das Gesamtausmaß der Strahlenexposition des Patienten bei einer CT-Untersuchung wider und ergibt sich aus dem CTDI, der Schichtanzahl N und der Schichtdicke h (in cm) nach folgender Formel: DLP = CTDI x N x h 16

17 Nutzt man den bereits pitch-korrigierten CTDI vol, Berechnung des DLP: ergibt sich folgende Formel zur DLP = CTDI vol x Scanlänge L Die Einheit des DLP ist mgycm. Erfolgen während einer Untersuchung mehrere Scanserien (wie z.b. bei einer mehrphasigen Abdomenuntersuchung), entspricht das DLP der Summe der Einzelwerte der gesamten Untersuchung. Die oben genannten Dosisgrößen CTDI und DLP haben gemein, dass sie die Strahlendosis bei adipösen Patienten überschätzen, während sie diese bei schlanken Erwachsenen und bei Kindern unterschätzen. Dies lässt sich dadurch erklären, dass bei adipösen Menschen mehr Strahlung bereits in der Peripherie absorbiert wird und somit weniger im Zentrum ankommt als bei schlanken Patienten. Zudem kommt es bei sehr kräftigen Patienten insgesamt zu einer stärkeren Abschwächung der Strahlung, so dass die mittlere Dosis innerhalb des Untersuchungsvolumens geringer ist als vom CTDI w angegeben. Bei schlanken Patienten und bei Kindern gilt dementsprechend das Gegenteil. Effektive Dosis (E) Während der CTDI auf Messungen in Phantomen basiert, wird zur Abschätzung des Strahlenrisikos für den einzelnen Patienten durch eine CT-Untersuchung die effektive Dosis (Einheit: msv) berechnet. Diese lässt sich anhand standardisierter Programme (z.b. CT- Expo) alters- und geschlechtsabhängig und je nach CT-Gerätetyp für den gesamten Körper oder einzelne Organe/Gewebe ermitteln [9]. Dabei wird die unterschiedliche Empfindlichkeit der Organe gegenüber der Strahlung berücksichtigt, indem organ-/gewebespezifische Wichtungsfaktoren einbezogen werden. Allerdings handelt es sich bei diesen Kalkulationen nur um Näherungswerte, um das Risiko für stochastische Strahlenschäden einzuschätzen. Die effektive Dosis wird anhand von Modellen berechnet und kann daher nicht das spezifische Risiko einer individuellen Person wiedergeben. 17

18 1.3 Strahlenbelastung durch die Computertomographie und Möglichkeiten der Dosisreduktion Die Zahl der Röntgenuntersuchungen hat von 1996 bis 2010 insgesamt abgenommen, dagegen hat sich die Anzahl der CT-Untersuchungen in diesem Zeitraum in Deutschland mehr als verdoppelt. Die mittlere effektive Strahlendosis pro Einwohner in Deutschland erhöhte sich von ca. 1,5 msv im Jahre 1996 auf fast 1,8 msv im Jahre 2010, wobei dieser Anstieg im Wesentlichen aus der Zunahme der CT-Untersuchungen resultiert (Abb. 3). So waren 2010 etwa 61% der kollektiven effektiven Dosis aller radiologischen Verfahren durch CT-Untersuchungen bedingt, wobei die Computertomographie lediglich 8% der radiologischen Untersuchungen ausmachte (Abb. 4) [10]. Abb. 3: Mittlere effektive Dosis (in msv) pro Einwohner und Jahr durch Röntgenuntersuchungen in Deutschland (Grafik: Bundesamt für Strahlenschutz) 18

19 Abb. 4: Prozentualer Anteil der verschiedenen Untersuchungsarten an der Gesamthäufigkeit (links) und an der kollektiven effektiven Dosis (rechts) für das Jahr 2010 (Grafik: Bundesamt für Strahlenschutz) Mit Multislice-Computertomographen können mit steigender Anzahl der Detektorzeilen zunehmend größere Abschnitte des Körpers mittels einer Rotation der Röntgenröhre untersucht werden. Somit kommt es während einer Untersuchung theoretisch zu weniger Überschneidungen und die Strahlenbelastung sinkt konsekutiv. Um jedoch an den äußeren verwendeten Detektorzeilen Halbschatteneffekte zu vermeiden, muss bei Verwendung von mehr als 2 Detektorzeilen der verwendete kegelförmige Röntgenstrahl sich über die aktivierten Detektorzeilen hinaus fortsetzten, wodurch das sogenannte Overbeaming entsteht. Dadurch erhalten die äußeren Detektoren die gleiche Strahlendosis wie die inneren Detektoren und können somit vergleichbare Signale liefern [11, 12]. Ein Teil des Strahlenfelds wird also für die Bilderstellung nicht genutzt, führt aber insbesondere bei enger Gesamtkollimation zu einer erhöhten Strahlenexposition des Patienten. Dieser Effekt nimmt mit abnehmender Schichtkollimation überproportional stark zu. Bei einem 4-Zeilen-Gerät und weiter Kollimation (4 x 5 mm) kommt es durch Overbeaming je nach Gerät zu einer 10- bis 25-prozentigen Dosiserhöhung, bei enger Kollimation (4 x 1 19

20 mm) liegt diese zwischen 40 und 100%; bei Submillimeter-Kollimation (z.b. 2 x 0.5 mm) bei über 100% [13]. Bei einer Detektorzeilenanzahl von 16 oder mehr ist der Overbeaming-Effekt wiederum nur noch von untergeordneter Bedeutung, da sich das Strahlenfeld entsprechend der Anzahl der Detektorzeilen verbreitert. Der Dosisanstieg durch Overbeaming ist somit bei einem 16- Zeilen-Gerät und enger Kollimation (z.b. 16 x 1.25) mm ähnlich wie bei einem 4-Zeilen- Gerät mit weiter Kollimation (4 x 5 mm) [13, 14]. Overranging hingegen bezeichnet die für die Bildrekonstruktion notwendige zusätzliche Datenakquisition über die zu untersuchende Körperregion hinaus. Das heißt am Anfang und Ende eines Spiralscans ist eine zusätzliche Rotation mit entsprechender Dosiserhöhung nötig, wobei nur ein Teil der erhaltenen Daten zur Bildrekonstruktion benötigt wird. Dieser Effekt ist umso größer, je breiter der Detektorkranz und je kürzer die Scanstrecke [11]. Neuere Techniken können den Overranging-Effekt verringern, indem mit Hilfe eines dynamischen Kollimators, dessen Lamellen sich asymmetrisch öffnen und schließen, die nicht für die Bildrekonstruktion genutzte Strahlung am Anfang und Ende des Spiralscans eliminiert wird [15]. Um die Strahlenbelastung der Computertomographie weiter zu verringern, kann die für die Bildakquisition notwendige Stromstärke (mas) reduziert werden. Daraus resultiert jedoch ein vermehrtes Bildrauschen, welches wiederum signifikanten Einfluss auf die Bildqualität und diagnostische Genauigkeit hat, so dass hier enge Grenzen gesetzt sind. Bei verschiedenen in der klinischen Routine verwendeten CT-Geräten, so wie z.b. bei dem in dieser Studie verwendeten Toshiba Aquilion 16-Zeiler, ist für die unterschiedlichen programmierten Untersuchungsprotokolle ein vorher festgelegter mas-wert am Gerät eingestellt. Dieser wurde üblicherweise so gewählt, dass auch bei adipösen Patienten eine diagnostische Bildqualität erreicht wird. So kommt es bei schlanken Patienten, die eine entsprechend geringere Strahlenabsorption aufweisen, zwar zu einer sehr guten Bildqualität bei jedoch gleichzeitig unnötig hoher Strahlenexposition. Die verwendete Stromstärke kann bei asthenischen oder auch sehr adipösen Patienten allenfalls durch die MTRA unmittelbar vor der Untersuchung angepasst werden. Dies gelingt entweder durch die Bestimmung des Body-Mass-Index oder rein visuell durch die Betrachtung des vorher angefertigten Topogrammes [16, 17]. 20

21 Bei CT-Geräten der neueren Generation kann eine Reduktion der Strahlenbelastung über eine adaptive Dosismodulation erfolgen. Hierbei wird der Röhrenstrom nach Auswertung des Topogramms der jeweiligen Körperform und Dichte des Patienten angepasst, z.b. ist im Bereich der Schultern eine höhere Strahlendosis erforderlich als für den Hals (longitudinale oder z-achsen-modulation). Zudem erfolgt während des Scans eine automatische Dosisanpassung in Echtzeit, je nach der gemessenen Abschwächung des Röntgenstrahls bei Durchstrahlung der verschiedenen Körperbereiche (zirkuläre Modulation) [18-21]. 21

22 1.4 Strahlenrisiko Das Strahlenrisiko beschreibt die Wahrscheinlichkeit an den Folgen einer Strahlenbelastung zu erkranken oder zu sterben und kann mit der Effektiven Dosis angegeben werden. Durch ionisierende Strahlen können im Zellkern Veränderungen oder Schäden an der DNA entstehen. Zwar sind menschliche Zellen im Stande diese in der Regel zu reparieren, aber bei falscher oder fehlender Reparatur ergeben sich deterministische oder stochastische Strahlenschäden [22]. Deterministische Strahlenschäden entstehen erst, wenn die Strahlendosis einen gewissen Schwellenwert überschritten hat. Es kommt zum Zelltod und sind ausreichend viele Zellen betroffen zum Untergang des Gewebes. Zu den deterministischen Schäden zählen z.b. die akute Strahlenkrankheit, Trübungen der Augenlinse und teratogene Effekte. Dabei steigt der Schweregrad der Schädigung proportional zu der angewandten Dosis. Solch hohe Dosen werden jedoch nur bei Strahlenunfällen, Nuklearkatastrophen wie in Tschernobyl oder jüngst in Fukushima oder bei Atombombenabwürfen (Hiroshima und Nagasaki) erreicht. Die Strahlendosis durch CT- Untersuchungen liegt weit unter dem Grenzwert, ab dem deterministische Schäden auftreten können. Dagegen gibt es für Strahlenspätschäden, so genannte stochastische Strahlenschäden, vermutlich keine Schwellendosis. Die Wahrscheinlichkeit, dass ein Schaden auftritt, steigt hierbei proportional zur Dosis. Somit sind stochastische Strahlenschäden auch bei niedrigen Dosen relevant und finden daher im Strahlenschutz besondere Beachtung. Wenn die Reparaturmechanismen menschlicher Zellen versagen, vererben sie ihre durch die Strahlung veränderte DNA an ihre Tochterzellen weiter und es kann zu malignen Erkrankungen und Erbkrankheiten kommen. Ein direkter kausaler Zusammenhang zwischen einer Krebserkrankung und einer vorausgegangenen Strahlenexposition lässt sich jedoch meist nicht herstellen. Ein Karzinom kann zum einen viele Jahre nach der Strahlenbelastung auftreten, zum anderen sind die durch Röntgenstrahlen verursachten DNA-Veränderungen die gleichen, die auch spontan oder durch natürliche oder zivilisatorische Umstände beeinflusst bzw. verursacht auftreten können. Das Risiko für genetische Strahlenschäden, die erst die kommenden Generationen betreffen, lässt sich vor allem mit Hilfe von Tierversuchen abschätzen. Da Mäuse ein sehr 22

23 ähnliches Genom wie Menschen besitzen, geht man davon aus, dass sich die Ergebnisse dieser Experimente auf den Menschen übertragen lassen [23]. Beim Mega-Maus-Projekt wurden etwa sieben Millionen Mäuse auf rezessive Mutationen in sieben Genen untersucht, deren Spontanrate bestimmt wurde [24]. Nach Bestrahlung der Mäuse ergab sich, dass die Zahl der zusätzlichen Mutationen proportional zur Dosis steigt. Als Verdopplungsdosis wird diejenige Dosis bezeichnet, die in einem Kollektiv die gleiche Anzahl von Mutationen erzeugt wie sie auch spontan auftritt, also zu einer Verdopplung der spontanen Mutationsrate führt. Der Wissenschaftliche Ausschuss der Vereinten Nationen zur Untersuchung der Auswirkungen der atomaren Strahlung (United Nations Scientific Committee on the Effects of Atomic Radiation, UNSCEAR) ging durch Extrapolation der Daten allein aus dem Mega-Maus-Projekt von einer Verdopplungsdosis von etwa 1 Gy für Menschen bei einer Bestrahlung mit Röntgenstrahlen aus. Seit 2001 werden zur Berechnung der Verdopplungsdosis zusätzlich spontane Mutationsraten menschlicher Gene neben den strahleninduzierten Mutationsraten von Mäusegenen herangezogen [25-27]. Daraus ergibt sich ein neuer Wert für die Verdopplungsdosis von 0,82 ± 0,29 Gy, der sich vom vorherigen Wert zwar nicht sonderlich unterscheidet, aber nicht mehr nur auf den Daten aus den Mäuseexperimenten beruht, sondern auch menschliche Daten mit einbezieht. Zur Vereinfachung spricht man jedoch weiterhin von einer Verdopplungsdosis von 1 Gy. Basierend auf diesem Wert schätzt die Internationale Strahlenschutzkommission (International Commission on Radiological Protection, IRCP) die Gesamtwahrscheinlichkeit für schwere genetische Schäden in den zukünftigen Generationen auf 1% pro Sv. Aufgeteilt auf die Generationen beträgt die Wahrscheinlichkeit für das Auftreten strahleninduzierter genetischer Erkrankungen in den ersten beiden Folgegenerationen je 0,15%/Sv, für alle weiteren Generationen zusammen 0,70 %/Sv [28]. Das Risiko für strahleninduzierte Krebserkrankungen kann anhand ausgedehnter epidemiologischer Studien wesentlich genauer als das genetische Risiko bestimmt werden. Vor allem aus Untersuchungen der Überlebenden der Atombombenexplosionen in Hiroshima und Nagasaki, aber auch von Patienten, die eine Strahlentherapie erhalten haben, lassen sich die Risiken für strahlenassoziierte solide Tumoren sowie Leukämien und Lymphome abschätzen. In der so genannten Life Span Study wurden durch die Radiation Effects Research Foundation (RERF) von 1950 bis heute etwa Überlebende der 23

24 Atombombenabwürfe in Hiroshima und Nagasaki untersucht. Je nach Aufenthaltsort der Personen während der Explosion wurde die erhaltene Strahlendosis berechnet. Statistisch signifikante Risikoerhöhungen wurden erst ab einer Dosis von 100 bis 200 mgy gefunden [27]. In den Jahren 1959 bis etwa 1970 erkrankten ca. doppelt so viele der Überlebenden an einer Leukämie als normalerweise zu erwarten gewesen wäre. Von 296 Todesfällen durch Leukämie, die bis Ende des Jahres 2000 unter den Überlebenden auftraten, werden 93 der Strahlenexposition zugeschrieben. Die Leukämiezahlen normalisierten sich mit den Jahren wieder weitgehend, während die Zahl solider Tumoren erst in den späteren Jahren nach den Atombombenabwürfen anstieg. Solide Tumoren treten überwiegend erst im höheren Lebensalter auf und ihre Häufigkeit steigt erst bei einer höheren Strahlenexposition als bei Leukämien. Von durch solide Tumoren bedingten Todesfällen unter den Atombombenüberlebenden bis Ende des Jahres 2000 lassen sich 479 auf die Strahlenexposition zurückführen. Dies entspricht etwa 5%, bei den übrigen Fällen handelt es sich um die normale Krebsrate in einer nicht bestrahlten Bevölkerung [29]. Das ohnehin mit dem Alter ansteigende Risiko, an einem soliden Tumor zu erkranken, nimmt durch eine Strahlenexposition um einen bestimmten Prozentsatz zu, der der Dosis proportional ist [30]. Bei einer Exposition mit niedriger Dosis bzw. niedriger Dosisleistung liegt das Risiko für die Induktion einer letalen Krebserkrankung im Mittel für alle Krebsarten bei 5% pro Sievert [7, 28]. Bei der Einzelperson lässt sich nicht differenzieren, ob eine Krebserkrankung strahleninduziert ist oder durch andere Faktoren ausgelöst bzw. beeinflusst wurde. Die Zahl der zusätzlichen Krebsfälle lässt sich nur durch den Vergleich der Häufigkeiten bei den bestrahlten Personen und der nicht bestrahlten Kontrollgruppe abschätzen. Insbesondere das Risiko kleiner Strahlendosen lässt sich somit nur schätzen, aber nicht beweisen. Letztendlich beruhen die Empfehlungen im Strahlenschutz daher auf dem Grundsatz, dass auch jede noch so kleine Dosis ein Risiko beinhaltet und es keinen Schwellenwert gibt, unterhalb dessen eine Strahlenexposition keinerlei Auswirkungen hat. Laut dem Umweltbundesamt liegt die Strahlenexposition durch natürliche Strahlenquellen im Mittel pro Person und Jahr in Deutschland bei 2,1 msv. Nutzt man zudem den oben genannten Koeffizienten von 5% pro Sv, ergibt sich für Deutschland: 24

25 Risiko = Koeffizient x Dosis x Personenzahl = Sv -1 x 2, Sv a -1 x Menschen Daraus ergeben sich etwa Krebstote pro Jahr bzw. knapp 4% aller ca Krebstoten pro Jahr in Deutschland. Im Jahre 2010 lag die mittlere effektive Dosis der zivilisatorischen Strahlenexposition in Deutschland bei ca. 1,8 msv pro Einwohner und Jahr [31]. Medizinische Maßnahmen, insbesondere die Röntgendiagnostik, machen den weitaus größten Beitrag aus. Für das Jahr 2010 beträgt die mittlere effektive Dosis pro Einwohner ca. 1,7 msv für die Röntgendiagnostik und 0,1 msv für die Nuklearmedizin. Da etwa 50% aller Röntgenuntersuchungen an über 65-jährigen Patienten durchgeführt werden, die aufgrund der Latenzzeit von einer möglicherweise resultierenden Krebserkrankung nicht mehr betroffen wären, verringert sich der Dosiswert auf die Hälfte, also 0,9 msv. Risiko = Koeffizient x Dosis x Personenzahl = Sv -1 x 0, Sv a -1 x Menschen Somit ergeben sich in Deutschland nahezu Krebstote pro Jahr durch Anwendung ionisierender Strahlen in der Medizin. Das sind weniger als 2% aller Krebstoten pro Jahr in Deutschland. Berücksichtigt man, dass etwa 60% der kollektiven effektiven Dosis aller radiologischen Verfahren durch CT-Untersuchungen bedingt sind, ergibt sich rein rechnerisch eine Zahl von etwa Krebstoten pro Jahr in Deutschland allein durch die Computertomographie. Aufgabe des Strahlenschutzes ist es, das Risiko für die Bevölkerung durch Anwendung ionisierender Strahlen und radioaktiver Stoffe in der Medizin so gering wie möglich zu halten, indem jede unnötige Strahlenexposition vermieden bzw. falls nicht vermeidbar, die Dosis möglichst gering gehalten wird. 25

26 1.5 Fragestellung In der vorliegenden Arbeit wurden retrospektiv die an zwei verschiedenen CT-Scannern akquirierten Datensätze bezüglich ihrer Qualität und diagnostischen Aussagekraft sowie Strahlenbelastung miteinander verglichen. Hierfür wurden jeweils in der klinischen Routine angewendete und an das jeweilige Gerät angepasste CT-Protokolle verwendet. Ziel der Arbeit ist die Evaluation des Einflusses einer patienten-adaptierten Dosisreduktion auf die Bildqualität in der klinischen Routine. 26

27 2 Material und Methoden 2.1 Patientenauswahl Im Rahmen der Patientenselektion wurde das Radiology Information System (RIS) (dieses stellt einen Teil des Hospital Information System (HIS) des UKSH dar) des Universitätsklinikums Schleswig-Holsteins Campus Lübeck verwendet. Das Untersuchungskollektiv wurde dabei auf Patienten begrenzt, die im Rahmen der klinischen Routine im Zeitraum vom Juli 2009 bis zum August 2011 jeweils mindestens eine CT-Untersuchung derselben Körperregion am Toshiba-Gerät und eine am Siemens- Scanner erhalten hatten. Insgesamt wurden für die Untersuchungsregionen Thorax und Abdomen jeweils 50 Patienten ausgewählt, bei denen aus unterschiedlichen Indikationen zwei CT-Untersuchungen an den verschiedenen Geräten durchgeführt worden waren. Die beiden ausgewählten Untersuchungen eines Patienten durften maximal sechs Monate auseinander liegen. Ausschlusskriterien stellten eine unvollständige Erfassung des Untersuchungsbereichs sowie Untersuchungen dar, welche ohne intravenöse Applikation von Kontrastmitteln durchgeführt wurden. 2.2 CT-Geräte und Untersuchungs-Protokolle Die Untersuchungen wurden an einem 16-Detektor-Mehrzeilen-Spiral-CT (Toshiba Aquillion 16, Toshiba Medical Systems Neuss) und an einem 64-Detektor-Mehrzeilen-Spiral-CT (Siemens Definition AS+, Siemens Healtcare, Erlangen) durchgeführt. Das Toshiba-Gerät ist mit einer MegaCoolTM Röntgenröhre ausgestattet. Die maximale Leistung des Röntgengenerators beträgt 60 kw, die minimale Rotationszeit liegt bei 0,5 s. Mögliche kv-einstellungen sind 80, 100, 120 und 135 kv. Dieses CT besitzt einen Quantumdetektor mit 16 Detektorzeilen und einer Detektorbreite von 3,2 cm. Es handelt sich um ein Hybrid Array Detektor System, das heißt die Detektorelemente sind in der 27

28 Längsrichtung unterschiedlich groß: Im Zentrum 16 Zeilen von je 0,5 mm Breite, beidseitig ergänzt von insgesamt 24 Zeilen von je 1 mm Breite. Die Gantry hat einen Durchmesser von 72 cm, die maximale Scanlänge liegt bei 180 cm [32]. Das Siemens Definition AS+ besitzt eine Straton-Röntgenröhre und hat eine maximale Leistung von 100 kw. Die Rotationszeit beträgt minimal 0,3 s. Der kv-wert kann zwischen 80, 100, 120 und 140 kv gewählt werden. Die Detektorbreite beträgt 3,8 cm. Das Gerät besitzt ein Matrix Array Detektor System (auch Fixed Array genannt) mit konstanter Zeilenbreite mit 64 Detektorzeilen (je 0,6 mm breit) entlang der z-achse, 736 Detektorelemente pro Zeile. Siemens nutzt die so genannte Springfokustechnologie ("flying focal spot"-technologie) [5, 33]. Die Position des Fokus auf der Anode der Röntgenröhre wechselt mit hoher Geschwindigkeit, sodass sich, bei nahezu gleich bleibender Detektorposition, leicht unterschiedliche Projektionen des untersuchten Körpers ergeben. Somit erhöht sich die für die Bildrekonstruktion zur Verfügung stehende Anzahl der Projektionen auf das Doppelte, pro Rotation erhält man 128 aufgenommene Schichten. Die Gantry hat einen Durchmesser von 78 cm, der maximale Scanbereich beträgt 200 cm [34]. Protokolle Die Untersuchungen erfolgten nach bestimmten, vorher festgelegten und in der klinischen Routine etabliert eingesetzten CT-Protokollen (siehe Anhang). An beiden CT-Geräten wurde die gleiche Scanstrecke für die einzelnen Untersuchungen festgelegt: für eine Thoraxuntersuchung von oberhalb des Schlüsselbeins bis unterhalb des Zwerchfells und für eine Abdomenuntersuchung von oberhalb des Zwerchfells bis zur Leiste. Bei den Abdomenuntersuchungen bekamen alle Patienten 60 min vor dem Scan eine 3-prozentige Lösung eines wasserlöslichen, iodhaltigen Kontrastmittels (1l Gastrolux -Lösung mit 30 ml Gastrolux /1 l Wasser) zu trinken, um eine gute Kontrastierung des Gastrointestinaltrakts zu gewährleisten. 28

29 Im Übrigen unterscheiden sich die Protokolle an den beiden Geräten in folgenden Details: Thoraxuntersuchung: Am Toshiba-CT war für die Thoraxuntersuchung eine Röhrenspannung von 120 kv und ein Röhrenstrom von 100 mas festgelegt, wobei letzterer Wert gegebenenfalls durch die untersuchende MTRA visuell an das Körpergewicht angepasst wurde, so dass bei einigen adipösen Patienten ein höherer Röhrenstrom genutzt wurde. Nach der intravenösen Gabe von 60 ml eines nichtionischen iodierten Kontrastmittels (Imeron 300 MCT) mit einem Fluss von 3 ml/s erfolgte nach einem Delay von 30 s post injectionem der CT-Scan. Am Siemens-Gerät betrug die verwendete Röhrenspannung ebenfalls 120 kv. Der Röhrenstrom wurde dagegen mittels der in 1.3 beschriebenen CARE Dose4D-Technik nach Auswertung des Topogramms der jeweiligen Körperform des Patienten angepasst. Zudem wurde während des Scans in Echtzeit - je nach der gemessenen Abschwächung des Röntgenstrahls bei Durchstrahlung der verschiedenen Körperbereiche - automatisch angeglichen [18, 35]. Im Gegensatz zum fixierten verzögerten Scanstart beim Toshiba- Protokoll wurde in diesem Protokoll eine bolus-care Technik verwendet. Dabei wird in einem vordefinierten Gefäß (Truncus pulmonalis) vor Kontrastmittelinjektion eine Region-ofinterest (Roi) gelegt. Sobald nach intravenöser Kontrastmittelgabe (60 ml Imeron 300 MCT) eine Triggerschwelle von 100 HE Dichte innerhalb der Roi erreicht wurde, startete der CT-Scan automatisch. Abdomenuntersuchung: Am Toshiba-CT erfolgte die Abdomenuntersuchung mit einer Röhrenspannung von 120 kv. Der Röhrenstrom wurde auf 160 mas voreingestellt, konnte jedoch bei adipösen Patienten gegebenenfalls durch die durchführende MTRA erhöht werden. Nach einer intravenösen Gabe von 80 ml Kontrastmittel (Imeron 300 MCT) erfolgte nach einer Pause von 70 s der Start des CT-Scans. Am Siemens-CT betrug die Röhrenspannung ebenfalls 120 kv, während der Röhrenstrom auch hier mittels CARE Dose4D-Technik an den Patienten automatisch angepasst wurde. Die Untersuchung startete nach einer i.v. Kontrastmittelgabe von 80 ml (Imeron 300 MCT) nach einem fixierten Scandelay von 70 s. 29

30 2.3 Bildrekonstruktion und Datenspeicherung Die durch die Detektoren erhaltenen Schwächungsprofile werden in elektrische Signale umgewandelt und zum Bildprozessor weitergeleitet. Um die endgültigen CT-Bilder zu erhalten ist eine Bildrekonstruktion notwendig, die aus der Vorverarbeitung, Faltung und der Rückprojektion besteht. An beiden verwendeten CT-Geräten wurde als Rekonstruktionsverfahren die sogenannte gefilterte Rückprojektion eingesetzt [5, 36]. Bei diesem Verfahren erfolgt zunächst eine Vorverarbeitung der Messdaten, um Schwankungen auszugleichen, die z. B. durch das Detektorsystem und durch Aufhärtungen der Röntgenstrahlen beim Durchtritt durch den Körper entstanden sind. Die gewonnenen Rohdatensätze von CT-Scans bestehen nach fächerförmiger Abtastung des Körpers aus mindestens Projektionen. Jede Projektion wiederum ist aus Schwächungswerten zusammengesetzt. Aus diesem Bilddatensatz erfolgt dann die Auswahl des interessierenden Bildausschnitts (FOV, field of view), das heißt die Auswahl der Schwächungswerte von jedem Röntgenstrahl, der von der Röntgenröhre durch diesen Bildausschnitt zum Detektor gelaufen ist. Für jeden Bildpunkt werden anschließend alle durch diesen Punkt laufenden Strahlen übereinander projiziert, wobei mehrere Strahlen zu einer Projektion zusammengefasst werden. Dadurch erhält man ein unscharfes und verwaschenes Bild des ursprünglich durchstrahlten Körpers. Dieses Verfahren wird als (ungefilterte) Rückprojektion bezeichnet. Um ein scharfes Bild zu erstellen, wird die gefilterte Rückprojektion angewandt, bei der ein sogenannter Faltungskern die unscharfen Ränder des Bildes bei der Rückprojektion ausgleicht [37]. Dabei wird das entstandene Schwächungsprofil zunächst einer kantenbetonenden mathematischen Filterung (Faltung) unterworfen. Die Rückprojektion der gefilterten Schwächungsprofile ergibt dann ein scharfes Bild. Der eingesetzte Rekonstruktionsalgorithmus (Faltungskern) bestimmt den Bildcharakter, das heißt die Ortsauflösung und das Rauschen. Wird z.b. ein hochauflösender Faltungskern zur Beurteilung der Lunge eingesetzt, nimmt die Bildschärfe aber auch das Rauschen zu. Die Verwendung eines weichen Faltungskerns hingegen, um z.b. die Leber zu beurteilen, ermöglicht eine bessere Darstellung kontrastarmer Strukturen, Ortsauflösung und Rauschen nehmen dabei aber ab. Die Speicherung der rekonstruierten Daten der CT-Untersuchungen erfolgte im Bildarchivierungs- und Kommunikationssystem IMPAX (AGFA) des Universitätsklinikums 30

31 Schleswig-Holsteins Campus Lübeck. Die Datensätze der Thoraxuntersuchungen wurden für beide Protokolle axial mit einer Schichtdicke von 5 mm bei einer Überlappung von 0,5 mm jeweils im Weichteil- und im Lungenfenster rekonstruiert. Die Abdomenuntersuchungen wurden ebenfalls für beide Protokolle axial im Weichteilfenster mit einer Schichtdicke von 5 mm und einer Überlappung von 0,5 mm rekonstruiert. Beim Multislice-CT unterscheidet man zwischen den Scanparametern (kv, mas, Schichtkollimation, Pitch, Rotationszeit) und Rekonstruktionsparametern (Schichtdicke, Kernel/Algorithmus, Fenster, Ebene). Die Schichtkollimation entspricht der für die Datenerfassung verwendeten Schichtdicke. An einem Multidetektor-CT werden die verfügbaren Schichtkollimationen durch die Detektorkonfiguration bestimmt. Am Siemens- CT ist eine Kollimation von 64 x 0,6 mm, am Toshiba-CT von 16 x 0,5 mm möglich. Durch die Akquisition möglichst dünner Schichten ergibt sich ein Datensatz, aus dem sich sowohl dünne als auch dicke Schichten rekonstruieren lassen und der multiplanare Reformationen in jeder beliebigen Raumebene sowie 3D-Rekonstruktionen möglich macht. Die kleinste rekonstruierbare Schichtdicke ist dabei identisch mit der Schichtkollimation [5]. Dünnere Schichten bewirken jedoch auch ein größeres Bildrauschen, daher wurden sowohl für die Thorax- als auch die Abdomenuntersuchungen an beiden Geräten 5 mm Schichten rekonstruiert. Aus dem Rohdatensatz sind mittels unterschiedlicher Rekonstruktionsparameter verschiedene Neuberechnungen des Datensatzes möglich. Je nach Faltungskern/Rekonstruktionsalgorithmus ergibt sich, wie oben beschrieben, eine unterschiedliche Orts- und Kontrastauflösung. Bildkontrastierung Die Signalintensität im CT-Bild wird mit Hilfe der Hounsfield-Skala als CT-Zahl (Einheit: HE) angegeben. Es handelt sich um eine relative Schwächungswertskala je nach Ausprägung der Röntgenabsorption. Wasser und Luft dienen als Bezugsgrößen mit 0 bzw HE. Strukturen, die eine höhere Dichte und somit eine höhere Röntgenabsorption als Wasser aufweisen, haben positive Skalenwerte und sind im CT-Bild heller (hyperdenser). Gewebe mit geringerer Dichte bzw. Röntgenabsorption werden mit negativen HE-Werten 31

32 charakterisiert und sind dunkler (hypodenser) dargestellt. Für die Bilddarstellung wird jeder CT-Zahl ein Grauwert zugeordnet [38]. Da die Hounsfield-Skala von bis reicht, das menschliche Auge aber nur etwa 60 bis 80 Graustufen unterscheiden kann, wird im Bild durch verschiedene Fensterungen jeweils nur ein Teil der Hounsfield-Skala eingeblendet. Je nach Fensterung verändert sich der Kontrast und im Bild sind jeweils unterschiedliche anatomische Details zu erkennen. Am Toshiba- und Siemens-CT wurden jeweils vergleichbare Faltungskerne genutzt. Im Weichteilfenster liegt das Zentrum bei 50 HE, die Fensterbreite beträgt 350 HE, das heißt, es werden Dichtewerte zwischen -125 und 225 dargestellt (als Faltungskern FC 12 am Toshiba bzw. als B31f mittel weich+ am Siemens-CT hinterlegt). Im Lungenfenster liegt das Zentrum bei -500 HE, die Fensterbreite bei 2000 (Faltungskern FC 53 bzw. B80f ultra scharf). 2.4 Fragebogen Es wurde je ein standardisierter und pseudoanonymisierter Datenerhebungsbogen für die Thorax- und die Abdomenuntersuchungen entwickelt (siehe Anhang). Die qualitative Auswertung der Bilder wurde von einem unabhängigen Untersucher anhand der axialen Datensätze vorgenommen. Die quantitative Messung der Dichte einschließlich der Standardabweichungen sowie die Evaluation der Strahlendosen wurden im Anschluss durchgeführt. Die Auswertungen und die Messungen erfolgten für sämtliche Untersuchungen jeweils auf die gleiche Weise. Die aus der generierten Patientenselektion resultierenden Bilder der CT- Untersuchungen wurden an einer etablierten Befundungsstation (PACS, Agfa Healthcare, Bonn) analysiert. Der Arbeitsplatz ist mit zwei hochauflösenden 21-Zoll-Monitoren der Firma Eizo ausgerüstet. 2.5 Bildanalyse Vor Auswertung der Daten wurde ein Votum der lokalen Ethikkommission für die retrospektive Analyse eingeholt. 32

33 Bildqualität Zur Auswertung wurden die axialen Schichten der CT-Untersuchungen im Weichteilfenster herangezogen. Bei den Thoraxuntersuchungen wurden drei verschiedene CT-Schichten beurteilt: - auf Höhe des Aortenbogens, - auf Höhe der Carina und - auf Höhe der Einmündung der linken Unterlappenvene in den Vorhof. Bei den Abdomenuntersuchungen wurde die Bildqualität auf zwei verschiedenen CT- Schichten bewertet: - auf Höhe des Pfortaderhauptstammes und - auf Höhe der Aortenbifurkation. Zwei Kriterien dienten der Erfassung der Gesamtbildqualität: 1. Subjektive Bildqualität im Hinblick auf Homogenität der Kontrastierung, Stärke der Kontrastierung, Schärfe und Bildrauschen. 2. Artefakte. Der Untersucher bewertete die subjektive Bildqualität in den verschiedenen Schichten anhand einer Wertungsskala: 1 = exzellente Bildqualität klare Darstellung der Anatomie ohne Rauschen oder Artefakte 2 = gute Bildqualität klare Darstellung der Anatomie mit geringem Rauschen oder geringen Artefakten 3 = befriedigende Bildqualität ausreichende Bildqualität zur Befundung mit mäßigem Rauschen oder mäßigen Artefakten 4 = mangelhafte Bildqualität starkes Rauschen oder Artefakte mit teilweise Beeinträchtigung/Verschlechterung der diagnostischen Genauigkeit 5 = nicht diagnostische Bildqualität starkes Rauschen und Artefakte mit wesentlicher Beeinträchtigung/Verschlechterung der diagnostischen Genauigkeit 33

34 Die Bildqualität wird bei der Erstellung der CT-Bilder von folgenden Parametern beeinflusst: Untersuchungsparameter, die während der Untersuchungsplanung festgelegt werden und anschließend nicht mehr korrigierbar sind (mas, KV, Schichtkollimation). Rekonstruktionsparameter, die bei der Bildrekonstruktion verwendet werden und somit nachträglich über den Rohdatensatz veränderbar sind (Interpolationsalgorithmus, Faltungskern, u.a.). Patientenparameter, die durch den Patienten vorgegeben und daher nicht (Größe, Gewicht) oder nur medikamentös (Herzfrequenz) beeinflussbar sind. Bei der Bildauswertung hängt die Bildqualität vor allem von den folgenden vier Faktoren ab: Ortsauflösung in der Bildebene (x/y-ebene) Ortsauflösung in der Patientenlängsachse (z-achse) Bildpunktrauschen Kontrast Ortsauflösung Die Ortsauflösung beschreibt die Detailerkennbarkeit, das heißt die Fähigkeit des CT-Systems, feine Strukturen und Objektdetails räumlich getrennt darzustellen. Man unterscheidet zwischen der Ortsauflösung in der Bildebene (x/y-ebene) und der Auflösung in der Patientenlängsachse (z-achse). Die Ortsauflösung in der Bildebene ist abhängig von der Gerätegeometrie und vom Rekonstruktionsalgorithmus, also dem Faltungskern. Für die Ortsauflösung in der Patientenlängsachse sind vor allem die Schichtdicke und der Abstand zwischen den einzelnen Schichten maßgeblich. An beiden in dieser Arbeit verwendeten CT-Geräten wurden sowohl die Thorax- als auch die Abdomenuntersuchungen axial mit einer Schichtdicke von 5 mm bei einer Überlappung von 0,5 mm rekonstruiert. Bildpunktrauschen Als Rauschen im Allgemeinen bezeichnet man Beiträge zum Signal, die durch Zufallsprozesse verursacht werden und sich dem reinen Signal additiv überlagern. Unter dem Bildpunktrauschen oder kurz Bildrauschen bzw. Pixelrauschen versteht man 34

35 Schwankungen der Signalintensitäten in den einzelnen Bildpunkten eines homogenen Phantoms, die nicht zur eigentlichen Bildinformation beitragen. Verursacht wird das Bildrauschen durch das Rauschen der eigentlichen Messwerte (Quantenrauschen), das elektronische Rauschen des Detektors und das Rauschen der Projektionsdaten [39]. Als Maßzahl für das Bildrauschen wird die Standardabweichung der Hounsfield-Einheiten in einem homogenen Medium innerhalb des Körpers im CT-Bild verwendet [40, 41]. Das Bildrauschen wird umso größer, je weniger Röntgenquanten den Detektor erreichen, also bei Schwächung der Röntgenstrahlung durch dichte, stark absorbierende Strukturen. Auch ein niedriges Röhrenstrom-Zeit-Produkt (mas) oder eine geringe kollimierte Schichtdicke führen zu einem erhöhten Bildrauschen. Dabei verändert sich das Rauschen nicht linear, sondern mit der Quadratwurzel, das heißt eine Erhöhung der mas-zahl um den Faktor 4 führt zu einer Erniedrigung des Bildrauschens um den Faktor 2. Wird die kollimierte Schichtdicke um den Faktor 4 verringert, steigt das Rauschen um den Faktor 2, wobei sich jedoch aus akquirierten dünnen Schichten dickere Schichten rekonstruieren lassen, wodurch das Pixelrauschen wieder reduziert wird. Das Bildrauschen steigt mit zunehmender Auflösung des Bildes. Signal-Rausch-Verhältnis Das Signal-Rausch-Verhältnis (signal-to-noise ratio, SNR) ist ein Maß für die Qualität eines Signals, das von Rauschen überlagert ist, entsprechend dem Quotienten aus dem Signal und der Standardabweichung des Rauschens. Je mehr Signale den Detektor erreichen, umso besser wird das Signal-Rausch-Verhältnis. Die SNR und die Ortsauflösung sind wichtige Parameter für die Erkennbarkeit von Niedrigkontraststrukturen. Die SNR wurde mit Hilfe der innerhalb einer eingezeichneten, runden region of interest (ROI) gemessenen Signalintensität (S1) in einem homogenen Areal hoher Signalstärke bestimmt [42, 43]. Bei den Thoraxuntersuchungen wurde eine ROI auf drei verschiedenen CT-Schichten in die thorakale Aorta descendens eingezeichnet: auf Höhe des Truncus pulmonalis (s. Abb. 5 und 6), auf Höhe der Einmündung der linken oberen Pulmonalvene in den linken Vorhof und auf Höhe der Einmündung der Vena cava inferior in den rechten Vorhof. Bei den Abdomenuntersuchungen erfolgte die Dichtemessung innerhalb einer ROI sowohl in der Leber und im Pankreas als auch in der abdominalen Aorta. In der Leber wurden insgesamt vier Dichtemessungen einschließlich Standardabweichung durchgeführt, zwei im rechten Leberlappen und zwei im linken, aus denen der Mittelwert berechnet wurde. Im Pankreas erfolgten drei Dichtemessungen einschließlich Standardabweichung, je 35

36 eine in Caput, Corpus und Cauda mit Berechnung des Mittelwertes. In der abdominalen Aorta wurde die Dichte und deren Standardabweichung auf drei Schichten gemessen: auf Höhe des Abgangs des Truncus coeliacus (s. Abb. 7 und 8), auf Höhe des Abgangs der linken Nierenarterie und unmittelbar oberhalb der Bifurkation. Mit einer weiteren ROI wurde die Standardabweichung des Hintergrundrauschens im Fettgewebe (in der ventralen Thoraxwand bzw. in der ventralen Bauchwand) bestimmt. SNR = S1 / Standardabweichung des Hintergrundrauschens Kontrast Der Kontrast eines Bildes ist der Unterschied der Signalintensitäten zweier benachbarter Bildpunkte. In einem CT-Bild können - abhängig vom Rauschniveau - Gewebe mit geringen Unterschieden in der Dichte bzw. Zusammensetzung kontrastreich nebeneinander dargestellt werden. Die Kontrastauflösung, das heißt die Erkennbarkeit und Differenzierbarkeit von Strukturen mit niedrigem Kontrast wird umso besser, je geringer das Bildrauschen [38]. Kontrast-Rausch-Verhältnis Das Kontrast-Rausch-Verhältnis (contrast-to-noise ratio, CNR) entspricht der Differenz zwischen den Signal-Rausch-Verhältnissen zweier Gewebetypen oder, anders gesagt, wird berechnet aus der Differenz der Signalintensitäten zweier Gewebe geteilt durch die Standardabweichung des Hintergrundrauschens. Zum einen wurde, wie oben unter SNR beschrieben, die innerhalb einer eingezeichneten, runden ROI gemessene Signalintensität (S1) in der thorakalen bzw. abdominalen Aorta sowie bei den Abdomenuntersuchungen zusätzlich in der Leber und im Pankreas bestimmt. Als zweites Gewebe wurde mittels einer ROI die Signalintensität (S2) in der Rückenmuskulatur gemessen. Die Standardabweichung des Hintergrundrauschens im Fettgewebe wurde in der ventralen Thoraxwand bzw. in der ventralen Bauchwand bestimmt. CNR = (S1-S2) / Standardabweichung des Hintergrundrauschens 36

37 Abb. 5: Patient 13: CT Thorax durchgeführt am Siemens-CT bei 120 kv und 84 mas mit einer eingezeichneten region of interest (ROI) in der Aorta descendens auf Höhe des Truncus pulmonalis zur Bestimmung der Signalintensität und der Standardabweichung 37

38 Abb. 6: Patient 13: CT Thorax durchgeführt am Toshiba-CT bei 120 kv und 225 mas mit einer eingezeichneten region of interest (ROI) in der Aorta descendens auf Höhe des Truncus pulmonalis zur Bestimmung der Signalintensität und der Standardabweichung 38

39 Abb. 7: Patient 61: CT Abdomen durchgeführt am Siemens-CT bei 120 kv und 115 mas mit einer eingezeichneten region of interest (ROI) in der Aorta descendens auf Höhe des Abgangs des Truncus coeliacus zur Bestimmung der Signalintensität und der Standardabweichung 39

40 Abb. 8: Patient 61: CT Abdomen durchgeführt am Toshiba-CT bei 120 kv und 125 mas mit einer eingezeichneten region of interest (ROI) in der Aorta descendens auf Höhe des Abgangs des Truncus coeliacus zur Bestimmung der Signalintensität und der Standardabweichung 40

41 2.6 Patientendaten Es wurden Alter, Gewicht und Größe des Patienten notiert und der Body-Mass-Index (BMI) mit folgender Formel berechnet: BMI = Körpergewicht : (Körpergröße in m) 2 Die Patienten wurden je nach BMI in vier Gruppen eingeteilt: Gruppe 1: < 18,5 Gruppe 2: 18,5-24,9 Gruppe 3: 25-29,9 Gruppe 4: 30 Bei beiden Untersuchungsverfahren wurde zudem mittels einer eingezeichneten, frei konfigurierbaren ROI die größte Patientenfläche in mm 2 gemessen: bei den Thoraxuntersuchungen auf Höhe des Aortenbogens und auf Höhe BWK 12, bei den Abdomenuntersuchungen auf Höhe der Oberkante LWK1 (s. Abb. 9) und auf Höhe der Oberkante SWK1. Anhand der Querschnittsfläche auf Höhe des Aortenbogens bzw. auf Höhe von LWK 1 wurden die Patienten jeweils in vier Gruppen eingeteilt: Thorax Gruppe 1: mm² Gruppe 2: mm² Gruppe 3: mm² Gruppe 4: mm² Abdomen Gruppe 1: mm² Gruppe 2: mm² Gruppe 3: mm² Gruppe 4: mm² 41

42 Der BMI und die Querschnittsfläche der Patienten als Ausdruck des Patientenhabitus wurden bestimmt, um den Einfluss auf die Bildqualität und die Dosis zu untersuchen [44, 45]. Abb. 9: Patient 83: CT Abdomen durchgeführt am Toshiba-CT bei 120 kv und 125 mas mit einer eingezeichneten ROI zur Messung der Patientenquerschnittsfläche auf Höhe LWK CT-Dosis Der volumenbezogene CT-Dosisindex und das Dosislängenprodukt wurden dem in jeder CT-Untersuchung enthaltenen Patienten- / Scan-Protokoll entnommen. Zudem wurden die minimal und die maximal verwendete mas-zahl notiert. 42

43 Aus dem DLP wurde die geschätzte Effektive Dosis mittels des Programms CT Expo errechnet [46]. CT-Expo ist eine Excel-Applikation, mit der Patientendosiswerte bei CT- Untersuchungen berechnet werden können. So lassen sich z.b. der gewichtete CTDI, das Dosislängenprodukt, die Effektive Dosis und die Uterusdosis ermitteln. Dabei werden Alter und Geschlecht des Patienten sowie der CT-Gerätetyp berücksichtigt. Zur Berechnung werden zudem die Scanregion (Lage und Ausdehnung), die Röhrenspannung, das mas- Produkt, die Schichtdicke, die Anzahl der gleichzeitig erfassten Schichten, der Tischvorschub und die Anzahl der Scanserien benötigt. Die unterschiedliche Empfindlichkeit der Organe gegenüber der Strahlung wird berücksichtigt, indem organ-/gewebespezifische Wichtungsfaktoren (Konversionsfaktoren) einbezogen werden [47-50]. Bei diesen Dosisberechnungen handelt es sich jedoch nur um Näherungswerte, da man von Standardpatienten ausgeht, deren Abmessungen mit denen der Phantome, die den einzelnen Dosiswerten zugrunde liegen, weitgehend übereinstimmen. Das Programm bietet zudem die Möglichkeit, die eigenen Werte mit den Ergebnissen einer deutschlandweiten Umfrage zur CT-Expositionspraxis zu vergleichen und gibt Hinweise zur Dosisoptimierung [51]. 2.8 Statistische Auswertung Die mittels Fragebogen erhobenen Daten wurden in Excel-Tabellen übertragen. Für die statistische Auswertung und Erstellung von Graphiken wurde das Programm Software "R" verwendet [52]. Die statistische Auswertung der subjektiven Bildqualität der Thorax- und Abdomenuntersuchungen an den beiden CT-Geräten erfolgte mit dem Chi-Quadrat-Test. Als Maß für die objektive Bildqualität wurden die SNR- und CNR-Werte mit dem t-test statistisch ausgewertet und graphisch als Boxplot-Diagramme dargestellt. Um den Zusammenhang zwischen den Variablen Körpergewicht, BMI bzw. Querschnittsfläche und dem Bildrauschen zu ermitteln, wurde eine Korrelationsanalyse durchgeführt. Die Ergebnisse wurden tabellarisch und in Form von Streudiagrammen graphisch dargestellt. Weitere Korrelationsanalysen zur Untersuchung des Einflusses des BMI bzw. der Querschnittsfläche auf das Bildrauschen erfolgten nach Einteilung der 43

44 Patienten in Subgruppen abhängig vom BMI bzw. der Querschnittsfläche. Die graphische Darstellung erfolgte in Form von Säulendiagrammen. Der Zusammenhang zwischen der subjektiven Bildqualität und dem DLP bzw. der effektiven Dosis wurde mit dem Kruskal-Wallis-Test bestimmt. Die graphische Darstellung der Ergebnisse erfolgte durch Boxplot-Diagramme. Die statistische Auswertung der Unterschiede des DLP und der effektiven Dosis an beiden CT-Scannern erfolgte mittels t-test. Die Ergebnisse wurden graphisch in Form von Boxplot- Diagrammen dargestellt. 44

45 3 Ergebnisse 3.1 Patientenkollektiv Von den 50 Patienten, die die Thorax-Scans erhielten, waren 28 männlich und 22 weiblich. Das Durchschnittsalter betrug 65 (± 13,9) Jahre. Das durchschnittliche Gewicht lag bei 74,5 (± 17,1) kg, die Durchschnittsgröße bei 172,4 (± 9,8) cm. Daraus ergab sich ein durchschnittlicher BMI von 24,9 (± 4,6). Unter den 50 Patienten, welche eine Abdomenuntersuchung erhielten, waren 24 Männer und 26 Frauen, das Durchschnittsalter lag bei 61,9 (± 12,8) Jahren. Das durchschnittliche Gewicht betrug 75,1 (± 16,6) kg, die Durchschnittsgröße 171,7 (± 9,2) cm. Daraus errechnete sich ein durchschnittlicher BMI von 25,3 (± 4,5). 3.2 Subjektive Bildanalyse Wie in Tabelle 1 veranschaulicht, war die subjektive Bildqualität bei den am Toshibascanner durchgeführten Thorax- und Abdomenuntersuchungen signifikant besser im Vergleich zu den am Siemensgerät durchgeführten Untersuchungen (Thorax: p = 0, x 10-2 bzw. Abdomen: p = 2,37 x 10-2, Chi-Quadrat-Test). Die Bildqualität wurde für die Thorax- als auch die Abdomenuntersuchungen am Toshibagerät ausschließlich mit exzellent und am Siemens-CT überwiegend mit gut oder exzellent bewertet. Am Toshibascanner wurden 29 (58%) der Thoraxuntersuchungen und 21 (42%) der Abdomenuntersuchungen mit exzellent und 21 (42%) bzw. 29 (58%) mit gut bewertet. Am Siemensscanner wurden 3 (6%) der Thoraxuntersuchungen und 10 (20%) der Abdomenuntersuchungen mit einer exzellenten, während 43 (86%) bzw. 35 (70%) mit einer guten Bildqualität bewertet wurden. Eine befriedigende Bildqualität erreichten jeweils 4 (8%) der Thorax- und Abdomenuntersuchungen am Siemens-CT und eine mangelhafte lediglich eine (2%) Abdomenuntersuchung am Siemensgerät. Keiner der Datensätze wurde als nicht diagnostisch eingestuft. Den häufigsten Grund für eine Herabstufung der Bildqualität stellten Bewegungsartefakte dar. 45

46 Tab. 1: Verteilung der subjektiven Bewertung der Bildqualität der Thorax- (Abb. oben) und Abdomenuntersuchungen (Abb. unten) In den Abbildungen 10 und 11 sind Bildbeispiele zweier Thoraxuntersuchungen eines Patienten und zweier Abdomenuntersuchungen eines Patienten jeweils durchgeführt am Siemens- bzw. Toshiba-CT zum Vergleich der subjektiven Bildqualität dargestellt. In der Abbildung 12 werden Bildbeispiele jeweils einer am Siemens- bzw. Toshiba-CT durchgeführten Abdomenuntersuchung desselben Patienten im Hinblick auf die Erkennbarkeit kleiner Organläsionen gezeigt. 46

47 Abb. 10: Patient 13: CT Thorax auf Höhe der Carina durchgeführt am Siemens-CT bei 120 kv und 84 mas (Abb. links) und am Toshiba-CT bei 120 kv und 225 mas (Abb. rechts). Abb. 11: Patient 74: CT Abdomen auf Höhe der Pfortader durchgeführt am Siemens-CT bei 120 kv und 119 mas (Abb. links) und am Toshiba-CT bei 120 kv und 125 mas (Abb. rechts) 47

48 Abb. 12: Patient 65: CT Abdomen mit einer kleinen Läsion im rechten Leberlappen durchgeführt am Siemens-CT bei 120 kv und 180 mas (Abb. links) und am Toshiba-CT bei 120 kv und 175 mas (Abb. rechts). In einer weiteren Subanalyse wurden die Bewertungskriterien befriedigende, gute und exzellente Bildqualität gruppiert als diagnostische Bildqualität ausgewertet, das heißt eine Bildqualität, die zur Befundung der Untersuchung geeignet ist. Dagegen wurden die Bewertungskriterien mangelhaft und nicht diagnostisch als unzureichende diagnostische Bildqualität zusammengefasst. Unter Berücksichtigung dieser Zusammenfassung erreichten sowohl am Toshiba- als auch am Siemensscanner 100% der Thoraxuntersuchungen eine diagnostische Bildqualität. Am Toshiba-CT hatten 100% der Abdomenuntersuchungen eine diagnostische Bildqualität. Am Siemensgerät wies lediglich ein Abdomenscan (2%) eine unzureichende diagnostische Bildqualität auf, während die übrigen Abdomenuntersuchungen (98%) eine diagnostische Bildqualität erreichten. 48

49 3.3 Quantitative Bildanalyse Die Darstellung der Signalintensität in Relation zum Hintergrundrauschen ermöglichte eine objektive Vergleichbarkeit aller Datensätze. Die SNR- Werte sind kumulativ in der Tabelle 2 sowie graphisch in Abb. 13 zusammengestellt. Der evaluierte Mittelwertsunterschied zwischen Toshiba und Siemens bezüglich des SNR war sowohl für die Thorax- als auch die Abdomenuntersuchungen signifikant, wobei bei den Toshibauntersuchungen im Mittel jeweils höhere Werte gemessen wurden (Thorax: p = 3,1383 x 10-5, t-test, 7,9208 mit 95%- KI (4,4506, 11,3911), Abdomen: p = 6,906 x 10-12, t-test, 9,1745 mit 95%-KI (7,1155, 11,2336)) und CNR (Thorax: p = 0,0014, t-test, 5,3704 mit 95%-KI (2,1913, 8,5494), Abdomen: p =1,9909 x10-11, t-test, 6,9059 mit 95%-KI (5,301, 8,5108)). Es ergab sich somit sowohl bei den Thorax- als auch bei den Abdomenuntersuchungen am Siemens-CT ein höheres Bildrauschen als am Toshibascanner. Tab. 2: Vergleich der SNR-Werte (Signal-to-noise-ratio) der thorakalen (Abb. oben) und abdominalen Aorta (Abb. unten) am Toshiba- und Siemens-CT. Diff. = Differenz 49

50 Abb. 13: SNR (signal-to-noise-ratio) der thorakalen (Abb. links) und abdominalen (Abb. rechts) Aorta am Toshiba- und Siemens-CT. Das Verhalten des Kontrast-Rausch-Verhältnisses ähnelt für beide Protokolle dem des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses. Die kumulativen Werte des CNR befinden sich in der Tabelle 3 und sind graphisch in Abb. 14 dargestellt. Tab. 3: Vergleich der CNR-Werte (contrast-to-noise-ratio) der thorakalen (Abb. oben) und abdominalen Aorta (Abb. unten) am Toshiba- und Siemens-CT. Diff. = Differenz 50

51 Abb. 14: CNR (contrast-to-noise-ratio) der thorakalen (Abb. links) und abdominalen (Abb. rechts) Aorta am Toshiba- und Siemens-CT Zur näheren Veranschaulichung wurden die Differenzen der SNR und CNR Messungen der einzelnen Protokolle als Boxplotdiagramm dargestellt (siehe Abbildung 15). Abb. 15: Differenz der SNR (signal-to-noise-ratio)- und CNR (contrast-to-noise-ratio) - Werte am Toshiba- und Siemens-CT für Thorax- (Abb. links) und Abdomenuntersuchungen (Abb. rechts) 51

52 3.4 Korrelationsanalyse Um den Zusammenhang zwischen den einzelnen Variablen und dem Bildrauschen zu ermitteln, wurde eine Korrelationsanalyse durchgeführt. Die insgesamt beste Korrelation mit dem Bildrauschen zeigte die Querschnittsfläche des Patienten gemessen im axialen Bild. Die berechneten Korrelationskoeffizienten betrugen 0,5 (Höhe Aortenbogen) bzw. 0,51 (Höhe BWK 12) für die Thoraxuntersuchungen am Toshiba-CT sowie 0,57 bzw. 0,6 am Siemensgerät. Für die Abdomenuntersuchungen ergaben sich Werte von 0,69 (Höhe LWK 1) bzw. 0,6 (Höhe SWK 1) am Toshibascanner und 0,72 bzw. 0,68 am Siemens-CT. Das Körpergewicht und der berechnete Body-Mass-Index zeigten eine etwas schlechtere Korrelation mit dem Bildrauschen. Die Korrelationskoeffizienten für das Körpergewicht betrugen 0,43 (Toshiba) bzw. 0,62 (Siemens) für die Thoraxscans und 0,59 (Toshiba) bwz. 0,52 (Siemens) für die Abdomenuntersuchungen. Für den Body-Mass-Index ergaben sich Korrelationskoeffizienten von 0,36 (Toshiba) bzw. 0,54 (Siemens) für die Thoraxuntersuchungen und 0,6 (Toshiba) bzw. 0,63 (Siemens) für die Abdomenscans. Die Ergebnisse sind in den Streudiagrammen in den Abbildungen 16 bis 19 und in Tabelle 4 dargestellt. 52

53 Abb. 16: Streudiagramme des Bildrauschens (entsprechend der Standardabweichung SD in der thorakalen bzw. abdominalen Aorta) und der Patientenquerschnittsfläche (QSF) auf Höhe des Aortenbogens (Abb. links oben), auf Höhe BWK 12 (Abb. rechts oben), auf Höhe LWK 1 (Abb. links unten) und auf Höhe SWK 1 (Abb. rechts unten), jeweils am Toshiba- (blau) und Siemens-CT (rot). 53

54 Abb. 17: Streudiagramm des Bildrauschens und des Patientengewichts für Thorax- (Abb. links) und Abdomenuntersuchungen (Abb. rechts) am Toshiba- (blau) und Siemens-CT (rot). Abb. 18: Streudiagramm des Bildrauschens und des Body-Mass-Index (BMI) für Thorax- (Abb. links) und Abdomenuntersuchungen (Abb. rechts) am Toshiba- (blau) und Siemens- CT (rot). 54

55 Abb. 19: Streudiagramme des Body-Mass-Index (BMI) und der Patientenquerschnittsfläche (QSF) auf Höhe des Aortenbogens (Abb. links oben), auf Höhe BWK 12 (Abb. rechts oben), auf Höhe LWK 1 (Abb. links unten) und auf Höhe SWK 1 (Abb. rechts unten), jeweils am Toshiba- (blau) und Siemens-CT (rot). 55

56 Tab. 4: Vergleich der Korrelationskoeffizienten (Korr.-Koeff.) einschließlich der Signifikanzwerte (p-wert) am Toshiba- und Siemens-CT für Thorax- (obere Abbildung) und Abdomenuntersuchungen (untere Abbildung). BMI = Body-Mass-Index, SD Fettgewebe = Standardabweichung der Dichte im Fettgewebe, SD Dichte (abd.) Aorta = Standardabweichung der Dichte der (abdominalen) Aorta, QSF = Querschnittsfläche der Patienten, BWK = Brustwirbelkörper, LWK = Lendenwirbelkörper, SWK = Sakralwirbelkörper. 56

57 3.5 BMI-Klassen Die Patienten wurden anhand ihres BMI in vier Subgruppen eingeteilt: Gruppe 1: < 18,5 Gruppe 2: > 18,5 - <25 Gruppe 3: Gruppe 4: > 30 Um den Einfluss des BMI auf das Bildrauschen weiter zu untersuchen, wurde eine Korrelationsanalyse für diese Subgruppen durchgeführt. Im Vergleich der beiden Computertomographen ergaben sich sowohl bei den Thorax- als auch bei den Abdomenuntersuchungen am Siemens-CT für alle BMI-Subgruppen ein höheres Bildrauschen und damit eine schlechtere Bildqualität als am Toshibascanner. Bei beiden CT-Geräten zeigte sich keine wesentliche Verstärkung des Bildrauschens mit zunehmendem BMI der Patienten, das heißt die Bildqualität blieb unabhängig vom BMI auf relativ ähnlichem Niveau (Abb. 20). Abb. 20: Mittelwerte +/- Standardabweichung für das Bildrauschen in Abhängigkeit der Body-Mass-Index (BMI) Gruppen für die Thorax- (Abb. links) und Abdomenuntersuchungen (Abb. rechts) am Toshiba- (blau) und Siemensscanner (rot), n = Anzahl. 57

58 3.6 QSF-Klassen Die Patienten wurden entsprechend ihrer Querschnittsfläche auf Höhe des Aortenbogens für die Thoraxuntersuchungen bzw. auf Höhe von LWK 1 für die Abdomenuntersuchungen jeweils in vier Subgruppen eingeteilt: Thorax Gruppe 1: mm² Gruppe 2: mm² Gruppe 3: mm² Gruppe 4: mm² Abdomen Gruppe 1: mm² Gruppe 2: mm² Gruppe 3: mm² Gruppe 4: mm² Eine Korrelationsanalyse zur Überprüfung des Einflusses der Querschnittsfläche auf das Bildrauschen ergab: CT-Untersuchungen am Siemensscanner zeigten wie in Abbildung 21 veranschaulicht im Vergleich zum Toshibagerät ein stärkeres Bildrauschen und damit eine signifikant schlechtere Bildqualität. Vergleicht man das Bildrauschen in den jeweiligen QSF- Gruppen am einzelnen CT-Gerät ergibt sich keine signifikante Erhöhung des Bildrauschens, die Bildqualität bleibt auch unabhängig von der Patientenquerschnittsfläche auf ähnlichem Niveau. 58

59 Abb. 21: Mittelwerte +/- Standardabweichung für das Bildrauschen in Abhängigkeit der Querschnittsfläche Gruppen für die Thorax- (Abb. links) und Abdomenuntersuchungen (Abb. rechts) am Toshiba- (blau) und Siemensscanner (rot) 3.7 Bildqualität versus Dosis Sowohl bei den Thorax- als auch bei den Abdomenuntersuchungen gibt es bei Toshiba einen signifikanten Zusammenhang zwischen der subjektiven Bildqualität und dem Dosis- Längen-Produkt (Thorax: p =0,0164, Abdomen: p =0,0232, Kruskal-Wallis-Test) bzw. der effektiven Dosis (Thorax: p =0,0186, Abdomen: p =0,022, Kruskal-Wallis-Test). Bei Siemens hingegen konnte kein Zusammenhang nachgewiesen werden (DLP Thorax: p =0,0527, DLP Abdomen: p =0,3768; effektive Dosis Thorax: p =0,0733, effektive Dosis Abdomen: p =0,3729, Kruskal-Wallis-Test). Die Ergebnisse sind in den Tabellen 5 und 6 und in den Abbildungen 22 und 23 dargestellt. 59

60 Tab. 5: Dosis-Längen-Produkt (DLP)-Mittelwerte (MW) einschließlich Standardabweichung (SD) sowie Minimal (Min)- und Maximalwert (Max) am Toshiba (T)- und Siemens-CT (S) für die einzelnen subjektiven Bildqualitäten für Thorax- (Abb. oben) und Abdomenuntersuchungen (Abb. unten) Tab. 6: Mittelwerte (MW) der effektiven Dosis einschließlich Standardabweichung (SD) sowie Minimal (Min)- und Maximalwert (Max) am Toshiba (T)- und Siemens-CT (S) für die einzelnen subjektiven Bildqualitäten für Thorax- (Abb. oben) und Abdomenuntersuchungen (Abb. unten). 60

61 Abb. 22: Boxplot der Dosis-Längen-Produkt (DLP)-Werte für die verschiedenen subjektiven Bildqualitäten (B1-B4) am Toshiba (T)- und Siemens-CT (S) für Thorax- (Abb. links) und Abdomenuntersuchungen (Abb. rechts). Abb. 23: Boxplot der effektiven Dosis-Werte für die verschiedenen subjektiven Bildqualitäten (B1-B4) am Toshiba (T)- und Siemens-CT (S) für Thorax- (Abb. links) und Abdomenuntersuchungen (Abb. rechts). 61

62 3.8 Dosis Der Mittelwertsunterschied zwischen Toshiba und Siemens ist bezüglich des DLP für die Thorax- und Abdomenuntersuchungen signifikant (Thorax: p = 4,0606 x 10-12, t-test, 322,68 mit 95%-KI (251,4909, 393,8691), Abdomen: p = 1,3299 x 10-9, t-test, 532,22 mit 95%-KI (388,6854, 675,7546)), wobei bei den Toshibascans im Mittel größere Werte gemessen wurden (Abb. 24). Der DLP- Mittelwert liegt für die Thoraxuntersuchungen am Toshibagerät bei 611 mgycm und am Siemensscanner bei 288,32 mgycm entsprechend einer Reduktion um 52,81%. Für die Abdomenscans beträgt der Mittelwert am Toshiba-CT 1063,78 mgycm und am Siemensgerät 531,6 mgycm, dies entspricht einer Reduktion um 50,03%. Auch bezüglich der effektiven Dosis zeigte sich der Mittelwertsunterschied zwischen Toshiba und Siemens sowohl bei den Thorax- als auch bei den Abdomenuntersuchungen (Thorax: p = 4,2274 x 10-12, t-test, 4,374 mit 95%-KI (3,4078, 5,3402), Abdomen: p = 1,3255 x 10-9, t-test, 7,442 mit 95%-KI (5,4352, 9,4488)) signifikant, wobei die Werte bei den Untersuchungen am Toshiba-CT im Mittel größer sind (Abb. 25). Der Mittelwert der effektiven Dosis beträgt für die Thoraxuntersuchungen am Toshibascanner 8,52 msv und 4,15 msv am Siemensgerät, dies entspricht einer Dosisreduktion um 51,29%. Bei den Abdomenuntersuchungen liegt der Mittelwert am Toshiba-CT bei 14,95 msv und am Siemensgerät bei 7,50 msv entsprechend einer Dosisreduktion um 49,83%. Abb. 24: Boxplot der Dosis-Längen-Produkt (DLP)-Werte am Toshiba- und Siemens-CT für Thorax- (Abb. links) und Abdomenuntersuchungen (Abb. rechts). 62

63 Abb. 25: Boxplot der effektiven Dosis-Werte am Toshiba- und Siemens-CT für Thorax- (Abb. links) und Abdomenuntersuchungen (Abb. rechts). 63

64 4 Diskussion 4.1 Diskussion der eigenen Ergebnisse und Vergleich mit der Literatur In der vorliegenden Arbeit, in der die an zwei verschiedenen CT-Scannern akquirierten Datensätze bezüglich ihrer Qualität und diagnostischen Aussagekraft miteinander verglichen wurden, wurde neben der subjektiven Bewertung der Bildqualität insbesondere die Korrelation des Bildrauschens mit der Querschnittsfläche, dem Körpergewicht und dem BMI der Patienten untersucht. Die Ergebnisse zeigen, dass eine patienten-adaptierte Dosisreduktion zwar zu einer geringen Verschlechterung der Bildqualität von CT- Untersuchungen führt, welche jedoch keinen Einfluss auf die diagnostische Aussagekraft der Datensätze hat. Bei beiden CT-Scannern blieb die Bildqualität unabhängig vom Body- Mass-Index oder der Querschnittsfläche des Patienten jeweils relativ konstant, das heißt eine Zunahme des BMI oder der QSF führte nicht zu einer wesentlichen Verstärkung des Bildrauschens. Es konnte nachgewiesen werden, dass die Querschnittsmaße eines Patienten, wie sie für die adaptive Dosismodulation am Siemens-CT verwendet werden, besser mit dessen Habitus korrespondieren als das Körpergewicht oder der BMI. Zudem wurden die Dosiswerte der Untersuchungen an beiden CT-Scannern verglichen und die Zusammenhänge der subjektiven Bildqualität und der Dosiswerte analysiert. Es zeigte sich, dass die Dosis der CT-Scans im Vergleich vom Toshiba- zum Siemensscanner um etwa die Hälfte reduziert werden kann, ohne zu einer Verschlechterung der diagnostischen Aussagekraft zu führen. Die adaptive Dosismodulation, wie sie am Siemens-CT verwendet wird, ermöglicht somit eine signifikante Dosisreduktion bei erhaltener diagnostischer Bildqualität. Die Zahl der CT-Untersuchungen hat sich von 1996 bis 2010 in Deutschland mehr als verdoppelt. Da sich durch die zunehmende Entwicklung der CT-Technik neue diagnostische Möglichkeiten ergeben, wie in jüngster Zeit die Kardio-CT, werden die CT- Untersuchungszahlen vermutlich auch in Zukunft weiter ansteigen und die effektive Strahlendosis des Einzelnen und damit das Strahlenrisiko wird sich erhöhen [53]. Daher 64

65 ist es unerlässlich, die Strahlendosis von CT-Scans nach dem ALARA-Prinzip (as low as reasonable achieveable) möglichst gering zu halten. Hierzu muss zunächst die Indikation durch einen Fachkundigen geprüft und die rechtfertigende Indikation gemäß Röntgenverordnung 23 gestellt werden [54] sowie alternative Untersuchungsverfahren ohne Strahlenexposition wie Ultraschall oder MRT in Betracht gezogen werden. Ist eine CT-Untersuchung notwendig, sollte der gescannte Körperbereich der Fragestellung entsprechend optimal angepasst werden, da die Scanlänge direkten Einfluss auf das Dosislängenprodukt (Scanlänge x pitch-korrigierter CT-Dosisindex) hat. Eine weitere Möglichkeit die Strahlenbelastung der CT-Untersuchung zu reduzieren ist der Einsatz neuer Technologien. Im vom BEIR-Komitee (National Academy of Sciences Advisory Committee on the Biological Effects of Ionizing Radiation) 2006 veröffentlichten Report Health Risks from Exposure to Low Levels of Ionizing Radiation: BEIR VII, Phase 2 wurde unter Berücksichtigung mehrerer Studien allen voran die in 1.4 beschriebene Life Span Study der Überlebenden der Atombombenexplosionen in Hiroshima und Nagasaki durch die Radiation Effects Research Foundation das Risiko, durch ionisierende Niedrigdosis- Strahlung an Krebs zu erkranken, abgeschätzt [55]. Laut dem Report ist es bei Strahlendosen unter 100 msv aufgrund statistischer Limitationen schwierig, das Krebsrisiko der Menschen einzuschätzen. Das Komitee geht von einer linearen Beziehung ohne Schwellenwert zwischen der Strahlendosis und der Krebsentstehung aus, so dass auch die geringste Strahlendosis das Potenzial hat, das Krebsrisiko des Einzelnen zu erhöhen. Wie in 1.4 beschrieben ergeben sich in Deutschland aktuell etwa Krebstote pro Jahr durch Anwendung ionisierender Strahlen in der Medizin. Das sind unter 2% aller Krebstoten pro Jahr in Deutschland. Da etwa 60% der kollektiven effektiven Dosis aller radiologischen Verfahren durch CT-Untersuchungen bedingt sind, ergibt sich rein rechnerisch eine Zahl von etwa Krebstoten pro Jahr in Deutschland allein durch die Computertomographie. In der vorliegenden Studie ergab sich im Vergleich der beiden CT-Scanner für die Untersuchungen am Siemensscanner eine Dosisreduktion um etwa die Hälfte gegenüber den Toshibauntersuchungen. Die Mittelwerte der effektiven Dosis lagen für die Thoraxuntersuchungen bei 8,52 msv (Toshiba) bzw. 4,15 msv (Siemens) und für die Abdomenuntersuchungen bei 14,95 msv (Toshiba) bzw. 7,50 msv (Siemens). Der DLP- Mittelwert war somit am Siemensgerät für die Thoraxuntersuchungen um 52,81% und für 65

66 die Abdomenscans um 50,03% niedriger als am Toshiba-CT. Bei der effektiven Dosis ergab sich für die Thoraxuntersuchungen eine Reduktion um 51,29% und für die Abdomenuntersuchungen um 49,83% im Vergleich vom Toshiba- zum Siemens-CT. Die in dieser Arbeit nachgewiesene Dosisreduktion um 50% lässt sich mit den Ergebnissen aktueller Studien vergleichen. Laut aktueller Studienlage lässt sich durch die adaptive Dosismodulation eine Dosisreduktion von 5-60% bei Kindern und Erwachsenen erreichen [18, 20, 56-58], insbesondere in der Schulterregion ist eine deutliche Dosisersparnis möglich [59, 60]. Bezogen auf den Wert von 5% pro Sievert für das Risiko der Induktion einer letalen Krebserkrankung ergibt sich im Mittel ein Risiko von 0,04% (Toshiba) bzw. 0,02% (Siemens) für die Thoraxuntersuchungen und 0,08% (Toshiba) bzw. 0,04% (Siemens) für die Abdomenuntersuchungen. Ähnliche Ergebnisse ergaben weltweite Studien, bei denen das Risiko für Erwachsene, nach ein bis zwei CT-Scans des Thorax oder Abdomens an einer strahleninduzierten Krebserkrankung zu versterben, zwischen 0,02% und 0,1% lag [53, 61, 62]. Allerdings ist das Risiko für Kinder und Jugendliche aufgrund der höheren Strahlensensibilität und der verbleibenden Lebensjahre zur Entwicklung einer Krebserkrankung deutlich höher [63-65]. Durch eine signifikante Dosisreduzierung kann also das Risiko für eine strahleninduzierte Krebserkrankung gesenkt werden. Nach dem ALARA-Prinzip muss jedoch nicht nur die Dosisanpassung berücksichtigt werden, sondern auch eine dabei zu erzielende optimale Bildqualität. Generell führt jedoch eine signifikante Dosiseinsparung bei der Akquisition von CT-Datensätzen zu einem vermehrten Bildrauschen. Je niedriger das mas-produkt, umso stärker wird das Bildrauschen mit entsprechend schlechterem Signal-Rausch-Verhältnis und Kontrast-Rausch-Verhältnis [8]. Für das Signal-zu-Rausch Verhältnis (SNR) und Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis (CNR) ergaben sich in der vorliegenden Arbeit sowohl für die Thorax- als auch die Abdomenuntersuchungen am Toshibagerät signifikant höhere Werte als am Siemens-CT und somit ein geringeres Bildrauschen mit dementsprechend besserer Bildqualität. Beim Vergleich der Bildqualität lag für die Thorax- und Abdomenuntersuchungen an beiden CT- Scannern mit Ausnahme einer Abdomenuntersuchung am Siemensgerät eine subjektiv diagnostische Bildqualität vor. Somit ist die Bildqualität bei den am Siemensgerät 66

67 durchgeführten CT-Untersuchungen zwar etwas schlechter, diagnostisch jedoch völlig ausreichend und dies mit einer Dosiseinsparung um 50% im Vergleich zum Toshibascanner. Auch in weiteren Studien hat sich gezeigt, dass CT-Untersuchungen mit einer Dosisreduktion von 50% und mehr in der klinischen Routine ohne signifikante Einschränkung der diagnostischen Aussagekraft einsetzbar sind [66-69]. Bedingt wird diese Dosisreduktion durch die adaptive Dosismodulation, die am Siemensgerät verwendet wird. In den letzten Jahren hat die adaptive Dosismodulation zunehmend an Bedeutung gewonnen. Wie in 1.3 beschrieben wird dabei der Röhrenstrom zum einen anhand des Topogramms an die Patientenkonstitution angepasst und zum anderen in Echtzeit während des Scans je nach Strahlenabschwächung innerhalb des Körpers angeglichen. Eine Dosisoptimierung lässt sich auch durch CT-Protokolle, die an den Körperbau des Patienten angepasst werden, erreichen. Das Patientengewicht oder der BMI sind leicht verfügbare Parameter, die in klinischen Studien und in der klinischen Routine eingesetzt werden, um das CT-Protokoll individuell auf den Patienten abzustimmen [44, 70]. Der Einfluss des BMI auf das Ausmaß der Dosisreduktion bei Anwendung der CARE Dose4D-Technik wurde in verschiedenen Studien untersucht [71, 72]. In einer Patientenstudie von Jedrusik et al. an einem 16-Detektor-Mehrzeilen-Spiral-CT (Somatom Sensation 16, Siemens) mit Nutzung der CARE4 Dose4D-Technik wurde der Einfluss des BMI auf die Höhe der Dosisreduktion in verschiedenen Körperregionen untersucht. Die größte Dosisersparnis von 51-56% ergab sich für normalgewichtige bzw. leicht übergewichtige Patienten (BMI < 30). Die Dosisreduktion für übergewichtige Patienten (BMI > 30) lag bei 31-43%. Die Berechnung der Dosisersparnis erfolgte durch den Vergleich des vom Gerät angegebenen individuellen mittleren mas-wertes für jede Körperregion mit dem zugehörigen Standard mas-wert. Zusätzlich wurde die subjektive Bildqualität anhand einer 4-stufigen Skala beurteilt, in der Kopf-Hals-Region wurde die Bildqualität zu 92% als uneingeschränkt gut bewertet, im Thoraxbereich zu 97%. Bei 29% der Abdomenuntersuchungen wurde ein leicht erhöhtes Bildrauschen ohne diagnostische Relevanz festgestellt [72]. 67

68 In zahlreichen Untersuchungen hat sich jedoch ergeben, dass die Querschnittsfläche (QSF) eines Patienten besser mit dessen Habitus korrespondieren als das Körpergewicht oder der BMI [45, 73-78]. Die Korrelationsanalyse dieser Arbeit ergab für die Thorax- und Abdomenuntersuchungen einen moderaten Zusammenhang zwischen dem Gewicht bzw. dem BMI sowie der QSF der Patienten und dem Bildrauschen sowohl am Toshiba- als auch am Siemensscanner. Es zeigte sich dabei eine bessere Korrelation zwischen der Querschnittsfläche und dem Bildrauschen als zwischen dem BMI und dem Bildrauschen bzw. dem Gewicht und dem Bildrauschen Dies bestätigt die Ergebnisse aus vorangegangenen Studien [73, 75]. Mit zunehmendem Body-Mass-Index oder zunehmender Querschnittsfläche des Patienten kam es zu keiner wesentlichen Verstärkung des Bildrauschens, das heißt die Bildqualität blieb unabhängig vom BMI oder der QSF auf relativ ähnlichem Niveau. Dies zeigt, dass die adaptive Dosismodulation am Siemensscanner eine gleichbleibend gute Bildqualität sowohl bei Personen mit unterschiedlichen Körperkonstitutionen als auch beim einzelnen Patienten in den verschiedenen Körperregionen gewährleistet. Am Toshiba-CT erklärt sich die gleichbleibend gute Bildqualität durch den voreingestellten bzw. bei sehr adipösen Patienten durch den seitens der MTRA entsprechend erhöhten Wert der Stromstärke. Dieser wurde üblicherweise so gewählt, dass auch in Körperregionen mit größerem Durchmesser eine diagnostische Bildqualität erreicht werden konnte [44, 79]. Durch die Erhöhung der Stromstärke bei adipösen Patienten kommt es am Toshiba-CT zu einer deutlichen Dosissteigerung, da das mas-produkt generell an die Körperpartie mit dem größten Durchmesser angepasst wird und somit in Körperregionen mit geringerem Durchmesser unnötig hoch ist. 4.2 Aktuelle und zukünftige Möglichkeiten der Dosisreduktion Eine zusätzliche Dosisreduktion lässt sich am CT-Gerät durch Verminderung unnötiger Strahlung durch Primär- und Sekundärkollimation sowie Strahlen-/Formfilter erreichen. Unter Kollimation versteht man die Ausblendung unerwünschter Strahlung. Dies geschieht bei der sogenannten Primärkollimation mittels Blenden (Kollimatoren) unmittelbar vor der Röntgenröhre, die den Röntgenstrahl so formen, dass nur der für die jeweilige Untersuchung benötigte Strahlenfächer entsteht und somit maßgeblich die auf den Patienten treffende Strahlendosis bestimmen. Bei der Sekundärkollimation handelt es sich 68

69 um direkt vor den Detektoren gelegene Kollimatoren (Detektorkollimatoren), die die Streustrahlung reduzieren. Durch Formfilter gelingt eine bessere Anpassung der Röntgenstrahlen an den Patientenquerschnitt, die Strahlung in der Peripherie wird verringert und damit eine Dosisreduktion erreicht. Dafür ist jedoch auch eine präzise Patientenzentrierung in der CT- Gantry notwendig, da es ansonsten zu einer unnötigen Erhöhung der Strahlendosis in der Körperperipherie bzw. an der Körperoberfläche und zu einer Zunahme des Bildrauschens kommt [80]. Zudem ist durch Formfilter eine Einblendung auf einen bestimmten Untersuchungsbereich, z.b. für Kardio-CTs möglich. Das in 1.3 beschriebene Overranging führt zu Dosiserhöhungen von bis zu 30-35% bei Thorax- und Abdomenuntersuchungen [81]. Die Länge des Overranging erhöht sich mit zunehmender Gesamtkollimation, höherem Pitchfaktor und kürzerer Scanstrecke. Um eine Dosiserhöhung durch Overranging zu reduzieren, enthalten neuere CT-Geräte dynamische Kollimatoren, deren Lamellen sich asymmetrisch öffnen und schließen, um so die nicht für die Bildrekonstruktion genutzte Strahlung am Anfang und Ende des Spiralscans zu eliminieren [15]. Der dosissparende Effekt macht sich vor allem bei Untersuchungen mit kurzer Scanstrecke und hohem Pitchfaktor (z.b. CT-Untersuchungen bei Kindern, Kardio- CTs) bemerkbar, wobei Dosiseinsparungen von bis zu 38% erreicht werden können [82]. Bei der automatischen Röhrenspannungsmodulation wird die Röhrenspannung individuell je nach Untersuchungsprotokoll und entsprechend der Abschwächung der Strahlung durch den Patienten angepasst. Dadurch lassen sich Dosiseinsparungen um 25% erreichen [83-85]. Gerade bei kontrastverstärkten CT-Untersuchungen, vor allem bei CT-Angiographien hat sich eine Reduktion der Röhrenspannung bewährt, da energiearme Röntgenstrahlen vom Jod besser absorbiert werden als vom umgebenden Gewebe und sich somit der Kontrast verbessert [86]. Die Röhrenspannung kann allerdings nicht beliebig reduziert werden, da dadurch der Wirkungsgrad der Röntgenröhre und die Durchdringungsfähigkeit der Röntgenstrahlen absinken. Wird die Röhrenspannung gesenkt, muss der Röhrenstrom entsprechend erhöht werden, um ein konstantes CNR und damit eine konstante Bildqualität zu erhalten. Die Dosis ist proportional zum Quadrat der Röhrenspannung, jedoch linear proportional zum Röhrenstrom [87]. Eine geringe Reduktion der Röhrenspannung bewirkt somit eine proportional stärkere Verringerung der Dosis als dies eine Absenkung des 69

70 Röhrenstroms tun würde. Sinnvoll ist eine Kombination von automatischer Röhrenspannungsmodulation und adaptiver Dosismodulation. Eine Dosiseinsparung kann zudem durch Optimierung der Detektoren und ihrer Anordnung erreicht werden. Die heutigen CT-Scanner (wie auch die in dieser Arbeit genutzten Geräte) verwenden überwiegend Detektorsysteme, die die integrale Energie registrieren, die von Photonen innerhalb einer bestimmten Zeit abgegeben wird. Bei diesen integrierenden Detektoren ist keine Information über die Energie und Anzahl der absorbierten Photonen verfügbar. Das heißt das Signal, das z.b. von einem einzelnen 120 kev-photon erzeugt wird, ist identisch mit dem Signal, das von einem 40 kev-photon produziert wird. Die Unterschiede der Strahlenabschwächung im Weichgewebe sind bei hoher Energie geringer als bei niedriger Energie [88]. Da die hochenergetischen Photonen das Signal jedoch dominieren, ist der Weichteilkontrast relativ niedrig. Um den Weichteilkontrast zu verbessern, sind höhere Strahlendosen erforderlich. Dagegen liefern die noch in der Entwicklung befindlichen photonenzählenden Detektoren Informationen über die individuelle Energie und Anzahl der einfallenden Röntgenquanten. Im Gegensatz zu den integrierenden Detektorsystemen erhalten bei den photonenzählenden Detektoren alle Photonen die gleiche Gewichtung einschließlich der niederenergetischen Photonen, die den größten Beitrag zum Weichteilkontrast leisten. Diese Detektorsysteme verringern somit das Bildrauschen und erhöhen den Weichteilkontrast [89-91]. Die Verbesserung der Bildqualität würde den Einsatz einer geringeren Strahlendosis und somit eine Dosisreduktion für den Patienten möglich machen. Bisher werden diese Detektorsysteme allerdings noch nicht in den CT-Geräten der klinischen Routine eingesetzt. An beiden für diese Arbeit verwendeten CT-Scannern wurde zur Bildrekonstruktion die in 2.4 beschriebene gefilterte Rückprojektion verwendet. An neueren CT-Geräten werden inzwischen zunehmend iterative Rekonstruktionsverfahren zur Bildrekonstruktion genutzt. Im Untersuchungszeitraum dieser Arbeit stand diese Methode noch nicht zur Verfügung. Da sich bei CT-Bildern echte Informationen und Bildrauschen überlagern, lässt sich die Bildqualität verbessern, indem man den Rausch-Anteil vermindert. Dies gelingt durch iterative Rekonstruktionsverfahren, welche im Gegensatz zur gefilterten Rückprojektion zwar erheblich rechenintensiver sind, jedoch zu einer Einsparung der Strahlendosis von 30-60% bei gleichbleibender Bildqualität führen. Unter einer theoretischen Annahme der 70

71 Dichteverteilung der zu untersuchenden Gewebeschicht werden neue Projektionsdaten gebildet und mit den tatsächlich gemessenen Rohdaten verglichen. Stimmen die beiden Datensätze nicht überein, wird ein Korrekturbild erstellt und es werden neue Projektionsdaten erstellt und mit den echten Rohdaten verglichen. Diese Iteration wird fortgeführt bis ein definiertes Abbruchkriterium erreicht ist. So kommt es schrittweise zu einer Annäherung an die tatsächliche Dichteverteilung. Das entstehende korrigierte Bild zeigt ein reduziertes Bildrauschen und eine verbesserte Auflösung von dichten Geweben [92-97]. Beim Rekonstruktionsalgorithmus Iterative Reconstruction in Image Space (IRIS) von Siemens Healthcare werden beim ersten Rekonstruktionslauf sämtliche Bildinformationen vom Rohdatenbereich direkt in den Bilddatenbereich überführt, in dem Berechnungen deutlich weniger aufwendig sind. Die errechneten Bilddaten müssen nicht mehr wiederholt mit den Rohdaten verglichen werden, man spart sich zeitaufwendige Rückprojektionen. Das entstehende Masterbild wird anschließend in iterativen Schritten sukzessive vom Bildrauschen befreit [98]. Durch dieses Rekonstruktionsverfahren lässt sich eine Dosisreduktion von bis zu 50% erreichen, ohne dass sich die Bildqualität verschlechtert [99-101]. Mit den neuesten rohdatenbasierten Rekonstruktionsverfahren wie Sinogram Affirmed Iterative Reconstruction (SAFIRE) von Siemens Healthcare lassen sich bereits Dosiseinsparungen von 50% und mehr erreichen [ ]. Die iterativen Rekonstruktionsverfahren werden sich u.a. durch zunehmend schnellere Bildberechnung auch in Zukunft weiter entwickeln und verbessern. Durch adaptive Filter lässt sich das Bildrauschen, das bei Niedrigdosis-CT-Scans entsteht, in einem Nachbearbeitungsverfahren deutlich reduzieren. Durch mathematische Algorithmen, die das menschliche Sehvermögen nachempfinden, kann das Bildrauschen um etwa 50% minimiert und so die Bildqualität von Standarddosis-Untersuchungen erreicht werden [ ] Der Großteil der genannten Techniken zielt darauf ab, das Bildrauschen zu verringern und dadurch die Dosis für den Patienten zu reduzieren. Da diese Verfahren aus relativ verrauschten Bilddaten Bilder mit akzeptablem Rauschen erzeugen können, kann die Strahlendosis deutlich reduziert werden, ohne dass die Diagnostik darunter leidet. 71

72 4.3 Limitationen Als Limitation dieser Studie ist die Bewertung der subjektiven Bildqualität durch einen einzelnen Auswerter zu nennen, so dass ein interindividueller Vergleich fehlt. Zudem liegt bei jeder subjektiven Analyse der Bildqualität ein gewisser Interpretationsspielraum vor. Außerdem ist der intraindividuelle Patientenvergleich nicht gegeben, da die Untersuchungen an beiden CT-Geräten nicht an einem Tag durchgeführt wurden, wobei dies in der klinischen Routine natürlich nicht möglich gewesen wäre. Die Ausstattung und Untersuchungsprotokolle der beiden verwendeten CT-Scanner sind nicht komplett identisch, diese Limitation ergibt sich jedoch zumindest teilweise aus dem Ziel die Unterschiede der Bildqualität und Dosis der beiden Geräte zu evaluieren. 4.4 Schlussfolgerungen und Ausblick Zusammenfassend zeigt sich in der vorliegenden Studie, dass sich die Bildqualität von CT- Untersuchungen durch eine patienten-adaptierte Dosisreduktion zwar etwas verschlechtert, jedoch weiterhin eine konstant diagnostische Bildqualität vorliegt. Entscheidend ist, dass die Dosis der CT-Scans dabei um etwa die Hälfte der Dosis reduziert werden kann, ohne eine Verschlechterung der diagnostischen Aussagekraft in Kauf nehmen zu müssen. Die für die Dosisreduktion maßgebliche adaptive Dosismodulation gewährleistet eine gleichbleibend gute Bildqualität unabhängig von der Patientenkonstitution. Der Habitus eines Patienten lässt sich dabei durch seine Querschnittsmaße besser bestimmen als durch seinen BMI oder das Körpergewicht. Anhand der vorliegenden Daten lässt sich abschätzen, wie sehr das Bildrauschen erhöht werden kann (mit entsprechender Dosisreduktion), um noch diagnostisch auswertbare Bilder zu erhalten. In Kombination mit oben beschriebenen und zum Teil noch nicht in der klinischen Routine eingesetzten Techniken zur Reduktion des Bildrauschens wird in Zukunft eine weitere Dosisreduktion für CT-Untersuchungen möglich sein. Inzwischen gibt es Ansätze, die Dosis für Routine-CT-Untersuchungen auf unter 1 msv zu senken [110]. Um dies durch die Kombination neuer Techniken bzw. Verbesserung bereits angewandter Verfahren wie Belichtungsautomatik, Strahlenfilter, empfindlichere Detektoren, 72

73 automatische Röhrenspannungsselektion, adaptive Dosismodulation und iterative Rekonstruktionsalgorithmen auch tatsächlich in der Routine zu erreichen, werden jedoch sicherlich noch einige Jahre vergehen. 73

74 5 Zusammenfassung Ziel der vorliegenden Arbeit war die Evaluation des Einflusses einer patienten-adaptierten Dosisreduktion auf die Bildqualität von CT-Untersuchungen des Thorax und Abdomens. Retrospektiv wurden die Bilddaten von jeweils 50 Patienten aus der klinischen Routine ausgewertet, die innerhalb von maximal sechs Monaten ein CT-Scan des Thorax bzw. des Abdomens an einem Toshiba Aquilion 16-Zeiler und am Siemens Definition AS+ 128-Zeiler erhalten hatten. Die Untersuchungen am Toshiba-Gerät wurden mit 120 kv und mas durchgeführt, die Untersuchungen am Siemens-Gerät mit 120 kv bei patientenadaptiertem Röhrenstrom. Mittels eines standardisierten und pseudoanonymisierten Datenerhebungsbogens wurden die Datensätze von einem unabhängigen Untersucher quantitativ und hinsichtlich der Bildqualität ausgewertet. Die signal-to-noise ratio und die contrast-to-noise ratio sowie das Dosis-Längen-Produkt für den einzelnen Patienten wurden evaluiert. Aus dem Dosis-Längen-Produkt wurde die geschätzte effektive Dosis mittels des Programms CT Expo errechnet. Die Bildqualität wurde auf einer Skala von 1-5 bewertet (1 = exzellente Bildqualität, 5 = nicht diagnostische Bildqualität). Zudem wurden Gewicht, Größe, Body-Mass-Index und die größte Querschnittsfläche der Patienten bestimmt. Die Ergebnisse zeigen, dass die Querschnittsmaße eines Patienten besser mit dessen Habitus korrespondieren als das Körpergewicht oder der Body-Mass-Index. Die Bildqualität blieb bei beiden Scannern unabhängig vom Body-Mass-Index oder der Querschnittsfläche relativ konstant. Es konnte nachgewiesen werden, dass die patienten-adaptierte Dosisreduktion am Siemens-CT zwar zu einer geringen Verschlechterung der Bildqualität im Vergleich zum Toshiba-CT führt, die Bildqualität aber unabhängig von der Patientenkonstitution weiterhin für die Diagnostik ausreicht. Die Dosis der CT-Scans konnte dabei im Vergleich vom Toshiba- zum Siemensscanner um etwa die Hälfte reduziert werden. Die adaptive Dosismodulation, wie sie am Siemens-CT verwendet wird, ermöglicht somit eine erhebliche Dosisreduktion bei erhaltener diagnostischer Bildqualität. Vor diesem Hintergrund scheint durch den Einsatz weiterer, zum Teil noch in der Entwicklung befindlicher Techniken zur Reduktion des Bildrauschens in Zukunft eine weitere Dosisreduktion für CT-Untersuchungen möglich zu sein 74

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81 104. Moscariello A, Takx RA, Schoepf UJ, Renker M, Zwerner PL, O'Brien TX, Allmendinger T, Vogt S, Schmidt B, Savino G, Fink C, Bonomo L, Henzler T: Coronary CT angiography: image quality, diagnostic accuracy, and potential for radiation dose reduction using a novel iterative image reconstruction techniquecomparison with traditional filtered back projection. Eur Radiol 21(10): ; von Falck C, Bratanova V, Rodt T, Meyer B, Waldeck S, Wacker F, Shin HO: Influence of sinogram affirmed iterative reconstruction of CT data on image noise characteristics and low-contrast detectability: an objective approach. PLoS One 8(2): e56875; Winklehner A, Karlo C, Puippe G, Schmidt B, Flohr T, Goetti R, Pfammatter T, Frauenfelder T, Alkadhi H: Raw data-based iterative reconstruction in body CTA: evaluation of radiation dose saving potential. Eur Radiol 21(12): ; Funama Y, Awai K, Miyazaki O, Nakayama Y, Goto T, Omi Y, Shimonobo T, Liu D, Yamashita Y, Hori S: Improvement of low-contrast detectability in low-dose hepatic multidetector computed tomography using a novel adaptive filter: evaluation with a computer-simulated liver including tumors. Invest Radiol 41(1): 1-7; Martinsen AC, Saether HK, Olsen DR, Skaane P, Olerud HM: Reduction in dose from CT examinations of liver lesions with a new postprocessing filter: a ROC phantom study. Acta Radiol 49(3): 303-9; Kropil P, Lanzman RS, Walther C, Rohlen S, Godehardt E, Modder U, Cohnen M: [Dose reduction and image quality in MDCT of the upper abdomen: potential of an adaptive post-processing filter]. Rofo 182(3): ; McCollough CH, Chen GH, Kalender W, Leng S, Samei E, Taguchi K, Wang G, Yu L, Pettigrew RI: Achieving routine submillisievert CT scanning: report from the summit on management of radiation dose in CT. Radiology 264(2): ;

82 7 Anhänge 7.1 Fragebogen Thorax Geben Sie bitte Alter und Gewicht des Patienten an: Alter: Jahre Gewicht: kg Wie würden Sie die Bildqualität hinsichtlich der Detailerkennbarkeit und Befundungsqualität auf einer Skala von 1 bis 5 bewerten? Betrachten Sie bitte drei verschiedene CT-Schichten: auf Höhe des Aortenbogens, auf Höhe der Carina und auf Höhe der Einmündung der linken Unterlappenvene in den Vorhof und kreuzen Sie Ihre schlechteste Beurteilung als Antwort an. 1. exzellent: klare Darstellung der Anatomie ohne Rauschen oder Artefakte 2. gut: klare Darstellung der Anatomie mit geringem Rauschen oder geringen Artefakten 3. befriedigend: ausreichende Bildqualität zur Befundung mit geringem bis mäßigem Rauschen oder Artefakten 4. mangelhaft: starkes Rauschen oder Artefakte mit teilweise Beeinträchtigung/Verschlechterung der diagnostischen Genauigkeit 5. nicht diagnostisch: starkes Rauschen und Artefakte mit wesentlicher Beeinträchtigung/Verschlechterung der diagnostischen Genauigkeit Bei den folgenden Messungen legen Sie die ROI bitte in das Gewebe, ohne große Gefäße oder Artefakte miteinzuschließen. Bei den Messungen in der Aorta vermeiden Sie bitte, Plaques bzw. Wandverkalkungen in die ROI mitaufzunehmen. 82

83 Bitte legen Sie auf drei verschiedenen CT-Schichten eine ROI in die thorakale Aorta descendens: auf Höhe des Truncus pulmonalis, auf Höhe der Einmündung der linken oberen Pulmonalvene in den linken Vorhof und auf Höhe der Einmündung der Vena cava inferior in den rechten Vorhof. Berechnen Sie aus diesen drei Dichtewerten den Mittelwert und notieren Sie zudem die Standardabweichung. 1. Messung: HU, Standardabweichung: 2. Messung: HU, Standardabweichung: 3. Messung: HU, Standardabweichung: Mittelwert: HU Bitte legen Sie eine ROI in die autochthone Rückenmuskulatur und notieren Sie den Dichtewert und die Standardabweichung. Messung: HU, Standardabweichung: Bitte legen Sie eine ROI in das subkutane Fettgewebe der ventralen Thoraxwand und notieren Sie die Standardabweichung. Standardabweichung: Notieren Sie bitte den volumenbezogenen CT-Dosisindex und das Dosislängenprodukt (DLP): mgy mgycm Bitte berechnen Sie die geschätzte Effektive Dosis (E) mit der Formel: E = DLP x Konversionsfaktor Konversionsfaktor Lunge: 0,014 Konversionsfaktor Abdomen: 0,015 E = msv Geben Sie bitte die minimale und die maximale mas an: Min.: mas Max.: mas 83

84 Bestimmen Sie die größte Patientenfläche über eine ROI auf Höhe des Aortenbogens und auf Höhe BWK 12. Fläche: mm² Fläche: mm² 84

85 7.2 Fragebogen Abdomen Geben Sie bitte Alter und Gewicht des Patienten an: Alter: Jahre Gewicht: kg Wie würden Sie auf zwei verschiedenen CT-Schichten die Bildqualität hinsichtlich der Detailerkennbarkeit und der Befundungsqualität auf einer Skala von 1 bis 5 bewerten? Auf Höhe des Pfortaderhauptstammes und auf Höhe der Aortenbifurkation. 1. exzellent: klare Darstellung der Anatomie ohne Rauschen oder Artefakte 2. gut: klare Darstellung der Anatomie mit geringem Rauschen oder geringen Artefakten 3. befriedigend: ausreichende Bildqualität zur Befundung mit geringem bis mäßigem Rauschen oder Artefakten 4. mangelhaft: starkes Rauschen oder Artefakte mit teilweise Beeinträchtigung/Verschlechterung der diagnostischen Genauigkeit 5. nicht diagnostisch: starkes Rauschen und Artefakte mit wesentlicher Beeinträchtigung/Verschlechterung der diagnostischen Genauigkeit Bei den folgenden Messungen legen Sie die ROI bitte in das Gewebe, ohne große Gefäße oder Artefakte miteinzuschließen. Bei den Messungen in der Aorta vermeiden Sie bitte, Plaques bzw. Wandverkalkungen in die ROI mitaufzunehmen. 85

86 Bitte legen Sie in derselben CT-Schicht insgesamt 4 Mal eine ROI in die Leber, davon 2 Mal in den rechten Leberlappen, 2 Mal in den linken Lappen. Berechnen Sie aus diesen 4 Dichtewerten den Mittelwert und notieren Sie zudem die Standardabweichung. 1. Messung: HU, Standardabweichung: 2. Messung: HU, Standardabweichung: 3. Messung: HU, Standardabweichung: 4. Messung: HU, Standardabweichung: Mittelwert: HU Bitte legen Sie in derselben CT-Schicht insgesamt 3 Mal eine ROI in das Pankreas, je 1 Mal in Caput, Corpus und Cauda. Berechnen Sie aus diesen 3 Dichtewerten den Mittelwert und notieren Sie zudem die Standardabweichung. 1. Messung: HU, Standardabweichung: 2. Messung: HU, Standardabweichung: 3. Messung: HU, Standardabweichung: Mittelwert: HU Bitte legen Sie insgesamt 3 Mal eine ROI in die abdominale Aorta, auf Höhe des Abgangs des Truncus coeliacus, auf Höhe des Abgangs der linken Nierenarterie und unmittelbar oberhalb der Bifurkation. Berechnen Sie aus diesen 3 Dichtewerten den Mittelwert und notieren Sie zudem die Standardabweichung. 1. Messung: HU, Standardabweichung: 4. Messung: HU, Standardabweichung: 5. Messung: HU, Standardabweichung: Mittelwert: HU Bitte legen Sie eine ROI in die autochthone Rückenmuskulatur und notieren Sie den Dichtewert und die Standardabweichung. Messung: HU, Standardabweichung: 86

87 Bitte legen Sie eine ROI in das subkutane Fettgewebe der ventralen Bauchwand und notieren Sie die Standardabweichung. Standardabweichung: Notieren Sie bitte den volumenbezogenen CT-Dosisindex und das Dosislängenprodukt (DLP): mgy mgycm Bitte berechnen Sie die geschätzte Effektive Dosis (E) mit der Formel: E = DLP x Konversionsfaktor Konversionsfaktor Lunge: 0,014 Konversionsfaktor Abdomen: 0,015 E = msv Geben Sie bitte die minimale und die maximale mas an: Min.: mas Max.: mas Bestimmen Sie jeweils die größte Patientenfläche über eine ROI auf Höhe der Oberkante LWK1 und auf Höhe der Oberkante SWK1. Fläche: mm² Fläche: mm² 87

88 Danksagung Ich möchte mich bei meinem Doktorvater PD Dr. Florian Vogt bedanken, dass er mir diese Dissertation ermöglicht hat, für seine Hilfe, Geduld und manchmal auch nötige Ungeduld. Meiner Familie danke ich, dass sie mich während meiner Ausbildung und meines Studiums immer unterstützt und mir so meinen weiteren Werdegang erst ermöglicht hat. Bei meinem Freund Jan sowie Nina, Sina und Saskia möchte ich für tröstende Worte, Aufmunterungen und glühende Motivationsreden bedanken. 88

89 Lebenslauf STEPHANIE HOLLMANN KRONSFORDER ALLEE 19a, LÜBECK PERSÖNLICHE ANGABEN Geburtsdatum: Geburtsort: Buchholz/Nordheide Staatsangehörigkeit: deutsch SCHULISCHE AUSBILDUNG 1996 Allg. Hochschulreife St. Viti-Gymnasium Zeven BERUFLICHE AUSBILDUNG Ausbildung zur medizinisch-technischen Laboratoriumsassistentin, MTA-Schule Stade UNIVERSITÄRE AUSBILDUNG Ab Okt Sept August 2003 März 2006 April 2007 Studium Humanmedizin, Universität zu Lübeck Ärztliche Vorprüfung, Note: zwei Erster Abschnitt der Ärztlichen Prüfung, Note: zwei Zweiter Abschnitt der Ärztlichen Prüfung, Note: zwei Dritter Abschnitt der Ärztlichen Prüfung, Note: eins WEITERE TÄTIGKEITEN März 2000 Juni 2007 mit 32 Stunden / Monat als MTA in der Klinischen Chemie, Uniklinik Lübeck bei Prof. Dr. Seyfarth beschäftigt 89