Ansätze zur Dosisreduzierung in der Computertomographie

Bei einem CT-Scan werden Querschnitte (Schichten) durch den Körper bestrahlt. Doch die Strahlendosis, welcher der Körper ausgesetzt ist, beschränkt sich nicht nur auf die zuvor festgelegten Schichten, sondern wird auch ausserhalb dieses Bereichs gestreut (Abbildung 1).
Zur Berechnung der absorbierten Strahlendosis D muss die Streustrahlung mit einbezogen werden. Der Computed Tomographie Dose Index (CTDI) besteht aus der Summe der in den Schichten absorbierten Dosis und den daran vorbei gehenden Strahlen (Abbildungen 2 und 3), die in Abhängigkeit von der Nennschichtdicke berechnet werden.
Mathematisch berechnet sich der CTDI aus dem Integral der absorbierten Dosis entlang der z-Achse, geteilt durch die Nennschichtdicke.
CTDI ist das Mass der Dosis, die in einer einzelnen axialen Schicht des Patienten eingelagert wurde. Die verwendete Masseinheit lautet mGy (1 mGy = 1/1000 Gy).
In der Praxis können die Grenzen des Integrals nicht ins Unendliche ausgedehnt werden. Der laut FDA (Food & Drug Administration) in den USA definierte CTDI erfordert eine Integrallänge von 7 Nennschichtdicken auf beiden Seiten der bestrahlten Schicht¹. Die heute eher übliche Definition lautet CTDI¹⁰⁰ und erfordert einen Integralbereich von 50 mm auf jeder Seite der bestrahlten Schicht. Das ist praktischer, da die meisten Ionisierungskammern zur Messung des CTDI 100 mm lang sind. Die Ionisationskammern befinden sich in der Mitte und am Rand von Perspex® Dummies mit einem Durchmesser von 16 cm für den Kopf und 32 cm für den Körper (Abbildung 4).
Es gibt unterschiedliche Methoden zur Berechnung des CTDI. Eine besteht darin, die unterschiedlichen Absorptionswerte zu berücksichtigen, die im Inneren und am Rand des Patientenkörpers auftreten, indem man eine gewichtete Summe der mittleren und peripheren CTDI-Werte nimmt.
Die sich daraus ergebende Formel für den gewichteten CTDI (CTDI_w), die diesen Unterschied berücksichtigt, lautet:
CTDI_W = 1/3 CTDIA¹⁰⁰ + 2/3 CTDI^B₁₀₀

¹FDA October 20, 2006: Guidance for Industry, FDA Staff, and Third Parties – Provision for Alternate Measure of the Computed Tomography Dose Index (CTDI) to Assure Compliance with the Dose Information Requirements of the Federal Performance Standard for Computed Tomography

Volumen-CT-Scans beinhalten die Durchführung vieler sequentieller Schichtaufnahmen während eines Spiralscans. Deshalb ist die Geschwindigkeit, mit der sich der Tisch bewegt, zu berücksichtigen: Wenn der Tisch sich langsam bewegt, überlagern sich die Röntgenstrahlprofile (Abbildung 5). Bei einem Spiralscan wird der Abstand (Pitch) definiert als die Länge in mm, die der Tisch während einer Umdrehung der Röntgenröhre zurücklegt, geteilt durch die Nennstrahlbreite des Detektors, projiziert auf den Mittelpunkt des Scanners.

Bei einer Spiraluntersuchung ist der CTDIvol:

CTDI_vol = CTDI_w 1/Pitch

Wenn der Pitch kleiner als 1 ist, überlagern sich die Röntgenstrahlprofile und die absorbierte Dosis steigt. Wenn der Pitch grösser als 1 ist, überlagern sich die Röntgenstrahlprofile nicht. Es kommt zu Lücken bei der Erfassung und die absorbierte Dosis sinkt. Das gilt sowohl für Einzel- als auch Mehrfachdetektoren Zeilen-CTs.

Der erwartete CTDI_vol wird vor jedem Scan auf der Benutzeroberfläche des CT-Scanners angezeigt. Der Bediener kann also die in Abhängigkeit von den eingegebenen Parametern absorbierte Dosis auf dem Bildschirm leicht verfolgen (Abbildung 6).

Um die gesamte, bei einem vollständigen CT-Scan absorbierte Dosis zu berechnen, ist der untersuchte Bereich zu Grunde zu legen (Abbildung 7).

Das Dosislängenprodukt (DLP) ist das Produkt aus CTDI_vol und dem Untersuchungsbereich: DLP = CTDI_vol L. Die Masseinheit ist mGy cm. Sowohl CTDI_vol als auch DLP für jede CT-Untersuchung werden im Patientenprotokoll gespeichert und stehen dadurch sofort zur Verfügung.

Ein weiterer Aspekt, den es zu berücksichtigen gilt, ist die Grösse des Patienten. Wenn der Patient kleiner als das 32 cm Perspex® Phantom zur Bestimmung des CTDI ist, so fällt die tatsächliche Dosis höher aus. Ist der Patient grösser, so ist die Dosis dementsprechend geringer.

Wenn die Form bzw. der Querschnitt des Patienten in etwa dem CTDI-Phantom entsprechen, dann kann der CTDI_vol zur Abschätzung der absorbierten Patientendosis herangezogen werden.

Die effektive Dosis ist im Scanvolumen einer CT berücksichtigt und umfasst die direkte und die Streustrahlung für alle Organe. Sie kann nicht für jeden einzelnen Patienten exakt berechnet werden, sondern wird mit Hilfe von Monte-Carlo-Simulationen angenähert, bei denen man von einem idealen „Durchschnittspatienten“ ausgeht. Die Kalkulation basiert auf einem mathematischen, erwachsenen Hermaphroditen-Phantom, wie es in den Monte-Carlo-Simulationen der effektiven Dosis 1989 vom britischen National Radiological Protection Board (NRBP) verwendet wurde.

Die Formel für die effektive Dosis E lautet: E = Σ D_org • w_org

Die effektive Dosis bei einer CT ist deshalb ein Mass für die mittlere Strahlenbelastung einer Patientengruppe, nicht eines einzelnen Patienten, der in der Regel vom idealen „Durchschnittspatienten“ abweicht.

Die effektive Dosis besteht aus der Summe der Dosen aller Organe, multipliziert mit den jeweils gewichteten Gewebefaktoren. Für unterschiedliche Scanbereiche kann die effektive Dosis E annäherungsweise über das Dosislängenprodukt (DLP) berechnet werden1:

E = DLP • f

Der mittlere Gewichtungsfaktor f (Mittelwert aus männlichen und weiblichen Körpern) wird für unterschiedliche Bereiche des menschlichen Körpers verwendet:
1. Kopf: f = 0,0021 mSv/(mGy • cm)
2. Hals: f = 0,0059 mSv/(mGy • cm)
3. Thorax: f = 0,014 mSv/(mGy • cm)
4. Abdomen und Becken: f = 0,015 mSv/(mGy • cm)

Tabelle 1 zeigt typische Beispiele für die effektive Dosis bei unterschiedlichen CT-Aufnahmen.

Die effektiven Dosen, die bei CT-Untersuchungen zum Einsatz kommen (z. B. Kopf 1,9 mSv, Thorax 3,4 mSv, Abdomen 4,9 mSv) liegen weit unter den Grenzwerten, die normalerweise mit deterministischen Strahlenwirkungen in Verbindung gebracht werden (Tabelle 2).
Allerdings bleiben die Risiken für stochastische Strahlenschäden nach einem CT-Scan unsicher. Es gibt nur einige Annahmen und Modelle, um dieses Risiko zu quantifizieren.
Die wichtigste Studie in diesem Zusammenhang wurde an 105'000 Strahlenopfern in Hiroshima und Nagasaki durchgeführt, von denen 35'000 Strahlendosen zwischen 5 und 200 mSv ausgesetzt waren.¹ Leider brachte die Studie eine hohe statistische Unsicherheit für den niedrigen Dosisbereich hervor, der für einen CT-Scan gilt. Daneben bleiben viele Ungewissheiten hinsichtlich der Reaktion auf die absorbierte Strahlung, sowohl für Krebs als auch für Nicht-Krebserkrankungen, die durch Dosen unter 100 mSv verursacht werden.² Man geht heute davon aus, dass ein lineares Verhältnis zwischen der Strahlendosis und dem zusätzlichen Krebsrisiko ohne eine Dosisschwelle besteht (Linear No-threshold-Modell, oder LNT) und dass das Risiko stark vom Alter zum Zeitpunkt der Bestrahlung abhängt (je jünger das Kind, desto höher ist das potentielle Risiko).
Eine kürzlich veröffentlichte Untersuchung von Brenner et al schätzt das lebenslange Risiko, an einer durch CT-Scans verursachten Krebserkrankung zu sterben, wie in Abbildung 9A und 9B dargestellt.³
Die International Commission on Radiological Protection (ICRP) stellte 1990 die Vermutung auf, dass das Risiko, an Krebs zu sterben um 5% pro Sv steigt. Ausgehend von dieser Annahme, könnte eine CT-Untersuchung mit 10 mSv das Krebssterblichkeitsrisiko um etwa 0,05% steigern. Dieser Wert entspricht in etwa den Annahmen von Brenner (Abbildungen 9A und 9B). Doch dieses Risiko muss fachgerecht eingegrenzt werden. Nach Smith liegt das Risiko, in der westlichen Welt an Krebs zu sterben durchschnittlich bei 25%. Nach einem CT-Scan mit 10 mSv erhöht sich dieses Risiko um lediglich 0,05% (25,05%). Die gleiche Zunahme des Sterblichkeitsrisikos ergibt sich auch, wenn man 450 Tage in London City lebt (auf Grund der Luftverschmutzung) oder wenn man 540 Tage lang mit einem Raucher dieselbe Wohnung teilt.⁴
Tabelle 3 zeigt das über die gesamte Lebenszeit geschätzte Risiko, an unterschiedlichen Ursachen zu sterben.

Bei einer klinischen Indikation wiegt daher der Nutzen einer CT-Untersuchung weit mehr als das dadurch verursachte zusätzliche Strahlenrisiko für den Patienten. Dennoch ist Siemens bestrebt, das ALARA (As Low As Reasonably Achievable) Prinzip einzuhalten, das heisst, die geringst mögliche Dosis einzusetzen, die nötig ist, um eine Bildqualität zu erhalten, die den diagnostischen Zwecken gerecht wird.

¹ Preston DL et al. Solid cancer incidence in atomic bomb survivors: 1958–1998. Radiat Res. 2007 Jul;168(1):1-64.
² Muirhead CR. Studies on the Hiroshima and Nagasaki survivors, and their use in estimating radiation risks. Radiat Prot Dosimetry. 2003;104(4):331-5.
³ Brenner DJ et al. Computed tomography – an increasing source of radiation exposure. N Engl J Med. 2007 Nov 29;357(22):2277-84.
⁴ Smith JT. Are passive smoking, air pollution and obesity a greater mortality risk than major radiation incidents? BMC Public Health. 2007 Apr 3;7:49.

Um unsere führende Stellung aufrecht zu erhalten und die gesundheitliche Versorgung der Patienten zu verbessern, arbeiten wir eng mit Experten an Universitäten sowie in öffentlichen und privaten Radiologiezentren auf der ganzen Welt zusammen – um Forschungsergebnisse in praktische Komponenten für den Klinikalltag umzuwandeln.
Neben den neuesten Technologien erfordert die Dosisreduzierung in der Computertomographie auch Schulungen, um sich mit den Methoden und beeinflussenden Faktoren der Reduzierung vertraut zu machen. Deshalb tut Siemens alles dafür, die dosisreduzierenden Produkte so intuitiv wie möglich für Ärzte und Bedienpersonal zu gestalten. Des Weiteren werden laufend Seminare und Dokumentationsmaterial zur Dosisreduzierung angeboten.
Nachstehend finden Sie kurze Beschreibungen unserer Produkte und Algorithmen zur Dosisreduzierung.

Aussergewöhnlich geringe Strahlenbelastung:
Je geringer die Dosis, um so schwieriger ist es, Bilder einer angemessenen Qualität zu rekonstruieren. Das ist eine allgemein gültige Regel in der Computertomographie. Dank ADMIRE, der letzten Generation in Sachen iterative Rekonstruktion, steht Medizinern und Radiologen jetzt eine Bildqualität mit natürlicher Bildwiedergabe samt klinischen Anwendungen mit Dosiswerten zur Verfügung, die in der Vergangenheit undenkbar gewesen wären.

Exzellente Bildqualität:
ADMIRE verleiht der iterativen Rekonstruktion eine neue Dimension. Die vom Anwender gewählten, unterschiedlichen Stärken bieten eine aussergewöhnlich kontrastreiche und scharfe Abzeichnung der Organe und Strukturen des menschlichen Körpers. Selbst Strukturen mit geringerer Dichte lassen sich nun besser erkennen. Darüber hinaus reduziert diese neue Technologie Artefakte noch besser als zuvor – beispielsweise Streifenartefakte im Schulterbereich.

Für die tägliche Anwendung geeignet:
Selbstverständlich ist es wichtig, dass die Bilder direkt nach der Untersuchung zur Verfügung stehen – vor allem in der Notfallmedizin. Das leistungsstarke System ADMIRE stellt die neueste Generation der iterativen Rekonstruktionstechnologie für den Alltag bereit. Der Einfluss der iterativen Rekonstruktion ist beispielsweise an den Schichtdicken von bis zu 3 Millimetern erkennbar. Normalerweise werden diese Schichten zwecks Berichterstellung an das PACS gesendet. Das bedeutet, dass ADMIRE PACS-geeignet ist.

Die wirksamste Methode zur Reduzierung der Strahlendosis bei einer CT ist es, die Scanparameter an die Anatomie des Patienten anzupassen. Die korrekte Zentrierung des Patienten, die Verwendung der richtigen Protokolle und das Einstellen der Röntgenröhrenleistung auf Form und Grösse des Patienten helfen dabei, die Strahlenbelastung zu minimieren.

Dabei sind sich einige Anwender möglicherweise nicht bewusst, wie die Parameter verändert werden müssen, um die Strahlendosis an unterschiedliche Patienten anzupassen. So kann beispielsweise beim Scannen eines Bereichs, in dem der Patientendurchmesser nur 4 cm weniger beträgt, die Röhrenleistung um den Faktor 2 verringert werden, um immer noch eine adäquate Bildqualität zu erhalten. Daher verfügen alle Siemens CT-Scanner über Kontrollmechanismen, welche die Strahlendosis automatisch an die Patientenanatomie anpassen.

Siemens CARE Dose4D passt den Röhrenstrom automatisch an Form und Grösse des Patienten an und erreicht dadurch auf zweifache Weise die optimale Röhrenstrommodulation^{1, 2}. Zuerst wird der Röhrenstrom auf der Grundlage eines Topogramms variiert, indem der tatsächliche Patient mit dem „Standardmodell“ verglichen wird. Dabei wird der Röhrenstrom für grosse Patienten erhöht und für kleine Patienten verringert.

Auch die unterschiedliche Abschwächung in unterschiedlichen Körperbereichen wird dabei berücksichtigt. Bei einem erwachsenen Patienten sind zum Beispiel 140 mAs im Schulterbereich ausreichend, während im Thoraxbereich schon 55 mAs genügen. Der Abdomen schlägt mit 110 mAs zu Buche und der Beckenbereich mit 130 mAs.

Als nächstes misst die Winkeldosismodulation während des Scans in Echtzeit die tatsächliche Abschwächung im Patienten und stellt den Röhrenstrom entsprechend ein – nicht nur auf unterschiedliche Körperbereiche, sondern auch auf unterschiedliche Winkel während der Rotation. Dies ist besonders wichtig für die effiziente Dosisreduzierung im Schulter- und Beckenbereich, da dort die laterale Abschwächung wesentlich höher ist als die anterior-posteriore Abschwächung. Abbildung 1 zeigt das Funktionsprinzip von CARE Dose4D.

Die klinische Erfahrung zeigt, dass es kein lineares Verhältnis zwischen dem optimalen Röhrenstrom und der Patientenabschwächung gibt. Grössere Patienten benötigen eindeutig eine höhere Dosis als durchschnittlich grosse Patienten, aber sie verfügen auch über mehr Körperfett, das den Gewebekontrast erhöht. Kleinere Patienten benötigen eine niedrigere Dosis als durchschnittlich grosse Patienten, aber sie haben weniger Körperfett und einen schlechteren Gewebekontrast, was mehr Rauschen verursacht, wenn die Dosis zu gering ist. Durch die Echtzeit-Dosismodulation reduziert CARE Dose4D daher die Dosis vielleicht in einem geringeren Mass, als man es für kleine Patienten erwartet, und erhöht sie gleichzeitig weniger, als man es für grössere Patienten erwartet hätte. So bleibt die gute diagnostische Bildqualität erhalten, während gleichzeitig die optimale Strahlendosis erreicht wird (Abbildung 3). Durch die Modulation des Röhrenstroms in der x-, y- und z-Richtung mit CARE Dose4D lässt sich die Strahlendosis verringern.

¹ Greess H et al. Dose reduction in subsecond multislice spiral CT examination of children by online tube current modulation. Eur Radiol. 2004 Jun;14(6):995-9.

² Alibek S et al. Dose reduction in pediatric computed tomography with automated exposure control. Acad Radiol. 2011 Jun;18(6):690-3.
 

Bei dieser Methode wird die Strahlendosis während des gesamten Spiral-CT-Scans mit Hilfe der Informationen gesteuert, die vom EKG des Patienten stammen. Der Röhrenstrom beträgt nur während einer zuvor eingestellten Phase des Herzrhythmus 100% der gewünschten Leistung. Während der restlichen Zeit kann der Strom gesenkt werden, was auch zu einer Senkung der durchschnittlichen Strahlendosis führt (Abbildung 4).¹

Die EKG-gesteuerte Dosismodulation basiert auf der kontinuierlichen Überwachung des EKGs und auf einem Algorithmus, der auf Grund der Berechnung der durchschnittlichen Dauer der vorhergehenden Zyklen vorhersagt, wann die gewünschte EKG-Phase beginnt. Ältere Geräte mit der EKG-gesteuerten Methode stossen bei der Untersuchung von Patienten mit Herzrhythmusstörungen an ihre Grenzen, da hier die Messphasen nicht durch die Bildung eines Mittelwerts berechnet werden können. Unlängst wurden vielseitigere EKG-Steueralgorithmen eingeführt, die flexibel auf Arrhythmien und Extrasystolen reagieren und somit das Potential haben, das klinische Applikationsspektrum der EKG-gesteuerter Dosismodulation erheblich zu erweitern.

¹ Jakobs TF et al. Multislice helical CT of the heart with retrospective ECG gating: reduction of radiation exposure by ECG-controlled tube current modulation. Eur Radiol. 2002 May;12(5):1081-6.
 

Prospektives EKG-Triggering in Verbindung mit “Step-and-shoot”-Erfassung von axialen Schichten ist eine sehr dosiseffiziente Methode des EKG-synchronisierten Scannens. Tatsächlich werden dabei während der zuvor ausgewählten Zyklusphase nur die für die Bildrekonstruktion absolut unerlässlichen Scandaten erfasst.

Das EKG-Signal des Patienten wird während der Untersuchung überwacht und die axialen Scans werden mit einer zuvor eingestellten zeitlichen Verzögerung zu den R-Wellen gestartet. Mit dem herkömmlichen Ansatz stösst diese Methode bei Patienten mit schwerer Arrhythmie an ihre Grenzen, da das per EKG ausgelöste axiale Scannen von einer zuverlässigen Vorhersage des nächsten Herzschlagzyklus abhängig ist, die auf der durchschnittlichen Länge der vorhergehenden Zyklen beruht.

Mit Adaptive Cardio Sequence wird eine genauere Analyse des Patienten-EKGs durchgeführt. Unregelmässigkeiten werden zuverlässig erkannt. Bei einer Extrasystole kann der Scan entweder ausgesetzt werden, sofern der ektopische Herzschlag vor dem Scanstart stattfand, was eine unnötige Dosis einspart, oder er kann an derselben Position wiederholt werden. Somit lässt sich das Applikationsspektrum des EKG-gesteuerten sequentiellen Scans auch auf Patienten mit hoher und unregelmässiger Herzfrequenz ausweiten (Abbildungen 5 und 6)

Bei Spiral-CTs wird üblicherweise vor und nach jedem Scan noch eine halbe Umdrehung der Gantry gefahren, wobei der Detektor vollständig bestrahlt wird, obwohl die erfassten Daten nur zum Teil für die Bildrekonstruktion benötigt werden. Dieses Problem ist typisch für Spiral-CTs und wird als „Over-Ranging“ bezeichnet (Abbildung 7).

Adaptive Dose Shield, eine Technologie, die auf der präzisen, schnellen und unabhängigen Bewegung beider Kollimatorblenden beruht, begrenzt dieses Over-Ranging. Der vor dem Patienten befindliche Kollimator öffnet und schliesst sich asymmetrisch am Anfang und am Ende eines jeden Scans und blockiert dabei diejenigen Röntgenstrahlen, die nicht für die Bildrekonstruktion benötigt werden. Demzufolge wird nur das Zielgewebe bestrahlt (Abbildung 8).

Messungen am Institut für Medizinische Physik an der Universität Erlangen-Nürnberg, Deutschland,¹ und am Clinical Innovation Center, Mayo Clinic, Rochester, Minnesota, USA,² haben eine signifikante Dosisreduzierung gezeigt, ohne dabei die Bildqualität zu beeinträchtigen (Abbildung 9).

¹ Deak PD et al. Effects of adaptive section collimation on patient radiation dose in multisection spiral CT. Radiology. 2009 Jul;252(1):140-7.
² Christner JA et al. Dose reduction in helical CT: dynamically adjustable z-axis X-ray beam collimation. AJR Am J Roentgenol. 2010 Jan;194(1):W49-55.

³ Diese Studie bewertete die Dosisreduzierung bei einem handelsüblichen CT-Scanner mit und ohne abschnittsadaptiver Kollimation zur Strahlenreduzierung vor und nach dem Spiral-Scan. Die Messungen wurden mit thermolumineszenten Dosimetern in CTDI-Phantomen und in einem Alderson-Rando-Phantom für Spiral-CT-Protokolle des Herzens und des Brustkorbs durchgeführt und wurden dann mit den Dosisprofilen von Monte-Carlo-Simulationen verglichen.

Dual Source CT (DSCT) ist eine Methode zum Scannen des Herzens innerhalb eines Herzschlags ohne dazu einen Flächendetektor zu verwenden, der das gesamte Herzvolumen abdeckt. Mit einem Single Source CT (Abbildung 10 links) wird der Spiralabstand auf Werte unter 2,0 begrenzt, um eine lückenlose Volumenerfassung entlang der z-Achse zu gewährleisten. Wenn der Abstand erhöht wird, entstehen Abtastlücken, welche die Bildrekonstruktion mit gut definierten Schmalschichtprofilen und ohne Artefakte erschweren. Mit DSCT-Systemen können die Daten, die mit dem zweiten Messsystem eine Viertelumdrehung später aufgenommen wurden, diese Lücken füllen (Abbildung 10 rechts). Auf diese Weise kann der Abstand in einem Bildgebungsbereich, der von beiden Detektoren erfasst wird, bis auf 3,4 erhöht werden. Da wegen des hohen Abstands keine redundanten Daten erfasst werden, kann eine Viertelumdrehung der Daten pro Messsystem für die Bildrekonstruktion verwendet werden und jedes der einzelnen Axialbilder hat eine zeitliche Auflösung von einer Viertelumdrehung.

Der SOMATOM Definition Flash bietet einen 38,4 mm grossen Detektorerfassungsbereich in der z-Richtung und eine Gantry-Rotationszeit von 0,28 Sekunden. Bei einem Pitch von 3,4 beträgt die Tischvorschubgeschwindigkeit 450 mm/s, was ausreicht, um das Herz (12 cm) in etwa 0,27 Sekunden zu erfassen. Der Scan wird durch einen vom Benutzer eingestellten Herzzyklus des Patienten ausgelöst und gestartet. Jedes der Bilder hat eine zeitliche Auflösung von 75 ms und die Phase der in z-Richtung nebeneinander liegenden Bilder ist leicht verschoben (Abbildung 11).

Da keine sich überlagernden Daten erfasst werden, ist die Strahlendosis in dieser neuen Betriebsart sehr gering, ja sogar geringer als die Dosiswerte von EKG-getriggerten sequentiellen Scans. Erste Veröffentlichungen zeigen, dass zuverlässige koronare CT-Angiographien (CTA) bereits bei einer Strahlendosis unter 1 mSv machbar sind.^1,2

Die ersten wissenschaftlichen Untersuchungen zum SOMATOM Definition Flash haben gezeigt, dass die effektive Strahlendosis von 0,88 – 0,9 mSv bei routinemässigen koronaren CTAs erreicht wurden^{.1, 2}

¹ Achenbach S et al. Coronary computed tomography angiography with a consistent dose below 1 mSv using prospectively electrocardiogram-triggered high-pitch spiral acquisition. Eur Heart J. 2010 Feb;31(3):340-6.
² Leschka S et al. Diagnostic accuracy of high-pitch dual-source CT for the assessment of coronary stenoses: first experience. Eur Radiol. 2009 Dec;19(12):2896-903.

Laut den unlängst (auf Empfehlung der International Commission on Radiological Protection von 2007, ICRP103) geänderten gewichteten Gewebefaktoren ist die weibliche Brust strahlenempfindlicher als bisher angenommen. Bei jeder CT-Untersuchung des Thorax wird die Brust mit bestrahlt – auch wenn sie nicht der eigentlich betroffene Bereich ist – und sollte deshalb besonders geschützt werden. Siemens X-CARE, eine organbasierte Dosismodulationsfunktion, kann die Strahlenbelastung empfindlicher Organe selektiv begrenzen. Mit dieser Methode wird die Strahlungsintensität verringert, wenn der Patient von vorne bestrahlt wird (Abbildung 13).

Dadurch lässt sich die Strahlenexposition der Brust oder der Augen reduzieren (Abbildung 14).

Die iterative Rekonstruktion ist seit Jahrzehnten ein interessantes Thema in der Computertomographie. Bereits in den 1980er Jahren hatten Forscher versucht, die Bildqualität durch mehrere iterative Rekonstruktionsdurchgänge zu verbessern. Bildfehlstellen wurden durch das Vergleichen der rekonstruierten Bilder mit den im Rohdatenraum gemessenen Daten identifiziert. Im nächsten Rekonstruktionsdurchgang wurden die Bilder auf Grundlage dieses Vergleichs verbessert.

Doch vor allem die Rückübertragung der Daten von einem rekonstruierten Bild (dem sogenannten Bildraum) in den Rohdatenraum ist sehr zeitaufwändig. In der Vergangenheit verhinderten die langen Berechnungszeiten den Einsatz der iterativen Bildgebung im klinischen Alltag, da die Bearbeitung grosser Datensätze bis zu mehreren Stunden beanspruchen konnte.

IRIS – Iterative Reconstruction in Image Space – ist ein einzigartiger Ansatz von Siemens zur iterativen Rekonstruktion. Es ist mathematisch erwiesen, dass die Rauschreduzierung komplett von der Artefakt-Reduzierung getrennt werden kann. Die Rauschreduzierung kann allein durch die Iteration im Bildraum erfolgen – ohne die Bilder in den Rohdatenraum zurück zu projizieren. Deshalb führt IRIS iterative Loops im Bildraum durch (Abb. 15). Bei niedrig dosierten CT-Untersuchungen erhöht sich das Bildrauschen. IRIS nimmt dieses Rauschen heraus (Abb. 16).^{1, 2}

¹ Bulla S et al. Reducing the radiation dose for low-dose CT of the paranasal sinuses using iterative reconstruction: Feasibility and image quality. Eur J Radiol. 2011 Jun 8. [Epub ahead of print]

² Pontana F et al. Chest computed tomography using iterative reconstruction vs filtered back projection (Part 2): image quality of low-dose CT examinations in 80 patients. Eur Radiol. 2011 Mar;21(3):636-43.

SAFIRE ist die erste interaktive Rekonstruktion von Siemens, die auf Rohdaten basiert. Rauschreduzierung und damit auch Dosisreduzierung wird durch iterative Loops im Bildraum erzielt. Darüber hinaus führt SAFIRE eine Rückprojektion der Daten in den Rohdatenraum durch, wo weitere iterative Loops stattfinden (Abbildung 17). Die Rohdaten werden in einem so genannten Sinogramm dargestellt. Daher die Bezeichnung SAFIRE – Sinogram Affirmed Iterative Reconstruction. Iterationen im Rohdatenbereich verbessern die Bildqualität im Hinblick auf Artefakte, Kontrast und Bildschärfe. SAFIRE hat das Potential, die Dosis um bis zu 60% zu reduzieren bzw. die Bildqualität zu verbessern.¹
Iterationen im Rohdatenbereich sind sehr rechnerintensiv. Das neue Bildrekonstruktionssystem (IRS) wurde speziell für iterative Rekonstruktionsalgorithmen konstruiert. Mit einer Bildrekonstruktionsgeschwindigkeit von bis zu 20 Bildern pro Sekunde bietet die SOMATOM Definition Family eine Leistung, die mit der Verarbeitungsgeschwindigkeit von konventionellen CT-Untersuchungen vergleichbar ist. Damit lässt sich SAFIRE sogar in der Notfallmedizin oder bei anderen zeitkritischen klinischen Applikationen einsetzen.
SAFIRE ist seit Juni 2013 in den USA erhältlich. Als SAFIRE auf den Markt kam, war das Potential zur quantitativen Dosisreduzierung dieses Systems einzigartig.
SAFIRE reduziert den Rauschanteil oder verbessert die Bildqualität und kann im klinischen Alltag für eine signifikante Dosisreduzierung und hohe Leistung eingesetzt werden (Abbildung 18)².

¹Moscariello A et al. Coronary CT angiography: image quality, diagnostic accuracy, and potential for radiation dose reduction using a novel iterative image reconstruction technique – comparison with traditional filtered back projection. Eur Radiol. 2011 Oct;21(10):2130-8.

²In der klinischen Praxis kann der Einsatz von SAFIRE bei der CT die Patientendosis in Abhängigkeit von der klinischen Aufgabe, Patientengrösse und der anatomischen Verortung reduzieren. Um die geeignete Dosis zum Erzielen der gewünschten diagnostischen Bildqualität zu erhalten, wird die Rücksprache mit einem Radiologen und einem Strahlenphysiker empfohlen. Die nachfolgende Testmethode wurde verwendet, um eine 54 – 60%-ige Dosisreduzierung bei der Verwendung der SAFIRE Rekonstruktions-Software zu erreichen. Rauschen, CT-Zahlen, Homogenität, nieder- und hochkontrastreiche Auflösung wurden mit einem Gammex 438 Phantom bestimmt. Bei dieser Prüfung zeigten mit SAFIRE rekonstruierte Daten mit niedriger Dosis dieselbe Bildqualität im Vergleich zu voll dosierten Aufnahmen. Die Daten liegen uns vor.

Konventionelle Ansätze zur Dosismodulation steuern häufig nur den Röhrenstrom, während die Röhrenspannung (die kV-Einstellung) davon nicht betroffen ist. Doch die Anpassung der kV-Einstellung birgt ein hohes Potential für die Dosisreduzierung.

CARE kV ist eine voll automatisierte Funktion, welche die Röhrenspannung auf die individuellen Eigenschaften des Patienten, die Systemleistung und die klinische Aufgabe abstimmt. Bei einer Veränderung der Röhrenspannung muss auch der Röhrenstrom angepasst werden. Nur dadurch kann ein konstantes Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis (CNR) aufrecht erhalten werden. CNR ist eine technische Methode zur Definition der Bildqualität. In Kombination ermöglichen CARE kV und CARE Dose4D die patientenspezifische Anpassung beider Parameter – der Röhrenspannung und des Röhrenstroms.

Häufig wird zusätzlich ein jodhaltiges Kontrastmittel verabreicht, um den Kontrast und die Sichtbarkeit von Organstrukturen in CT-Aufnahmen zu verbessern (vor allem bei der CT-Angiographie). Der Kontrast ist am besten bei niedriger Röhrenspannung, da die Niederenergieröntgenstrahlen durch das dichte Jod besser absorbiert werden als vom umgebenden Gewebe. Bei der CT-Angiographie kann deshalb die Dosis durch die Wahl von 80 kV oder 100 kV anstelle von 120 kV deutlich reduziert werden (Abbildung 19)¹.


Bei adipösen Patienten, die eine stärkere Röntgenstrahlabschwächung aufweisen, kann die Leistung der Röntgenröhre bei einer niedrigen kV-Einstellung unter Umständen nicht ausreichend sein, um das gewünschte Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis zu erreichen. Für diese Patienten ist eine höhere Röhrenspannung zu wählen.
Im hektischen Alltagbetrieb haben MTRA und befindende Ärzte häufig nicht genügend Zeit, um die Abschwächung jedes einzelnen Patienten zu messen. Deshalb sind automatisierte Tools notwendig, welche die optimale Kombination aus Spannungs- und Stromwert für jeden Patienten nach seinem Topogramm definieren und das passende Untersuchungsprotokoll auswählen (Abbildung 20).

¹ Winklehner A et al. Automated attenuation-based tube potential selection for thoracoabdominal computed tomography angiography: improved dose effectiveness. Invest Radiol. 2011 Dec;46(12):767-73.

Konventionelle Solid-state Detektoren bestehen aus einer Szintillatorschicht, die die eintreffenden Röntgenstrahlen in sichtbares Licht umwandelt, aus einer Reihe von Fotodioden, die das sichtbare Licht in elektrischen Strom umwandeln und aus einem Analog-Digital-Wandler (ADC), der das Signal auf einer separaten Elektronikkarte digitalisiert. Die Anzahl der elektronischen Bauteile und die relativ langen Leiterwege erhöhen die Leistungsaufnahme und das durch den Detektor verursachte elektronische Rauschen.
Der Stellar Detektor ist der erste vollintegrierte Detektor. Die Fotodiode und der ADC wurden nebeneinander integriert, was den Signalweg verkürzt (Abb. 21). Die Übertragung des digitalisierten Signals erfolgt ohne jeglichen Verlust und das vom Detektor verursachte elektronische Rauschen wird halbiert (TrueSignal Technologie).

Bei der klinischen Computertomographie variiert die Abschwächung der gemessenen Objekte sehr stark, ebenso wie die Signalpegel am Detektor. Der dynamische Bereich beschreibt den Bereich an Eingangssignalpegeln, die zuverlässig simultan ohne Sättigung gemessen werden können. HiDynamics verfügt über einen aussergewöhnlich hohen dynamischen Bereich von 102 dB. In Kombination mit der Rauschreduzierung durch die TrueSignal Technologie, können Stellar Detektoren kleinere Signale über einen breiteren dynamischen Bereich messen, was wiederum die CT-Bildqualität direkt verbessert – vor allem bei Applikationen mit extrem niedrigen Signalpegeln. Diese extrem niedrigen Signalpegel spielen vor allem beim Scannen von adipösen Patienten oder bei niedrig dosierten Scans eine wichtige Rolle, ebenso wie bei niedrigen kV-Datensätzen bei Dual Energy Untersuchungen.