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7.  Mehrschichten-Spiral-CT und Elektronenstrahl-CT der Koronararterien

Nicht-invasive Gefäßdarstellungen, sowohl mit der MRT, als auch mit der CT haben durch die Verwendung kontrastmittelunterstützter Techniken in den letzten Jahren pro­gre­dient an diagnostischer Qualität gewonnen (Rodenwaldt et. al. 1997; Rodenwaldt et. al. 2000a). Im Gegensatz zu allen anderen Gefäß­regionen im menschlichen Körper wird die schichtbildgebende Koronar­angio­graphie durch die ständigen Pulsationen und den damit verbundenen Bewe­gungen des Herzens und der Herzkranzgefäße erschwert. In com­puter­tomo­gra­phischen Studien wurden durchschnittliche Geschwindigkeiten ein­zelner Koro­­nar­­arterien­segmente von ca. 7 cm/s in Ruhe und ca. 10 cm/s unter Stress ge­messen (Mao et. al. 2000). Die größte Auslenkung eines Gefäßabschnittes in der axialen Schichtebene betrug für die proximale RCA ca. 51 mm (Mao et al. 2000). Der Zeitpunkt der geringsten Bewegung lag bei einem gesunden Kollektiv mit einer Herzfrequenz von 60-80 Schlägen pro Minute zwischen 40% und 50% des Herzzyklus-Intervalls. Diese Werte schwanken jedoch interindividuell relativ stark und stehen in Abhängigkeit von der Herzfrequenz (Lu et. al. 2001).

Die kontinuierlichen Pumpaktionen des Herzens führen zu einer Auslenkung der Koro­nar­arterien um ein Vielfaches ihres Durchmessers. Eine diagnostisch ver­wert­bare angiographische Darstellung der Herzkranzgefäße macht die Adaptation der kardialen CT-Untersuchung an die myokardialen Kontraktionen erforderlich. Hierfür stehen das retrospektive EKG-Gating und die prospektive EKG-Triggerung zur Verfügung.

7.1. Retrospektives EKG-Gating und Datenrekonstruktion der Mehrschicht-Spiral-CT

Durch die in der Computertomographie eingesetzte mechanische Rotation von Röntgen­­röhre und Detektor ist es nicht möglich, die Datenakquisitionszeit pro Schicht beliebig kurz zu halten. Die kürzeste Rotationszeit für das AQUILION® der Firma Toshiba (Japan) beträgt 500 ms. Die Rotationszeiten vergleichbarer Geräte anderer Hersteller liegen in der gleichen Größenordnung. Die in der CT heutzutage eingesetzte gefilterte Rück­projektion benötigt die Daten der Projek­-


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tionen aus 180° eines Röhrenumlaufes für den Zentralstrahl. Durch die Fächer­strahl­geometrie der aktuellen Scanner sind jedoch zur Berechnung eines voll­ständigen Bildes Projektionen aus 180° zusätzlich zu dem Fächer­winkel not­wendig. Daraus ergibt sich eine maximale Zeitauflösung von 250 ms. Diese Zeit­auf­lösung liegt weit oberhalb der Möglichkeiten der EBCT, die über Daten­ak­qui­si­tionszeiten von 50 - 100 ms verfügt und gestattet keine artefaktfreie Darstellung der Koronararterien.

Eine Möglichkeit zur Erhöhung der zeitlichen Auflösung ist das retrospektive Gating, welches bereits kurz nach Erfindung der CT vorgeschlagen und validiert wurde (Cipriano et. al. 1983; Harell et. al. 1977). Hierbei brauchen die für die Bild­re­konstruktion not­wendigen Projektionen nicht mehr nur aus einer einzelnen Rotation gesammelt zu wer­den, da bei diesem Verfahren durch das simultan auf­ge­zeichnete Patienten-EKG eine feste Zuordnung der akquirierten Projektionen zu dem korrespondierenden Herzschlag besteht. Bei den heutzutage implantierten Rekonstruktionsalgorithmen werden die für die Bildberechnung notwendigen Projektionen aus mehreren Umläufen der Gantry um den Patienten gesammelt. Durch das parallel aufgezeichnete EKG kann retrospektiv jede einzelne Pro­jek­tion einer definierten Herzphase zugeordnet werden (Abb. 31). Bei der Mehr­schicht-Spiral-CT ist durch die simultane Akquisition von vier Schichten eine höhere Dichte an Datenpunkten vorhanden.

Abb. 31: Prinzip des retro­spektiven Gatings: Kon­ti­nu­ier­licher Tischvorschub mit Aufzeichung des EKG-Signals.

Die zeitliche Auflösung, die mittels retrospektivem EKG-Gating in der CT er­reicht werden kann, hängt vom Zeitintervall innerhalb des Herzzyklus ab, aus dem die Daten für die Bildrekonstruktion stammen. Dies wird zum einen durch die Anzahl der zur Verfügung stehenden Rotationen (nrot), als auch durch das Ver­hältnis zwischen der Rotationsperiode des CT (TCT) und der Periode des Herz­schlages (TH) bestimmt. Aufgrund der Symmetrie zwischen Röntgeröhre und Detektor stehen zwei [Seite 62↓]Projektionen mit einem zeitlichen Abstand von TCT /2 zur Verfügung. Entspricht diese Zeit exakt der Herzperiode TH werden in jeder Pro­jektion die gleichen Daten aufgenommen, eine Verbesserung der Zeit­auf­lösung liegt nicht vor. Bei Asynchronie zwischen TCT und TH gelingt eine Ver­bes­serung der Zeitauflösung, wenn die zur Verfügung stehenden Datenpunkte gleich­mäßig auf den Herzzyklus verteilt sind. Optimal wäre dabei eine An­passung der Periodendauer des CT-Scanners auf einen Wert von:

mit

TCT= Rotationszeit der Gantry

TH= Dauer des Herzintervalls

nrot= Anzahl der Gantryrotationen

Die Zeitauflösung ergibt sich dabei aus dem Zeitintervall (∆t), aus dem die Projektionen für die Bildrekonstruktion stammen.

Beim retro­spektiven Gating werden nicht alle akquirierten Daten zur Bild­re­kon­struktion herangezogen. Mit steigender Anzahl der Gantryrotationen erhöht sich not­wen­diger­weise auch die Strahlenexposition des Patienten und der Datenanteil, dessen In­formationen nicht zur Bildgebung genutzt werden. Die Verbesserung der Zeit­auf­lösung wird durch die hierfür notwendige Strahlenexposition limitiert.


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7.2.  Prospektive EKG-Triggerung und Datenakqusition mit der Elektronenstrahl-CT

Trotz der sehr viel schnelleren Datenakquisitonszeiten muß auch die Elektronen­strahl-CT für eine randscharfe und bewegungsartefaktfreie Darstellung der Koro­nar­arterien mit den Herzaktionen synchronisiert werden. Hierfür wird die pro­spektive EKG-Triggerung verwendet, welche die Datenaufnahme direkt steuert. Die Ableitung des EKG erfolgt in konventioneller Technik mit metallischen Elektroden und Kabeln, wobei die Leitungsführung so zu erfolgen hat, dass möglichst wenig Artefakte entstehen. Als Triggersignal dient der größte Impuls im EKG-Signal, welcher typischerweise der R-Zacke ent­spricht. Die Erkennung der R-Zacke löst die Daten­ak­qui­sition des Scanners aus. Um die Datenaufnahme aus der bewegungsreichen Systole in die be­wegungsärmere Diastole zu ver­schieben, wird zusätzlich ein frei wählbares Ver­zögerungsintervall zwischen­ge­schaltet (Abb. 32).

Abb. 32: Prinzip der pro­spektiven Triggerung: Der Scan wird durch das EKG iniziiert.

Während das retrospektive EKG-Gating eine Umsortierung und eine Selektion von Bild­daten aus einem Überschuß an aufgenommenen CT-Projektionen an­hand des simultan aufgezeichneten Elektrokardiogramms nachträglich vornimmt, wird bei der pro­spektiven EKG-Triggerung die Datenakquisition zu den Herz­aktionen syn­chro­ni­siert. Ziel der prospektiven Triggerung ist nicht die Ver­besserung der zeitlichen Auflösung, sondern die Abstimmung der Scanzeit auf die Herzbewegungen. Dabei werden nur die CT-Projektionen auf­ge­nom­menen, welche für die Bildrekonstruktion notwendig sind. Da bei dieser Form der Herz­syn­chronisation auf ein 'Oversampling' von Daten verzichtet werden kann, ist dies ein Faktor von mehreren, weshalb die resultierende Strahlenexposition deutlich geringer ist.


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7.3.  Röntgenkontrastmittel

7.3.1. Kontrastmittelgruppen und deren physikochemischen Eigenschaften

Kontraste im Röntgenbild beruhen auf der unterschiedlichen Röntgenstrahlen­ab­sorp­tion der durchstrahlten Materie. Die Absorption ist abhängig von der Ord­nungs­zahl der in den Molekülen vorhandenen Atome, von der Konzentration dieser Moleküle und von der durchstrahlten Schichtdicke. Für die CT-Angio­gra­phie ist eine intravenöse Kontrast­mittelgabe diagnostisch notwendig. Die wasser­löslichen Kontrastmittel auf der Basis des Trijodbenzols bilden eine Schwerpunkt für die Darstellung der unterschiedlichsten Gefäßsysteme, von Körperhöhlen und Organen. Es handelt sich dabei um ein Basis­molekül um einen lipophilen Benzol­­ring, der an den Positionen zwei, vier und sechs symmetrisch durch Jod sub­stituiert ist (Trijodbenzoesäure). Das Jod verbindet drei für die Kontrast­mit­tel­herstellung essentielle Eigenschaften: eine hohe Kontrastdichte, feste Bindung an das vielfältig variierbare Benzolmolekül sowie geringe Toxizität. Die Posi­ti­­onen eins, drei und fünf des Benzolringes verbleiben, um durch Einfügung von Seiten­­­ketten die physikochemischen und biologischen Eigenschaften in unter­­schied­lichster Weise zu beeinflussen. Durch Variation der Grundstruktur ent­standen zunächst die ionischen Kontrastmittel, später die nicht-ionischen mono­meren und anschließend die nicht-ionischen dimeren Röntgen­kontrast­mittel.

Die Synthese nicht-ionischer Kon­trast­mittel ergab über die Senkung des osmo­tischen Druckes hinaus weitere Vorteile. Nicht-ionische Kontrastmittel erwiesen sich gegenüber ionischen Kontrastmitteln als wesentlich besser neural verträg­lich. Außerdem ver­ur­sachen die nicht-ionischen Kontrastmittel wesentlich sel­tener Allgemeinreaktionen, wie Übel­keit und Erbrechen, und auch weniger die teil­weise lebensbedrohlichen allergie­artigen Reaktionen (Rapoport et. al. 1982). Diese nunmehr in der klinischen Routine ver­wendeten Kontrastmittel haben eine relativ kleine Molekülgröße und diffundieren rasch durch die Gefäßwand in die extra­vasalen Kompartimente. Aufgrund der geringen Osmolalität ist der Ver­dün­nungs­effekt durch Wassereinstrom reduziert. Nicht-ionische monomere Kontrast­mit­telsinddurchdasHinzufügen mehrerer Hydroxylgruppen stärker hydrophil als ionische monomere Kontrastmittel. Durch den Fortfall der Karboxylgruppe und der elektrischen Ladung [Seite 65↓]bei nicht-ionischen monomeren Kontrast­mitteln resul­tiert eine deutlich geringere Chemotoxizität und Osmotoxizität (Speck et. al. 1977).

Hervorzuheben sind die nicht-ionischen Dimere wegen ihrer hervorragenden neuralen Toleranz und Gewebsverträglichkeit. Diese sind im Serum fast iso­osmoal und tragen keine elektrischen Ladungen. Die Größe des Moleküls bedingt eine stark verlangsamte Diffusion durch die Gefäßwand und eine länger an­haltene intravasale Konzentration. Das erste, in der klinischen Praxis eingeführte nicht-ionische dimere Röntgen­kontrast­mittel (Iotrolan, Schering AG, Berlin, Deutschland) ist bis zu einer Konzentration von 300 mg Jod/ml blutisoton. Im Vergleich dazu weist das niedrig-osmolare nicht-ionische monomere Iopromid (Schering AG, Berlin, Deutschland) nur eine Blut- und Liquorisotonie bis zu einer Konzentration von 150 mg/ml auf (Dawson 1996).

7.3.2. Kontrastmittel-Kinetik

Die wasserlöslichen Röntgenkontrastmittel gehen keine Interaktion mit dem Or­ga­nis­mus ein. Sie werden nicht an Plasmaproteine gebunden und können die lipophilen Zell­membranen nicht passieren. Die Moleküle sind klein genug, um sehr effektiv glomerulär filtriert zu werden und durch Poren in den Kapillaren in das Interstitium der Gewebe zu gelangen. Daraus leitet sich ab, das sich die wasserlöslichen Röntgen­kontrast­mittel nach intravasaler Injektion zunächst im Plasmaraum verteilen, nicht in die Erythrozyten eindringen und bereits während der ersten Kapillarpassage zu einem wesentlichen Anteil in den interstitiellen Raum übertreten. Man findet daher wenige Minuten nach der Injektion nur noch 30 - 40% der Dosis im Plasma. Bis zu 30 Minuten nach der Injektion nimmt der Plasma­spiegel überwiegend aufgrund der Ver­teilungs­vorgänge ab. Gleichzeitig und in der folgenden Zeit wird das Kontrastmittel ganz über­wiegend durch glo­me­ru­läre Filtration ausgeschieden. Bei normalen Serum­kreatinin­werten beträgt die Plasma-Halbwertszeit ca. 1 - 3 Stunden. Das bedeutet, dass nach 24 Stunden mehr als 85% des Kontrastmittels glomerulär filtriert sind. Als Injektionsort für schnelle Kontrastmittelapplikationen bietet sich eine Kubitalvene an. Die Be­nutzung eines automatischen Druckinjektors mit genau definierbarer Injektions­ge­schwindigkeit hat sich bei allen kontrastmittelunterstützten bildgebenden Ver­fahren als Standard­methode etabliert (Kopka et. al. 1998).


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7.3.3.  Kontrastmittel Nebenwirkungen

Leichte, im allgemeinen kurz andauernde, Nebenwirkungen werden in einer Häufig­keit von 1:30 bis 1:600 beobachtet. Schwere Reaktionen, welche die kardio­vaskulären und respiratorischen Vitalfunktionen sowie die Funktion des zentralen Nervensystems be­drohen, sind noch seltener und treten mit einer Wahr­scheinlichkeit von 1:1.700 bis 1:10.000 auf (Palmer 1988). Nebenwirkungen von Kontrastmittel mit Todesfolge liegen in einer Größenordnung von ca. 1:2.000.000 (Wolf et. al. 1989). Den Kontrast­mittel­nebenwirkungen liegen zwei unter­schiedliche Ursachen zugrunde. Die chemo­toxische Wirkung ist dosis­abhängig. Schmerz- und Hitzegefühl, die meisten Kreis­lauf­reaktionen und Nieren­­schäden sind auf Osmolalität und pharmakologische Wirkungen zurück­zu­führen, ohne dass immer eine Differenzierung beider Komponenten von­ein­ander möglich ist. Bei der Anaphylaxie führen allergieartige Reaktionen an Haut und Schleim­häuten sowie Bronchien zum Schock mit Herz- und Kreislaufbeteiligung bei weitgehender Dosisunabhängigkeit.

Röntgenkontrastmittel sind Histaminliberatoren. Die Histaminfreisetzung kann direkt aus basophilen Leukozyten oder Mastzellen erfolgen, zusätzlich aber auch in­direkt über eine Komplementaktivierung. Bei raschen Kontrastmittel­in­jek­tionen, welche die Fre­quenz toxischer Nebenwirkungen erhöhen, ist die Histamin­freisetzung im Vergleich mit langsamen Kontrastmittelapplikationen reduziert. Der Einfluß von Angst bei Arzt und Patient auf die Auslösung von Kontrast­mittel-Überempfindlichkeitsreaktionen ist nach­ge­wiesen worden. Angst und Mißempfindungen während der Kontrastmittelapplikation sollen über das Frontalhirn und den Hypothalamus eine Reaktionskette in Gang setzen, die bis zum Ganglion stellatum reicht und von dort aus Lungenödem und Herzstillstand her­vorrufen können (Lalli 1980).


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7.4.  Intraindividueller Qualitätsvergleich der Mehrschicht-Spiral-CT und der Elektronenstrahl-CT für die nicht-invasive Koronarangiographie: Eigene Untersuchungen

Die Mehrschicht-Spiral-CT und die Elektronenstrahl-CT stehen heutzutage als Rönt­gen­­verfahren für die nicht-invasive Koronarangiographie zur Verfügung. Beide schicht­bild­gebenden Methoden basieren auf einer computer­tomo­gra­phischen Bild­re­kon­struktion abgeschwächter Photonenstrahlung, wie unter 5.5. und 5.6. ausführlich be­schrieben. Ein wichtiger Unter­schied liegt in der Ent­stehungs- und Applikationsweise der elektromagnetischen Strahlung, was Aus­wirkungen auf die Bildqualität hat. Die komplexen dreidimensionalen Bewe­gungen der Koronararterien sind an einem anthro­po­morphen Versuchsmodell nur mit größtem technischen Aufwand zu simulieren. Eine doppelte Strahlen­ex­po­si­tion von Patienten oder menschlichen Probanden ist ethisch und aus Gründen des Strahlen­schutzes nicht zu rechtfertigen. Die nachfolgenden Unter­suchungen wurden deshalb am Tiermodell durchgeführt.

7.4.1. Material und Methode

7.4.1.1. Tiermodell

Alle tierexperimentellen Untersuchungen wurden überprüft und genehmigt vom Landes­­amt für Arbeitsschutz, Gesundheitsschutz und technische Sicherheit, Berlin. Die Versuchstiere wurden von der Medizinischen Fakultät der Technischen Universität Dresden (Experimentelles Zentrum) erworben. Fünf Berliner Minischweine mit einem Körpergewicht zwischen 22-29 kg wurden für die Studie benutzt. Bei jedem der Tiere wurde eine Koronarangiographie mit der MSCT und der EBCT in zufälliger Reihenfolge durchgeführt. Das Intervall zwischen den beiden Untersuchungen betrug 7 - 14 Tage. Die notwendigen Narkose-Maßnahmen wurden von Fachärzten für Veterinär­medizin durchgeführt (Dr. vet. J. Schnorr und Dr. vet. S. Wagner, Institut für Radiologie, Charité, Medizinische Fakultät, Humboldt-Universität zu Berlin). Alle Tiere haben die Versuche unbeschadet überlebt. Es traten weder Nebenwirkungen durch die Anästhetika, noch durch das verwendete Kontrastmittel auf.


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Die Anästhesie vor den CT-Untersuchungen wurde eingeleitet mit einer intra­muskulären Injektion von Ketamin (15 mg/kg Körpergewicht), Dehydrobenz­peridol (0,2 mg/kg Körpergewicht) und Dormicum (0,2 mg/kg Körpergewicht). An­schließend wurden die Schweine intubiert (6,0 - 6,5 mm endotrachealer Tubus) und mit Hilfe eines Narkosegerätes (ADS 1000, Engler Engineering Co, USA) und einer Mischung aus 2 - 3% Isofluran beatmet. Für die intravenöse Injek­tion des Kontrastmittels wurde eine Kanüle (22 G) in eine kaliberstarke Vene an der Basis der Ohrmuschel implantiert. Eine weitere Kanüle in der kontra­­lateralen Ohrmuschelvene diente zur intravenösen Flüssig­keitsgabe während der Narkose. Nach Beendigung der CT-Untersuchungen wurde die Anästhesie ausgeleitet und die Tiere nach entsprechender Überwachung ex­tubiert. Zwischen den beiden Experimenten hatten die Minischweine ein Ruhe­intervall von 7 bis 14 Tagen.

7.4.1.2. Untersuchungsprotokoll

Sämtliche Messungen mit der MSCT wurden mit dem Aquilion® (Toshiba, Japan) durch­­ge­führt. Es handelt sich um ein Mehrschicht-Spiral-CT, welches vier Schichten parallel akquirieren kann. Für die tier­ex­pe­ri­mentellen Messungen wurde folgendes Untersuchs­protokoll benutzt:

Aquilion ® :

 

Röhrenspannung:

120 kV

Röhrenstrom:

320 mA/s

Detektorkonfiguration:

4 x 1 mm

Schichtdicke:

1,0 mm

Pitchfaktor:

0,8

Meßfeld:

18 cm

Matrix:

512 x 512 Pixel

Pixelgröße:

0,35 x 0,35 mm

Herzsynchronisation:

retrospektives EKG-Gating

Scanbereich:

Aortenwurzel bis Herzspitze


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Das Aquilion hatte eine Röhrenrotationszeit von 0,5 Sekunden. Aufgrund eines speziellen Interpolationsalgorithmus und der Fächerstrahlgeometrie des Scanners waren zur Berechnung eines vollständigen Bildes nur die Projektionen von einer 180° Rotation zusätzlich zu dem Fächer­winkel notwendig. Das verkürzte die Ak­qui­sitionszeit auf 250 ms pro Scan. Durch das retrospektive Gating konnten die not­wendigen Daten aus bis zu drei unter­schiedlichen Gantryrotationen selektiert werden. Wie unter 7.1. ausführlich beschrieben wurde hierdurch die Zeit­auf­lösung in Abhängigkeit von der Herzfrequenz verbessert. Die Detektor­kon­fi­gu­ra­tion von 4 x 1 mm ermöglichte die beste Orts­auf­lösung in z-Achse bei voll­ständigerAbbildungderkomplettenHerzkranzgefäße. Eine Detektor­kon­fi­gu­ra­tion von 4 x 0,5 mm hätte den notwendigen Untersuchungsbereich nicht erfaßt.

Für die EBCT-Untersuchungen wurde das Evolution C-150 XP® (Imatron, USA) be­nutzt. Die tierexperimentelle Studie wurde mit folgendem Untersuchungs­protokoll akquiriert:

Evolution C-150 XP ® :

 

Röhrenspannung:

130 kV

Röhrenstrom:

635 mA/s

Untersuchungsart:

Volume-Mode

Schichtdicke:

1,5 mm

Pitchfaktor:

1,0

Akquisitionszeit/Scan:

100 ms

Meßfeld:

18 cm

Matrix:

512 x 512 Pixel

Pixelgröße:

0,35 x 0,35 mm

Herzsynchronisation:

prospektive EKG-Triggerung

Scanbereich:

Aortenwurzel bis Herzspitze

Um eine Vergleichbarkeit mit der MSCT zu gewährleisten wurden die Unter­suchungs­­para­meter der besten Ortsauflösung in z-Achse ausgewählt. Da die EBCT eine zeitliche Auf­lösung von 100 ms pro Scan besitzt wurde die Unter­suchung mit prospektiver EKG-Trig­gerung durchgeführt. Dabei war die Scan­ver­zögerungszeit so gewählt, dass die Daten zeitlich bei 80% des 'R-R'-Intervalls ak­qui­riert wurden. Für eine direkte Ver­gleich­barkeit der Messungen wurden die MSCT-Daten ebenfalls für die 80% Herzphase rekonstruiert und dem EBCT gegenübergestellt. Sowohl die [Seite 70↓]Messungen mit der Mehrschicht-Spiral-CT, als auch mit der Elektronenstrahl-CT wurden bei Atem­still­stand in Expirations­stellung durch­­geführt.

Für die CT-Angiographie ist die intravenöse Kontrastmittelapplikation unab­ding­bar. Nur auf diese Weise können die notwendigen Kontrastunterschiede erzeugt werden, welche die Untersuchung diagnostisch auswertbar machen. Für die tier­ex­perimentellen Studien wurde das nicht-ionische monomere Röntgen­kontrast­mittel Iopromid in einer Kon­zentration von 370 mg/ml verwandt (Ultravist®, Schering AG, Berlin, Deutschland). Zur Vereinheitlichung der injizierten Kon­trast­mittelmenge erhielten alle Ver­suchs­tiere 675 mg Jod pro kg Körpergewicht appliziert. Für ein Tier mit einem Körper­gewicht von 25 kg entsprach dies einer Kontrastmittelmenge von 45 ml Ultravist 370. Die Injek­tionsgeschwindigkeit war mit 4,0 ml/s festgelegt. Sämtliche Kontrastmittelgaben er­folg­ten über einen maschinellen Injektor, der automatisch die definierte Fluß­ge­schwindig­keit konstant hielt. Die Optimierung der Kontrastierung erfolgte durch eine vorherige Kreislaufzeitbestimmung mit einem Testbolus von 2 ml Kontrastmittel.

7.4.1.3. Datenanalyse

Für die Auswertung und die Beurteilung des Bildmaterials wurde die Einteilung der Koronarsegmente der American Heart Association (AHA) verwendet (Abb. 33).

Abb. 33: Einteilung der Koronararterien in 15 Segmente entsprechend der American Heart Association.


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Die Segmente 1 - 4 repräsentieren die rechte Koronararterie. Segment 5 ent­spricht dem linken Hauptstamm, die Segmente 6 - 10 der links deszendierenden Koronararterie und die Segmente 11 - 15 des linken Ramus circumflexus. Der intra­individuelle Qualitätsvergleich, der mit den unterschiedlichen Modalitäten an­ge­fertigten Koronarangiographien, wurde qualitativ und quantitativ durch­ge­führt. Um einen möglichst unabhängigen Vergleich der beiden Methoden gewähr­leisten zu können, wurde die Gefäßkonturschärfe als Meßgröße benutzt, wie diese bereits in einer vorausgegangenen Studie definiert worden war (Rodenwaldt et. al. 1998). Die Kontur eines Gefäßes in der CT-Angiographie ist die Grenzschicht zwischen den nicht-kontrastierten perivasalen Gewebs­struk­turen und dem kontrastreichen Gefäßlumen. Die Kontur­schärfe kann demnach über die Steigung definiert werden, mit welcher die Signa­lintensität von den nicht-kontrastierten perivasalen Strukturen bis zum Maximal­wert im Gefäßlumen an­steigt. Je steiler dieser ist, desto schärfer stellt sich die Kontur des Gefäßes dar. Der theoretische Idealzustand wäre ein exakt rechteckiger Verlauf der Signal­intensitätskurve (Rechteckimpuls), bei dem die Steigung unendlich groß ist. Da die Pixelgröße der Akquisitionsmatrix nicht unendlich klein ist, handelt es sich um einen theoretischen Ideal­zustand.

Mit Hilfe von 'Profilmessungen' (Messung der CT-Dichtewerte entlang eines definierten Pfades) konnte der Untersucher die Dichteunterschiede im CT-Bild völlig unabhängig von der individuellen Fenstereinstellung entlang einer von ihm frei definierten Geraden bestimmen (Abb. 34). Die Messung mußte so plaziert werden, daß das Gefäß senkrecht getroffen, und das perivaskuläre Gewebe zu beiden Seiten miterfaßt wurde.

Abb. 34: Messung der intraluminalen Signal­intensität senkrecht zum Herz­kranz­gefäß.


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Ein typisches Signalintensitätsprofil einer solchen Untersuchung ist in Ab­bil­dung 35 dargestellt. Es wurden die CT-Dichtewerte gegenüber der Meßstrecke auf­getragen.

Abb. 35: Typisches Signalintensitätsprofil eines Gefäßes in der CT-Angiographie. Die Steil­heit der Anstiegsflanken repräsentiert die Konturschärfe des Gefäßes.

Die Quantifizierung der Konturschärfe wurde bei jedem Koronar­angio­gramm in zehn Segmenten durchgeführt. Herangezogen wurden die Segmente 1 - 3 der RCA, das Seg­ment 5 als Hauptstamm der LCA und die Segmente 6 - 8 der LAD sowie 11 - 13 der LCX. Für die qualitative Bestimmung der Unter­suchungs­qualität wurde jedes Angio­gramm von drei unabhängigen Untersuchern beurteilt. Die Untersucher mußten für jedes der 15 de­finierten Koronarsegmente ein­schät­zen, ob dieses anhand der Bildqualität dia­gno­stisch beurteilbar ist oder nicht.

Der statistische Vergleich der Meßergebnisse innerhalb und zwischen den ex­pe­ri­men­tellen Gruppen erfolgte, wie bereits unter 6.4.1.3. ausführlich beschrieben, mit dem ge­paarten bzw. ungepaarten t-Test.

7.4.2. Ergebnisse

7.4.2.1. Quantitative Analyse

Bei der Definition der Gefäßkonturschärfe über die Anstiegssteilheit der CT-Dichte­werte zeigte sich eine bessere Abbildungsqualität der MSCT gegenüber der EBCT. Faßte man alle Messungen in den oben beschriebenen Koronar­segmenten zusammen, fand sich ein hochsignifikanter (p<0,0001) Unterschied im Gesamtergebnis (Abb. 36).


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Abb. 36: Hochsignifikant höhere Konturschärfe mit der MSCT gegenüber der EBCT.
(* p<0,0001)

Bei der separaten Bestimmung der Konturschärfe für jede der Koronararterien zeigte sich, dass der Qualitätsunterschied alle Herzkranzgefäße gleichermaßen betraf (Abb. 37). Innerhalb der Gruppen stellten sich vergleichbare Resultate dar, die keinen si­gni­fi­kanten Unter­­schied aufwiesen. Beim separaten erneuten Vergleich zwischen der Mehrschicht-Spiral-CT und der Elektronenstrahl-CT waren die Differenzen hoch­sig­ni­fi­kant (p<0.0001) für alle Koronararterien.

Abb. 37: Die höhere Kontur­schärfe des MSCT konnte gleichermaßen für alle Koro­nar­arterien signifikant nach­ge­wiesen werden.
(* p<0,0001)

Analysierte man die Konturschärfe für die proximalen, die mittleren und die distalen Segmente gesondert, zeigten alle Abschnitte einen signifikanten Unter­schied zum benachbarten Segment (Abb. 38). Dieser Effekt konnte für alle Koronar­arterien in ähnlicher Weise beobachtet werden.


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Abb. 38: Bei Koronarangio­graphie mit der MSCT be­sitzen die proximalen Seg­mente eine signifikant höhere Konturschärfe, als die weiter distal gelegenen.

Sowohl mit der Mehrschicht-Spiral-CT, als auch mit der Elektronenstrahl-CT konnte nach­gewiesen werden, dass die proximalen Koronarsegmente eine signifikant höhere Kontur­schärfe aufwiesen, als die weiter distal gelegenen Abschnitte (Abb. 39).

Abb. 39: Auch bei der Elek­tronen­strahl-CT weisen die proximalen Koronarsegmente eine signifikant höhere Kontur­schärfe auf.


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7.4.2.2.  Qualitative Analyse

Der qualitative Bildeindruck der unterschiedlichen Koronarangiogramme be­stätigte die quantitativen Analysen. Die Bestimmung der Segmenterkennbarkeit in diagnostischer Qualität zeigte, dass mit der MSCT im Durchschnitt ein Segment mehr erkannt werden konnte. Dieser Unterschied war im Rahmen der Tierstudie signifikant (p<0,005) (Abb. 40). Aufgrund des schmalen Kalibers waren insbesondere die distalen Segmente schwierig zu beurteilen.

Abb. 40: Die durchschnittliche Segmenterkennbarkeit mit der MSCT betrug 10,8. Mit der EBCT konnten nur 9,8 Segmente be­ur­teilt werden, was einen sig­ni­fikanten Unterschied entsprach (*p<0,005).

In den Abbildungen 41 und 42 ist ein intraindividuelles Beispiel für die unter­schiedliche Abbildungsqualität dargestellt. Anhand der multiplanaren Re­kon­struk­tionden der links anterior deszendierenden Koronararterie wird der Unter­schied in der Gefäßdarstellung deutlich.


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Abbildung 41 zeigt eine multiplanare Rekonstruktion einer LAD, die mit der Elek­tro­nen­strahl-CT akquiriert wurde. Das hohe Rauschen im Bild beeinflußt die Kontur­schärfe zwischen dem Gefäß und dem kontrastierten Myokard.

Abb. 41: Multiplanare Rekonstruktion der LAD akquiriert mit der EBCT. Der Bild­charakter wird durch das hohe Rauschen bestimmt.

Abbildung 42 demon­striert das­selbe Gefäß und die gleiche Rekonstruktion nach einer Untersuchung mit der MSCT. Dieses weist glattere Gefäßkonturen sowie deutlich weniger Bildrauschen auf und die Abgänge der Diagonaläste von der LAD kommen deutlich besser zur Abbildung.

Abb. 42: Bei der Koronarangiographie mit der Mehrschicht-Spiral-CT findet sich ein deutlich geringeres Bildrauschen und ein höherer Kontrast zwischen dem Herzmuskelgewebe und dem Koronargefäß.


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