Hidajat, Nico: Bestimmung und Optimierung der Strahlendosis des Patienten bei der Computertomographie - Methoden, Probleme und Lösungsmöglichkeiten -

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Kapitel 5. Optimierung der Strahlendosis des Patienten bei der CT

Bereits in den frühen 70-er Jahren war man sich darüber im klaren, daß die überlagerungsfreie Darstellung der Körperstrukturen bei der CT eine hohe Strahlendosis erfordert. Vor dem Hintergrund der steigenden Anzahl der CT-Geräte, der steigenden Kollektivdosis bei der CT und nicht zuletzt der Assoziation von Strahlendosis mit einer möglichen Induktion von malignen Erkrankungen und Gewebeschäden gibt es inzwischen zahlreiche Arbeiten, die sich mit der Optimierung der Patientendosis befassen. Unter der Optimierung der Patientendosis sind alle Maßnahmen zu verstehen, die dazu beitragen, die Patientendosis ohne relevanten Verlust an diagnostischer Aussagekraft der Röntgenaufnahmen zu reduzieren. Diese Maßnahmen können eingeteilt werden in die praktischen Maßnahmen durch den CT-Anwender (Bleiabdeckungen, Spiral-CT, Niedrigdosiscomputertomographie), die technischen Maßnahmen durch den Gerätehersteller (Optimierung der Strahlenfilterung und des Detektorsystems, Optimierung der Röhrenstromeinstellung) und die Maßnahmen zur Dosisbeschränkung durch verschiedene Institutionen (Richtlinien, Leitlinien, Empfehlungen).

5.1 Methoden

5.1.1 Praktische Maßnahmen

Bleiabdeckung

Nach dem §25 Abs. 1 RöV ist vorgeschrieben, die durch eine Röntgenuntersuchung bedingte Strahlenexposition so gering wie möglich zu halten und Körperbereiche, die nicht von der Nutzstrahlung getroffen werden müssen, vor einer Strahlenexposition soweit wie möglich zu schützen (Die neue Röntgenverordnung 1997). In der Praxis werden solche Körperbereiche durch Materialien aus Blei abgedeckt. Am häufigsten soll das Becken mit den Ovarien und dem Uterus durch eine Bleischürze oder einen Bleilappen, der um das Becken angelegt wird, und die Hoden durch eine Hodenkapsel geschützt werden.


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Dosisreduktion mit Spiral-CT

Bei der Spiral-CT wird der Körper bei kontinuierlich drehender Röhre und kontinuierlichem Tischvorschub exponiert. Bei der konventionellen CT dagegen erfolgt die Datenakquisition nur an bestimmten Tischpositionen. Die Rekonstruktion der planaren Daten kann bei der Spiral-CT mittels Interpolation an beliebigen Tischpositionen innerhalb der Untersuchungsregion erfolgen. Die Datenrekonstruktion mittels Interpolation bedingt, daß an den Anfang und das Ende der Untersuchungsregion jeweils eine zusätzliche Rotation angehängt werden muß, damit auch von diesen beiden Bereichen planare in CT-Aufnahmen konvertierbare Daten erhalten werden können.

Wird der Tischvorschub größer gewählt als die nominelle Schichtdicke, bleibt die Datenerfassung bei der Spiral-CT im Gegensatz zur konventionellen CT lückenlos. Durch eine Erhöhung des Tischvorschubs kann die notwendige Anzahl der Rotationen vermindert werden mit der Folge einer Verminderung der Scanzeit. Dies ist besonders erwünscht bei der Untersuchung einer längeren und atembeweglichen Körperregion wie beispielsweise des Thorax oder bei der biphasischen Spiral-CT der Leber mit zwei schnell aufeinanderfolgenden Scanserien in der arteriellen und portalvenösen Kontrastierungsphase. Ein erwünschter Nebeneffekt der Erhöhung des pitch (Tischvorschub in mm / Rotation dividiert durch die nominelle Schichtdicke in mm) ist die Reduktion des Gesamt-mAs-Produktes. Hierdurch wird nicht nur die Röhrenbelastung herabgesetzt, sondern auch die integrale Dosis des Patienten im Vergleich zu einer Untersuchung ohne pitch-Erhöhung.

Indirekte Dosisreduktionen sind durch die Spiral-CT dadurch realisierbar, daß Aufnahmen überlappend und ohne zusätzliche Strahlenexposition rekonstruierbar sind. Solche Aufnahmen sind bei der konventionellen CT nur durch eine überlappende Abtastung zu erhalten, die zu einer Erhöhung der Patientendosis führt. Das Ausmaß der Dosisreduktion hängt vom Grad der notwendigen Überlappung ab. Überlappende Rekonstruktionen finden sich häufig bei der Suche nach kleineren tumorösen Herden in der Leber, im Pankreas oder in der Lunge (Costello und Mitarb. 1991, Urban und Mitarb. 1993, Hidajat und Mitarb. 1995). Andere Indikationen sind


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Gefäßinfiltrationen bei malignen Tumoren (Fishman und Mitarb. 1992) und Gefäßstenosen (Galanski und Mitarb. 1994, Hidajat und Mitarb. 1996c).

Eine weitere indirekte Dosisreduktion durch die Spiral-CT wird darin gesehen, daß aufgrund der begrenzten Röhrenbelastbarkeit und kontinuierlichen Röhrenbelastung der Anwender gezwungen ist, mit einem niedrigeren Röhrenstrom zu untersuchen als bei der konventionellen CT. In der Tat zeigen Ergebnisse einer Datenerhebung bei 26 Betreibern von CT-Geräten in Berliner Krankenhäusern und Praxen, daß bei den Betreibern, die mit Spiral-CT arbeiten, das mAs-Produkt um 27 bis 43 % niedriger ist als bei denen, die mit konventioneller CT untersuchen (Hidajat und Mitarb. 2000 siehe Kap. 5.2.3).

Niedrigdosis-CT

Unter Niedrigdosis-CT (ND-CT) wird im allgemeinen eine CT-Untersuchung verstanden, die aufgrund besonders gewählter Untersuchungsparameter zu deutlich niedrigerer Patientendosis führt als eine CT-Untersuchung mit Standarddosis (SD-CT) und trotzdem eine entsprechend der klinischen Fragestellung ausreichende Bildqualität ermöglicht. Die Patientendosis kann nur soweit gesenkt werden wie das Bildrauschen die Erkennbarkeit der interessierenden Details nicht zu stark beeinträchtigt. Details mit hohem Kontrast gegenüber den umgebenden Strukturen sind weniger rauschanfällig als solche, die einen geringen Kontrast gegenüber der Umgebung aufweisen. So lassen sich Regionen mit anatomisch vorgegeben hohen oder mit verschiedenen Kontrastmitteln künstlich angehobenen Absorptionsunterschieden mit niedrigeren Dosen untersuchen als Regionen mit geringen Dichtedifferenzen.

Im folgenden sollen Beispiele für die ND-CT dargestellt werden (Tab. 37).

Niedrigdosis-CT des Thorax

Die ND-CT wird am häufigsten bei der CT der Lunge eingesetzt, da der große Dichteunterschied zwischen dem lufthaltigen Alveolarraum und den meisten pathologischen Veränderungen wie Lungenherden, alveolären und interstitiellen


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Tab. 25 : Beispiele für die Niedrigdosis-CT

Autoren

CT-
Untersuchung

CT-
Gerät

Parameter für
Standarddosis-CT

Parameter für
Niedrigdosis-CT

Klinische Einsatzgebiete
der Niedrigdosis-CT

Diederich
und Mitarb.

CT-Thorax
(Erwachsene)

SR 7000
(Philips)

120 kV, 250 mAs,
10 mm, Pitch 1

120 kV, 50 mAs,
10 mm, Pitch 1 oder
5 mm, Pitch 2

Lungenrundherde

Rusinek
und Mitarb.

CT-Thorax
(Erwachsene)

GE 9800
(GE Medical Systems)

120 kV, 200 mAs,
10 mm

120 kV, 20 mAs,
10mm

Lungenrundherde

Mayo und
Mitarb.

CT-Thorax
(Erwachsene)

GE 9800
(GE Medical Systems)

120 kV, 400 mAs,
10 mm

120 kV, 20 mAs,
10mm

Lungenrundherde, Emphysem,
mediastinale Lymphadenopathie,
Pleuraplaques, Pleuraerguß

Rogalla
und Mitarb.

CT-Thorax
(Kinder)

Tomoscan AV EU
(Philips)

120 kV, 175 mAs,
1,5-10 mm

120 kV, 25-75 mAs,
1,5-10 mm, Pitch 1-2

Bronchial- und
Interstitialerkrankungen,
Metastasen, Mediastinal- oder
Hiluslymphadenopathie

Lee
und Mitarb.

HRCT-Thorax
(Erwachsene)

GE 9800
(GE Medical Systems)

120 kV, 340 mAs,
1,5 mm

120 kV, 80 mAs,
1,5 mm

Chronisch infiltrative
Lungenerkrankungen

Ambrosino
und Mitarb.

HRCT-Thorax
(Kinder)

GE 9800
GE Hi Speed Advantage
(GE Medical Systems)

120 kV, 140-200 mAs,
1-1,5 mm

120 kV, 40-80 mAs,
1-1,5 mm

Diffuse parenchymale
Lungenerkrankungen

Kamel
und Mitarb.

CT-Becken
(Kinder)

GE 9800
(GE Medical Systems)

120 kV, 240 mAs,
10 mm

120 kV, 80 mAs,
10 mm

Pathologien nicht explizit
angegeben

Felsenberg
und Mitarb.

CT-Knochen
(Erwachsene)

Somatom DRH
(Siemens)

125 kV, 210 mAs

85 kV, 55-96 mAs

Femurgeometrie,
Osteodensitometrie, Osteolysen,
CT-Nasennebenhöhlen, Frakturen

Diederichs
und Mitarb.

CT-Knochen
(Erwachsene)

GE Hi Speed Advantage
(GE Medical Systems)

120 kV, 200-400 mAs,
1 mm

80 od. 120 kV, 40 mAs,
1mm, Pitch 1,7-2

Diverse knöcherne Veränderungen
des Schädels, der HWS und der
Extremitäten

Kearney
und Mitarb.

CT-NNH
(Erwachsene)

GE Hi Speed Advantage
(GE Medical Systems)

120 kV, 200 mAs,
5 mm

120 kV, 40 mAs,
5mm, Pitch 1

Darstellung von anatomischen
Strukturen der Nasennebenhöhlen


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Infiltraten und Tumoren eine Dosisreduktion möglich erscheinen läßt. Aber auch im Mediastinum bestehen hohe Dichteunterschiede, die durch das mediastinale Fettgewebe, die großen Gefäße und die angrenzende Lunge gebildet werden.

Die Nachweisbarkeit von Lungenrundherden mittels ND-CT wurde von Diederich und Mitarb. (1996) an Leichenlungen und Patienten untersucht. Die ND-CT wurde in Spiral-Technik mit 120 kV, 50 mAs pro Rotation und Schichtdicke 10 mm bei pitch 1 oder Schichtdicke 5 mm bei pitch 2 durchgeführt. Bei der SD-CT wurden 120 kV, 250 mAs pro Rotation und Schichtdicke 10 mm bei pitch 1 gewählt. Die Autoren konnten zeigen, daß alle weichteildichten Herde mit einem Durchmesser von 5 mm oder mehr mit der ND-CT eindeutig nachgewiesen wurden. Auch Herde mit einem Durchmesser von 3 und 4 mm ließen sich fast alle erkennen. Rusinek und Mitarb. (1998) konnten zeigen, daß Lungenrundherde mit einer Größe von 7 und 3 mm bei Schichtdicke 10 mm und 20 mAs mit ähnlicher Sensitivität nachweisbar waren wie mit 200 mAs.

Mayo und Mitarb. (1995) untersuchten Patienten mit verschiedenen intrathorakalen Pathologien, zu denen Lungenherde, Emphysem, mediastinale Adenopathie, Pleuraplaques und Pleuraerguß gehörten. Sie stellten fest, daß eine diagnostisch ausreichende Bildqualität bereits mit 20 mAs bei Schichtdicke 10 mm zu erreichen war. Um eine gute Bildqualität zu erzielen, waren 140 mAs notwendig. Nur bei 5 von 30 Patienten, die mit höheren mAs-Produkten untersucht worden waren, wurde eine subjektiv bessere Bildqualität erzielt.

Die Wertigkeit der ND-CT in der pädiatrischen Thoraxbildgebung wurde von Rogalla und Mitarb. (1997) untersucht. Das Alter der Kinder lag zwischen 3 Wochen und 14 Jahren. Die Indikationen der CT-Untersuchung waren Lungenmetastasen, Mediastinal- oder Hilus-Lymphadenopathie sowie Bronchial- und Interstitialerkrankungen. Die Patienten wurden mit 25 mAs, 50 oder 75 mAs pro Rotation bei pitch 1 oder 2 untersucht. Die Schichtdicke betrug zwischen 1,5 und 10 mm. Diese ND-CT wurde mit der SD-CT bei Erwachsenen mit 120 kV und 175 mAs hinsichtlich des Rauscheindrucks verglichen. Im Lungenfenster konnten die Autoren selbst bei 25 mAs keinen Informationsverlust feststellen. Im Mediastinalfenster wurde bei 50 oder 75 mAs eine akzeptable Bildqualität erzielt.


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Niedrigdosis-HRCT der Lunge

In einer Studie von Lee und Mitarb. (1994) wurde die Wertigkeit der Niedrigdosis-HRCT (ND-HRCT) bei chronisch infiltrativer Lungenerkrankung im Vergleich zur konventionellen Thoraxübersichtsaufnahme p.a. und zur hochauflösenden SD-HRCT untersucht. Die Mehrzahl der Patienten hatten eine interstitielle Pneumonie, Sarkoidose, chronische exogene allergische Alveolitis, Asbestose oder Bronchiolitis obliterans mit karnifizierender Pneumonie. Bei der ND-HRCT wurden 3 Aufnahmen mit einer Schichtdicke von 1,5 mm in Höhe des Aortenbogens, der Tracheal-bifurkation und 1 cm über dem rechten Zwerchfell, bei der SD-HRCT Aufnahmen mit einer Schichtdicke von 1,5 mm und einem Abstand von 10 mm angefertigt. Die ND-HRCT wurde mit 120 kV und 80 mAs, die SD-HRCT mit 120 kV und 340 mAs durchgeführt. Die Schnittbilder wurden mit einem hochauflösenden Algorithmus rekonstruiert. Der höchste Grad an Diagnosesicherheit wurde mit der Thoraxaufnahme in 42%, mit der ND-HRCT in 61% und mit der SD-HRCT in 63% der Fälle erzielt. Bei diesem Grad an Diagnosesicherheit waren 92% der Diagnosen der Übersichtsaufnahme, 90% der ND-HRCT und 96% der SD-HRCT korrekt.

Die Dosisberechnungen ergaben, daß die effektive Dosis der ND-HRCT mit 0,04 mSv in der gleichen Größenordnung lag wie die der konventionellen Übersichtsaufnahme. Damit erlaubte die ND-HRCT eine höhere Diagnosesicherheit als die konventionelle Übersichtsaufnahme ohne Erhöhung der effektiven Dosis.

Der Einsatz der ND-HRCT bei Kindern mit diffuser parenchymatöser Lungenerkrankung wurde von Ambrosino und Mitarb. (1994) beschrieben. Die untersuchten Kinder waren im Alter zwischen 4 Monaten und 17 Jahren. Die Autoren stellten fest, daß Aufnahmen mit 120 KV und 80 oder 40 mAs die gleiche diagnostische Aussagekraft besaßen wie Aufnahmen mit 120 kV und 200 oder 400 mAs, trotz des deutlich erkennbaren Rauschens auf den 40 mAs-Aufnahmen.

Niedrigdosis-CT des kindlichen Beckens

Die Möglichkeit einer Dosisreduktion bei der CT des kindlichen Beckens wurde von Kamel und Mitarb. (1994) untersucht. Die Autoren sahen den Bedarf an Niedrigkontrastauflösung im Becken als relativ gering an, da die Beckenstrukturen (Knochen, kontrastierte Blase und kontrastierte Darmschlingen)


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Hochkontraststrukturen bilden. Es wurden zwei Protokolle miteinander verglichen : 120 kV und 80 mAs mit 120 kV und 240 mAs. Sie stellten fest, daß die Erkennbarkeit von Details des Beckens, die Bildqualität und der Grad der Diagnosesicherheit auf den Aufnahmen mit 80 mAs gegenüber denen mit 240 mAs nicht beeinträchtigt waren.

Niedrigdosis-CT des Knochens

CT-Untersuchungen des knöchernen Skelettes mit reduzierter Strahlendosis wurden von Felsenberg und Mitarb. (1990) durchgeführt. Für die Osteodensitometrie wurden am gleichen Gerät 85 kV und 96 mAs statt der bisherigen 125 kV und 210 mAs eingestellt. Die Präzision und Reproduzierbarkeit der Meßergebnisse waren bei beiden Aufnahmemodes vergleichbar. Ähnliche Dosisreduktion war bei anderen Fragestellungen möglich. Zu diesen gehörten Messungen der Femurgeometrie zur Anfertigung einer Individualhüftprothese, Bestimmungen von geometrischen Daten wie beispielsweise dem Antetorsionswinkel, aber auch die Darstellung von osteolytischen Metastasen. Auch kleinere Osteolysen, die mit herkömmlicher Aufnahmetechnik eben erkennbar waren, konnten mit der ND-CT ebenfalls dargestellt werden, sofern der Objektdurchmesser nicht zu groß war. Frakturen in komplexen Gelenkbereichen oder bei starker Fragmentierung sehr kleiner Knochen ließen sich zuverlässig und sicher darstellen und beurteilen. Bei der CT der paranasalen Sinus war der diagnostische Aussagewert der 85 kV-Bilder mit dem der 125 kV-Bilder vergleichbar.

Untersuchungen des Schädels, des Kiefers und der Extremitäten mit diversen knöchernen Veränderungen wurden von Diederichs und Mitarb. (1996) in Spiral-Technik mit 120 kV und 40 mAs pro Rotation mit Schichtdicke 1 mm bei pitch 1,7 - 2,0 durchgeführt. Bei allen knöchernen Strukturen war mit den gewählten Parametern eine sehr gute Bildqualität ohne störendes Rauschen gewährleistet.

Nach Kearney und Mitarb. (1997) kann die CT der paranasalen Sinus mit 120 kV und 40 mAs erfolgen. Alle wichtigen anatomischen Strukturen der Nasennebenhöhlen konnten dabei sicher beurteilt werden.


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5.1.2 Technische Maßnahmen

Optimierung der Strahlenfilterung und des Detektorsystems

Eine effiziente röhrennahe Vorfilterung der Röntgenstrahlung beseitigt die energiearmen Quanten, die nicht zur Bildgebung beitragen, da sie aufgrund ihrer geringen Energie im Patienten absorbiert werden und den Detektor nicht erreichen. Dieser Strahlungsanteil trägt also nur zu einer erhöhten Patientendosis bei, ohne die Bildqualität zu verbessern. Nach DIN 6815 wird für die CT ein Mindestwert der Gesamtfilterung von 2,5 mm Al gefordert (DIN 1992).

Stärkere Filterung führt zur Absorption von weicheren, den Patienten belastenden Strahlenanteilen, daneben auch zu homogenerer Strahlenqualität und Reduktion von Aufhärtungsartefakten. Jedoch wird durch stärkere Filterung in der Regel gleichzeitig der Kontrast verringert und ein höheres Rauschen aufgrund der verminderten detektorwirksamen Strahlungsausbeute verursacht. Um den Verlust an Kontrast-Rausch-Verhältnis auszugleichen, ist eine Erhöhung des mAs-Produktes notwendig, was wiederum dem positiven patientenschonenden Effekt der Filterung entgegenwirkt.

Es gilt daher, einen Kompromiß einzugehen zwischen der die Patientendosis reduzierenden Wirkung und dem das Kontrast-Rausch-Verhältnis beeinträchtigenden Effekt der Strahlenfilterung. Die derzeit aktuelle Gerätegeneration weist häufig eine Filterung des Strahlers mit 1 bis 3 mm Al und eine geräteseitige Zusatzfilterung von 0,1 mm Cu auf; die Gesamtfilterung beträgt dabei rund 5-6 mm Al-Äquivalent. Daneben gibt es noch ältere, aber auch neuere Geräte, die mit einer Zusatzfilterung von 0,2 mm Cu arbeiten und eine Gesamtfilterung von 8-9 mm Al-Äquivalent aufweisen (Nagel 1999).

Ein spezieller Filter ist der sogenannte Formfilter, der typischerweise im Zentrum sehr dünn ist und nach peripher symmetrisch an Dicke zunimmt. Der Formfilter absorbiert die peripheren Anteile des Strahlenfächers stärker als die zentralen und kompensiert damit teilweise die annähernd zylindrische Form des Körpers, so daß eine homogenere Signalintensität von den Detektoren aufgefangen wird. Hierdurch


100

verringern sich die Anforderungen an den Dynamikbereich des Detektorsystems. Um das Absorptionsverhalten möglichst körperäquivalent zu gestalten, bestehen Formfilter häufig aus Kunststoff oder anderen Materialien mit niedrigerer chemischer Ordnungszahl Z. Einige Geräte arbeiten je nach der zu untersuchenden Körperregion mit unterschiedlichen Formfiltern.

Bei einem Filter mit annähernd konstanter Dicke steigt die Dosis mit zunehmender Entfernung von der Rotationsachse überproportional an. Diese nimmt dagegen bei einem Formfilter nur geringfügig zu oder kann sogar an der Oberfläche leicht wieder abfallen, mit der Folge einer Verringerung der Dosis. Diese radiale Dosisverteilung zeigten Atherton und Huda (1995) und Huda und Atherton (1995) durch Monte-Carlo-Simulation für ein zylindrisches Kopf-Phantom (_16cm) und Körper-Phantom (_32cm) aus Plexiglas und die auf Dair normierte Dosis in diesen Phantomen. Die Strahlenqualität wurde als Halbwertschichtdicke vor dem Filter eingestellt. Der Verlauf der Kurven, die bei der Berechnung ohne Filter erhalten wurden, entspricht dem Verlauf bei einem flachen Filter konstanter Dicke (Abb. 16). Bei den CTDI-Messungen macht sich ein stark geformter Filter dadurch bemerkbar, daß das Verhältnis des peripheren CTDI zum zentralen CTDI relativ klein ist. Dies kommt bei Körpern mit größerem Durchmesser stärker zum Ausdruck als bei kleineren Körpern (Tab. 26). Durch einen geeigneten Filter läßt sich eine Dosisreduktion erzielen. So führt der CARE (Combined Applications to Reduce Exposure)-Filter beim Somatom Plus 4 (Fa. Siemens) verglichen mit einem 2 mm Al Filter zu einer Dosisreduktion um 15% ohne Einbuße an Bildqualität (Klingenbeck-Regn und Oppelt 1998).


101

Abb. 16 : Mittels einer Monte-Carlo-Simulation berechnete radiale Dosisverteilung in einem zylindrischen Kopf- und Körper-Phantom aus Plexiglas ohne und mit Formfilter (Huda und Atherton 1995, Atherton und Huda 1995)


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Tab. 26 : Werte für CTDI10cm in einem Kopf- und Körper-Phantom bei 120 kV,
100 mAs und nomineller Schichtdicke 10 mm und Verhältnis des peripheren
CTDI zum zentralen CTDI

Meßort

Hi Speed CT/i

Tomoscan M

 

CTDI10cm
(mGy)

Dosis-
verhältnis

CTDI10cm
(mGy)

Dosis-
verhältnis

Kopf-Phantom

 

1,08

 

1,24

peripher

11,62

 

50,16

 

zentral

10,8

 

37,51

 

 

 

 

 

 

Körper-Phantom

 

2,13

 

3,62

peripher

7,1

 

42,54

 

zentral

3,34

 

11,76

 

Das Detektorsystem stellt im Hinblick auf die Patientendosis ein wichtiges Element des Meßsystems eines CT-Gerätes dar. Es wird durch dünne Trennbleche in Meßkammern unterteilt. Diese Trennbleche dienen der mechanischen Stabilität des Detektorsystems und stellen gleichzeitig einen Totraum dar. Bei den heutigen CT-Geräten werden im wesentlichen zwei Typen von Detektorsystemen eingesetzt. Zum einen handelt es sich um Gasdetektoren, bei denen ein unter hohem Druck befindliches Gas aus einem Material mit hoher Ordnungszahl (z.B. Xenon) die Absorption der Röntgenquanten und die direkte Umwandlung in elektrische Ladungsträger vollzieht. Zum anderen sind es Festkörperdetektoren, bei denen das elektrische Signal indirekt entsteht. Zunächst sorgt ein Szintillator für die Absorption der Quanten und die Umwandlung der absorbierten Energie in sichtbares Licht. Anschließend wird das Licht mit photosensitiven Halbleitern aufgefangen und in ein elektrisches Signal umgewandelt. Festkörperdetektoren basieren auf einer Kombination von Szintillator und Photodetektor, beispielsweise Kristallen aus CsI (CdWO4) mit Photodioden oder NaI mit einem Photovervielfacher.

Haupt-Verlustfaktor beim Gasdetektor ist die Absorption im Eintrittsfenster des Druckgefäßes, das entsprechend dick ausgeführt sein muß, um dem hohen Innendruck standhalten zu können (Absorptionsverlust). Dafür besitzt der Gasdetektor durch seine Bautiefe von mehreren Zentimetern und die auf den Röhrenfokus ausgerichteten Metallelektroden eine eingebaute Streustrahlenunterdrückung.


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Der Festkörperdetektor benötigt kein Eintrittsfenster. Dafür müssen zusätzliche Maßnahmen zur Streustrahlenunterdrückung durchgeführt werden, die zu geometrischen Verlusten führen. Bei Geräten mit stationärem Detektorring (4. Generation), bei denen die Detektorelemente nicht auf den Fokus sondern auf das Drehzentrum ausgerichtet sind, können aus diesem Grunde weder Gasdetektoren noch lamellenförmige Kollimatoren zur Streustrahlenunterdrückung eingesetzt werden. Eine teilweise Kompensation der hieraus resultierenden Bildqualitätsprobleme kann daher nur über eine entsprechend höhere Dosis erfolgen.

Ein wesentliches Qualitätsmerkmal eines Detektorsystems ist die Dosiseffizienz, d.h. die Strahlendosis, die notwendig ist, damit ein bestimmtes Signal-Rausch-Verhältnis erreicht wird. Die wichtigsten Faktoren, die die Dosiseffizienz bestimmen, sind die geometrische Effizienz und die Detektoreffizienz. Die geometrische Effizienz drückt das Verhältnis der aktiven Detektorfläche zur Gesamtfläche aus und wird mit 30 bis 90% angegeben (Rothenberg und Pentlow 1992). Bei den heutigen modernen CT-Geräten ist eine geometrische Effizienz um 80% Standard (von der Haar und Mitarb. 1998b). Als Detektoreffizienz wird der Anteil der auf die aktive Detektorfläche auftreffenden Strahlung bezeichnet, der tatsächlich absorbiert wird. Diese beträgt zwsichen 50 und 99%. Die Kristalle sind mit ihrer hohen Detektoreffizienz von mehr als 90% gegenüber der des Edelgases Xenon mit 50-60% im Vorteil (Rothenberg und Pentlow 1992). Die klassischen Szintillatoren haben allerdings die Nachteile des langsameren Ansprechens und des Nachleuchtens. Mit der Erfindung der Schleifringtechnologie und kontinuierlicher Bestrahlung sowie der Einführung der Spiral-CT wurden die Nachteile der klassischen Szintillatoren deutlicher. Xenondetektoren stellen aufgrund des schnelleren Ansprechens für schnelle Untersuchungen eine geeignete Alternative dar (von der Haar und Mitarb. 1998b).

Durch entsprechende Optimierung der Gasdetektoren mit hohem Kammerdruck und tiefen Kammern werden eine größere Detektoreffizienz und höhere Niedrigkontrastauflösung erzielt. Der erste Subsekundenscanner mit 750 ms für eine Vollrotation (Siemens Somatom Plus 4) arbeitet mit solchen Xenondetektoren (von der Haar und Mitarb. 1998b). Ein technologisch fortentwickelter Xenon-Detektor, der


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einen Kammerdruck von 25 atm bei einer Kammertiefe von 8 cm aufweist, kann 98% der auftreffenden Quanten absorbieren (Nagel 1999).

Optimierung der Röhrenstromeinstellung

Während bei der klassischen Niedrigdosis-CT der Röhrenstrom und das mAs-Produkt für die gesamte Untersuchungsregion konstant gewählt werden, kann über eine sogenannte anatomieadaptierte Röhrenstrommodulation der Röhrenstrom während einer Rotation entsprechend der Schwächung der Röntgenstrahlen durch den Patientenkörper variiert werden.

Für einen homogenen Körper mit rundem Querschnitt ist die Schwächung unabhängig von der Röntgenröhrenposition konstant. Dies führt zu einem homogenen Bildrauschen. Im Vergleich dazu kann sich bei einem Körper mit längsovalem Querschnitt die Schwächung in Abhängigkeit vom Projektionswinkel um mehrere Größenordnungen ändern. Das "Smart-Scan“-Verfahren basiert auf der Überlegung, daß der Querschnitt des Patientenkörpers in der Regel nicht rund ist und der benötigte Röhrenstrom nicht konstant bleiben muß, sondern abhängig von den unterschiedlichen Strahlenschwächungen variiert werden kann. Das Verfahren (SmartScanR, GE Medical Systems, Milwaukee, USA) ermöglicht eine anatomisch angepaßte Variation des Röhrenstroms während einer 360°-Röhrenrotation und wird im folgenden beschrieben.

Vor der eigentlichen Untersuchung werden zwei Röntgenstrahlabsorptionswerte ermittelt. Dazu werden zwei Übersichtsradiogramme (Scout-views) mit seitlichem und sagittalem Strahlengang angefertigt. Die jeweilige Röntgenschwächung wird in den mittleren 100 der 852 Kanäle des Gerätes in beiden Ebenen gemessen und bestimmt die maximal mögliche Modulation des Röhrenstroms während einer 360°-Rotation der Röntgenröhre. Für die Richtung, längs der die stärkste Röntgenschwächung gemessen wurde, wird der höchste Röhrenstrom generiert. Dieser wird vom Untersucher vorgegeben. Für die Richtung, längs der die geringste Röntgenschwächung gemessen wurde, wird ein entsprechend geringerer Röhrenstrom eingestellt, der gleichzeitig der niedrigste ist. Zwischen den beiden


105

Extremwerten werden dann durch eine sinusförmige Funktion alle Stromwerte in Abhängigkeit von der momentanen Position der Röhre relativ zur Körperachse des Patienten berechnet. Der mittlere Stromwert für die Untersuchung (Smart-Strom-Wert) ist kleiner als der maximale Stromwert, im Falle eines runden Körperquerschnitts und homogenen Körpers gleich groß wie der maximale Stromwert.

Je mehr der Körperquerschnitt von der runden Form abweicht bzw. je kleiner das Verhältnis von Höhe zu Breite (h:b) ist, desto stärker ist die Modulation des Röhrenstroms bei gleicher Dichteverteilung im Körper. So beträgt nach Giacomuzzi und Mitarb. (1996a) die Röhrenstromreduktion bei wassergefüllten Plexiglasphantomen 17 % für einen h:b-Wert von 0,44, 13 % für einen h:b-Wert von 0,56 und 2 % für einen h:b-Wert von 0,69. Nach den Untersuchungen von Lehmann und Mitarb. (Lehmann und Mitarb. 1997) erweist sich die Beziehung zwischen der Patientengeometrie und der Röhrenstromreduktion für den Thorax und das Abdomen als signifikant. Daher kann das Ausmaß der Röhrenstromreduktion für diese Körperregionen über das Verhältnis von Körperhöhe zu -breite beschrieben werden. Dagegen kann für das Becken dieser Zusammenhang nicht belegt werden. Die Ursache hierfür wird in einer gleichförmigeren Absorptionsverteilung im Thorax und Abdomen gesehen, in denen die Dichteunterschiede in den beiden Übersichtstopogrammen durch den unterschiedlichen Körperdurchmesser und weniger durch die lokale Verteilung der Skelettanteile bedingt sind. Somit ist neben der Patientengeometrie auch die Dichteverteilung im Körper für das Ausmaß der Röhrenstromreduktion entscheidend.

Nach Kopka und Mitarb. (1995) ist bei der CT des Thorax eine deutlich geringere Dosisreduktion zu erzielen als bei der CT des Abdomens oder CT des Beckens. Die Autoren führen den geringeren dosisreduzierenden Effekt des Verfahrens bei der CT des Thorax darauf zurück, daß der Thorax im Querschnitt eine nahezu runde Form aufweist und bezüglich seiner Röntgendichte weitgehend homogen ist, während das Abdomen und das Becken im Querschnitt eine ovale Form mit Betonung der transversalen Ausdehnung besitzen. Dagegen ist nach Giacomuzzi und Mitarb. (1996b) und Lehmann und Mitarb. (1997) die Dosisreduktion bei der CT des Thorax


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und des Abdomens als gleich anzusehen. Die Röhrenstromreduktion für verschiedene Körperregionen ist in Tab. 27 dargestellt.

Tab. 27 : Röhrenstromreduktion durch den Einsatz des "Smart-Scan"-Verfahrens
bei verschiedenen Untersuchungen

Autoren

CT-Thorax

CT-Abdomen

CT-Becken

Untersuchungsobjekt

Kopka

3,3% (0-10,7)

8,4% (0-12,9)

13,2% (8,2-20,4)

Patienten1

und Mitarb.

(280 mA)

(280 mA)

(280 mA)

 

(1995)

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Giacomuzzi

9%

8%

 

Rando-Phantom2

und Mitarb.

(> 200 mA)

(> 200 mA)

 

 

(1996b)

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Giacomuzzi

13%

11%

 

Patienten3

und Mitarb.

(240 mA)

(240 mA)

 

 

(1996b)

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Giacomuzzi

9%

11%

 

Patienten4

und Mitarb.

(200 mA)

(200 mA)

 

 

(1996b)

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Lehmann

7%

6%

11%

Patienten5

und Mitarb.

(250 ± 22 mA)

(270 ± 14 mA)

(263 ± 35 mA)

 

(1997)

 

 

 

 

In Klammern der maximale Röhrenstrom, soweit angegeben
1 Für jede Untersuchungsregion jeweils 23 Patienten
2 An der breitesten Stelle im Thoraxbereich h:b=0,76, im Abdomenbereich h:b=0,82
3 Für Thorax h:b=0,45 bis 0,92, für Abdomen h:b=0,65 bis 0,81
4 Für Thorax h:b=0,50 bis 0,84, für Abdomen h:b=0,61 bis 0,76
5 Für jede Untersuchungsregion jeweils 100 Patienten

Übereinstimmend wurde von Kopka und Mitarb. (1995) und Lehmann und Mitarb. (1997) gezeigt, daß der Einsatz des "Smart-Scan"-Verfahrens im Becken zur größten Dosisreduktion führt. Zusätzlich zur mehr ovalen Form des Beckens besteht im Becken eine deutliche Inhomogenität der Dichteverteilung im Querschnitt. Die röntgendichten Beckenknochen liegen beidseits lateral und erfordern einen hohen Röhrenstrom im seitlichen Strahlengang, während in der sagittalen Projektion eine Reduktion des Röhrenstroms erfolgen kann.


107

Aus den beiden Übersichtstopogrammen treten Oberflächendosen in der Größenordnung von 0,7 mGy auf. Diese sind im Vergleich zu den bei einer CT-Untersuchung auftretenden Dosen um einen Faktor von etwa 30 kleiner (Giacomuzzi und Mitarb. 1996b). Nach Messungen von Kopka und Mitarb. (1995) an einem Rando-Phantom kann bei der CT des Thorax, Abdomens und Beckens mit 55 lückenlosen Schichten bei einer Schichtdicke von 10 mm die Gonadendosis von 245 µSv durch das "Smart-Scan"-Verfahren auf 216 µSv reduziert werden. Trotz des zusätzlichen zweiten Übersichtstopogramms wird die Gonadendosis in der Größenordnung um etwa 10% reduziert.

5.1.3 Maßnahmen zur Dosisbeschränkung

Dosismessungen an Patienten in der diagnostischen Radiologie haben in den 50-er Jahren begonnen. Soweit der Literatur entnommen werden kann, war die Adrian Survey (Adrian Committee 1960) wahrscheinlich die erste große Datenerhebung, bei der eine sehr große Variation von Patientendosen für die gleiche Röntgenuntersuchung gezeigt wurde. Zum Beispiel variierte die Testesdosis bei Untersuchungen der Lendenwirbelsäule in Krankenhäusern in Großbritannien um einen Faktor von 10000. Es folgte die Nationwide Evaluation of X-ray Trends (NEXT) in den USA in den 70-er Jahren. Hierbei konnte bei Aufnahmen des Abdomens in a.-p. Projektion eine Variation in der Einfallsdosis um einen Faktor von 20 zwischen den verschiedenen Krankenhäusern ermittelt werden (Burkhart 1984). Der National Radiological Protection Board (NRPB) bestimmte bei ihrer Erhebung in Großbritannien in den 80-er Jahren die Oberflächendosis direkt auf der Patientenoberfläche und beobachtete ebenfalls für Aufnahmen des Abdomens in a.-p. Projektion eine Variation um einen Faktor von 5 zwischen den verschiedenen Krankenhäusern und 30 zwischen den einzelnen Aufnahmen (Shrimpton und Mitarb. 1986). In der CEC Trial on Quality Criteria for Diagnostic Radiographic Images in 1991 fand sich in den Oberflächendosen bei Aufnahmen der Lendenwirbelsäule in a.-p. Projektion eine Variation um den Faktor 10 zwischen den Krankenhäusern (Maccia und Mitarb. 1996).


108

Beschränkungen der Strahlenexposition durch Anwendung von Röntgenstrahlung sind Gegenstand einer Reihe von Richtlinien, Leitlinien und Empfehlungen. Die ersten solcher Richtlinien galten jedoch für den Schutz der Arbeitskräfte und nicht für die Patienten. Der Rat der Europäischen Gemeinschaft erließ im Jahre 1959 zum ersten Mal eine Richtlinie zur Festlegung der Grundnormen für den Gesundheitsschutz der Bevölkerung und der Arbeitskräfte gegen die Gefahren ionisierender Strahlung (Europäische Gemeinschaften 1959). Diese Grundnormen enthielten Grenzwerte für Teilkörper. Erst Anfang der 80-er Jahre wurde beschlossen, eine Richtlinie zu erarbeiten, die sich mit dem Sonderfall des Patientenschutzes befaßt. Diese wurde 1984 erlassen (Europäische Gemeinschaften 1984) und fand in die Novellierung der Röntgen- und Strahlenschutzverordnung Eingang. Die Richtlinie schrieb vor, daß jede medizinische Strahlenbelastung medizinisch gerechtfertigt sein muß und so niedrig gehalten werden muß, wie dies vernünftigerweise zu erreichen ist. Daneben enthielt sie nur praktische Empfehlungen zur korrekten Anwendung der Rechtfertigung und zur Optimierung des Strahlenschutzes.

Trotz des Erlasses der europäischen Richtlinie von 1984 machte die mit radiologischen Strahlenanwendungen verbundene Strahlenexposition der Bevölkerung nach wie vor den deutlich größten Anteil der Exposition aus zivilisatorischen Quellen aus. Dosisintensiven Untersuchungen wurden in den Richtlinien zu wenig Beachtung geschenkt. Dabei ist bei diesen Teilbereichen, wie zum Beispiel bei der CT eine anhaltend steigende Tendenz festzustellen. Nach den Daten des Wissenschaftlichen Ausschusses der Vereinten Nationen zur Untersuchung der Auswirkungen atomarer Strahlen, die der Kommission und dem Wirtschafts- und Sozialausschuß der Europäischen Union vorlagen, wurden die Einwohner von Industrieländern im Schnitt einmal im Jahr einer Röntgen- oder nuklearmedizinischen Untersuchung unterzogen (Europäische Gemeinschaften 1996).

In der 1997 erlassenen Richtlinie wurden die Anforderungen an die Rechtfertigung und Optimierung, Festlegung von Verantwortlichkeiten, Ausbildung, Ausrüstung und Kontrolle deutlich verschärft (Europäische Gemeinschaften 1997). Völlig neu bei der Optimierung ist, daß die Mitgliedsstaaten die Erstellung und Anwendung


109

diagnostischer Referenzwerte für strahlendiagnostische Untersuchungen fördern und die Verfügbarkeit einer entsprechenden Anleitung unter Berücksichtigung europäischer diagnostischer Referenzwerte gewährleisten. In der Richtlinie sind die diagnostischen Referenzwerte definiert als "Dosiswerte bei strahlendiagnostischen medizinischen Anwendungen oder, im Falle von Radiopharmaka, Aktivitätswerte für typische Untersuchungen an einer Gruppe von Patienten mit Standardmaßen oder an Standardphantomen für allgemein definierte Arten von Ausrüstung. Bei Anwendung guter und üblicher Praxis hinsichtlich der diagnostischen und der technischen Leistung wird erwartet, daß diese Werte bei Standardverfahren nicht überschritten werden". Die Erstellung der diagnostischen Referenzwerte gilt für die Exposition von Patienten im Rahmen ihrer eigenen medizinischen Untersuchung oder Behandlung, von Personen im Rahmen arbeitsmedizinischer Überwachung, Reihenuntersuchungen oder medizinisch-rechtlicher Verfahren.

Parallel zu den Richtlinien erschienen die ersten Leitlinien zur Patientendosis in den 80-er Jahren in den USA, gefördert durch den Centre for Devices and Radiological Health (CDRH) und den Conference of Radiation Control Program Directors Inc (CRCPD/CDRH 1992), und in Großbritannien, geführt von NRPB in Zusammenarbeit mit professionellen Gruppen von Radiologen (RCR) und Physikern (IPSM) (NRPB/RCR 1990, IPSM/NRPB/CoR 1992). In den frühen 90-er Jahren wurden Referenzdosen durch die EC Study Groups of radiologists and physicists in die Quality Criteria for Diagnostic Radiographic Images eingebaut (EC Study Group 1990 und 1992). Auch in Deutschland gab es durch die Leitlinien der Bundesärztekammer bereits im Jahre 1992 ernsthafte Maßnahmen, die Patientendosis bei der CT zu beschränken (Bundesärztekammer 1992).

Die Empfehlungen der ICRP 60 von 1990 (ICRP 1991) enthalten bereits die Verwendung von Referenzschwellen. Diese gelten allerdings hauptsächlich für die Strahlenexposition der Beschäftigten. Erst in den Empfehlungen der ICRP 73 von 1996 (ICRP 1996) wurde die diagnostische Referenzschwelle als Begriff eingeführt. Diese ist eine Form der in der ICRP 60 als eine Referenzschwelle aufgeführten Untersuchungsschwelle, bei deren Überschreitung die Ursache oder die Auswirkungen des Ergebnisses untersucht werden sollten. Im Gegensatz zu dieser


110

Untersuchungsschwelle gilt die diagnostische Referenzschwelle nach ICRP 73 für die medizinische Strahlenexposition von Patienten.

Um die Anwendung von Referenzdosen zu erleichtern, sollte eine Referenzdosisgröße bestimmte Voraussetzungen erfüllen. Die Referenzdosisgröße sollte genau definiert und als Dosisgröße bereits bekannt sein. Der Wert dieser Dosisgröße sollte leicht zu ermitteln sein, um den Vergleich der in der Praxis auftretenden Werte miteinander und mit der Referenzdosis zu erleichtern und um die Anwendung der Dosisgröße zu fördern. Er sollte außerdem ein Maß für die Patientendosis liefern und allgemein anwendbar sein, d.h. für alle Untersuchungstechniken und Geräte bestimmbar sein.

Die Organdosis und effektive Dosis sind im Hinblick auf die Patientendosis bei der CT zwar die bedeutsamen Dosisgrößen. Aufgrund der Probleme, die bei der Bestimmung dieser Dosisgrößen auftreten, erfüllen diese jedoch nicht die Voraussetzungen für eine Referenzdosisgröße. Vielmehr muß auf leichter meßbare Dosisgrößen zurückgegriffen werden, die ein Maß für die Organdosis und effektive Dosis liefern. Bei der CT wurden am Phantom gemessene Oberflächendosen zur Charakterisierung von Patientendosen und zum Vergleich zwischen verschiedenen Geräten benutzt (Edyvean und Mitarb. 1993). Die Oberflächendosis allein ist jedoch eine unvollständige Beschreibung der Patientendosis bei der CT, da die Tiefendosisverteilung in Abhängigkeit von der Strahlenqualität, insbesondere Filterung inkonstant ist. Desweiteren tritt ein deterministischer Strahlenschaden bei den üblichen Oberflächendosen nicht auf. Die in den Leitlinien der Bundesärztekammer (Bundesärztekammer 1992) bevorzugte Achsendosis (in Luft) wird als ein grober Indikator für die Patientendosis angesehen. Das Verhältnis zwischen der Achsendosis und der effektiven Dosis variiert zwischen verschiedenen CT-Geräten um den Faktor 2 bis 3 (Geleijns und Mitarb. 1995, Europäische Kommission 1998, Shrimpton und Mitarb. 1998b). Der Grund hierfür wird in der Anwendung von Formfiltern gesehen, die bei der Messung der Achsendosis unberücksichtigt sind. Der von der FDA als Dosisdeskriptor benutzte CTDIFDA liefert kein gutes Maß für die Patientendosis. Bei kleineren Schichtdicken wird die Integrationslänge (14 Schichtdicken) sehr kurz, so daß ein großer Teil des Dosisprofils nicht erfaßt wird, mit der Folge, daß der CTDIFDA kleiner werden kann,


111

obwohl gleichzeitig die Patientendosis zunehmen kann (Hidajat und Mitarb. 1998b). Bei einer Dosiserhebung über CT-Untersuchungen des Kopfes in den USA (Nationwide Evaluation of X-ray Trends) wurde der MSAD zur Charakterisierung der Strahlendosis verwendet. Dieser wurde als CTDI10cm im Zentrum des Kopf-Phantoms gemessen (Conway und Mitarb. 1992). Auch bei den International Basic Safety Standards wird der MSAD als Dosisdeskriptor benutzt (FAO/IAEA/ILO/NEA/PAHO/WHO 1996).

Die heute als Referenzdosisgrößen am meisten akzeptierten Dosisgrößen bei der CT sind der CTDIw und das DLP (Europäische Kommission 1998, Veit und Mitarb. 1998, Hidajat und Mitarb. 1999b). Auch das DFP (Dosisflächenprodukt), das sich vom DLP um den Faktor 2 x PI x r (r Radius des Phantoms) unterscheidet, wurde zur Formulierung von Referenzwerten empfohlen (Poletti 1996). Die Werte für CTDIw erweisen sich als brauchbare Näherungswerte für die mittleren Dosen von Organen innerhalb der Untersuchungsregion für den Fall, daß die Untersuchungsregion lückenlos abgetastet wird bzw. bei der Spiral-CT ein pitch von 1 gewählt wird. Das DLP besitzt für die üblichen CT-Untersuchungen im Bereich des Kopfes, des Thorax und des Abdomens eine sehr gute Korrelation zur effektiven Dosis (Hidajat und Mitarb. 1999b). Ein im Vergleich zur Referenzdosis zu hoher CTDI bedeutet, daß eine Dosisreduktion über das mAs-Produkt und/oder die Röhrenspannung möglich sein sollte. Ein im Vergleich zur entsprechenden Referenzdosis zu hohes DLP kann darin begründet liegen, daß die abgetastete Körperregion im Vergleich zur üblichen Untersuchungsregion länger ist oder die Anzahl der Abtastserien pro Untersuchung größer ist als üblich. Auch ein zu kleiner pitch oder eine überlappende Abtastung kann ein zu hohes DLP mit verursachen.

Um einen einheitlichen Mindeststandard hinsichtlich der Qualität der Diagnose und der Strahlenexposition für alle Bürger der Europäischen Union zu gewährleisten, soll die Aufstellung von Richtwerten nicht an den Aufgabenbereich der einzelnen Mitgliedsstaaten fallen, sondern es soll ein Katalog von Richtwerten erarbeitet werden, der für alle Mitgliedsstaaten anwendbar ist (Jung 1997).

In Deutschland wird die Ansicht vertreten, daß Referenzdosen für häufige und dosisintensive Untersuchungen etabliert werden sollen (Veit und Mitarb. 1998). Die


112

Festsetzung von Referenzdosen erfolgt im allgemeinen durch eine größere Dosiserhebung an verschiedenen Zentren. In jedem Zentrum wird für jede interessierende Untersuchung die bei Patienten mit Standardmaßen auftretende Dosis oder die mittlere Oberflächendosis in einer Gruppe von nicht selektierten Patienten ermittelt. Als Referenzwert wird das dritte Quartil der mittleren Dosen bestimmt. Dabei wird argumentiert, daß wenn 75% der Röntgenabteilungen mit Dosen unterhalb dieses Wertes auskommen, davon auszugehen ist, daß die restlichen 25% mit suboptimalen Expositionsparametern arbeiten. Dieses dritte Quartil wird als die untere Schranke von potentiell zu hoher Strahlendosis angenommen. Das Konzept des dritten Quartils wurde von der europäischen Kommission für die Aufstellung von Qualitätskriterien für diagnostische Röntgenaufnahmen angewandt (EC Study Group 1990). Die dabei zugrundeliegenden Daten basieren auf eine Dosiserhebung an Patienten in den 80-er Jahren (Shrimpton und Mitarb. 1986, Maccia und Mitarb. 1990). Auch bei der CT wurden bereits Referenzdosen für eine Reihe von Untersuchungen vorgeschlagen (Europäische Kommission 1998). Diesen lagen ebenfalls Daten aus einer Erhebung in den 80-er Jahren zugrunde (Shrimpton und Mitarb. 1991). Ein Auszug aus diesen Daten ist in Tab. 28 und 29 und die abgeleiteten Referenzdosen in Tab. 30 dargestellt.

Tab. 28 : Statistik der Werte für CTDIw aus der Erhebung des NRPB
(Shrimpton und Mitarb. 1991)

Untersuchungs-

CTDIw (mGy)

region

n

Min

25%

Median

75%

Max

Kopf

102

21

41,9

49,6

57,8

130

Thorax

88

4

15,2

18,6

26,8

46,4

Abdomen

91

6,8

18,8

24,8

32,8

46,4

Becken

82

6,8

18,5

26

33,1

55,2


113

Tab. 29: Statistik der Werte für DLP aus der Erhebung des NRPB
(Shrimpton und Mitarb. 1991)

Untersuchungs-

DLP (mGy x cm)

region

n

Min

25%

Median

75%

Max

Kopf

102

231

673

795

1045

2087

Thorax

88

72

349

490

649

1304

Abdomen

91

115

415

525

774

1874

Becken

82

68

266

416

566

1324

Tab. 30 : Vorgeschlagene Referenzdosen (Europäische Kommission 1998)

Untersuchungs-

Referenzdosis

region

CTDIw (mGy)

DLP (mGy x cm)

Kopf

58

1050

Thorax

27

650

Abdomen

33

770

Becken

33

570

Anders als ein Dosisgrenzwert stellt die Referenzdosis nicht für jeden einzelnen Patienten eine obere Dosisschranke dar. Nach den Qualitätskriterien für diagnostische Röntgenaufnahmen soll diejenige Dosis, die bei einem Patienten mit exakten Standardmaßen, beispielsweis a.-p. Rumpfdicke 20 cm und Körpergewicht 70 kg, und bei einer Standard-Untersuchung appliziert wird, die Referenzdosis nicht überschreiten. Es wird vorgeschlagen, die mittlere Dosis in einer Gruppe von mindestens zehn Patienten mit Maßen ähnlich den Standardmaßen, beispielsweise Körpergewicht 70 ± 3 kg, zu verwenden, mit der Referenzdosis zu vergleichen und so die Einhaltung der Qualitätskriterien hinsichtlich der Patientendosis zu überprüfen (Europäische Kommission 1996). In der Überprüfung der Einhaltung dieser Qualitätskriterien unterscheidet sich die CT grundsätzlich von der konventionellen Röntgendiagnostik. Bei der CT müssen die Untersuchungsparameter vom Arzt selbst eingestellt werden. Dabei werden in den meisten Krankenhäusern für jede Untersuchungsregion feste Untersuchungsparameter gewählt (van Unnik und Mitarb. 1997, Gosch und Mitarb. 1998, Hidajat und Mitarb. 1999b). Nur in wenigen Krankenhäusern werden die Parameter bei der CT des Abdomens und der Lendenwirbelsäule in Abhängigkeit vom Habitus des Patienten gewählt (Zoetelief und Mitarb. 1998). Da die Referenzdosisgrößen CTDIw und DLP bei festen Parametern unabhängig vom Patienten sind, können bereits vor der Untersuchung


114

diese Dosen ermittelt und die Einhaltung der Qualitätskriterien überprüft werden. Eine eventuelle Änderung der Parameter kann bereits vor der Untersuchung erfolgen und damit eine Überschreitung der Referenzdosis vermieden werden.

Dosen, die höher sind als die Referenzdosis, sind zu rechtfertigen oder sollen durch entsprechende Änderung der Untersuchungstechnik oder des Röntgengerätes reduziert werden. Von der Referenzdosis ist das ALARA (as low as reasonably achievable)-Prinzip unberührt, d.h. auch wenn die Dosen unterhalb der Referenzdosis liegen, ist die Untersuchung stets in der Weise durchzuführen, daß die kleinstmögliche Dosis zur Beantwortung der klinischen Fragestellung verabreicht wird.


115

5.2 Probleme und Lösungsmöglichkeiten

5.2.1 Praktische Maßnahmen

Bleiabdeckung

Das Problem bei den Bleiabdeckungen zum Schutz von Körperbereichen außerhalb der Untersuchungsregion vor unnötiger Strahlenexposition bei der CT liegt darin, daß die Streustrahlung im Körperinneren maximal ist und nach außen abnimmt (Stieve und Schmidt 1981, Langkowski und Mitarb. 1994). Damit läßt sich die Streustrahlung wenig von außen beeinflussen. Im folgenden wird untersucht, inwieweit Bleiabdeckungen diese Körperbereiche schützen können. Dabei wird zusätzlich zu den Bleiabdeckungen für die Gonaden und den Uterus untersucht, ob eine Bleiabdeckung des Halses die Schilddrüsendosis verringern kann.

Methodik

An einem gewebeäquivalenten Rando-Phantom wurden Dosismessungen mittels Thermolumineszenzdosimeter (TLD-100) in Form von Plättchen mit einer Größe von 3,2 x 3,2 x 0,9 cm³ durchgeführt. An einem Somatom Plus (Fa. Siemens, Erlangen) wurden eine CT des gesamten Schädels, des Oberbauches und des gesamten Abdomens simuliert. Dabei wurden eine Spannung von 120 kV, 250 mAs pro Schicht, eine Schichtdicke von 2 mm bei der Schädeluntersuchung und 10 mm bei den abdominellen Untersuchungen eingestellt. In konventioneller Scantechnik wurde Schicht für Schicht von kranial nach kaudal lückenlos abgetastet.

Eine mögliche Reduktion der Schilddrüsendosis durch den Schilddrüsenbleischutz wurde bei der CT des Schädels untersucht. Die TLD wurden gemäß Abb. 17 in der Medianlinie des Phantoms fixiert, dabei zwei TLD im Mundbereich noch innerhalb der Scanregion, zwei TLD im Mundbodenbereich außerhalb der Scanregion, zwei TLD im mittleren Halsbereich und zwei weitere TLD in Schilddrüsenhöhe. Es wurde jeweils eine Dosis an der Oberfläche und in 5 oder 2 cm Tiefe gemessen . Ein Schilddrüsenbleischutz in Form eines Halsbandes mit 0,5 mm Bleiäquivalent wurde rund um den Hals des Phantoms angebracht, wobei die beiden im mittleren Halsbereich und in Schilddrüsenhöhe an der Oberfläche fixierten TLD mit abgedeckt


116

wurden. Die Scanregion erstreckte sich von Phantomscheibe 0 bis Phantomscheibe 7/8. Die Dosismessungen wurden jeweils dreimal ohne Bleiabdeckung und mit Bleiabdeckung in alternierender Reihenfolge durchgeführt.

Abb. 17 : Anordnung der TLD (#) am Rando-Phantom bei der CT des Schädels. Die Scheiben des Phantoms sind nummeriert


117

Die Effektivität der Bleischürze zur möglichen Reduktion der Uterus- und Ovardosis wurde bei einer CT des Oberbauches untersucht. Zwischen Phantomscheibe 30 und 31 wurde je ein TLD in der Medianlinie und in beiden Medioclavicularlinien in ca. 6 cm Tiefe als angenommenen Regionen für den Uterus bzw. die Ovarien fixiert. Eine Bleischürze mit 0,35 mm Bleiäquivalent wurde rund um das Becken des Phantoms angebracht, wobei der Oberrand der Schürze sich in Höhe der Phantomscheibe 28/29 befand. Die Scanregion erstreckte sich von Mitte Phantomscheibe 21 bis Phantomscheibe 27/28. Die Dosismessungen wurden jeweils dreimal ohne und mit Bleischürze in alternierender Reihenfolge durchgeführt.

Die Effektivität der Hodenkapsel mit 1,0 mm Bleiäquivalent wurde bei einer CT des gesamten Abdomens untersucht. Es wurde je ein TLD an beiden Oberschenkeln direkt unterhalb der Leistenregion fixiert bzw. ein TLD in einer Hodenkapsel eingesetzt, die am Phantom ventral fixiert wurde. Die Dosen wurden als Hodendosen ohne bzw. mit Gonadenschutz angenommen. Die Scanregion erstreckte sich von Mitte Phantomscheibe 21 bis Phantomscheibe 35 in Höhe der Leisten. Gemessen wurde jeweils dreimal ohne Hodenkapsel und mit Hodenkapsel in alternierender Reihenfolge.

Mittels Konversionsfaktoren des NRPB (Jones und Shrimpton 1991) wurden die effektiven Dosen bei der CT des Schädels und des gesamten Abdomens errechnet. Hierbei wurde der Datensatz MCSET03 für den Somatom DRH verwendet. Die Dosiseinsparungen an den Organen wurden entsprechend gewichtet und von der effektiven Dosis subtrahiert.

Ergebnisse

Bei der CT des Schädels wurden im Mundbodenbereich, mittleren Halsbereich und in Schilddrüsenhöhe bei Anwendung des Schilddrüsenbleischutzes niedrigere Dosen gemessen als ohne den Schilddrüsenbleischutz (Tab. 31). Dabei war die Dosis in Schilddrüsenhöhe an der Oberfläche um 0,11 mSv (18%) und in 2 cm Tiefe um 0,19 mSv (23%) niedriger. Im Halsbereich nahm die prozentuale Dosisreduktion mit dem Abstand zum untersuchten Volumen zu und war im Körperinneren stärker als an der Oberfläche (Abb. 18). Innerhalb der Scanregion war die Dosis im Körperinneren bei


118

jeder Messung kleiner als die zugehörige Oberflächendosis. Außerhalb der Scanregion war die Dosis im Körperinneren mit und ohne Schilddrüsenbleischutz stets größer als die Oberflächendosis (Tab. 31).

Tab. 31 : Mit TLD gemessene Dosen am Rando-Phantom bei der CT des Schädels
(Anordnung der TLD gemäß Abb. 5.2)

 

Meß-
ort

Mund-
bereich
(mSv)

Mund-
boden-
bereich
(mSv)

mittlerer
Hals-
bereich
(mSv)

Schild-
drüsen-
höhe
(mSv)

ohne

Ober-

18,38

1,24

1,03

0,62

Schilddrüsen-

fläche

(17,91-18,93)

(1,11-1,33)

(0,86-1,13)

(0,59-0,66)

bleischutz

 

 

 

 

 

(n=3)

Körper-

13,94

3,13

1,54

0,83

 

inneren

(13,12-15,00)

(2,96-3,34)

(1,43-1,64)

(0,79-0,86)

 

 

 

 

 

 

mit

Ober-

19,05

1,16

0,92

0,51

Schilddrüsen-

fläche

(18,46-19,47)

(1,03-1,25)

(0,89-0,95)

(0,42-0,60)

bleischutz

 

 

 

 

 

(n=3)

Körper-

14,33

2,87

1,35

0,64

 

inneren

(12,60-15,29)

(2,70-3,10)

(1,26-1,40)

(0,60-0,68)


119

Abb. 18 : Reduktion der Dosis im Mundboden- und Halsbereich durch Anwendung des Schilddrüsenbleischutzes bei der CT des Schädels

Bei der CT des Oberbauches war in der Uterus- und Ovarregion keine wesentliche Dosisreduktion durch die Bleischürze zu erkennen. Die bei der CT des gesamten Abdomens in der Hodenkapsel gemessene Dosis war um etwa 95 % bzw. 1,39 mSv niedriger als die in der Hodenregion ohne Hodenkapsel gemessene Dosis (Tab. 32).


120

Tab. 32: Mit TLD gemessene Dosen am Rando-Phantom bei der CT des
Oberbauches und des gesamten Abdomens

Abgetastete
Körperregion

Meß-
ort

Dosis ohne
Bleischürze /
Hodenkapsel
(mSv)

Dosis mit
Bleischürze /
Hodenkapsel
(mSv)

Oberbauch

Uterus

1,4

1,38

 

 

(1,37-1,45)

(1,36-1,39)

Oberbauch

Ovarien

1,48

1,5

 

 

(1,46-1,50)

(1,49-1,52)

gesamtes

Hoden

1,46

0,07

Abdomen

 

(1,44-1,48)

(0,069-0,073)

Die berechnete effektive Dosis bei der CT des Schädels betrug 0,933 mSv und bei der CT des gesamten Abdomens 8,813 mSv. Durch die Dosisreduktion an der Schilddrüse bzw. dem Hoden reduzierte sich die effektive Dosis bei der CT des Schädels um 5,6% auf 0,881 mSv und bei der CT des gesamten Abdomens (ohne Rücksicht auf die Ovardosis) um 3,9% auf 8,467 mSv.

Diskussion

Die Ergebnisse zeigen, daß eine Bleiabdeckung je nach bestrahlter Körperregion einen unterschiedlichen Effekt auf die Dosis in Organen außerhalb der Untersuchungsregion hat. Die Strahlungsmenge, die aus dem Körper durch Streuung nach außen gelangt, aber auch die Streustrahlung aus der Blende und die Extrafokalstrahlung können den Körper außerhalb der Untersuchungsregion exponieren und sind diejenigen Strahlenanteile, die durch eine außen angebrachte Bleiabdeckung abgeschirmt werden können.

Der Beitrag dieser extrakorporalen Strahlung an der Exposition von tief im Körperinneren gelegenem Gewebe ist zwangsläufig geringer als an der von oberflächlich gelegenen Organen. So läßt sich bei der CT des Oberbauches praktisch keine Reduktion der Uterus- und Ovardosis durch das Anbringen einer Bleischürze erzielen, während bei der CT des Schädels an der Schilddrüse eine deutliche Dosisreduktion durch das Anbringen einer Bleiabdeckung erreicht wird.

Ein anderer Grund für die stärkere Dosisreduktion an der Schilddrüse bei der CT des Schädels liegt darin, daß am kaudalen Rand der Scanregion, bedingt durch den


121

wesentlich geringeren Durchmesser des Halses, mehr Strahlung aus dem Mundboden nach außen tritt, die durch den Schilddrüsenbleischutz an der Exposition des Halses von extrakorporal gehindert werden kann. Umgekehrt verhindert der Schilddrüsenbleischutz eine Streuung der Strahlen aus dem Hals nach extrakorporal und reduziert damit die auf diesem Wege erfolgende Exposition des Mundbodens.

Die mit dem Abstand zur Scanregion zunehmende prozentuale Dosisreduktion im Halsbereich bei der CT des Schädels ist auffällig. Dies kann damit erklärt werden, daß die extrakorporale Strahlung in der Luft weniger an Intensität abnimmt als die Strahlung im Weichteilgewebe und daher mit dem Abstand zur Scanregion einen zunehmenden Anteil an der Streustrahlenexposition des Halses besitzt. Interessant ist auch, daß die Dosisreduktion im Inneren des Halses stärker ist als an der Oberfläche. Offensichtlich kommt es am Schilddrüsenbleischutz zu einer Rückstreuung der von innen auftreffenden Strahlung, die dann an der Oberfläche zu einer stärkeren Exposition führt als im Körperinneren.

Im Gegensatz zur Bleischürze und zum Schilddrüsenbleischutz führt die Hodenkapsel zu einer nahezu vollständigen Abdeckung der Hoden und ermöglicht somit eine erhebliche Dosisreduktion sowohl der extrakorporalen als auch intrakorporalen Strahlung.

Untersuchungen der Effektivität der Bleiabdeckung zur Dosisreduktion beim Patienten in der Computertomographie wurden auch von Beaconsfield und Mitarb. (1998) und Price und Mitarb. (1999) durchgeführt. Nach Beaconsfield und Mitarb. wird bei der CT des Kopfes (Untersuchungsregion in Höhe des Foramen magnum zum Scheitel) durch eine Bleischürze einschließlich Halsband zum Schutz der Schilddrüse und des Thorax eine wesentliche Dosisreduktion erzielt. Diese betrug beim Patienten an der Oberfläche in Höhe der Schilddrüse 38% und auf der Oberseite der Brust 70%. Beim gewebeäquivalenten Kopf- und Thoraxphantom wurde in Höhe der Schilddrüse an der Oberfläche eine Dosisreduktion um 60%, in 1 cm Tiefe 44%, auf der Oberseite der Brust 90% und in der Lunge 70% erzielt. Diese Dosisreduktion an der Schilddrüse ist stärker als die von uns am Phantom festgestellte Dosiseinsparung, die an der Oberfläche 18% und in 2 cm Tiefe 23% betrug. Allerdings ist der Abstand der Schilddrüsenregion von der


122

Untersuchungsregion bei der Studie von Beaconsfiled und Mitarb. deutlich größer als bei unserer Studie, die den gesamten Schädel umfaßte. Die stärkere Dosisreduktion an der Schilddrüse bei der Studie von Beaconsfield und Mitarb. und die noch stärkere Dosisreduktion an der Brust von 90% unterstützt unsere Annahme, daß mit zunehmendem Abstand zur Scanregion die prozentuale Dosisreduktion stärker wird. Ein Unterschied zwischen den beiden Studien liegt darin, daß bei der Studie von Beaconsfield und Mitarb. die prozentuale Dosisreduktion an der Oberfläche stärker ist als im Körperinneren. Vermutlich haben hier Gerätefaktoren mit Unterschieden in der radialen Dosisverteilung einen Einfluß.

Nach den Untersuchungen von Price und Mitarb. (1999) an einem Rando-Phantom wird bei der CT des Abdomens durch den Einsatz einer Hodentasche mit 1 mm Bleiäquivalent eine 77%-ige Dosisreduktion erzielt, falls die Hoden 10 mm unterhalb der unteren Scangrenze liegen. Diese prozentuale Dosisreduktion ist geringer als die von uns festgestellte von 95%. Ein Grund kann darin liegen, daß die TLD bei der Studie von Price und Mitarb. in einem den Hoden repräsentierenden Zylinder aus Plexiglas lagen und bei unserer Studie ungeschützt an den Oberschenkeln direkt unterhalb der Leistenregion plaziert wurden. Dies kann dazu führen, daß die ohne Gonadenschutz ermittelte Dosis bei der Studie von Price und Mitarb. bereits relativ gering ist im Vergleich zu dem von uns ermittelten Wert.

Körperbereiche außerhalb der Untersuchungsregion können bei der Erstellung eines Übersichtstopogramms direkt exponiert sein. Bei der Anfertigung eines Topogramms des Abdomens mit direkter Exposition des Testes zeigten Price und Mitarb., daß durch die Hodentasche eine Dosisreduktion von 0,18 mGy auf 0,012 mGy, entsprechend einer Reduktion um 93% erzielt wird. Bei der CT des Schädels stellt nach Beaconsfield und Mitarb. die Schilddrüsendosis durch das Übersichtstopogramm nicht mehr als 10% der Gesamtdosis dar, wenn das Topogramm den Hals nicht mit erfaßt. In Fällen, wo ein längeres Topogramm angefertigt wird, kann der Schilddrüsenbleischutz eine stärkere Reduktion der Gesamtdosis bewirken.

Zum Vergleich der von uns festgestellten Dosiseinsparungen in den Organen, besonders in der Schilddrüse von 0,19 mSv bzw. 23% seien einige Dosiswerte


123

angegeben. Die natürliche Strahlenexposition in der Bundesrepublik Deutschland beträgt etwa 5,5 µSv pro Tag und die Gonadendosis bei einer p.-a. Aufnahme der Lunge etwa 1 µSv (Seifert 1995b). Die Schilddrüsendosis liegt bei einer p.-a. Aufnahme des Schädels bei etwa 0,16 mSv und bei einer a.-p. Aufnahme des Schädels bei etwa 2,5 mSv bei 60 kV, 160 mAs und einer Gesamtfilterung von 2,5 mm Al (eigene Berechnungen mittels Konversionsfaktoren (Drexler und Mitarb. 1993b)). Damit beträgt die Dosiseinsparung an der Schilddrüse durch den Schilddrüsenbleischutz mindestens das 200fache der Reduktion der Hodendosis durch den in der Praxis häufig eingesetzten Lendenschurz bei der konventionellen p.-a. Aufnahme der Lunge. Die Dosiseinsparung ist etwa so hoch wie die Schilddrüsendosis bei der konventionellen p.-a. Aufnahme des Schädels.

Aus den Ausführungen kann die Schlußfolgerung gezogen werden, daß bei der CT der Kopfregion durch eine Bleiabdeckung ein großer Anteil der Streustrahlung, die zur Exposition der Schilddrüse, der Brust und der Lunge führt, abgeschirmt werden kann. Das Tragen einer Hodenkapsel ist eine sehr wirksame Methode zum Schutz der Hoden bei der CT des Abdomens. Die Einsparungen der effektiven Dosen sind dabei zwar gering, jedoch kann der Bleischutz aufgrund der stochastischen Natur des Strahlenschadens an diesen Organen und der fehlenden Belastung des Patienten beim Tragen empfohlen werden. Bei der CT des Oberbauches kann auf die Bleiabdeckung zum Schutz des Uterus und der Ovarien verzichtet werden.

Eine Abschirmung von Streustrahlung im Abdomen könnte durch oral appliziertes Kontrastmitel erfolgen. Experimentelle Untersuchungen an einem Rando-Phantom haben gezeigt, daß Bariumsulfat in den Bohrungen des Phantoms bei der CT des Oberbauches die Dosis in den Regionen der Ovarien und des Uterus um 30 bis 34% reduzieren kann (Hidajat und Mitarb. 1996e). Bei der CT des Oberbauches wird ohnehin häufig, besonders bei der Frage nach pathologischen Veränderungen des Pankreas orales Kontrastmittel appliziert. Bei jüngeren Patientinnen sollte die Indikation zur oralen Kontrastmittelapplikation im Hinblick auf die strahlenabschirmende Wirkung des Kontrastmittels als erwünschten Nebeneffekt großzügiger gestellt werden, zumal das orale Kontrastmittel in der Regel nicht teuer und nicht schädlich ist. Besonders erwünscht ist ein solcher Nebeneffekt bei wiederholten Scanserien bei der CT der Leber nativ und nach KM-Gabe oder wenn


124

mehrere Verlaufskontrollen notwendig sind. Bei der CT des gesamten Abdomes ist die Notwendigkeit zur Abschirmung der Streustrahlung aus dem Oberbauch wieder zu relativieren, da der größte Teil der Dosis der Beckenorgane durch die direkte Exposition des Beckens entsteht.

Dosisreduktion mit Spiral-CT

Trotz der Möglichkeit zu einer Erhöhung des Tischvorschubs bei der Spiral-CT ist die Frage, ob hierdurch eine Dosisreduktion im Vergleich zu einer Untersuchung mit der konventionellen CT gegeben ist, nicht unproblematisch. Erstens ist die abzutastende Körperregion bei der Spiral-CT um zwei Rotationen länger als bei der konventionellen CT. Diese Verlängerung der Körperregion kann dazu führen, daß die Patientendosis höher ist als bei der konventionellen CT. Eine geringe Erhöhung des Tischvorschubs muß nicht zwangsläufig zu einer Reduktion der Patientendosis führen. Es stellt sich die Frage, um welchen Faktor der Tischvorschub zu erhöhen ist, damit die scantechnisch bedingte Verlängerung der abzutastenden Körperregion und die Erhöhung der Patientendosis ausgeglichen werden kann. Zweitens führt eine Erhöhung des Tischvorschubs zu einer Verbreiterung des Schichtprofils und Vergrößerung der effektiven Schichtdicke mit der Folge einer Verschlechterung der Auflösung in z-Richtung.

Im folgenden wird anhand mathematischer Formulierungen der Dosis bei der Spiral-CT und konventionellen CT und anhand von Daten aus der Literatur zur Detailerkennbarkeit in Abhängigkeit vom pitch untersucht, inwieweit eine Erhöhung des Tischvorschubs bei der Spiral-CT eine sinnvolle Dosisreduktion bewirken kann.

Methodik

Bei der Spiral-CT ist die abgetastete und damit direkt exponierte Körperregion größer als die zu untersuchende Körperregion. Es gilt für die Spiral-CT :

GL = nRot x TV + sd

{1}

und

L = (nRot - 2) x TV + sd

{2},


125

wobei GL die Gesamtlänge der abgetasteten Körperregion, L die Länge der zu untersuchenden Körperregion, nRot die Anzahl der Rotationen, TV der Tischvorschub pro Rotation und sd die nominelle Schichtdicke bedeutet.

Bei der konventionellen CT ist die abgetastete Körperregion gleich der zu untersuchenden Körperregion. Es gilt für die konventionelle CT:

L = (nSchichten -1) x sa + sd

{3},

wobei nSchichten die Anzahl der Schichten und sa den Schichtabstand bezeichnet.

Werden für die Spiral-CT und konventionelle CT die gleichen Werte für die Spannung, das mAs-Produkt pro Rotation bzw. pro Schicht und die nominelle Schichtdicke gewählt, so hängt es von der Anzahl der Rotationen und Schichten ab, welches Verfahren zur Abbildung der Untersuchungsregion mit der geringeren integralen Dosis auskommt. Mit Hilfe von Gleichung {2} läßt sich die Anzahl der Rotationen in Abhängigkeit vom Tischvorschub darstellen und mit Hilfe von {3} die Anzahl der Schichten in Abhängigkeit vom Schichtabstand berechnen. Das Verhältnis der Anzahl der Rotationen bei der Spiral-CT zur Anzahl der Schichten bei der konventionellen CT gibt das Verhältnis der integralen Dosis bei der Spiral-CT zur integralen Dosis bei der konventionellen CT wieder. Dieses Dosisverhältnis stellt eine Erhöhung oder Verminderung der integralen Dosis bei der Spiral-CT gegenüber der konventionellen CT dar.

Der Tischvorschub, der bei der Spiral-CT zur Dosisreduktion gegenüber der konventionellen CT erforderlich ist, läßt sich arithmetisch ausdrücken. Für eine Dosisreduktion ist folgende Bedingung zu erfüllen :

nRot < nSchichten

Aus den Gleichungen {2} und {3} folgt


126

Das heißt

Ergebnisse

Abb. 19 zeigt, daß eine Erhöhung des Tischvorschubs bei der Spiral-CT zu einer Reduktion der integralen Dosis gegenüber der konventionellen CT führen kann. Je länger die Untersuchungregion ist, desto kleiner ist der zur Dosisreduktion erforderliche Tischvorschub bzw. desto stärker ist die Dosisreduktion für einen gegebenen Tischvorschub. Bei einem pitch von 1,5 liegt die Dosisreduktion je nach Länge der Untersuchungsregion im Bereich von 20 bis 30%; mit einem pitch von 2 liegt diese bei 35 bis 46,5%.


127

Abb. 19 : Reduktion der integralen Dosis bei der Spiral-CT im Vergleich zur konventionellen CT als Funktion des Tischvorschubs pro Rotation für unterschiedliche Längen der Untersuchungsregion (Schichtabstand 10 mm, Schichtdicke 10 mm)

Gleichung {4} zeigt, daß der zur Reduktion der integralen Dosis erforderliche Tischvorschub vom Schichtabstand in der konventionellen CT, von der Länge der Untersuchungsregion und der Schichtdicke abhängt. Die Werte in Tab. 33 erlauben, in Abhängigkeit von der Länge der Untersuchungsregion denjenigen Tischvorschub zu bestimmen, der notwendig ist, um die integrale Dosis zu reduzieren. Ab einer Länge von 15 Schichtdicken führt ein pitch > 1,1 bereits zu einer Reduktion der integralen Dosis gegenüber der konventionellen CT, wenn der Schichtabstand und die Schichtdicke gleich sind.


128

Tab. 33 : Beziehung zwischen der Länge der
Untersuchungsregion und dem zur Reduktion
der integralen Dosis erforderlichen Tischvorschub
pro Rotation (Schichtabstand = nominelle
Schichtdicke)

Länge der
Untersuchungsregion

Tischvorschub
pro Rotation

4 x sd

> 1,500 x sd

5 x sd

> 1,333 x sd

7 x sd

> 1,200 x sd

10 x sd

> 1,125 x sd

15 x sd

> 1,077 x sd

20 x sd

> 1,056 x sd

25 x sd

> 1,044 x sd

30 x sd

> 1,036 x sd

40 x sd

> 1,027 x sd

50 x sd

> 1,021 x sd

sd = nominelle Schichtdicke

Diskussion

Die Frage, ob die Spiral-CT eine Dosisreduktion gegenüber der konventionellen CT ermöglicht, wird häufig nicht eindeutig beantwortet. Die Erhöhung des Tischvorschubs reduziert zwar die notwendige Anzahl der Rotationen, kann jedoch wegen der damit zusammenhängenden Vebreiterung des Schichtprofils nicht beliebig erhöht werden. Die Anwendung spezieller Interpolationsalgorithmen und Filterungen kann die Verbreiterung des Schichtprofils reduzieren, kann jedoch gleichzeitig zu stärkerem Bildrauschen führen (Polacin und Mitarb. 1992, Schlueter und Mitarb. 1994, Reynolds und Mitarb. 1995). Da bei gleicher Wahl des Tischvorschubs und des Schichtabstandes sowie der übrigen Einstellwerte die Spiral-CT eine höhere integrale Dosis benötigt, ist aus Strahlenschutzgründen wichtig zu fragen, ob durch eine vertretbare Erhöhung des Tischvorschubs überhaupt ein Dosisausgleich oder sogar eine Dosisreduktion gegenüber der konventionellen CT möglich ist.

Die Verbreiterung des Schichtprofils führt bei einem pitch von 1 zu keiner diagnostisch relevanten Beeinträchtigung der Bildqualität. Ein pitch von 1,3 bis 1,6 ist für die meisten Fragestellungen und ein pitch von 2 sogar für einzelne Fragestellungen vertretbar. Dies wurde sowohl in experimentellen als auch


129

klinischen Studien belegt (Diederich und Mitarb. 1996, Hopper und Mitarb. 1996, Verdun und Mitarb. 1996). Dabei kann eine überlappende Bildrekonstruktion die Auflösung in der z-Achse optimieren und die Detailgenauigkeit in gewissem Rahmen sogar verbessern (Kalender und Mitarb. 1994).

Das Verhältnis der integralen Dosen von Spiral-CT zu konventioneller CT ist mittels Thermolumineszenzdosimetrie, Film- oder Ionisationskammerdosimetrie im Prinzip erfaßbar. Diese Messungen können jedoch aufwendig sein, und die Meßwerte beziehen sich auf die jeweils eingestellten Parameter (Hidajat und Mitarb. 1997a). In diesem Kapitel wurde das Verhältnis der integralen Dosen von Spiral-CT zu konventioneller CT allgemeingültig über die Anzahl der Rotationen und Schichten formuliert und ist für jeden Tischvorschub und Schichtabstand sowie jede Länge der Untersuchungsregion und Schichtdicke leicht zu berechnen. Außerdem läßt sich mittels der Gleichung {4} vor der CT-Untersuchung schnell und einfach der Tischvorschub bestimmen, mit dem die Patientendosis reduziert werden kann.

Die Tatsache, daß bei einer Untersuchungsregion mit einer Länge ab 15 Schichtdicken eine Dosisreduktion bereits mit einem pitch > 1,1 erreicht wird, bedeutet, daß eine Dosisreduktion praktisch immer möglich ist, z.B. auch bei Kindern. Je länger die Untersuchungsregion ist, desto günstiger wird das Verhältnis der integralen Dosis von Spiral-CT zu konventioneller CT. Ist eine Überlappung der Schichten sinnvoll, so verringert sich der zur Dosisreduktion erforderliche Tischvorschub entsprechend der Stärke der Überlappung, so daß dann ein pitch von 1 bereits zu einer Dosisreduktion führt. Selbst bei Untersuchungen mit sehr wenigen Schichten, beispielsweise bei der Untersuchung eines Zwischenwirbelraumes, ist eine geringe Dosisreduktion noch möglich.

Niedrigdosis-CT

Die ND-CT kann zur Beurteilung von Pathologien mit großem Dichteunterschied zur Umgebung eingesetzt werden. Hierzu gehören Untersuchungen der Lunge, des Mediastinums und des Knochens.


130

Die ND-CT der Lunge ist vor allem bei der Verlaufskontrolle benigner Raumforderungen junger Patienten wünschenswert. Im klinischen Alltag zeigt sich nicht selten auf einer Thorax-Übersichtsaufnahme eine Verdichtung, bei der zwischen Summationseffekt und realer pulmonaler Läsion nicht sicher unterschieden werden kann. Auch die Durchleuchtungsuntersuchung bringt gelegentlich keine eindeutige Klärung. In solchen Situationen kann die Niedrigdosis-CT sinnvoll eingesetzt werden. Lungenherde lassen sich praktisch alle mittels einer ND-CT mit Schichtdicke 5 bis 10 mm nachweisen wie mittels einer SD-CT. Eine potentielles Einsatzgebiet der ND-CT des Thorax liegt im Screening zur Früherkennung des Bronchialkarzinoms.

Jedoch sind bei der CT der Lunge auch das Mediastinum, die Hili und der mit dargestellte Abschnitt des Oberbauches stets mit zu beurteilen. Für diese Körperregionen ist das im Rahmen der ND-CT der Lunge eingestellte mAs-Produkt möglicherweise nicht ausreichend. Gleichzeitig aber können diese Körperregionen wertvolle Zusatzinfomationen wie vergrößerte Lymphknoten oder extrapulmonale Metastasen und somit differentialdiagnostische Hinweise enthalten, die für die Therapieentscheidung bedeutsam sind. Mediastinale und hiläre Lymphadenopathie sollten bei der nativen ND-CT mit höheren mAs-Produkten untersucht werden als reine pulmonale Veränderungen. Durch Kontrastmittelgabe kann aber die Abgrenzung pathologischer mediastinaler und hilärer Strukturen von den Gefäßen verbessert werden, so daß bei der ND-CT der Lunge noch eine ausreichende Beurteilbarkeit von mediastinalen und hilären Strukturen erzielt werden könnte. Eine andere Möglichkeit zur Vermeidung von zu sehr verrauschten Bildern besteht darin, daß bei der Primäruntersuchung noch ein relativ hohes mAs-Produkt zwischen 100 und 140 mAs bei 120 kV eingesetzt wird (Mayo und Mitarb. 1995). Je nach Befund und Kontrast zwischen den pathologischen Strukturen und der Umgebung kann bei der Verlaufskontrolle mit niedrigerer Dosis untersucht werden.

Diffuse interstitielle oder alveoläre Lungenerkrankungen sind mittels HRCT in Niedrigdosistechnik ebenso nachweisbar wie mit Standarddosis. Nur bei zwei pathologischen Befunden ist die Einsetzbarkeit der Niedrigdosis-HRCT limitiert : beim gering ausgeprägten Milchglasinfiltrat mit nur geringer Dichteerhöhung und


131

beim zentrilobulären Emphysem mit nur geringer Dichteabnahme gegenüber der Umgebung (Diederich und Mitarb. 1996).

Untersuchungen des Knochens stellen weitere Einsatzgebiete der ND-CT dar, sofern keine Detailgenauigkeit im umgebenden Weichteilbereich gefordert wird. Hierzu gehören die coronare CT des Gesichtsschädels und der Nasennebenhöhlen zum Ausschluß von Anomalien vor transnasalem neurochirurgischem Eingriff oder zur Beurteilung einer chronischen Sinusitis, die Untersuchung von Rotations- und Stellungsanomalien (Antetorsionswinkel, Anteflexionswinkel), die geometrische Analyse zur Individualprothesenanpassung und die Osteodensitometrie. Der Befall eines Extremitätenknochens durch einen weichteildichten Tumor läßt sich mittels ND-CT darstellen, allerdings sind die Binnenstrukturen des Tumors und das Ausmaß einer möglichen Infiltration des umgebenden Weichteils bei der ND-CT schlechter beurteilbar. Auch Extremitätenfrakturen kommen in der ND-CT gut zur Darstellung. Frakturbegleitende Blutungen im Bereich des Weichteils können aber durch das höhere Rauschen sich dem Nachweis entziehen. Daher sollte die ND-CT des Knochens vor allem dann eingesetzt werden, wenn mögliche Weichteilveränderungen nicht relevant sind. Eine ergänzende MRT-Untersuchung kann die Nachteile einer ND-CT des Knochens bei der Beurteilung der umgebenden Weichteile ausgleichen.

Die Studie von Kamel und Mitarb. (1994) bewertete die Erkennbarkeit von anatomischen Details bei der ND-CT des kindlichen Beckens nach intravenöser und oraler KM-Gabe. Im klinischen Alltag zeigt sich, daß besonders bei Kleinkindern eine orale KM-Gabe nicht immer möglich ist. Die Erkennbarkeit von pathologischen Veränderungen wie beispielsweise Abszeß, Tumor und Lymphknoten wurde in der Studie nicht explizit beurteilt. Der Kontrastunterschied im Becken zwischen solchen pathologischen Veränderungen und normalem Weichteilgewebe ist viel geringer als der Kontrastunterschied in der Lunge oder im Knochen zwischen weichteildichten Veränderungen und lufthaltigem Parenchym oder Knochengewebe. Im Vergleich zu den Organen Lunge und Knochen, die in einer weiten Fensterbreite dargestellt sind, werden die Beckenorgane in einem engeren Weichteilfenster beurteilt, was sich auf das vom Auge wahrgenommene Bildrauschen ungünstig auswirkt. Dieses Bildrauschen hat als Ursache statistische Schwankungen der Grauwerte auf dem


132

Film oder dem Auswertemonitor und ist proportional zum Bildpunktrauschen, also zur Standardabweichung der CT-Dichtewerte. Mit steigender Fensterweite wird dieses Grauwertrauschen immer kleiner (Husstedt und Mitarb. 1998). Es gilt

wobei sigma* das Bildrauschen, sigma die Standardabweichung der CT-Dichtewerte und W die verwendete Fensterweite bezeichnet. Das Ausmaß der möglichen Dosisreduktion bei der CT des Beckens wird daher wahrscheinlich geringer sein als bei der CT der Lunge oder des Knochens.

Die Senkung des mAs-Produktes ist bei der Beurteilung von Weichteilregionen limitiert. Van Hoe und Mitarb. (1998) zeigten, daß bei der CT des Oberbauches eine Dosisreduktion um etwa 50 % gegenüber der Standarddosis (111 mAs gegenüber 240 mAs) die Erkennbarkeit von kleinen Läsionen erschwert. Vom Einsatz einer ND-CT für Leber- oder Pankreasuntersuchungen wird von den Autoren daher abgeraten. Es gibt kaum Studien über ND-CT bei Untersuchungen des Gehirns. Auch bei der Bandscheibendiagnostik wird sich eine ND-CT wahrscheinlich relativ schwer realisieren lassen. Die Kontrastdifferenz zwischen Bandscheibe und Umgebung ist gering und es werden dünne Schichten angefertigt (2-5 mm), so daß eine höhere Dosis notwendig ist, um dem Rauschen entgegenzuwirken.

5.2.2 Technische Maßnahmen

Optimierung des Detektorsystems

An das Detektorsystem des CT-Gerätes werden verschiedene Anforderungen gestellt. Hierzu gehören gute Absorption der auftreffenden Röntgenstrahlung und hoher Wirkungsgrad bei der Umsetzung der absorbierten Strahlenenergie in elektrische Signale. Schnelles Ansprechen und schnelles Abklingverhalten sind Voraussetzungen für kurze Aufnahmezeiten. Das System muß linear und stabil


133

arbeiten, einen großen Dynamikbereich beherrschen sowie geringe Empfindlichkeit in bezug auf Umgebungsbedingungen wie Feuchtigkeit und Temperatur aufweisen.

Den Detektorsystemen werden Vorteile und Nachteile nachgesagt. Die hohe Dosiseffizienz von Festkörperdetektoren auf der Basis von Szintillatoren mit Photodetektoren ist mit langsamerem Ansprechen und Nachleuchten verbunden (Liebetruth 1995, Becker und Mitarb. 1999b). Mit dem Ziel, bei einer möglichst geringen Dosis eine hohe Bildqualität zu erreichen, wird bereits seit den 70-er Jahren versucht, neue Lösungen für die Detektorsysteme zu finden. Beinglass und Mitarb. (1980) stellten fest, daß Quecksilberjodid (HgI2) eine hohe Detektoreffizienz besitzt und unter Raumtemperatur stabil arbeitet. Es zeigt jedoch längeres Nachleuchten und Polarisationseffekte. Die verschiedensten Szintillatoren wurden getestet, wie beispielsweise Gd2O2S: Pr, Ce, F (Yoshida und Mitarb. 1988, Takahashi und Mitarb. 1990) und Y2O3: Eu (Nickoloff und Mitarb. 1988). In dem für die CT-Entwicklung sehr rasanten Jahr 1977 wurden beim RSNA-Meeting ein Detektorsystem mit 720 Xenondetektoren und kurzer Abtastzeit vorgestellt als Alternative zu den damals bei Detektor-Ringsystemen üblichen, sehr aufwendigen Kristall/Photomultiplier-Detektoren (Dümmling 1984). Detektoren auf Halbleiterbasis wie CdTe-Detektor wurden von Jahnke und Matz (1999) untersucht und zeigen ein langsames Ansprechen. Diese Autoren kamen zu dem Schluß, daß Detektoren auf Szintillatorbasis für kurze Aufnahmezeiten zu bevorzugen sind.

Um die Vorteile von Festkörper- und Gasdetektorsystemen zu vereinen, wurde ein neues Detektorsystem entwickelt. Das als UFC (Ultrafast Ceramics) - Szintillator (Lightning UFC; Siemens Medical Systems; UFC) bezeichnete Detektorsystem wurde vor kurzer Zeit vorgestellt (von der Haar und Mitarb. 1998a) und bei Phantom- und Patientenuntersuchungen getestet (von der Haar und Mitarb. 1998b, Becker und Mitarb. 1999b). Eigenschaften des UFC-Detektors sind eine hohe Lichtausbeute pro absorbiertem Photon und eine effiziente optische Kopplung des Szintillators zu den Photodioden, die dafür sorgt, daß das Licht nur mit minimalem Verlust in elektrische Signale umgewandelt wird. Aufgrund des schnellen Abklingverhaltens können diese Signale ohne Korrekturprozeduren direkt in Bildinformationen konvertiert werden.


134

Vergleiche zwischen dem neuen UFC-Detektor und dem Xenon-Detektor (Quantillarc 6; Siemens Medical Systems; Xe) führten von der Haar und Mitarb. (1998b) an einem Somatom Plus 4 (Fa. Siemens) durch. An einem 20 cm Wasser-Phantom wurde gezeigt, daß beim UFC-Detektor das Bildrauschen um 15% niedriger war bzw. eine um 30% niedrigere Dosis für das gleiche Bildrauschen notwendig war als beim Xenon-Detektor. Dies wurde an einem Catphan-Phantom (Phantom Laboratory, Salem, USA) bestätigt. Hierbei erlaubte der UFC-Detektor zur Erkennung eines Details mit einer Größe von 5 mm und einer Dichtedifferenz von 3 HE eine um 30% niedrigere Dosis als der Xenon-Detektor. Das räumliche Auflösungsvermögen, gemessen an der Frequenz für einen MTF-Wert von 2%, betrug etwa 17 Lp/cm und entsprach einer räumlichen Auflösung von 0,29 mm. Die hohe Stabilität der resultierenden CT-Dichtewerte zeigte sich darin, daß bei multiplen 100 s-Spiralserien die CT-Dichtewerte des ersten und letzten Bildes eines 20 cm Wasser-Phantoms sich um einen Bruchteil von 1 HE unterschieden.

Becker und Mitarb. (1999b) führten ebenfalls vergleichende Untersuchungen an einem Somatom Plus 4 durch. Sie zeigten an einem 20 cm großen Wasser-Phantom, daß das Bildrauschen sich um 10-18% reduzierte, wenn statt des Xenon-Detektors der UFC-Detektor verwendet wurde. Dabei war die Reduktion des Bildrauschens stärker, wenn höherauflösende Rekonstruktionsalgorithmen verwendet wurden. Auch bei der CT des Kopfes, des Thorax und der Lendenwirbelsäule von Patienten wurde das Bildrauschen, bestimmt am Liquor, an der Aorta descendens bzw. am Duralsack anhand der Standardabweichung der CT-Dichtewerte, reduziert. Die Autoren gaben an, nach dem Wechsel vom Xenon- zum UFC-Detektor beim Somatom Plus 4 bei der CT des Kopfes und der Lendenwirbelsäule bei unveränderten Parametern mit besserer Bildqualität und bei der CT des Thorax und des Abdomens mit 20% geringerer Dosis zu untersuchen.

Die Möglichkeit, mit einer geringeren Dosis bei gleicher Bildqualität zu untersuchen, reduziert die Belastung der Röntgenröhre. Damit werden längere Spiralscans ermöglicht. Gleichzeitig werden durch die geringere Belastung der Röhre die Kühlzeiten minimiert und die Lebensdauer der Röhre verlängert. Umgekehrt kann mit der gleichen Dosis eine verbesserte Bildqualität erzielt werden oder eine kleinere


135

Schichtdicke eingestellt werden mit dem Resultat einer verbesserten axialen Auflösung, ohne die Bildqualität der Einzelbilder herabzusetzen.

Optimierung der Röhrenstromeinstellung

Eine Limitation für den Einsatz des "Smart-Scan"-Verfahrens in der klinischen Praxis besteht nach den Untersuchungen von Giacomuzzi und Mitarb. (1996b) darin, daß ein genügend hoher Röhrenstrom als maximaler Röhrenstrom eingestellt werden muß, damit eine relevante Röhrenstromreduktion möglich ist. Für das Rando-Phantom (h:b=0,76 im Thoraxbereich und h:b=0,82 im Abdomenbereich) sind erst ab einem maximalen Röhrenstrom von 200 mA eine Dosisreduktion möglich. Diese Eigenschaft des "Smart-Scan"-Verfahrens ist Folge des von der Firma vorgegebenen Schwellenwertes für die Detektordosis. Dies kann auch an Patientenuntersuchungen demonstriert werden. Bei der CT des Thorax und des Abdomens ist ein eindeutiger Zusammenhang zwischen der Patientengeometrie und der Röhrenstromreduktion nicht bei einem maximalen Röhrenstrom von 200 mA, aber bei einem Wert von 240 mA zu erkennen. Die Autoren schließen daraus, daß bei der Spiral-CT vom Typ Hi Speed Advantage der Fa. General Electric das "Smart-Scan"-Verfahren für Röhrenstromwerte von >220 mA eine signifikante Dosisreduktion in Abhängigkeit von Patientengeometrie und Absorptionsfähigkeit der Untersuchungsregion ermöglicht. Für Werte von <220 mA kann die erzielbare Röhrenstromreduktion individuell verschieden sein.

Der Einsatz des "Smart-Scan"-Verfahrens führt nach Kopka und Mitarb. (1995) zu keinem signifikanten, qualitativ oder quantitativ faßbaren Bildqualitätsverlust. Das Bildrauschen, gemessen nach der absoluten Standardabweichung und dem jeweiligen Variationskoeffizienten der CT-Dichtewerte in anatomisch definierten Bildregionen von Patienten (Raumluft, paravertebrale Rückenmuskulatur, subkutanes Fettgewebe und gegebenenfalls Leberparenchym), nimmt um bis zu 8,6% zu. Jedoch ist diese Zunahme des Bildrauschens statistisch nicht signifikant. Der allgemeine Bildeindruck, die subjektive Beurteilung der Niedrigkontrastauflösung und der Übergänge von Hoch- und Niedrigkontraststrukturen wird durch den Einsatz des "Smart-Scan"-Verfahrens nicht verschlechtert. Auch unter experimentellen


136

Bedingungen kommt es nach Giacomuzzi und Mitarb. (1996b) an wassergefüllten Plexiglasphantomen zu einem ähnlichen Anstieg des Bildrauschens. Zusätzlich kommt es zu einer Verminderung der Hochkontrastauflösung, ausgedrückt durch den MTF-Wert. Beim Qualitätssicherungsphantom der Fa. General Electric (Modell Nr. 46-241852 G1) verringert sich der MTF-Wert bei einer Auflösung von 0,625 Lp/mm von 0,77 auf 0,67 oder von 0,78 auf 0,71 in Abhängigkeit davon, ob die Thorax- oder Abdomenbildrekonstruktion verwendet wird. Ein Signifikanzniveau wurde von den Autoren nicht angegeben.

Das "Smart-Scan"-Verfahren hat bisher nur bei den CT-Geräten der Fa. General Electric eine Verbreitung gefunden. Während das Verfahren von Kopka und Mitarb. (1995) empfohlen wird, sind Giacomuzzi und Mitarb. (1996b) zurückhaltender gegenüber diesem Verfahren und beschreiben Einbußen in der Bildqualität. Außerdem sind durch die Auswertung der Absorptionswerte von nur 2 Übersichtstopogrammen keine ideale Anpassung an beliebige Körperformen zu erreichen. Zur Berücksichtigung der individuellen Patientengeometrie ist die Kenntnis der Schwächungskoeffizienten an jeder Röhrenposition notwendig. Bisher wurde das Verfahren nur für den Körperstamm erprobt. Bei CT des Kopfes mit geneigter Gantry müßten die Übersichtstopogramme ebenfalls bei geneigter Gantry angefertigt werden. Ansonsten könnte aus den registrierten Schwächungswerten suboptimale Modulationen des Röhrenstromes entstehen.

Das von Kalender und Mitarb. (1997) auf dem Kongreß der RSNA (Chicago,USA) vorgestellte Verfahren der anatomieorientierten schwächungsbasierten Röhrenstromregelung hat insofern eine Ähnlichkeit mit dem "Smart-Scan"-Verfahren, als die aus den verschiedenen Projektionen resultierenden Schwächungswerte benutzt werden, um den Röhrenstrom dem Dosisbedarf besser anzupassen.

Im Gegensatz zum "Smart-Scan"-Verfahren werden die Schwächungswerte aber nicht aus zwei Übersichtstopogrammen, sondern in Echtzeit während des Spiral-Scans gewonnen, ausgewertet und mit einer Verzögerung von 180° (halbem Tischvorschub) zur Modulation des Röhrenstroms benutzt. Bei Projektionen, an denen geringe Schwächungswerte auftreten, wird der Röhrenstrom reduziert. Eine leichte Erhöhung des Rauschens bei diesen Projektionen hat keinen signifikanten


137

Einfluß auf das Gesamtrauschen, da dieses von denjenigen Projektionsdaten mit hohen Schwächungswerten dominiert wird. Das Gesamtrauschen ist proportional zur Quadratwurzel der Summe der Einzelrauschwerte zum Quadrat (Greeß und Mitarb. 1999).

Die anatomieorientierte schwächungsbasierte Röhrenstrommodulation mit

IRöhre = const. x Salpha

(S=Schwächungswert)

hat sich unter den verschiedenen mathematischen Formulierungen für die Röhrenstrommodulation, darunter trapezoidale, elliptische und sinusoidale Modulation als am effektivsten für eine Dosisreduktion erwiesen. Das Optimum liegt bei alpha=0,5, d.h. der Röhrenstrom ist proportional zur Quadratwurzel des Schwächungswertes einzustellen (Kalender und Mitarb. 1999a). Das Verfahren wurde bisher an einem Somatom Plus 4 (Fa. Siemens, Erlangen) implementiert. Die Modulationsamplitude liegt bei 90% für eine Rotationszeit von 2s, 80% für 1,5s, 70% für 1s und 60% für 0,75s. Die Reduktion der Dosis erfolgt nicht gleichmäßig über den gesamten Körper, sondern ist an jedem Ort des Körpers abhängig von den registrierten Schwächungswerten in den entsprechenden Projektionen. So wird der CTDI in einem ovalen PMMA-Phantom (36cm x 16cm) an den beiden langen Seiten und im Zentrum um 75% und an den beiden kurzen Seiten um 50% reduziert (Hentschel und Mitarb. 1998).

Die in einer ersten Erprobung des Verfahrens an Leichen erzielte Dosisreduktion ist in Tab. 34 dargestellt. Die stärkste Dosisreduktion findet sich beim Becken und die kleinste beim Kopf. Der Einfluß der Querschnittsform zeigt sich an Dosisreduktionen bei Phantomen mit definierten Formen (Tab. 35). Bei einem runden Querschnitt des Körpers ist keine Dosisreduktion zu erzielen. Die Dosisreduktion wird jedoch mit zunehmendem Verhältnis von Breite zu Höhe des Phantoms stärker. Nach einer klinischen Erprobung an 10 Patienten ist zu erwarten, daß für die Untersuchung der Schulterregion das Verfahren zur Senkung der Patientendosis ohne einen Kompromiß an die Bildqualität eingesetzt werden kann (Greeß und Mitarb. 1999). Die subjektive Bewertung der Bildqualität bei einer erzielten Dosisreduktion um 38% (26-47%) ist in Tab. 36 aufgeführt. Nach diesen ersten veröffentlichten Ergebnissen


138

kann das Verfahren zu einer Verschlechterung der Niedrigkontrastauflösung im Bereich der Schulter führen. Der Gesamtbildeindruck ändert sich jedoch nicht signifikant. Das Artefaktverhalten spricht für den Einsatz der anatomieorientierten schwächungsbasierten Röhrenstrommodulation. Da sich der Rauschanteil in allen Projektionen annähert, entsteht ein homogeneres Rauschen und weniger Rauschartefakte. Im Bereich der Schulter, wo sich die maximale und minimale Schwächung während einer 360°-Rotation um mehrere Größenordnungen unterscheiden, kann eine Reduktion der Rauschartefakte erkennbar werden.

Tab. 34 : Durch die anatomieorientierte
schwächungsbasierte Röhrenstrom-
modulation erzielte mittlere Dosisreduktion,
gemessen an verschiedenen
Körperregionen bei Leichen (Kalender und
Mitarb. 1999a)

Anatomische Region

Dosisreduktion
(%)

Kopf (n=3)

11

Schulter (n=5)

40

Thorax (n=5)

27

Abdomen (n=6)

23

Becken (n=6)

34

Oberschenkel (n=3)

27

Tab. 35 : Durch die anatomieorientierte
schwächungsbasierte Röhrenstrom-
modulation erzielte Dosisreduktion,
gemessen an Phantomen mit definierten
Formen (Kalender und Mitarb. 1999a)

Phantom

Dosisreduktion
(%)

Hüfte1

41

Schulter2

45

Abdomen3

10

Wasser4

0

1 16cm x 36cm, oval, Plexiglas
2 14cm x 40cm, elliptisch, Wasser
3 20cm x 30 cm, oval, Wasser
4 20 cm durchmessendes QS-Phantom, Wasser


139

Tab. 36 : Subjektive Bewertung der Bildqualität von Computertomogrammen der
Schulter (n=10) ohne und mit anatomieorientierter schwächungsbasierter
Röhrenstrommodulation. Angaben in Prozent (Greeß und Mitarb. 1999)

 

Bildrauschen

Niedrigkontrast-
auflösung

Artefakt-
verhalten

Gesamt-
bildeindruck

Besser mit Röhren-

17

21

48

29

strommodulation

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Kein signifikanter

58

30

21

42

Unterschied

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Besser ohne Röhren-

25

49

31

29

strommodulation

 

 

 

 

Ein positiver Nebeneffekt einer Röhrenstromreduktion ist die geringere Belastung der Röhre. Vorteile der anatomieorientierten schwächungsbasierten Röhrenstrom-modulation gegenüber dem "Smart-Scan"-Verfahren bestehen darin, daß kein Übersichtstopogramm zur Festlegung der Röhrenstrommodulation notwendig ist und das Verfahren sich von Schicht zu Schicht an den individuellen während der Rotation zu gewinnenden Schwächungswerten orientiert statt an einer festen geometrischen Funktion. Das Verfahren ist außerdem bei Untersuchungen mit geneigter Gantry ohne weiteres einsetzbar.

5.2.3 Maßnahmen zur Dosisbeschränkung

Die in den europäischen Leitlinien vorgeschlagenen Referenzdosen für die CT basieren auf Dosiswerte aus den 80-er Jahren. Die technischen Verbesserungen bei der CT, insbesondere die Etablierung der Spiral-CT in der klinischen Praxis, bieten gegenüber der konventionellen CT erweiterte Möglichkeiten zur Diagnostik und Dosisreduktion (Bonaldi und Mitarb. 1995, Hollett und Mitarb. 1995a und 1995b, Hidajat und Mitarb. 1999a). Desweiteren liegt das maximale mAs-Produkt bei der Spiral-CT aufgrund der kontinuierlichen Belastung der Röntgenröhre in der Regel nicht so hoch wie bei der konventionellen CT. Daher wird vermutet, daß die


140

Strahlendosis bei der Spiral-CT effektiv geringer ist als bei der konventionellen CT (Kalender und Mitarb. 1990a und 1990b). Es ist möglich, daß die Daten, die auf Dosiserhebungen an konventionellen CT-Geräten basieren, nicht mehr repräsentativ sind. Im folgenden wird eine Dosiserhebung aus dem Jahre 1999 in verschiedenen Krankenhäusern und Praxen in Berlin für eine Reihe von CT-Untersuchungen beschrieben.

Material und Methoden

An 11 verschiedenen Typen von CT-Geräten wurden die Achsendosis (Dair) und der CTDI über 15 cm für alle einstellbaren Röhrenspannungen und nominellen Schichtdicken gemessen. Zu diesen Gerätetypen gehörten der GE Sytec 3000 Plus und Hi Speed CT/i der Fa. General Electric, Tomoscan AV der Fa. Philips, PQ CT und PQ 2000 der Fa. Picker, Intellect der Fa. Shimadzu, Somatom DRH, Plus, Plus 4 und AR SP der Fa. Siemens sowie X-Press der Fa. Toshiba. Dabei wurde eine Bleistift-Ionisationskammer (PC-4P, Capintec Instruments Inc., Pittsburgh, USA) mit einer aktiven Länge von 15 cm und einem Durchmesser von 7 mm verwendet. Das angeschlossene Dosimeter zeigte die Dosis als Energiedosis in Luft an. Für die CTDI-Messungen wurden ein Kopf- und Körperphantom entsprechend den Spezifikationen der FDA verwendet. Das Kopfphantom wurde auf die am CT-Tisch installierte Kopfschale bzw. beim Hi Speed CT/i an die entsprechende Halterung und das Körperphantom auf den CT-Tisch plaziert. Der CTDI wurde im Zentrum und in der Peripherie bei 12, 3, 6 und 9 Uhr gemessen (Shope und Mitarb. 1981). Einige Geräte, beispielsweise der Toshiba X-Press produzieren einen Overscan, d.h. die Röhre strahlt für eine einzelne Rotation länger als 360°, wobei die Startposition der Strahlung undefiniert ist. Die peripheren CTDI-Werte weichen dann deutlich voneinander ab. Im Falle eines Overscans wurde bei jeder Messung von Dair und CTDI die Strahlung so eingestellt, daß für eine einzelne Schicht vier Rotationen erfolgten. Auf diese Weise sollte der Einfluß der Überlappung zwischen der Start- und Endposition der Strahlung verkleinert werden. Jeder Meßwert wurde auf 100 mAs bezogen und mittels Integrationsstreckenkorrekturfaktoren (Tab. 3) auf eine Integrationslänge von 10 cm umgerechnet.

Mit 26 Betreibern von CT-Geräten in Krankenhäusern oder Praxen in Berlin wurde ein telefonischer oder brieflicher Kontakt aufgenommen. Die Betreiber wurden um


141

ihre Standard-Protokolle für häufige CT-Untersuchungen gebeten. Diese waren die CT des Kopfes bei Hirnmetastase, CT des Halses bei zervikalem Abszeß, CT des Thorax bei Lungenmetastase, CT der Leber bei hepatozellulärem Karzinom, CT des Pankreas bei Pankreatitis, CT des Beckens bei Rektumkarzinom und CT der Lendenwirbelsäule (LWS) bei Bandscheibenprolaps und Fraktur. Die Untersuchungsparameter sollten in eine dafür vorgefertigte Tabelle eingetragen werden und beinhalteten die Scantechnik, d.h. konventionelle oder Spiral-CT, Röhrenspannung, mAs-Produkt pro Schicht in konventioneller CT bzw. pro Rotation in Spiral-CT, nominelle Schichtdicke, Abstand zwischen zwei aufeinanderfolgenden Schichten in konventioneller CT bzw. Tischvorschub pro Rotation in Spiral-CT, die obere und untere Grenze der Untersuchungsregion und die Anzahl der Scanserien, beispielsweise native und KM-gestützte CT der Leber in arterieller und portalvenöser Kontrastierungsphase. Nachdem die auszufüllende Tabelle verschickt wurde, erfolgte ein telefonischer Kontakt oder falls gewünscht ein persönlicher Besuch durch einen aus unserer Arbeitsgruppe, um sicher zu stellen, daß die Parameter korrekt und vollständig eingetragen wurden.

Die 26 Betreiber benutzten insgesamt 27 CT-Geräte von 16 verschiedenen Gerätetypen (Tab. 37). Davon waren 7 konventionelle und 20 Spiral-CT-Geräte. Ein Betreiber benutzte 2 Geräte und 1 Betreiber 4 Geräte. Insgesamt wurden 30 Untersuchungsprotokolle erhalten.


142

Tab. 37 : Gerätetypen der 26 befragten Betreiber, von denen
Untersuchungsprotokolle erhalten wurden

Hersteller

Gerätetyp

Verwendete
Scantechnik

Anzahl der
Protokolle (n)

General

GE Sytec 3000 Plus

konventionell

1

Electric

GE Hi Speed CT/i

Spirale

2

 

 

 

 

Philips

Tomoscan CX/Q

konventionell

1

 

Tomoscan CX/S

konventionell

1

 

Tomoscan SR 4000

Spirale

1

 

 

 

 

Picker

PQ CT

konventionell

2

 

PQ 2000

Spirale

1

 

 

 

 

Shimadzu

Intellect

konventionell

1

 

 

 

 

Siemens

Somatom DRH

konventionell

1

 

Somatom Plus

Spirale

1

 

Somatom Plus S

Spirale

2

 

Somatom Plus 4

Spirale

8

 

Somatom AR

konventionell

1

 

Somatom AR SP

Spirale

1

 

Somatom AR Star

Spirale

4

 

 

 

 

Toshiba

X-Press

 

2

Aus den gemessenen CTDI-Werten wurde der CTDIw bestimmt. Das DLP wurde errechnet als DLP = CTDIw x sd x n, wobei sd die nominelle Schichtdicke und n die Anzahl der Schichten in konventioneller CT bzw. Rotationen in Spiral-CT bedeutet. n wurde bestimmt aus der Länge der Untersuchungsregion und dem Abstand der Schichten in konventioneller CT bzw. Tischvorschub in Spiral-CT. Um die Länge der Untersuchungsregion zu ermitteln, wurden 20 CT-Untersuchungen an erwachsenen Patienten (> 18 Jahre), die in unserer Klinik erfolgt waren, zufällig ausgewählt und die vom Betreiber angegebene obere und untere Grenze der Untersuchungsregion den CT-Aufnahmen zugeordnet. In Fällen, wo eine Spiral-CT als Technik angegeben wurde, wurden 2 Rotationen zu n hinzuaddiert, da die Scanregion um 2 Rotationen länger ist als die Untersuchungsregion (Kalender und Mitarb. 1990a, 1990b und 1991).


143

Statistische Vergleiche zwischen den Dosiswerten bei der konventionellen CT und der Spiral-CT wurden mittels des Wilcoxon-Mann-Whitney-Testes für unverbundene Stichproben durchgeführt. Bei der Festlegung des Signifikanzniveaus aus den Tabellenwerten wurde von einem zweiseitigen Test ausgegangen. Bei einer Irrtumswahrscheinlichkeit von p<0,05 wurde der Unterschied als signifikant angesehen.

Ergebnisse

Alle Untersuchungen wurden mit einer Spannung von 110 - 140 kV durchgeführt. Bei der CT der LWS wurde eine höhere Spannung ( = 132 kV) verwendet als bei den anderen Untersuchungen ( = 123-127 kV). Auch das mAs-Produkt war bei der CT der LWS am höchsten ( = 323 mAs für Bandscheibenuntersuchungen und = 310 mAs für Frakturuntersuchungen). Der Kopf wurde mit höheren mAs-Produkten ( = 276 und 288 mAs für das Gehirn bzw. die Schädelbasis) untersucht als der Hals ( = 180 mAs) und der Rumpf ( = 177-229 mAs). Die Schichtdicke war bei der CT der LWS am kleinsten ( = 3,50 mm für Bandscheibenuntersuchungen und = 2,78 mm für Frakturuntersuchungen). Auch die Schädelbasis bei der CT des Kopfes und der Hals wurden mit einer kleinen Schichtdicke untersucht ( = 4,13 mm bzw. 4,86 mm). Bei allen anderen Untersuchungen wurde eine größere Schichtdicke eingestellt (> 5 mm).

In Tab. 38 sind die Untersuchungsparameter für die verschiedenen Körperregionen aufgeführt. Alle 26 Betreiber untersuchten den Kopf in konventioneller Scantechnik. Nur bei einem Betreiber wurde für die Schädelbasis die Spiral-CT eingesetzt, um mittels Summation von zwei aufeinanderfolgenden Schichten das Volumenartefakt zu reduzieren. Für die Schädelbasis und das Neurokranium unterschieden sich die Röhrenspannungen bzw. die mAs-Produkte nicht signifikant voneinander, obwohl die Schädelbasis mit einer signifikant kleineren Schichtdicke untersucht wurde als das Gehirn (p<0,001). In einem Protokoll wurden für die Schädelbasis ein mAs-Produkt von 140 mAs und eine Schichtdicke von 3 mm angegeben, während das Gehirn mit einem mAs-Produkt von 170 mAs und einer Schichtdicke von 10 mm bei gleicher Spannung untersucht wurde. Das Verhältnis von Schichtabstand zu Schichtdicke und der pitch betrugen stets 1.


144

Die CT des Halses wurde 10 mal als konventionelle CT und 18 mal als Spiral-CT angegeben. Das mAs-Produkt war bei der konventionellen CT signifikant höher als bei der Spiral-CT (p<0,05). Am häufigsten wurde eine Schichtdicke von 5 mm eingestellt. Manche Betreiber verwendeten eine Schichtdicke von 3, 4 oder 10 mm. Das Verhältnis von Schichtabstand zu Schichtdicke bei der konventionellen CT war signifikant kleiner als der pitch bei der Spiral-CT (p<0,001).

Bei der CT des Thorax wurde 8 mal die konventionelle CT und 22 mal die Spiral-CT angegeben. Die konventionelle CT wurde mit signifikant höherem mAs-Produkt und signifikant größerer Schichtdicke durchgeführt als die Spiral-CT (p<0,05). Bei der konventionellen CT betrug das Verhältnis von Schichtabstand zu Schichtdicke stets 1, bei der Spiral-CT der pitch 1,4 (0,75-2). Dieser Unterschied zwischen Verhältnis von Schichtabstand zu Schichtdicke und pitch war signifikant (p=0,002).

Die CT der Leber wurde auf 8 Protokollen als konventionelle CT und auf 22 als Spiral-CT deklariert. Die konventionelle CT wurde mit signifikant höherem mAs-Produkt durchgeführt als die Spiral-CT (p<0,01 für die native CT und p=0,002 für die KM-gestützte CT). Bei der nativen Spiral-CT war die Schichtdicke signifikant größer als bei der arteriellen oder portalvenösen Kontrastierungsphase (p<0,01 bzw. p<0,05), obwohl das mAs-Produkt gleich war. Das Verhältnis von Schichtabstand zu Schichtdicke bei der KM-gestützten konventionellen CT war signifikant kleiner als der pitch bei der Spiral-CT in der arteriellen oder portalvenösen Kontrastierungsphase (p<0,05).

Bei der CT des Pankreas wurde die Untersuchung 7 mal als konventionelle CT und 22 mal als Spiral-CT angegeben. Die konventionelle CT wurde mit signifikant höherem mAs-Produkt durchgeführt als die Spiral-CT (p<0,05 bei der nativen CT und p<0,02 bei der KM-gestützten CT). Bei der nativen Spiral-CT war die Schichtdicke signifikant größer als bei der arteriellen oder portalvenösen Kontrastierungsphase (p<0,002 bzw. p<0,05), obwohl die mAs-Produkte keine signifikanten Unterschiede zeigten. Das Verhältnis von Schichtabstand zu Schichtdicke bei der konventionellen CT war kleiner als der pitch bei der Spiral-CT, aber der Unterschied war nicht signifikant.


145

Die CT des Beckens wurde auf 10 Protokollen als konventionelle CT und auf 19 als Spiral-CT angegeben. Das mAs-Produkt war bei der konventionellen CT signifikant höher als bei der Spiral-CT (p<0,02 bei der nativen CT und p<0,002 bei der KM- gestützten CT). Die konventionelle CT wurde mit größerer Schichtdicke durchgeführt als die Spiral-CT. Dabei war der Unterschied bei der KM gestützten CT signifikant (p<0,01). Auch das Verhältnis von Schichtabstand zu Schichtdicke bei der konventionellen CT war kleiner als der pitch bei der Spiral-CT. Dieser Unterschied war signifikant für die KM gestützte CT (p<0,01).

Die CT der LWS bei Bandscheibenveränderungen wurde auf 29 Protokollen als konventionelle CT und einmal als Spiral-CT, bei der Frage nach Fraktur auf 21 Protokollen als konventionelle CT und auf 8 als Spiral-CT angegeben. Bei Fraktur wurde die konventionelle CT mit signifikant höherem mAs-Produkt durchgeführt als die Spiral-CT (p<0,01). Bei der konventionellen CT wurde im Falle von Bandscheibenveränderungen eine signifikant größere Schichtdicke gewählt als im Falle von Fraktur (p<0,001). Im Falle von Fraktur war das Verhältnis von Schichtabstand zu Schichtdicke bei der konventionellen CT signifikant kleiner als der pitch bei der Spiral-CT (p<0,05).

Die Dosiswerte sind in den Tab. 39-41 aufgeführt. Die CT des Kopfes im Bereich der Schädelbasis und des Gehirns unterschieden sich bezüglich der Einzelschichtdosiswerte Dair und CTDIw nicht signifikant voneinander. Das DLP war im Bereich der Schädelbasis signifikant niedriger als im Bereich des Gehirns (p<0,001) wegen der unterschiedlichen Längen der Untersuchungsregion.

Bei der CT des Halses waren Dair, CTDIw und DLP bei der konventionellen CT höher als bei der Spiral-CT. Dieser Unterschied war nicht signifikant für Dair und CTDIw, aber signifikant für DLP (p<0,002). Bei der CT des Thorax, der Leber, des Pankreas, des Beckens und der LWS bei Fraktur war die konventionelle CT mit signifikant höheren Dosiswerten verbunden als die Spiral-CT : Dair (p<0,01, p<0,002, p<0,001, p<0,001 bzw. p<0,001), CTDIw (p<0,002, p<0,001, p<0,001, p< 0,001 bzw. p<0.01) und DLP (p<0,002, p<0,002, p<0,05, p<0,001 bzw. p<0,001). Bei der CT des Kopfes und der LWS bei Bandscheibenveränderungen wurde jeweils nur auf einem Protokoll die Spiral-CT als Scantechnik angegeben. Daher konnte bei diesen Untersuchungen


146

zwischen der konventionellen CT und der Spiral-CT kein statistischer Vergleich durchgeführt werden.

Die Dosiswerte schwankten zwischen den einzelnen Betreibern, dabei waren die Schwankungen für DLP am stärksten, da durch das DLP die Unterschiede in der Länge der Untersuchungsregion, im pitch bzw. Verhältnis von Schichtabstand zu Schichtdicke zusätzlich zu den Unterschieden in den Einzelschichtdosiswerten berücksichtigt werden. Je nach Untersuchung lag das Verhältnis vom maximalen zum minimalen Dosiswert für Dair bei 1,22 bis 5,67, für CTDIw bei 1,60 bis 5,34 und für DLP bei 1,86 bis 9,19.

Bei der konventionellen CT waren die mittleren Dair-Werte für alle Untersuchungen höher als der von der Bundesärztekammer empfohlene Grenzwert von 50 mGy. Bei der Spiral-CT dagegen waren die mittleren Dair-Werte und das 3. Quartil für alle Untersuchungen unterhalb dieses Grenzwertes (Tab. 39).

Die mittleren CTDIw - Werte waren bei allen CT-Untersuchungen niedriger als die von der europäischen Kommission empfohlenen Referenzdosen. Die dritten Quartile der CTDIw -Werte lagen bei der konventionellen CT im Bereich dieser empfohlenen Dosen und waren bei der Spiral-CT etwa halb so hoch wie diese Dosen (Tab. 40).

Die mittleren DLP-Werte waren ebenfalls niedriger als die empfohlenen Referenzdosen außer bei der konventionellen CT des Beckens. Die dritten Quartile der DLP-Werte waren bei der konventionellen CT des Kopfes, des Halses, der Leber, des Pankreas und der LWS bei Bandscheibenveränderungen unterhalb, bei der konventionellen CT des Thorax im Bereich dieser empfohlenen Dosen, und bei der konventionellen CT des Beckens oberhalb der Dosen. Bei der Spiral-CT waren die dritten Quartile stets unterhalb der empfohlenen Referenzdosen (Tab. 41).

Das gesamte DLP bei der CT der Leber und des Pankreas war bei der konventionellen CT signifikant höher als bei der Spiral-CT (p<0,05), selbst wenn die konventionelle CT mit zwei Scanserien und die Spiral-CT mit drei Scanserien durchgeführt wird (Tab. 42). Das Verhältnis der Dosiswerte bei der Spiral-CT zu


147

denen bei der konventionellen CT lag je nach Untersuchung für Dair im Bereich von 0,46 bis 0,65, für CTDIw im Bereich von 0,50 bis 0,76 und für DLP im Bereich von 0,36 bis 0,69. Für jede Untersuchung war dieses Verhältnis für CTDIw höher als für DLP (Tab. 43).

Bei der konventionellen CT wurden in dieser Studie ähnliche CTDIw-Werte erhalten wie in der Studie von Smith und Mitarb. (1998), Conway und Mitarb (1992) und Shrimpton und Mitarb. (1991). Bei der Spiral-CT waren die CTDIw-Werte in dieser Studie ähnlich denjenigen Werten, die von Scheck und Mitarb. (1998a und 1998b) für 6 moderne Spiral-CT-Geräte publiziert wurden (Tab. 44). Bei der konventionellen CT des Kopfes und des Beckens wurden in dieser Studie im Vergleich zur Studie von Shrimpton und Mitarb. (1991) deutlich geringere bzw. höhere DLP-Werte erhalten, während bei der konventionellen CT des Thorax und des Abdomens in beiden Studien die DLP-Werte ähnlich waren (Tab. 45).


148

Tab. 38 : Untersuchungsparameter für verschiedene Körperregionen

Untersuchung

Anzahl der
Protokolle
(n)

mAs-Produkt
pro Schicht
oder Rotation
(mAs)

nominelle
Schicht-
dicke
(mm)

Schichtabstand/
Schichtdicke
oder
Pitch

K: Kopf SchädelbasisGehirn

291

30

288 (83-550)

276 (83-500)

4,07 (2-5)

8,07 (5-10)

1,00 (1-1)

1,00 (1-1)

K: Hals

10

233 (90-320)

5,20 (3-10)

1,05 (1-1,5)

S: Hals

18

158 (90-280)

4,56 (3-5)

1,39 (0,8-1,67)

K: Thorax

8

234 (128-420)

9,13 (5-10)

1,00 (1-1)

S: Thorax

22

157 (63-360)

6,64 (5-10)

1,40 (0,75-2)

K: Leber

 

 

 

 

nativ

8

283 (210-495)

9,25 (8-10)

1,06 (1-1,5)

KM

8

283 (210-495)

8,50 (5-10)

1,00 (1-1)

S: Leber

 

 

 

 

nativ

21

176 (83-240)

8,29 (7-10)

1,26 (0,75-1,6)

arteriell

22

177 (83-250)

6,59 (5-10)

1,26 (0,75-1,6)

portalvenös

22

177 (83-250)

7,00 (5-10)

1,25 (1-1,6)

K: Pankreas

 

 

 

 

nativ

5

285 (210-495)

7,20 (5-10)

1,00 (1-1)

KM

7

283 (210-495)

5,71 (5-10)

1,00 (1-1)

S: Pankreas

 

 

 

 

nativ

21

186 (95-290)

7,38 (5-10)

1,24 (0,75-1,67)

arteriell

20

195 (83-290)

5,20 (3-10)

1,24 (1-1,6)

portalvenös

20

194 (83-290)

6,05 (4-10)

1,24 (1-1,6)

K: Becken

 

 

 

 

nativ

3

375 (280-495)

9,30 (8-10)

0,92 (0,75-1)

KM

9

314 (210-500)

8,89 (8-10)

0,92 (0,5-1)

S: Becken

 

 

 

 

nativ

11

176 (83-270)

7,73 (5-10)

1,37 (1-1,6)

KM

18

187 (83-270)

6,89 (5-10)

1,30 (1-1,6)

K: LWS

 

 

 

 

Bandscheibe

29

327 (83-620)

3,52 (2-5)

0,93 (0,6-1)

Fraktur

21

351 (83-660)

2,69 (1,5-5)

0,98 (0,67-1)

S: LWS

 

 

 

 

Bandscheibe

1

240

3,00

1,00

Fraktur

8

200 (105-360)

2,88 (2-3)

1,18 (1-1,5)

K: Konventionelle CT, S: Spiral-CT
1 Konventionelle CT (auf einem Protokoll wurde die Untersuchung in Höhe der
Schädelbasis als Spiral-CT angegeben)


149

Tab. 39 : Dair für verschiedene Untersuchungen mit konventioneller CT und Spiral-CT

Untersuchung

Dair
(mGy)

max/
min

Grenz-
Wert4
(mGy)

drittes
Quartil
(mGy)

Kopf1

 

 

50

 

Schädelbasis

67,6 (23,2-122,8)

5,29

 

87,3

Gehirn

63,5 (23,8-115,2)

4,84

 

74,3

Hals

 

 

50

 

konventionell

56,3 (21,4- 99,7)

4,66

 

77,5

Spirale

35,0 (18,8- 59,4)

3,16

 

41,7

Thorax

 

 

50

 

konventionell

56,9 (33,0-102,5)

3,11

 

58,6

Spirale

36,8 (14,7- 78,0)

5,31

 

38,1

Leber

 

 

50

 

konventionell2

74,4 (29,8-120,8)

4,05

 

79,4

Spirale3

37,9 (25,0- 68,6)

2,74

 

39,5

Pankreas

 

 

50

 

konventionell2

80,0 (54,2-117,8)

2,17

 

91,4

Spirale3

40,8 (26,4- 68,6)

2,6

 

44,2

Becken

 

 

50

 

konventionell2

85,3 (50,0-128,8)

2,58

 

100

Spirale2

40,0 (26,3- 60,7)

2,31

 

45,3

LWS (Bandscheibe)

 

 

50

 

konventionell

79,8 (30,7-174,0)

5,67

 

100

Spirale (n=1)

49,9

 

 

 

LWS (Fraktur)

 

 

50

 

konventionell

88,8 (30,7-154,4)

5,03

 

105,3

Spirale

41,2 (38,6- 47,0)

1,22

 

42,4

1 Konventionelle CT (auf einem Protokoll wurde die Untersuchung in Höhe der
Schädelbasis als Spiral-CT angegeben)
2 Dosiswert für KM gestützte CT
3 Dosiswert für Spiral-CT in portalvenöser Phase
4 nach den Leitlinien der Bundesärztekammer (Bundesärztekammer 1992)


150

Tab. 40 : CTDIw für verschiedene Untersuchungen mit konventioneller CT und Spiral-CT

Untersuchung

CTDIw
(mGy)

max/
min

Referenz-
dosis4
(mGy)

drittes
Quartil
(mGy)

Kopf1

 

 

60

 

Schädelbasis

51,4 (18,0- 89,0)

4,94

 

61,0

Gehirn

47,8 (18,4- 76,2)

4,14

 

57,7

Hals

 

 

60 5,6

 

konventionell

38,4 (15,8- 61,6)

3,89

 

50,4

Spirale

27,7 (15,7- 52,5)

3,34

 

33,8

Thorax

 

 

30

 

konventionell

22,1 (18,6- 40,3)

2,17

 

23,1

Spirale

15,7 ( 7,4- 39,5)

5,34

 

15,5

Leber

 

 

35 7

 

konventionell2

28,7 (18,8- 47,5)

2,53

 

28,0

Spirale3

15,7 (11,9- 26,4)

2,22

 

16,7

Pankreas

 

 

35 7

 

konventionell2

29,8 (23,5- 46,5)

1,98

 

30,0

Spirale3

17,1 (12,6- 25,0)

1,98

 

18,7

Becken

 

 

35

 

konventionell2

32,7 (23,7- 47,5)

2,00

 

35,1

Spirale2

16,4 (12,6- 25,3)

2,00

 

18,2

LWS (Bandscheibe)

 

 

35 7

 

konventionell

32,8 (12,7- 62,7)

4,94

 

39,1

Spirale (n=1)

24,8

 

 

 

LWS (Fraktur)

 

 

---

 

konventionell

35,7 (12,7- 62,7)

4,95

 

41,3

Spirale

18,5 (14,7- 23,5)

1,60

 

20,9

1 Konventionelle CT (auf einem Protokoll wurde die Untersuchung in Höhe der
Schädelbasis als Spiral-CT angegeben)
2 Dosiswert für KM gestützte CT
3 Dosiswert für Spiral-CT in portalvenöser Phase
4 nach dem Working Document, Quality Criteria for Computed Tomography,
EUR 16262 (Europäische Kommission 1998)
5 Referenzdosis für Larynx
6 bisher kein spezifischer Wert (Wert für CT des Kopfes 60 mGy)
7 bisher kein spezifischer Wert (Wert für CT des Abdomens 35 mGy)
--- wurde nicht berücksichtigt


151

Tab. 41 : DLP für verschiedene Untersuchungen mit konventioneller CT und Spiral-CT

Untersuchung

DLP
(mGy x cm)

max/
min

Referenz-
dosis4
(mGy x cm)

drittes
Quartil
(mGy x cm)

Kopf1

587 (218- 899)

4,12

1050

702

Schädelbasis

212 ( 74- 365)

4,93

 

250

Gehirn

375 (144- 598)

4,15

 

452

Hals

 

 

1050 5,6

 

konventionell

630 (143- 946)

6,62

 

768

Spirale

307 (164- 600)

3,66

 

334

Thorax

 

 

650

 

konventionell

606 (405-1031)

2,55

 

676

Spirale

330 (134- 714)

5,33

 

358

Leber

 

 

800 7

 

konventionell2

571 (284-1185)

4,17

 

697

Spirale3

247 (119- 543)

4,56

 

358

Pankreas

 

 

800 7

 

konventionell2

484 (129-1185)

9,19

 

609

Spirale3

173 ( 58- 400)

6,90

 

233

Becken

 

 

600

 

konventionell2

845 (504-2018)

4,00

 

746

Spirale2

306 (168- 488)

2,90

 

388

LWS (Bandscheibe)

 

 

800 7

 

konventionell

391 (130- 980)

7,54

 

437

Spirale (n=1)

270

 

 

 

LWS (Fraktur)

 

 

---

 

konventionell

373 (130- 645)

4,96

 

425

Spirale

172 (124- 231)

1,86

 

175

1 Konventionelle CT (auf einem Protokoll wurde die Untersuchung in Höhe der
Schädelbasis als Spiral-CT angegeben)
2 Dosiswert für KM gestützte CT
3 Dosiswert für Spiral-CT in portalvenöser Phase
4 nach dem Working Document, Quality Criteria for Computed Tomography,
EUR 16262 (Europäische Kommission 1998)
5 Referenzdosis für Larynx
6 bisher kein spezifischer Wert (Wert für CT des Kopfes 1050 mGyxcm)
7 bisher kein spezifischer Wert (Wert für CT des Abdomens 800 mGyxcm)
--- wurde nicht berücksichtigt


152

Tab. 42 : Gesamt-DLP bei der CT der Leber und des Pankreas

Untersuchung

DLP
(mGy x cm)

max/
min

Referenz-
dosis3
(mGy x cm)

drittes
Quartil
(mGy x cm)

Leber

 

 

800 4

 

konventionell1

1153 (682-1776)

2,60

 

1393

Spirale2

777 (421-1832)

4,35

 

798

Pankreas

 

 

800 4

 

konventionell1

962 (496-1176)

2,37

 

1280

Spirale2

545 (203-1058)

5,21

 

669

1 Gesamtdosiswert für native und KM gestützte konventionelle CT
2 Gesamtdosiswert für native Spiral-CT und Spiral-CT in arterieller und portalvenöser Phase
3 nach dem Working Document, Quality Criteria for Computed Tomography, EUR 16262
(Europäische Kommission 1998)
4 bisher kein spezifischer Wert (Wert für CT des Abdomens 800 mGyxcm)

Tab. 43 : Verhältnis von Dosis bei der Spiral-CT zu Dosis bei der konventionellen CT

Untersuchung

Dair(Spirale) /
Dair(konvent.)

CTDIw(Spirale) /
CTDIw(konvent.)

DLP(Spirale) /
DLP(konvent.)

Hals

0,62

0,72

0,49

Thorax

0,65

0,71

0,54

Leber

0,51

0,55

0,43

Pankreas

0,51

0,57

0,36

Becken

0,47

0,5

0,36

LWS (Bandscheibe)

0,63

0,76

0,69

LWS (Fraktur)

0,46

0,52

0,46


153

Tab. 44 : CTDIw (mGy) in dieser Studie und in anderen Studien

Untersuchung

diese
Studie
(1999)

Scheck
und Mitarb.
(1998)

Smith
und Mitarb.
(1998)

Conway
und Mitarb.
(1992)

Shrimpton
und Mitarb.
(1991)

Kopf

 

 

 

 

 

konventionell

49,6 ±16,7

51,1 ± 9,8

60,0 ± 1,7

35 - 55

50,0 ± 14,6

Hals

 

 

 

 

 

konventionell

38,4 ±15,8

 

 

 

 

Spirale

27,7 ± 9,9

30,7 ± 9,2

 

 

 

Thorax

 

 

 

 

 

konventionell

22,1 ± 7,9

 

 

 

20,3 ± 7,6

Spirale

15,7 ± 8,3

12,9 ± 5,5

 

 

 

Abdomen

 

 

 

 

 

konventionell

28,7 ± 8,6 1

 

 

 

25,6 ± 8,4

Spirale

15,7 ± 3,8 2

15,1 ± 4,6

 

 

 

Becken

 

 

 

 

 

konventionell

32,7 ± 9,3 3

 

 

 

26,4 ± 9,6

Spirale

16,4 ± 3,6 3

 

 

 

 

1 Dosiswert für KM gestützte konventionelle CT der Leber
2 Dosiswert für Spiral-CT der Leber in portalvenöser Phase
3 Dosiswert für KM gestützte konventionelle bzw. Spiral-CT

Tab. 45 : DLP (mGyxcm) in dieser Studie und in einer
anderen Studie

Untersuchung

diese
Studie
(1999)

Shrimpton
und Mitarb.
(1991)

Kopf

 

 

konventionell

587 ± 187

882 ± 332

Hals

 

 

konventionell

630 ± 246

 

Spirale

307 ± 123

 

Thorax

 

 

konventionell

606 ± 204

517 ± 243

Spirale

330 ± 162

 

Abdomen

 

 

konventionell

571 ± 291 1

597 ± 281

Spirale

247 ± 99 2

 

Becken

 

 

konventionell

845 ± 509 3

443 ± 233

Spirale

306 ± 109 3

 

1 Dosiswert für KM gestützte konventionelle CT der Leber
2 Dosiswert für Spiral-CT der Leber in portalvenöser Phase
3 Dosiswert für KM gestützte konventionelle bzw. Spiral-CT


154

Diskussion

Die in diesem Kapitel dargestellte Dosiserhebung bei der CT basiert auf Untersuchungsparametern, die vom CT-Anwender angegeben werden. Die Untersuchungsparameter können je nach der zugrundeliegenden Fragestellung variieren. Aus Gründen der Vergleichbarkeit wurde daher auf der Tabelle für jede Untersuchungsregion eine spezifische Fragestellung formuliert. Um sicherzustellen, daß die Ausdrücke auf der Tabelle verstanden wurden, wurden diese Ausdrücke dem CT-Anwender, falls nötig, genau erläutert.

Eine potentielle Möglichkeit zur Dosisreduktion ist die Wahl eines geeigneten mAs-Produktes, das der gewählten Schichtdicke angepaßt ist. Entsprechend der Formulierung von Brooks und DiChiro (1976) kann bei einer größeren Schichtdicke ein niedrigeres mAs-Produkt verwendet werden, um das gleiche Signal-Rausch-Verhältnis zu erhalten. Viele der angegebenen Untersuchungsparameter zeigten nicht diese negative Korrelation zwischen mAs-Produkt und Schichtdicke. Bei der CT des Kopfes wurde oberhalb der Schädelbasis eine zweifache Schichtdicke benutzt als im Bereich der Schädelbasis, aber die mAs-Produkte waren für beide Regionen nahezu gleich. Zusätzlich zu der größeren Schichtdicke kommt die geringere Röntgenabschwächung oberhalb der Schädelbasis hinzu, so daß ein kleineres mAs-Produkt als im Bereich der Schädelbasis eingestellt werden könnte. Die native Spiral-CT der Leber und des Pankreas wurden mit einer größeren Schichtdicke durchgeführt als die KM-gestützte Spiral-CT, aber die mAs-Produkte zeigten keine signifikanten Unterschiede. Die native konventionelle CT des Beckens erfolgte mit einem höheren mAs-Produkt als die KM-gestützte CT, jedoch mit einer ähnlichen Schichtdicke. Zusätzlich ist dabei zu berücksichtigen, daß die native CT häufig nur zu Dichtemessungen oder als Übersichtsdarstellung dient und somit keine hohe Detailgenauigkeit erfordert. Bei der CT des Abdomens wurde von manchen Autoren sogar empfohlen, die native CT nur in Ausnahmefällen durchzuführen, da durch diese nur sehr selten eine zusätzliche Information zur KM-gestützten CT erhalten wird (Rustemeyer und Mitarb. 1998).

Die Dosisunterschiede zwischen der konventionellen CT und der Spiral-CT zeigen, daß die Strahlendosis bei der konventionellen CT zumindest auf ähnliche Werte wie bei der Spiral-CT reduziert werden kann. Desweiteren lassen die großen


155

Unterschiede zwischen den CTDIw-Werten bei der Spiral-CT bis zu einem Faktor von 5 erkennen, daß selbst bei der Spiral-CT eine wesentliche Dosisreduktion durch eine geeignete Einstellung der Untersuchungsparameter möglich sein muß.

Die Spiral-CT ermöglicht eine Erhöhung des Tischvorschubs und Verringerung der Integraldosis des Patienten, ohne Lücken zwischen zwei aufeinanderfolgenden Schichten zu verursachen. Diese Möglichkeit wird von den meisten CT-Anwendern genutzt. Zusammen mit dem niedrigeren mAs-Produkt führt eine Erhöhung des pitch bei der Spiral-CT zu einem DLP, das nur etwa halb so hoch ist wie bei der konventionellen CT. In vielen Fällen wird die Spiral-CT der Leber und des Pankreas in drei Scanserien als native CT und CT in der arteriellen und portalvenösen Kontrastierungsphase und die konventionelle CT nur in zwei Scanserien als native und KM-gestützte CT durchgeführt. Trotzdem liegt in solchen Fällen das DLP bei der Spiral-CT unter dem bei der konventionellen CT. Es wurde von manchen Autoren bereits gezeigt, daß zwischen dem DLP und der effektiven Dosis eine sehr gute Korrelation existiert und mit dem DLP eine Abschätzung der effektiven Dosis erfolgen kann (Poletti 1996, Hidajat und Mitarb. 1999b). Zusammen mit den Ergebnissen dieser Studie bedeutet dies, daß die effektive Dosis bei der Spiral-CT wesentlich niedriger ist als bei der konventionellen CT.

Die Unterschiede zwischen der konventionellen CT und Spiral-CT hinsichtlich der Strahlendosis für den einzelnen Patienten sind bisher wenig untersucht worden. Es ist überraschend, daß die Strahlendosis bei der Spiral-CT so viel niedriger ist als bei der konventionellen CT. Der Vergleich von zwei anderen Studien miteinander spricht ebenfalls dafür, daß die Spiral-CT mit niedrigeren Werten für CTDIw durchgeführt wird. Shrimpton und Mitarb. (1991) stellten in ihrer Erhebung bei der konventionellen CT des Thorax und des Abdomens fast doppelt so hohe Werte für CTDIw fest als Scheck und Mitarb. (1998a und 1998b) bei der Spiral-CT der gleichen Körperregionen. Bei der CT des Kopfes, die bei beiden Erhebungen als konventionelle CT durchgeführt wurden, erhielten sie wiederum sehr ähnliche Werte für CTDIw. Damit lassen sich die Dosisunterschiede bei der CT des Thorax und des Abdomens nicht auf den Zeitunterschied zwischen den beiden Erhebungen zurückführen, sondern der Grund dürfte vielmehr darin liegen, daß die Erhebungen von Scheck und Mitarb. an Untersuchungen mit Spiral-CT erfolgten. Die Ähnlichkeit


156

zwischen den Dosiswerten bei der konventionellen CT in dieser Studie und in älteren Studien sowie bei der konventionellen CT des Kopfes in der Studie von Scheck und Mitarb. (1998a und 1998b) läßt vermuten, daß die Einstellung des untersuchenden Personals zur Strahlenexposition des Patienten bei der CT sich im Laufe von meheren Jahren nicht wesentlich geändert hat. Dies läßt wiederum die Annahme zu, daß die Spiral-CT nur deshalb mit einer niedrigeren Strahlendosis verbunden ist, weil der CT-Anwender gezwungen ist, mit niedrigeren Dosiswerten zu untersuchen.

Die Ähnlichkeit zwischen dem 3. Quartil der CTDIw-Werte bei der konventionellen CT in dieser Studie und den empfohlenen Referenzdosen ist nicht überraschend, da diese Dosen auf den Ergebnissen einer Dosiserhebung an konventionellen CT-Geräten basieren (Shrimpton und Mitarb. 1991) und das 3. Quartil der Dosiswerte darstellen (Europäische Kommission 1998). Die wesentlich niedrigeren CTDIw-Werte bei der Spiral-CT zeigen, daß niedrigere Referenzdosen gewählt werden können als die von der europäischen Kommission bisher empfohlenen.

Falls CTDIw als Referenzdosisgröße gewählt wird und die Referenzdosis aus der Verteilung einer Dosiserhebung festgelegt wird, dann sollten insbesondere die CTDIw-Werte bei der Spiral-CT berücksichtigt werden. Vor allem Anwender von konventionellen CT-Geräten sollten dringend dazu ermutigt werden, ihre Untersuchungsparameter zu ändern und mit geringeren Strahlendosen zu arbeiten.

Die Festlegung von DLP als Referenzdosisgröße kann zu folgenden Problemen führen. Die Anwender von konventionellen CT-Geräten sind gegenüber denen von Spiral-CT-Geräten benachteiligt, da letztere durch einen pitch >1 ein niedrigeres DLP erzielen können. Die Gesamtlänge der Untersuchungsregion hängt von der zugrundeliegenden Erkrankung, den Befunden, der Ansicht und Erfahrung des jeweiligen Untersuchers ab. Beispielsweise wird die CT des Halses von manchen Anwendern von der Schädelbasis bis zur Trachealbifurkation durchgeführt, während andere den harten Gaumen als obere Scangrenze oder das Jugulum als untere Scangrenze wählen. Bei der CT-Diagnostik von Leber- und Pankreaserkrankungen kann eine native CT ausreichen, aber es kann notwendig sein, das Organ zusätzlich mit Kontrastmittel in der arteriellen und portalvenösen Kontrastierungsphase zu


157

untersuchen, um Läsionen besser zu detektieren und differentialdiagnostisch leichter einzuordnen (Hollett und Mitarb. 1995a und 1995b, Bonaldi und Mitarb. 1995). Manche Anwender untersuchen bei Leber- und Pankreaserkrankungen in der Regel nur den Oberbauch, während andere generell das gesamte Abdomen, d.h. den Oberbauch und das Becken untersuchen. Streng genommen sollten die Untersuchungsmethoden zumindest für die häufigsten Fragestellungen standardisiert werden, bevor das DLP endgültig zur Referenzdosisgröße erklärt wird.

Eine andere Dosisgröße, die zur Charakterisierung der Strahlenexposition bei der CT vorgeschlagen wird, ist Dave*, definiert als CTDIw / pitch (Scheck und Mitarb. 1998a). Jedoch würde diese Dosisgröße als Referenzdosisgröße die Anwender von konventionellen CT-Geräten benachteiligen, da diese den Tischvorschub nicht größer wählen können als die Schichtdicke, ohne Lücken in der Abtastung zu verursachen. Umgekehrt dürften Anwender von Spiral-CT-Geräten durch einen pitch > 1 mit höherem CTDIw untersuchen als Anwender von konventionellen CT-Geräten mit der Folge einer höheren Dosis pro Schicht und besserer Bildqualität. Dair ist die Dosisgröße, die von der Bundesärztekammer in ihren Leitlinien zur Qualitätssicherung in der CT zur Begrenzung der Strahlendosis benutzt wird (Bundesärztekammer 1992). Da aber die Patientendosis stark von der Strahlenfilterung, insbesondere vom Formfilter abhängt, ist diese Dosisgröße zur Charakterisierung der Patientendosis weniger geeignet als CTDIw (Europäische Kommission 1998). Desweiteren wird ein einheitlicher Grenzwert von 50 mGy nicht für sinnvoll angesehen, da für unterschiedliche Körperregionen der Bedarf an Dosis unterschiedlich ist. Dies kommt unter anderem in der Richtlinie für Sachverständigenprüfung nach RöV dadurch zum Ausdruck, daß die Gültigkeit des Grenzwertes auf Untersuchungen des Körperstammes eingeschränkt wird (Länderausschuß Röntgenverordnung 1998).

Die niedrigere Strahlendosis bei der Spiral-CT im Vergleich zur konventionellen CT darf die Tatsache nicht verdecken, daß die kollektive effektive Dosis bei der CT immer noch ansteigend ist aufgrund der zunehmenden Anzahl an CT-Geräten und CT-Untersuchungen. In Großbritannien gab es im Jahre 1983 2 CT-Geräte, 1989 4 und 1993 6 CT-Geräte pro Million Bevölkerung. Im Jahre 1983 machten die CT-Untersuchungen einen Anteil von 1%, 1989 2% und 1993 4% an allen


158

Röntgenuntersuchungen aus. Der Anteil an der kollektiven effektiven Dosis in diesen Jahren betrug 3%, 20% bzw. 30% (Shrimpton und Mitarb. 1995). Daten aus Japan und Neuseeland zeigten ähnlich hohe Beiträge der CT zur kollektiven effektiven Dosis (Maruyama und Mitarb. 1992, Poletti 1992). Diese Zahlen und der große Dosisbereich, in dem sich die Dosen für ähnliche Untersuchungen bewegen, machen eine Beschränkung der Patientendosis erforderlich.

Es läßt sich schlußfolgern, daß die Untersuchungsparameter bei der CT häufig nicht aneinander angepaßt sind. Dies betrifft vor allem das mAs-Produkt und die Schichtdicke. Die konventionelle CT wird mit wesentlich höheren Dosiswerten durchgeführt als die Spiral-CT. Eine Dosisreduktion sollte auch bei der Spiral-CT möglich sein. Die von der europäischen Kommission im Working Document empfohlenen Referenzdosen sind hoch im Vergleich zu den Dosiswerten der Spiral-CT in dieser Studie. Bei der Festsetzung von Referenzdosen aus Werten einer Dosiserhebung sollten insbesondere die Dosiswerte der Spiral-CT berücksichtigt werden.


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Wed Sep 18 18:10:11 2002