Kopka, Lars : Spiral-CT zur Diagnostik fokaler Leberläsionen -Methodische Entwicklungen, klinische Ergebnisse und Perspektiven

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Kapitel 5. Spiral-CT

Nach Einführung der Schleifringtechnologie wurde 1989 erstmals über einen neuen Untersuchungsmodus, die sogenannte Spiral- oder Helical-CT berichtet (Kalender et al. (1989), Vock et al. (1989)).

5.1 Technik

Bei der Spiral-CT wird während einer kontinuierlichen gleichsinnigen Röhrenrotation auch der Patiententisch mit einer zuvor definierten gleichmäßigen Geschwindigkeit durch die Scanebene bewegt. Im Gegensatz zur konventionellen CT mit sukzessiver Aufnahme von Einzelscans in planarer Geometrie bei feststehendem Objekt wird bei der Spiral-CT eine Volumenabtastung in nicht planarer Geometrie realisiert. Der Schleifring kann zur Spannungsversorgung und zur Datenübertragung genutzt werden. Die Datenaufnahme erfolgt kontinuierlich, wobei der Focus der Röntgenröhre sich auf einer spiral- oder helixförmigen Bahn um den Patienten bewegt und ein Bild pro Röhrenrotation, sog. Einzeilendetektor-Spiral-CT, erzeugt (Abb.1).

Abb. 1: Schematische Darstellung der spiralförmigen Abtastung eines Körperabschnittes durch einen Röntgenstrahl während einer kontinuierlichen Patientenbewegung bei einer Einzeilendetektor-Spiral-CT.

Die vom Untersucher zu definierenden Parameter wie Schichtdicke (S), Röhrenrotationszeit pro 360° (t), Röhrenspannung (kV) und Röhrenstrom (mA) gelten unverändert für die konventionelle und die Spiral-CT. Bei der Spiral-Technik kann jedoch auch das Verhältnis des Tischvorschubs in mm pro 360° (d) zur Schichtdicke frei festgesetzt werden. Es wird als der dimensionslose Begriff "pitch" oder Pitchfaktor (p)


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definiert. Durch Erhöhung des Pitchfaktors kann deshalb in Abhängigkeit von der Schichtdicke (S) und der Röhrenrotationszeit (t) die Tischgeschwindigkeit (d') in mm/s für ein bestimmtes Untersuchungsprotokoll berechnet werden:

(Gleichung 2)

d' = Tischgeschwindigkeit in mm/s

S = Schichtdicke in mm

p = Pitchfaktor (Dimensionslos)

t = Röhrenrotationszeit in s

Für die Bildberechnung bei der Spiral-CT können aufgrund der kontinuierlichen Tischbewegung während der spiralförmigen Abtastung die unveränderten Rohdaten nicht sofort für eine artefaktfreie Bildberechnung herangezogen werden. Es müssen zuvor Algorithmen eingesetzt werden, die durch entsprechende Interpolationen den Datensatz einer planaren Schicht erzeugen. Hierzu stehen eine Vielzahl von Interpolationsalgorithmen zur Verfügung (Kalender et al. (1990a), Polacin et al. (1992), Kalender et al. (1997)). Die zuerst verwendete Interpolation in z-Richtung (Körperlängsachse) wird als 360° LI (lineare Interpolation) bezeichnet. Sie erfüllt die Aufgabe der Unterdrückung von Bewegungsartefakten, führt aber zu einer deutlichen Verbreiterung des Schichtsensitivitätsprofils (SSP) im Vergleich zur konventionellen CT. Das SSP beschreibt den Anteil eines Punktes an dem resultierenden CT-Wert in Abhängigkeit vom Abstand zur Mitte der Untersuchungsschicht. Das ideale Profil ist durch eine Rechteckform gekennzeichnet. Die Spiral-CT führt aber zu einem glockenförmigen Verlauf des SSP, der durch den 360° LI Algorithmus noch akzentuiert wird. Hierbei tragen vermehrt auch Punkte außerhalb der gewählten Schichtdicke zum Bildaufbau bei. Dieses führt zu einer Verschlechterung der Raum- und Kontrastauflösung entlang der z-Richtung.

Wichtige Parameter zur vergleichenden Beurteilung der SSP sind die Full-width-at-half-maximum (FWHM) und die Full-width-at-tenth-maximum (FWTM). Diese Maße geben die tatsächliche Breite einer definierten nominellen Schichtdicke entweder bei 50 % oder bei 10 % des max. Signals an. Sie sind damit Indikatoren für die effektive Schichtdicke einer bestimmten Kombination von Scanparametern, wie der Schichtdicke


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und des Pitchfaktors bei unterschiedlichen Interpolationsalgorithmen oder CT-Techniken (Abb. 2).

Abb. 2: Vergleich der SSP eines konventionellen axialen, eines Spiral-CT mit 180° LI-Algorithmus sowie eines Spiral-CT mit einem 360° LI-Algorithmus. Die Verbreiterung der SSP durch die Spiral-CT wird insbesondere beim 360° LI-Algorithmus anhand der FWHM und der FWTM deutlich.

Aufgrund neuerer Entwicklungen wird bei den meisten Spiraltechniken heute ein 180° LI-Algorithmus verwendet, der ein verbessertes SSP aufweist. Durch den Einsatz dieser Algorithmen kann für jede Bildposition im Scanvolumen ein konsistenter planarer Datensatz aus den Spiraldaten errechnet werden. Daraus erklärt sich auch bereits ein wesentlicher Vorteil der Spiral-CT. Es können die Bildpositionen durch das Rekonstruktionsinkrement (RI) zwischen den einzelnen Schichten retrospektiv beliebig gewählt werden. Dadurch kann der grundsätzliche Nachteil der Spiraltechnik, der in einem verbreiterten SSP liegt, kompensiert werden. Bei Berechnung von 3 -5 Bildern pro Schichtdicke läßt sich in experimentellen Untersuchungen zeigen, daß der Kontrast eines kleinen Objektes in der Spiral-CT im schlechtesten Fall um etwa 10 % unter dem maximalen Kontrast der konventionellen CT liegt. Im besten Fall jedoch weist die Spiral-CT einen um ca. 50 % besseren Kontrast als die konventionelle CT auf (Kalender et al.


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(1994)). Durch das beliebig klein wählbare Rekonstruktionsinkrement kommt die Volumendatenakquisition in der Spiral-CT einer isotropen dreidimensionellen Darstellung sehr nahe (Kalender (1995)).

Der klinisch entscheidende Vorteil der Spiral-CT besteht in der schnellen Volumendatenakquisition, die die Aufnahme auch eines längeren Körperabschnittes während einer Atempause ermöglicht. Daraus resultiert eine Reduktion der Bildartefakte, die bei der konventionellen CT aufgrund der schwer reproduzierbaren Atemlage von Schicht zu Schicht auftreten kann. Dieses kann in bestimmten Fällen sogar zu einem Übersehen von pathologischen Befunden führen. Außerdem nutzt die Spiral-CT den intravenös applizierten KM-Bolus besser aus. Dabei können Organe in präzise definierten Perfusionsphasen erfaßt werden. Es besteht außerdem die Möglichkeit einer KM-Reduktion aufgrund der stark verkürzten Untersuchungszeiten (Zeman et al. (1998)).

Hinsichtlich der Strahlenexposition für den Patienten bestehen zwischen der Spiral-CT und der konventionellen CT keine grundlegenden Unterschiede (Kalender et al (1997)). Aufgrund der zunächst begrenzten Röhrenleistungskapazität bei der Spiral-CT wurde unfreiwillig eine geringere Energiedosis verwendet. Bei der neuesten Röhrengeneration kommt es jedoch kaum noch zu Limitationen des einzusetzenden Röhrenstromes innerhalb der Untersuchungszeit. Bei der Spiraltechnik kann durch eine Erhöhung des Pitchfaktors auf einen Wert > 1 die Strahlenexposition in linearer Abhängigkeit reduziert werden (Heinz-Peer et al. (1996). Dabei tritt jedoch eine Verschlechterung der Bildqualität durch eine Verbreiterung des SSP (Brink et al. 1992)) ein. Es obliegt dem Untersucher zwischen den Vorteilen eines erhöhten Pitchfaktors und dem Nachteil einer Einschränkung der Abbildungsqualität in jedem Einzelfall abzuwägen. Zur reproduzierbaren Messung und einer möglichen Verringerung der Strahlenexposition sind in den vergangenen Jahren viele Anstrengungen unternommen worden (Kopka et al (1995b), Diederich et al (1996), Lenzen et al. (1996), Greess et al (1999), Kalender et al. (1999a), Kalender et al (1999b)).

Seit 1998 sind erstmals sog. Mehrschicht (-zeilen) Spiral-CT-Geräte in die klinische Routine eingeführt worden, die eine gleichzeitige Abtastung mehrerer Schichten in z-Richtung während einer 360°-Röhrenrotation im Subsekundenbereich (0,5-0,8 s) ermöglichen (Abb. 2). Die Detektorbreite beträgt bei allen bisher eingesetzten Geräten


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20 mm in z-Richtung und setzt sich je nach Hersteller aus 8 bzw. 16 Detektorelementen zusammen. Dabei gibt es das Konzept des Matrixdetektors und eines asymmetrisch konfigurierten Detektorkranzes. Alle Mehrzeilen-Spiral-CT Geräte erlauben gegenwärtig die simultane Akquisition von 4 parallel verlaufenden Schichten in z-Richtung mit zumindest gleicher Abbildungsqualität wie bei der Einzeilen Spiral-CT. Damit können maximale Untersuchungsgeschwindigkeiten bis zu 80 mm/s erreicht werden. Durch die schnelle Volumenabtastung können längere Körperabschnitte in kürzerer Zeit oder mit dünneren Schichtdicken untersucht werden. Für die Leberdiagnostik ergeben sich somit Möglichkeiten zur Darstellung des gesamten Organs innerhalb von ca. 10 s (Grabbe und Kopka (1999)).

Abb. 3: Schema der simultanen spiralförmigen Abtastung von vier parallelen Schichten bei der Mehrzeilen Spiral-CT.


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5.2 Leberdiagnostik

Für die CT-Untersuchung der Leber werden üblicherweise Schichtdicken von 5 - 10 mm benutzt. Die Nativuntersuchung stellt das gesunde Leberparenchym mit einer mittleren Dichte von ca. 60 - 70 HE dar. Die Lebergefäße imponieren im Vergleich zum Leberparenchym hypodens. Die normalkalibrigen intrahepatischen Gallenwege können nur in Höhe des Leberhilus erkannt werden. Wegen des oftmals geringen Tumor-Gewebekontrastes erfolgt zur Detektion fokaler Leberläsionen die intravenöse Applikation eines jodhaltigen Röntgenkontrastmittels (RKM).

Aufgrund der dualen Blutversorgung der Leber besteht eine Besonderheit gegenüber allen anderen abdominellen parenchymatösen Organen. Die Blutversorgung der Leber wird normalerweise nur zu 20-25 % über die A. hepatica und zu 75-80 % über die V. portae gewährleistet (Greenway und Stark (1971)). Die Versorgung eines primären oder sekundären Lebertumors erfolgt im Gegensatz zur physiologischen Leberversorgung zu ca. 90 % über die A. hepatica (Ridge et al (1987), Archer und Gray (1989), Fink und Chaudhuri (1991), Matsui et al. (1991)).

Daraus resultieren zwei diagnostische KM-Perfusionsphasen, die sog. arterielle Perfusionsphase (AP) und die portalvenöse Perfusionsphase (PVP). Im zeitlichen Ablauf beginnt die AP in Abhängigkeit von verschiedenen injektions- und körpereigenen Faktoren kurz nach Erscheinen des KM-Bolus in der A. hepatica propria, wenn das Kontrastmittel in den Extrazellulärraum übergetreten ist. Hierbei kommt es entsprechend der Blutverteilung zu einer KM-Versorgung des Tumors bei nur geringem hepatischen Parenchymenhancement. Nach dem KM-Einstrom in die Leber über die V. portae ergibt sich eine kräftigere Kontrastierung des Leberparenchyms. In der weiteren zeitlichen Abfolge beginnt in starker Abhängigkeit von den Injektionsparametern die sog. Äquilibrierungsphase, die nach Foley et al. (1989) durch parallel verlaufende Kontrastierungskurven der Aorta abdominalis und der V. cava inf. definiert ist (Abb. 3).


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Abb. 4: Dichte-Zeit-Relation der Aorta abdominalis, der V. portae und des Leberparenchyms eines Patienten mit normaler Leberperfusionkurvenverläufe nach Applikation eines RKM mit Markierung der einzelnen Leberperfusionsphasen (AP= arterielle Phase, PVP= portalvenöse Phase, Äqui.= Äquilibrierungsphase).

Daraus ergibt sich auch theoretisch die Bedeutung der genannten KM-Perfusionsphasen in Abhängigkeit von der Vaskularisation des Tumors (Walkey (1991), Cox et al. (1991), Silverman (1995b)):

  1. bei hypervaskularisierten Lebertumoren stellt sich der Tumor in der AP kontrastreich zum umgebenden Leberparenchym dar und kann in späteren Phasen isodens zum dann bereits kräftig KM-aufnehmenden Leberparenchym sein, so daß eine Detektion oftmals nicht mehr gelingt.
  2. hypovaskularisierte Lebertumoren weisen ein sehr diskretes KM-Enhancement in der AP auf und sind daher in dieser Phase nicht vom umgebenden Leberparenchym zu diskriminieren. In der PVP zeigt der Tumor dagegen eine hypodenses Muster und kann somit detektiert werden (Abb. 4 a und b).


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In der Äquilibrierungsphase kommt es zu einer nahezu gleichmäßigen Kontrastierung des Leberparenchyms sowie eines Lebertumors. In dieser Kontrastierungsphase können sowohl hyper- als auch hypovaskularisierte Tumoren leicht übersehen werden. Die Bemühungen in der CT-Diagnostik bestehen darin, eine Beendigung des Scans noch vor Beginn der Äquilibrierungsphase zu erreichen. Nur in Ausnahmefällen, wie bei fibrösen Tumoren, kann diese Perfusionsphase einen diagnostischen Beitrag liefern (Yoshikawa et al. (1992)).

Insbesondere in den 80er Jahren wurde die sogenannte Spätphase 4 - 6 Stunden nach KM-Applikation als hilfreich angesehen (Perkerson et al. (1985), Phillips et al. (1985), Itai et al (1986), Bernardino et al. (1986), Miller et al. (1987)). Diese basiert auf der Erkenntnis, daß normale Hepatozyten 1-2 % der Jodmenge in das biliäre System ausscheiden, während fokale Leberläsionen dieses Verhalten nicht aufweisen. Daraus ergibt sich, daß das normale Leberparenchym ein durchschnittliches Enhancement von 20 HE aufweist, während sämtliche fokale Läsionen hypodens zur Umgebung erscheinen. Für diese Technik wird eine Mindestmenge von 60 g Jod gefordert. Zeitliche und logistische Probleme haben diese Untersuchungstechnik jedoch nie zu einem Routineverfahren werden lassen. Im Zeitalter der Spiral-CT mit der Möglichkeit der genauen Diskriminierung zwischen einzelnen Perfusionsphasen ist die Untersuchung in dieser Kontrastierungsphase überflüssig (Heiken et al. (1989)).


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Abb. 5: Schematische Darstellung einer hypervaskularisierten (a) und einer hypovaskularisierten (b) Leberläsion und deren Verhalten in verschiedenen Kontrastierungsphasen der Leber (Intermed.= Mischphase zwischen AP und PVP; Äquil.= Äquilibrierungsphase). Abbildung der KM-Perfusion über die A. hepatica (dünner Pfeil) und die V. portae (dicker Pfeil) in den verschiedenen Phasen mit geschätzten Kontrast zwischen Läsion und Leberparenchym.

In den 80er Jahren wurde zur besseren Charakterisierung von bekannten Läsionen eine dynamische CT-Untersuchung mit Registrierung der KM-Anflutung im zeitlichen Verlauf angewandt. Bei dieser Technik wurden wichtige Informationen über das Kontrastierungsverhalten verschiedener Lebertumoren gewonnen (Araki et al (1980), Claussen und Lochner (1983)). Dieses Verfahren ist jedoch nicht für die Detektion von Leberläsionen sondern für deren Charakterisierung geeignet. Allerdings konnten auch hiermit nur Spezifitäten von 60-80 % erzielt werden (Araki et al. (1980), Hruby und Stellamor (1988), Dodd und Baron (1993)).

Ein weiteres Verfahren ist die invasive CT-Arteriographie (CTA) bzw. CT-Arterioportographie (CTAP). Hierbei muß ein arterieller Katheter selektiv in die A. hepatica com. (CTA) oder die A. lienalis bzw. A. mesenterica sup. (CTAP) positioniert werden. Die Injektion des Kontrastmittels erfolgt dann über den liegenden Katheter auf dem CT-Tisch. Das Verfahren macht sich die oben beschriebene Tatsache der dualen Blutversorgung der Leber zu Nutze. In der CTA werden Lebertumore hyperdens zum


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umgebenden Parenchym, in der CTAP hypodens zum umgebenden Parenchym dargestellt. Die Sensitivität der beiden Verfahren ist mit > 90 % sehr hoch. Aufgrund verschiedener Perfusionsartefakte ist jedoch die Spezifität mit 40-60 % niedrig (Freeny et al. (1986), Fernandez et al. (1991), Peterson et al. (1992)). Die Spezifität kann auch nicht durch den Einsatz der spiralförmigen CT-Technik verbessert werden (Helmberger et al. (1993)). Dennoch ist dieses Verfahren neben dem intraoperativen Ultraschall und neuerdings der MRT nach Einsatz lebertroper Kontrastmittel die sensitivste Methode zur Detektion von Leberläsionen. Alternativ zur Applikation eines jodhaltigen Kontrastmittels kann im Rahmen der CTA auch eine Öl-Emulsion (Lipiodol) appliziert werden, die nach ca. 7-14 Tagen vom RES aus den normalen Hepatozyten eliminiert wird und nahezu ausschließlich im Tumorgewebe verbleibt. In einzelnen Literaturstellen wird über eine Sensitivität von 50-93 % für die Erkennbarkeit von HCC berichtet. Die Angaben in der Literatur zu dieser Technik schwanken jedoch erheblich bei allgemein niedriger Spezifität von ca. 40-50 % (Merine et al. (1990), Takayasu et al. (1990)).


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