5.  Bildgebende Diagnostik kardialer Erkrankungen

Für die bildgebende Diagnostik kardiovaskulärer Erkrankungen gibt es heutzu­tage ein breites Spektrum unterschiedlicher Modalitäten. Zur Verfügung stehen hierbei das konventionelle Thoraxröntgen, die Echokardiographie, nuklear­medizinische Verfahren einschließlich Single-Photonen-Emissions-Computer­tomo­graphie (SPECT) und Posi­tronen-Emissions-Tomographie (PET) sowie die Koronar­angiographie. In zuneh­men­dem Maße werden auch die Magnet­resonanz­tomographie, die Mehrschicht-Spiral-Computer­tomographie und die Elektronen­strahl-Computertomographie eingesetzt. Der intra­vaskuläre Ultra­schall (IVUS) ist aufgrund der Invasivität und des technischen Auf­wandes bisher wenigen spezialisierten Forschungszentren vorbehalten. Die Indikation für die jeweilige bild­­gebende Modalität hängt primär von der klinischen Fragestellung ab.

Die Echokardiographie bietet sowohl strukturell-morphologische Darstellungen, als auch funktionelle Bewegungsanalysen von kardialen Strukturen. Es handelt sich dabei um eine Untersuchungsmethode, welche Ultraschallwellen benutzt, um das Herz zu unter­suchen und welche ihre Information in Form von re­flek­tierten Schallwellen, d.h. Echos aufzeichnet. In der echokardiographischen Diag­nos­­tik werden unterschiedliche Unter­suchungsverfahren angewandt, welche sich im Hinblick auf ihre zugrunde lie­gende Technologie und ihre Ab­bildungs­eigenschaften erheblich unterscheiden. Es han­delt sich hierbei um die eindimen­sio­nale oder TM-Echokardiographie (Time-Motion-Echokardiographie), um die zwei­dimensionale oder Schnittbildechokardiographie und um die Doppler-Echo­kardio­graphie.

Der TM-Modus ist die traditionelle echo­kardio­graphische Untersuchung mit Wieder­­gabe bewegter kardialer Strukturen. Die rasche Im­puls­folge und die schnelle Bild­wieder­holungsrate ermöglichen eine suffiziente zeitliche Auflösung. Es können Dia­meter, Amplituden und Geschwindigkeiten von Bewegungs­ab­läufen detailiert analysiert werden (Feigenbaum und Zaky 1968). Infolge der Limi­ta­tionen der eindimensionalen Echokardiographie wurde eine Technik ent­wickelt, welche eine räumlich korrekte Dar­stellung des Herzens in mehreren

Abbildungs­ebenen ermöglicht und einen großen Abbildungssektor bei kleiner Schall­kopf­auf­satz­fläche hat. Diese Untersuchungstechnik wird die sog. zwei­dimensionale oder Schnitt­bild­echo­kardio­graphie genannt. Sie ver­einigt die Vor­teile eines großen Unter­suchungswinkels mit der korrekten räumlichen Erfassung kardialer Strukturen und erlaubt eine Dar­stellung der Herzhöhlen und der großen Gefäße in mehreren Untersuchungsebenen (Kisslo et. al. 1977; Morgan et. al. 1978). Die Doppler-Echokardiographie stützt sich auf Schallphänomene, die sich beim ge­ziel­ten Einsatz am bewegten Medium 'Blut' ergeben. Der Unterschied zwischen aus­ge­sandter und rückkehrender Ultraschallfrequenz (Dopplershift) ist linear-pro­portional zur Be­wegungsgeschwindigkeit der korpuskulären Blut­bestand­teile. Die Darstellung erfolgt als Zeit-Geschwindigkeitsdiagramm nach Spektral­­ana­lyse der verschiedenen Frequenz­an­teile. Zur Diagnostik werden der zeit­liche Ver­lauf des Flußsignals in Diastole und Systole, das Frequenzspektrum und die Amplitude des Dopplersignals herangezogen.

Die Herzszintigraphie umfasst nicht-invasive, bildgebende Verfahren zur Dar­stel­lung des vital-perfundierten Myokards, akuter Herzmuskelnekrosen sowie die quantitative Analyse der globalen und sektorialen Funktion des linken und rechten Ventrikels. Die längsten Erfahrungen hat man mit der Thallium-201 (²⁰¹Tl) Myokardszintigraphie, die 1975 klinisch eingeführt worden ist (Pabst et. al. 1976). Zuerst eingesetzt bei abgelaufenen Herz­infarkten folgte eine extensive Er­probung bei koronarer Herzkrankheit und akutem Myo­kardinfarkt (Bull et. al. 1976; Felix et. al. 1975).

Das im Zyklotron hergestellte ²⁰¹Tl hat eine physikalische Halbwertszeit von 73 Stun­­­den. Es sendet beim Zerfall zu 95% Röntgenstrahlen einer Energie zwischen 69 keV und 83 keV aus, zusätzlich Gammastrahlen von 167 und 135 keV, die von Gamma­kameras mit Mehrfachspektrometrie registriert werden. Bio­kine­tische Grundlage ist das ana­loge Ver­halten von Thallium und Kalium. Die myo­kardiale ²⁰¹Tl-Verteilung erfolgt in Ab­hängig­keit von der Myokardperfusion bei einer Extraktion von ca. 88% in der ersten Kreis­laufpassage. Die Einschleusung in die Myokardzelle wird über die Na/K-sensitive ATPase gesteuert.

Bei Myokardischämie findet man eine reversible, belastungsinduzierte ²⁰¹Tl-Fixa­tions­­minderung im Versorgungsbereich der stenosierten Herzkranzarterie je­weils im Früh­szinti­gramm und eine Normalisierung der myokardialen ²⁰¹Tl-Ver­teilung im [Seite 16↓]Spät­szinti­gramm (Redistribution). Myokardnarben zeigen eine ir­re­ver­sible ²⁰¹Tl-Fixations­minde­rung oder -ausfall ohne Redistribution (Pohost et. al. 1977). Eine fehlende Myokard­speicherung ist allerdings kein absoluter Beweis für die Avitalität des Gewebes. Bei der kardialen Diagnostik wird die Myokard­szinti­­graphie nach Arbeitsbelastung, in Ruhe und nach Dipyridamol-Gabe ein­ge­setzt.

Neben ²⁰¹Thallium wird auch ^99mTechnetium-MIBI als Radiotracer verwendet, was eine Ganzkörper-Strahlen-Exposition von nur 25% gegenüber ²⁰¹Tl be­sitzt. Im Gegensatz zu ²⁰¹Thallium erfolgt beim ^99mTechnetium-MIBI keine Re­dis­tri­bu­tion. Die Auf­nahme­technik unterscheidet die planare Szintigraphie und die SPECT. Die planare Szinti­graphie hat eine relativ gute örtliche Auflösung von ca. 12 mm, stellt die verschiedenen koronaren Versorgungsgebiete jedoch nur mit Überlagerungen dar. Bei der SPECT Technik werden computerunterstützt Re­konstruktionen von Schnittebenen durch das Herz in verschiedenen Richtungen angefertigt, was eine praktisch überlagerungsfreie Dar­stellung der anatomischen Strukturen liefert. Nachteil ist die geringere örtliche Auf­lösung, die bei ca. 19 mm liegt. Die Positronen-Emissions-Tomographie ist ein szinti­graphisches Verfahren zur Beurteilung des Myokardstoffwechsels und zur Be­stim­mung der regionalen Myokardperfusion. Der Einsatz dieses Verfahrens er­folgt bei wissen­schaft­lichen Fragestellungen in spezialisierten Zentren.

Seit Einführung der selektiven Koronarangiographie 1959 stellt dieses Verfahren den Gold­standard der koronararteriellen Bildgebung dar (Sones et al. 1959). Die viel­­fältigen Möglichkeiten unter­schiedlicher therapeutischer Interventionen so­wie neuere, additive Verfahren, wie z.B. der intravaskuläre Ultraschall, der intra­koro­nare Doppler und die Angioskopie, haben diese Untersuchung im klinischen All­tag unverzichtbar gemacht (Pfeiler 2000).

Die selektive Koronarangiographie erlaubt eine räumlich und zeitlich hoch­auf­lösendeDar­stellung der Herzkranzgefäße bis weit in die Peripherie. Transarteriell werden die Koronar­ostien mit einem Katheter sondiert und Röntgen­kontrast­mittel injiziert. Mit Hilfe einer angeschlossenen Röntgenkamera kann man den Fluß des Kontrast­mittel­bolus durch den Koronararterienbaum mit bis zu 60 Bildern pro Sekunde und einer Orts­auflösung von ca. 5 Linienpaaren pro Milli­meter verfolgen. Diese hohe zeitliche Auflösung ist notwendig um antegraden von retrogradem Blutfluß unterscheiden zu können. Die Auswertung der Angio­gramme erfolgt im klinischen Alltag visuell. Die [Seite 17↓]führt dazu, dass die Be­ur­teilung der Stenosemorphologie und die Graduierung von Gefäßstenosen einer großen Intra - und Interobservervariabilität unterworfen ist (Fisher et. al. 1982). Im all­ge­meinen werden Stenosen mit einer Reduktion des Gefäßlumens von unter 50% als hämo­dynamisch nicht relevant angesehen. Die Koronarangiographie ist auf die intraluminale Darstellung der Herzkranzgefäße begrenzt, und Wand­struk­turen können nicht zur Abbildung gebracht werden. Aus diesem Grund ist es un­möglich, Früh­stadien der koronaren Herzkrankheit nachzuweisen, die noch nicht zu einer Lumen­ein­engung geführt haben.

Neben den diagnostischen Indikationen bietet die selektive Koronarangiographie eine Vielzahl von Interventionsmöglichkeiten in Form von perkutanen trans­luminalen Koronar­angioplastien, intrakoronarer Stent­im­plan­ta­ti­onen, Rotations­angio­plastien (Rotablation) oder intrakoronarer Lysetherapien. Durch zusätzliche Unter­suchungen (Ventrikulographie, Druckmessungen, Messung von Herz-Zeit-Volumen) lassen sich im Rahmen einer Herzkatheteruntersuchung eine Reihe wei­terer Informationen erheben. Die Strahlenexposition beträgt ca. 5 mSv für dia­g­no­stische Koronarangiographien und bis ca. 15 mSv bei Interventionen (Betsou et. al. 1998).

Nachteil der selektiven Koronarangiographie ist die Invasivität. In größeren Patienten­gruppen sterben ca. 0,15% der Patienten bei der Herz­katheter­untersuchung. Weitere schwer­wiegende Komplikationen sind der Myokard­infarkt (ca. 0,8%), das Kammer­flimmern (ca. 0,4%) und die zerebrovaskuläre Ischämie (ca. 0,4%). Bei Risikopatienten können diese Komplikationen bis zu zehn­mal häufiger auftreten. Perforationen und Dissektionen der Koronararterien sind zwar seltene, jedoch sehr gefürchtete Kom­pli­ka­ti­onen. In ca. 0,08% der Unter­suchungen ist mit dem Auftreten einer notfallmäßig chirurgisch zu be­handelnden Komplikation zu rechnen (de Bono 1993).

Allein 1998 wurden in Deutschland mehr als 510.000 Links­herz­katheter­unter­suchungen durch­geführt, die Kosten von mehr als 800 Millionen DM verur­sachten (Mannebach et. al. 2001). In ca. 153.000 Fällen wurden diese Unter­suchungen mit einer Intervention verbunden. Somit waren ca. 70% der Unter­suchungen rein diagnostischer Art.

Die MRT basiert auf dem physikalischen Effekt der kernmagnetischen Resonanz (nuclear magnetic resonance, NMR). Dieser wurde bereits 1946 von F. Bloch und E. Purcell in Festkörpern entdeckt, aber erst 1973 von P. Lauterbur für die bild­gebende Dia­gnostik nutzbar gemacht (Bloch 1946, Purcell, 1946 #15, Lauterbur, 1973 #14). Die ersten klinischen Geräte sind seit 1980 im Einsatz. Grund­lage des Verfahrens ist die Kernspinresonanz von solchen Atomkernen, die auf­grund einer ungeraden Anzahl von Nukleonen einen Kerndrehimpuls (Spin) und somit ein magnetisches Moment besitzen. Für die Bildgebung eignet sich besonders der im menschlichen Körper häufig vorkommende Wasserstoff auf­grund seiner sehr hohen Nachweisempfindlichkeit zur Messung der kern­magne­tischen Re­so­nanz. Werden die Atomkerne in ein statisches Magnetfeld gebracht, richten sich ihre Drehachsen parallel oder antiparallel zum äußeren Feld aus. Dabei präzedieren diese um die Richtung des primären Magnetfeldes. Nach Anregung der Protonen durch einen Hochfrequenzimpuls beginnt die Re­laxa­ti­on der Protonen, die in den energetischen Grundzustand zurückkehren. Es werden eine Längs- und eine Querrelaxation unterschieden, die man als T₁- und T₂-Relaxation bezeichnet. Spezielle Aufnahmespulen dienen bei MR-Systemen zum Emp­fang des von den Protonen ausgesendeten Signals. Dieses Gemisch unter­schiedlicher Signale wird mit Hilfe der Fourier-Transformation getrennt und nach Orts­kodierung (Frequenz- und Phasenkodierung) werden die MRT-Bilder berechnet (Kreisler und Trümmler 1998).

Die schichtbildgebende Diagnostik des Herzens mittels MRT hat in den letzten Jahren er­heblich an Bedeutung gewonnen. Dies ist der Ausdruck verbesserter Hard- und Soft­ware­komponenten, welche jetzt eine ultraschnelle Bildgebung er­möglichen. Hierzu zählen leistungsstärkere Gradientenfelder, die eine schnellere Datenakquisition und eine bessere Ortsauflösung ermöglichen sowie spezielle Körperoberflächenspulen, die über ein verbessertes Signal-zu-Rausch-Verhältnis die Bildqualität steigern. Die inzwischen ent­wickelten Meßverfahren verkürzen die Meßzeiten bis herunter zu wenigen Milli­sekunden für die Akquisition einer einzelnen Schicht. Allgemein werden Spin-Echo-Viel­schicht-Techniken mit va­ria­blen Repetitionszeiten und ultraschnelle Gradienten-Echo-Sequenzen ange­wendet. Grundlage der Abbildung des Herzens ist eine EKG-ge­trig­gerte Auf­nahme­technik. Die kontinuierlichen Pumpaktionen des Herzens machen eine Adaptation der kardialen MRT-Untersuchung an die myokardialen Kon­trak­tionen er­forderlich. Unterschiedliche Formen der EKG-Triggerung werden ein­ge­setzt um die un­ [Seite 19↓] vermeidlichen Bewegungsartefakte zu reduzieren. Der Einfluß der Atem­ver­schieb­lich­keit auf Bildqualität und Detailerkennbarkeit kann bei nicht atemangehaltenen Sequenzen durch eine Mittelung der Daten relativ gering ge­halten werden. Für kontrast­mit­tel­unterstützte angiographische Darstellungen oder funktionelle Untersuchungen bietet die ultraschnelle Bildgebung bereits eine Vielzahl von Sequenzen, die während eines Atemstillstandes akquiriert werden können. Eine atemsynchronisierte Auf­nahme­technik (Navigatortechnik) ist bei der 'Time-of-Flight'-Angiographie der Koronar­arterien notwendig. Die kardiale MRT ist bei der Beurteilung funktioneller Parameter der Herzleistung, bei der Berechnung intrakavitärer Volumina, bei der Bestimmung der links­ventrikulären Muskelmasse und bei der Messung von Wanddickenveränderungen den konventionellen Vergleichsmethoden überlegen.

Durch die Einführung von Gadolinium-Diäthylentriaminpentaessigsäure (Gd-DTPA) (Magnevist^®, Schering AG, Berlin, Deutschland) als intra­venöses Kontrast­mittel in der magnet­resonanztomographischen Bildgebung, hat sich auch das Indikationsgebiet der kardialen MRT deutlich erweitert. Das Kontrastmittel wird im extrazellulären Raum ver­teilt und mit einer Halbwertszeit von ca. 20 Minuten renal ausgeschieden. Gd-DTPA hat ähnliche pharmakokinetische und biodistributive Eigen­schaften wie jodhaltige Röntgen­kontrastmittel und kann auf­grund seiner Bolus­applizier­barkeit für dynamische Unter­suchungen genutzt werden. Durch die Einführung einer MR-kompatiblen Druck­spritze wurde die Kontrast­mittelapplikation standardisiert. Erst diese technischen Vor­aus­setzungen machten die Durchführung ultraschneller MR-Angiographien der herz­nahen Gefäße und kontrastmittelunterstützte Perfusions­messungen möglich.

Neben den vielfältigen Vorteilen der MRT wirkt sich auf der anderen Seite der dem kernspintomographischen Verfahren inhärente Nachteil auch am Herzen aus, dass Kalk kein eigenständiges Signal hat. Die umschriebenen Verkalkungen der Koronararterien, welche für die Diagnostik der koronaren Herzkrankeit eine wichtige Rolle spielen, können mit der kardialen MRT nicht zuverlässig detektiert oder quantifiziert werden.

Die CT-Geräte der ersten Generationen waren aufgrund ihrer langen Daten­ak­qui­si­tions­zeiten pro Schicht völlig ungeeignet um Herzuntersuchungen durch­zu­führen. Aus diesem Grund wurde zu Beginn der 80er Jahre von Boyd und Mit­arbeitern ein ultra­schneller Computertomograph entwickelt (Boyd und Lipton 1983). Um eine möglichst kurze Ak­quisiti­onszeit zu erreichen, wurde ein Aufbau ge­wählt, der auf die mechanische Bewegung großer Bauteile ver­zichtete. Die ent­scheidende Innovation war es, über einen ultra­­schnell steuerbaren Elektronen­strahl sekundär die Röntgenstrahlung zu pro­du­zie­ren, die anschlies­send den Patien­ten durchdringt. Im Gegensatz zur kon­ven­tio­nellen CT arbeitet diese Elektronen­­strahl-CT nicht mit einer Röntgenröhre, die auf­wendig um den Pa­ti­enten rotierten muß, sondern mit einem beschleunigten Elektronen­strahl. Dieser wird durch ein externes elektromagnetisches Feld fokussiert und auf Anoden­ringe mit Wolfram­targets gelenkt, die sich unter dem Patienten befinden. Dort ent­steht ein fächer­förmiger Photonenstrahl, der den Patienten durchdringt und auf zwei Detektor­ring trifft, die halbkreisförmig über dem Patienten angeordnet sind (Abb. 4).

	Abb. 4: Ein gebündelter Elek­tro­nen­strahl setzt beim Aufprall auf die Wolframanodenringe elektro­mag­netische Energie frei, die als fächerförmiger Photonenstrahl den Patienten durchdringt. Der Ver­zicht auf die mechanische Be­we­gung großer Bau­teile ermöglicht mi­ni­male Akquisitionszeiten von 50 ms.

Die EBCT-Scanner besitzen insgesamt vier Anodenringe sowie zwei Detektor­ringe. Durch Variation der angesteuerten Anoden- und Detektorringe können ins­ge­samt acht verschiedene Schicht­positionen akquiriert werden, ohne dass eine Patienten­bewegung stattfinden muß. In Abhängigkeit von der Indikation und Frage­­stel­lung können unterschiedliche Unter­suchungs­protokolle durch­ge­führt wer­den.DieEBCT-Scannerbesitzen minimale Akquisitionszeiten von 50 ms. Die Schichtdicke variiert zwischen 1,5 mm, 3 mm, 6 mm und 10 mm.

	Abb. 5: Die kombinierte Ansteue­rung von vier verschiedenen Anoden- und zwei Detektorringen er­mög­licht die Akqusition von acht unterschied­lichen Untersuchungs­schichten ohne Patientenbewegung.

Die Datenakquisition mit der EBCT erfolgt EKG-getriggert. Es werden drei unter­­schied­liche Untersuchungsmodi unterschieden. Der 'Flow-Mode' ist ge­eignet, um nach peripherer Kontrastmittelapplikation Signal-zu-Zeit-Kurven zu messen und anhand von Kontrastmittelverdünnungskurven das Herz­minuten­volumen und evtl. Shuntvolumina zu berechnen. Im 'Cine-Mode' werden bis zu 17 EKG–getriggerte Schnittbilder pro Sekunde erstellt. Die aneinandergefügten Dar­stellungen können als Film betrachtet werden. Diese Methode ist besonders ge­eignet, um nach Kontrastmittelgabe die Wanddicke und das Volumen der Herz­kammern im Verlauf eines Herzzyklus zu beurteilen. Beim 'Single-Slice- oder Volume-Mode' wird zu einem festgelegten Zeit­punkt im Herzzyklus ein Volumen­datensatz lückenlos akquiriert, der sich insbesondere für angio­graphische Darstellungen und Rekonstruktionen eignet.

Mit der Einführung der Computertomographie 1971 stand erstmals ein Verfahren zur überlagerungsfreien zweidimensionalen Darstellung des Körpergewebes zur Ver­fügung. Die Entwicklung dieser Technik durch A. M. Cormack und G. Hounsfield wurde 1979 mit dem Nobelpreis für Medizin ausgezeichnet (Hounsfield 1973). Aufgrund hoher Kontrastauflösung bei gleichzeitig guter Orts­auflösung konnte sich das Verfahren schnell in der klinischen Anwendung etablieren. Mit Hilfe einer Röntgenröhre und eines Kollimators wird ein schmal fokussierter Röntgenstrahl erzeugt, der nur eine definierte Körperschicht durch­dringt (Bunke 1998). Verschiedene Wechselwirkungen der elekro­mag­ne­tischen Energie mit dem Körpergewebe führen zu einer Abnahme der Photonen­fluß­dichte, die hinter dem Patienten durch ein Detekorsystem registriert wird. Das Aus­maß dieser Schwä­chung ist von verschiedenen Faktoren, wie den gewebe­­spezifischen linearen Schwä­chungs­koeffizineten und der Gewebedicke ab­hängig.

I_(d) = I₀ e^-µd

Zur Erstellung diagnostischer CT-Bilder müssen die erfaßten Intensitätsprofile durch Skalierung und Kalibrierung in die sog. CT-Werte umgewandelt werden. Diese werden zu Ehren des Erfinders als Hounsfield-Einheiten (HE) bezeichnet. Als Standard­ver­fahren zur Bildberechung wird ein gefilterter Rück­pro­jek­tions­algorithmus unter Ver­wendung eines definierten Faltungskerns verwendet. Die CT-Werte jedes Bildelementes (Pixel) geben das Ausmaß der in den zugehörigen Volumenelementen (Voxel) erfolgten Absorption an. Die Verteilung der ge­messenen Schwächungskoeffizienten kommt somit nicht direkt zur Abbildung, sondern wird auf einer relativen Schwächungsskala, der Hounsfield-Skala, darge­stellt (Bunke 1998).

Bei den CT-Geräten der ersten bis dritten Generation wurde der Patiententisch nach er­folgter 360° Abtastung eines Körperabschnittes um eine definierte Strecke fort­bewegt und anschliessend eine erneute Abtastung begonnen. Diese Translations-Rotations-Technik wird als konventionelles CT bezeichnet. Nach Ein­führung der Schleif­ring­tech­no­lo­gie wurde 1989 erstmals über einen neuen Unter­suchungsmodus, die sog. Spiral-CT berichtet (Kalender et. al. 1997; Kalender et. al. 1989). Bei der Spiral-CT wird wäh­rend einer kontinuierlichen Röhren­rotation auch der Patiententisch mit einer definierten Ge­schwindigkeit durch die Scanebene bewegt. Im Gegensatz zur konventionellen CT wird bei der Spiral-CT eine Volumenabtastung realisiert. Der Schleifring wird zur Span­­nungs­­versorgung und parallel zur Datenübertragung benutzt. Die Daten­akquisition er­folgt kontinuierlich, wobei der Fokus der Röntgenröhre sich auf einer spiralförmigen Bahn um den Patienten bewegt und ein Bild pro Röhren­rotation erzeugt. Hierbei handelt es sich um ein Einschicht-Spiral-CT.

Bei der Spiral-CT kann das Verhältnis des Tisch­vor­schubs pro Röhrenrotation im Verhältnis zur Schichtdicke in einem weiten Rahmen nahe­zu frei gewählt werden. Dies wird als Tischvorschubsfaktor ('pitch' oder Pitch­faktor) definiert. Für die Bild­be­rech­nung bedarf es aufgrund der spiralförmigen Objekt­ab­tastung spezieller Inter­polations­algorithmen, die heutzutage in einer Vielzahl zur Ver­fügung stehen (Kalender et. al. 1990). Bei den meisten Spiraltechniken wird derzeit ein 180° linearer Inter­polations­al­go­rith­mus verwendet (Polacin et. al. 1992).

1998 sind erstmals Mehrschicht-Spiral-CT Geräte in der klinischen Routine ein­geführt worden, die eine simultane Abtastung mehrerer Schichten in z-Richtung während einer Röhren­rotation im Subsekundenbereich (0,5-0,8 s) ermöglichen (Abb. 6). Die Detektor­breite variiert bei den bisher eingesetzten Scannern zwischen 20 mm und 32 mm in z-Richtung und setzt sich je nach Hersteller aus einer unterschiedlichen Anzahl von Detektor­elementen zusammen. Alle MSCT er­lauben gegenwärtig die simultane Ak­qui­si­tion von vier parallelen Schichten in z-Richtung mit zumindest gleicher Ab­bildungs­qualität wie bei der Einschicht-Spiral-CT. Durch die schnellere Volumen­abtastung können längere Körper­abschnitte in kürzerer Zeit oder mit dünnerer Schicht­dicke untersucht werden. Erst diese immense Steigerung der Datenakquisitionsmenge pro Zeit macht eine suffiziente Untersuchung des Herzens und insbesondere der Koronar­arterien möglich. Kombiniert mit einer retrospektiven EKG-Synchronisierung können komplette drei­dimensionale Datensätze der Herzens zu unterschiedlichen Zeiten des Herzzyklus auf­ge­nommen werden, was einer vierdimensionalen Daten­ak­qui­si­tion entspricht. Die nächste Generation der MSCT-Scanner ist bereits in der Ent­wicklung und Erprobung, welche dann 8, 16 bzw. 32 Schichten gleich­zeitig unter­suchen können.

	Abb. 6: Die Mehrschicht-Spiral-CT er­mög­l­icht die simultane Ak­qui­sition von derzeit vier parallelen Schichten, mit verbesserter Orts- und Zeitsuflösung