Artefakte in der Computertomografie

Die CT stellt seit ihrer Einführung in den 1970er-Jahren einen wichtigen Bestandteil der medizinischen Diagnostik und Therapie dar. Die Entwicklung führte in den Anfangsjahren hauptsächlich zu größerer Detailgenauigkeit, höherer Auflösung und höherer Geschwindigkeit. Dadurch wurden Anfang der 1990er-Jahre CT-Angiografien und mit Mehrzeilen-CT Ganzkörperaufnahmen möglich. Mit dem Fortschritt im IT-Bereich waren auch bessere Nachverarbeitungstechniken möglich. Heute liegt das Hauptaugenmerk bei der Weiterentwicklung auf dem Strahlenschutz für den Patienten. Man möchte mit möglichst kleiner Dosis die besten diagnostischen Bilder erstellen. Jedoch ist dieses Untersuchungsverfahren nicht komplett von Bildstörungen (Artefakten) befreit. Dieser Artikel beschäftigt sich mit der Art von Bildstörungen und was der Anwender machen kann, um diese zu vermindern bzw. zu vermeiden.

Abstract

Computed tomography is an important part of medical diagnosis and therapy since its introduction in the 1970 s. The development and evolution in the early years led mainly to greater detail, higher resolution, and higher speed. As a result at the beginning of the 1990 s CT angiographies were possible with multislice CT whole-body scans. The progress in the IT sector also improved postprocessing techniques. Today the main focus is on the development of radiation protection. The claim is to produce the best diagnostic images using a dose as low as possible. But this medical examination technique is not completely free of image artifacts. This article looks at the different kinds of image noise and what the user can do to reduce or avoid them.

Aufbau und Funktionsweise eines Computertomografen

Die CT ist ein Röntgenverfahren, mit dem transversale Schichten des menschlichen Körpers erzeugt werden können, um die Organe und Gewebe überlagerungsfrei 2-dimensional darzustellen. Um einen Körperabschnitt zu durchstrahlen, rotiert die Röntgenröhre bei gleichzeitiger Tischbewegung (Spiral-CT, [Abb. 1]) um den Patienten und sendet einen schmalen fächerförmigen Röntgenstrahl aus. Dieser ist so breit wie die gewünschte Schichtdicke und erfasst den gesamten Körperquerschnitt. Gegenüber der Röntgenröhre befindet sich der Detektor ([Abb. 2]). Dieser misst die Intensitätsunterschiede der Röntgenstrahlung und wandelt diese in elektrische Signale um. Die Signale werden dann im Bildrechner verarbeitet, und die gemessenen Schwächungswerte werden mittels gefalteter Rückprojektion in ein Schichtbild umgewandelt.

Abb. 1 Spiral-CT.

Abb. 2 Röntgenröhre (rechts) und Detektorsystem.

Der Detektor misst die Intensitätsunterschiede der Röntgenstrahlung und wandelt diese in elektrische Signale um.

Artefakte

Definition Artefakt

Als Artefakt (Bildstörung) bezeichnet man ein unechtes, durch Eigenschaften der Methode hervorgerufenes Ergebnis. Diese Bildstörungen können diverse Ursachen haben und können Quellen diagnostischer Unsicherheiten oder Fehlbefundungen darstellen. Daher ist entscheidend, dass die/der befundende Radiologe/in und die/der MTRA in der Lage sind, Artefakte zu erkennen und die Ursache zu beheben.

Artefakte können sich auf verschiedene Weisen darstellen:

• streifenförmig

• ringförmig

• flächenförmig

• linienförmig

• bandförmig

• schattenförmig

• verrauscht

• spiralförmig

• stufenförmig

Patientenverursachte Artefakte. Diese Bildstörungen sind Ergebnisse aus:

• Patientenbewegungen

• Atmung

• Herzbewegungen

• dichten Fremdkörpern inner- und außerhalb des Körpers

Bewegungsartefakte. Diese Art von Artefakten lassen sich in

• Körperbewegungsartefakte

• Herzbewegungsartefakte (Pulsationsartefakte)

• Atemartefakte

unterteilen.

Ein Artefakt ist die Diskrepanz zwischen dem abgebildeten Schwächungswert und der tatsächlichen Schwächung im Untersuchungsvolumen.

Körperbewegungsartefakte

Die Körperbewegungsartefakte entstehen, wenn sich der Patient während der Datenakquisition bewegt ([Abb. 3]). Diese verursachen Streifen- und Doppelkonturen im rekonstruierten CT-Bild, die auch ein Ausmaß auf die Bewegung zulassen. Die Beurteilung (z. B. Ausschluss einer Fraktur) von bewegungsbehafteten Daten, vor allem kleinerer Strukturen, wird dadurch extrem erschwert. Im schlimmsten Fall müsste der Scan wiederholt werden (doppelte Strahlenbelastung!).

Abb. 3 CCT eines „unruhigen“ Patienten. a Axial. b Koronar. c Sagittal.

Die Körperbewegungsartefakte entstehen, wenn sich der Patient während der Datenakquisition bewegt.

Abb. 4 Lagerungshilfen für die CT. a Kopfhalterung, Kniekissen. b Fixierbänder. c Fixierpad. d Fixierband für Schädeluntersuchungen.

Abb. 5 Einsatzmöglichkeit der Fixierbänder.

Abb. 6 Einsatz des Fixierpolsters. a Schnittbild: Das Polster erzeugt keine Bildbeeinträchtigung. b 3-D-Darstellung.

Pulsationsartefakte

Das schlagende Herz verursacht Pulsationsartefakte. Die Pulsation kann zu Mehrfachkonturen der Aorta thoracalis und/oder unscharfer Abbildung der dem Herzen angrenzenden Organe (z. B. Lunge) führen. Des Weiteren bewirkt dieser Artefakt bei multiplanaren Rekonstruktionen stufenförmige Anhebungen (Zähnelung), vor allem in Patientenlängsrichtung.

Bei der Durchführung von EKG-getriggerten Protokollen können Artefakte ([Abb. 7]) auftreten, die durch einen unregelmäßigen bzw. zu schnellen Herzrhythmus hervorgerufen werden, da das System nicht mehr unbedingt in der Lage ist, den Scan zum korrekten Zeitpunkt auszulösen bzw. nach einer gewissen Zeit automatisch den Scan auslöst. Für Kardiountersuchungen sollte eine gewissenhafte Patientenvorbereitung durchgeführt und ggf. Medikamente eingesetzt werden.

Abb. 7 EKG-getriggertes CT der Aorta. a, b Zwei aufeinanderfolgende axiale Schichten. Aufgrund des nicht korrekten Scans (EKG-Problem) fehlt Untersuchungsvolumen.c Das EKG-Artefakt stellt sich in der sagittalen Darstellung als Verschiebung der Herzwand bzw. Rippen dar. d Das EKG-Artefakt stellt sich in der koronaren Darstellung als Verschiebung der Herzwand bzw. Rippen dar. e Das EKG-Artefakt stellt sich in der 3-D-Darstellung als Verschiebung der Herzwand bzw. Rippen dar.

Das schlagende Herz verursacht Pulsationsartefakte.

Atemartefakte

Diese entstehen durch die Atmung des Patienten. Es kommt durch die Atemverschieblichkeit der Organe zu unscharfen Abbildungen oder Doppelkonturen ([Abb. 8]). Sichtbar wird diese Bildstörung durch Mehrfachkonturen der ventralen Strukturen und welliger Darstellung in multiplanaren Rekonstruktionen. Bei der Durchführung der Untersuchung mit Multislice-CT ist die axiale Bildgebung trotzdem diagnostisch beurteilbar.

Abb. 8 Beispiel für eine veratmete CT-Thorax-Untersuchung. a Weichteildarstellung axial. b Lungenfenster: Die Strukturen sind eingeschränkt beurteilbar. c Koronare multiplanare Rekonstruktion.

Atemartefakte entstehen durch die Atmung des Patienten.

Metallartefakte

Bildstörungen durch metallische Implantate/Fremdkörper bewirken, dass die Röntgenstrahlung aufgehärtet wird. Dies trifft auch auf Materialien zu, die hauptsächlich Photonen einer bestimmten spezifischen Energie absorbieren. Dadurch werden regelmäßig deutliche Streifen und Schlieren (engl. Streaking) im Bild verursacht. Chirurgische Implantate (z. B. Zahnimplantate, Hüftprothesen o. ä., [Abb. 9] u. [Abb. 10]) können zur fast vollständigen Absorption mit ausgeprägten Streifenartefakten und vollständigen Überlagerung der Nachbarorgane führen. Kleine Fremdkörper (z. B. Klammernähte) verursachen durch ihr geringes Volumen kaum Artefakte.

Abb. 9 Hüftprothese. a Konventionelles Röntgenbild. b CT des Beckens.

Abb. 10 Spondylodese der LWS. a Konventionelles Röntgenbild. b CT axial. c CT multiplanare Rekonstruktion sagittal.

Metallartefakte entstehen durch metallische Implantate und metallische Fremdkörper.

Abb. 11 CT des Beckens. a Scout. b Ohne Metallreduktionsprogramm. c Mit Metallreduktion.

Möglichkeiten in der CT zur Metallartefaktreduktion

Spectral Imaging

Dabei werden Scans mit unterschiedlichen Energien (80 kV und 140 kV) angefertigt. Mithilfe der entstandenen unterschiedlichen Energiebilder ([Abb. 13]) kann man die Gewebe separieren, quantifizieren und materialgewichtete und monochromatische Bilder erzeugen. Monochromatische Bilder bieten eine verbesserte Kontrastmitteldarstellung und Verringerung von Aufhärtungsartefakten ([Abb. 14]). Die Szintillationsdetektoren bestehen aus einem besonderen Material: Edelsteinen. Diese haben den Vorteil, dass sie eine hohe Auflösung in der Subsekundenbildgebung bieten und ein viel geringeres Nachglühen besitzen als andere Materialien. Die verschiedenen Bezeichnungen für Spectral Imaging finden sich in [Tab. 1].

Abb. 12 CT mit Spectral Imaging (GE Discovery 750HD).

Abb. 13 Bildbeispiel für Spektral Imaging. a 80 kV. b 140 kV. c Jod-Bild. d Wasserbild. e Monochromatisches Bild mit 70 keV.

Abb. 14 Bildbeispiel für Spektral Imaging mit und ohne Metallreduktion (MARS). a 70 keV. b 80 keV. c 80 keV mit MARS. d 100 keV mit MARS.e 120 keV mit MARS.f 140 keV. g 140 keV mit MARS.

Tab. 1 Verschiedene Bezeichnungen für Spectral Imaging.

Firma	Bezeichnung für Spectral Imaging
GE Healthcare	Gemstone Spectral Imaging (GSI, [Abb. 12])
Siemens	Spectral Imaging
Philips	IQon Spectral CT

Das niedrige Nachglühen der Szintillationsdetektoren führt zu einer erhöhten räumlichen Auflösung und wenig Artefakten.

Iterative Rekonstruktionstechnik

Das iterative Rekonstruktionsverfahren wurde 2010 auf dem Markt eingeführt und wird zunehmend zum Standard in den neuesten CT-Scannern. Für das Verfahren benötigt man schnellere Bildrechner, da die Berechnung mit der vorhandenen Technik länger dauern kann. Da dieses Verfahren rein rechnerisch stattfindet, hat es folgende Vorteile:

• Verbesserung des Bildrauschens, Artefaktreduktion bei gleicher Dosis: iterative Rekonstruktion im Bilddatenbereich

• Reduzierung der Dosis bei gleichem Bildeindruck wie bei der gefilterten Rückprojektion (Filtered back Projection, FBP): iterative Rekonstruktion in den Rohdaten

• Kombination aus beiden: iterative Rekonstruktion im Bild-/Rohdatenbereich ([Abb. 15])

Abb. 15 Multiplanare Rekonstruktion des Abdomens mit unterschiedlichen iterativen Rekonstruktionsstufen. a 0 %. b 30 %. c 50 %. d 70 %. e 100 %.

Im Gegensatz zur gefilterten Rückprojektion wird eine Korrekturschleife in den Bilderzeugungsprozess eingefügt. Die Projektionsdaten werden iterativ (lat. iterare = wiederholen) mit den eigentlichen Messdaten verglichen. Das Bild wird durch ein Korrekturbild aktualisiert, und Vorwissen (Rauschcharakteristik der Röntgenphotonen) fließt in die Bilddaten ein. Durch das Vorwissen wird das Bild innerhalb homogener Bereiche geglättet, während die Kontrastgrenzen bleiben. Im korrigierten Bild ist die räumliche Auflösung bei erhöhtem Objektkontrast verbessert und das Bildrauschen in kontrastarmen Bereichen verringert. Da das Verfahren die Bilddaten mit den Originalmessdaten vergleicht, kann mithilfe der iterativen Rekonstruktion die Strahlenexposition des Patienten (um bis zu 60 %) erheblich gesenkt werden, ohne auf den gewohnten Bildeindruck verzichten zu müssen.

Das iterative Rekonstruktionsverfahren wird zunehmend zum Standard in den neuesten CT-Scannern.

Anatomie- und pathologiebedingte Artefakte

Anatomische Lagevarianten

Die nicht genaue Abgrenzung zwischen Geweben (Venenlymphknoten, Darmgefäßlymphknoten) kann eine Läsion vortäuschen. Um die Läsion zu verifizieren, ist die Betrachtung in einer 2. Ebene mit i. v.-Kontrastmittelapplikation hilfreich.

Pathologiebedingte Artefakte

Nach Operationen (z. B. Bandscheibenvorfall) kann das nicht eindeutig identifizierte Gewebe (Narbe, Rezidiv) eine Läsion darstellen. Die Unterscheidung erfolgt mithilfe einer i. v.-Kontrastmittelapplikation ([Abb. 16]).

Abb. 16 Mehrphasiges CT des Abdomens. Verlaufskontrolle bei Zustand nach Nierenteilresektion bei Onkozytom mit entsprechenden postoperativen narbigen Veränderungen. a Nativ. b Arteriell. c Venös.

Physikalische Artefakte

Physikalische Artefakte resultieren aus dem Messprozess der Datenakquisition.

Aufhärtungsartefakte

Das Röntgenspektrum besteht aus Photonen unterschiedlicher Energie. Niederenergetische Photonen werden im Vergleich zu höherenergetischen Photonen im Gewebe stärker absorbiert, wodurch auch das Röntgenspektrum so geändert wird, dass am Detektor verhältnismäßig mehr höherenergetische Photonen ankommen als niederenergetische. Dieser Vorgang nennt sich Strahlungsaufhärtung und kann zu Störungen des rekonstruierten Datensatzes führen.

Aufhärtungsartefakte stellen sich als Streifenartefakte oder sog. Cupping dar. Man bezeichnet damit den Effekt, dass das gemessene Schwächungsprofil vom idealen und wahren Profil abweicht. Der Grund dafür ist, dass das Schwächungsprofil eines Materials energieabhängig ist. Daher besitzt ein Volumenelement des Materials in größerer Objekttiefe einen geringeren Schwächungskoeffizienten. Auch an Geweben mit stark unterschiedlichen Schwächungswerten (z. B. Knochen und Luft, Schädelbasis, [Abb. 17 a]) oder bei Verwendung von unverdünntem Bariumkontrastmittel ([Abb. 17 b]) treten solche Aufhärtungsartefakte auf.

Abb. 17 Aufhärtungsartefakt. a Beim Schädel-CT. b Bariumkontrastmittel.

Aufhärtungsartefakte stellen sich als Streifenartefakte dar. Man bezeichnet damit den Effekt, dass das gemessene Schwächungsprofil vom idealen und wahren Profil abweicht.

Partialvolumenartefakte

Diese Bildartefakte entstehen, wenn im gleichen Voxel Materialien mit unterschiedlichen Absorptionskoeffizienten abgebildet werden. Ursache: Auf einen Detektor trifft ein Strahl mit dem Schwächungskoeffizienten µ₁ und ein Strahl mit dem Koeffizienten µ₂. Dieser registriert eine Mittelung aus beiden über der verwendeten Kollimation (und/oder Schichtdicke). Dieser vom Computer generierte Mittelwert entspricht nicht dem realen Dichteprofil der darzustellenden Struktur. Dieses Artefakt ist von Bedeutung bei Rekonstruktionen mit großer Schichtdicke, da es eine Läsion vortäuschen kann. Ebenfalls spricht man von Partialvolumeneffekten, wenn ein Objekt, welches sich nicht im Isozentrum des Scanners befindet, mit nicht genügend Messdaten (Projektionen) zur Bildrekonstruktion beiträgt. Die Ursache liegt daran, dass das Objekt aufgrund der Divergenz der Röntgenstrahlung nur partiell abgetastet wird. Der Effekt zeigt sich als Schatten im Bild.

Partialvolumenartefakte entstehen, wenn im gleichen Voxel Materialien mit unterschiedlichen Absorptionskoeffizienten abgebildet werden.

Abb. 18 Partialvolumeneffekt.

Photon Starvation

Das Photon-Starvation-Artefakt (engl. Starvation = Das Verhungern) ist definiert durch ein verstärktes Bildrauschen in bestimmten Bildanteilen, welches durch eine erhöhte Abschwächung der Röntgenstrahlung durch Unterschiede in der Morphologie verursacht wird. Im Untersuchungsvolumen treffen auf den Detektor aus unterschiedlichen Projektionen weniger Photonen (z. B. stärkere Schwächung durch die Schulter, [Abb. 19 a]). Dies führt zu streifigen Bildanteilen mit erhöhtem Bildrauschen. Falls die Arme während einer Thorax-Abdomen-Untersuchung nicht über den Kopf gelagert werden können, sollten diese besser ventral statt neben den Körper gelagert werden. Der Röhrenstrom muss dann angepasst werden, um das zusätzliche Durchstrahlungsvolumen auszugleichen ([Abb. 19 b]).

Abb. 19 Photon Starvation. a Starkes Bildrauschen in Schulterhöhe. b Beispiel für Dosismodulation.

Das Photon-Starvation-Artefakt zeigt sich durch ein verstärktes Bildrauschen in bestimmten Bildanteilen, das durch eine erhöhte Abschwächung der Röntgenstrahlung durch Unterschiede in der Morphologie verursacht wird.

Unterabtastung

Als Unterabtastung (engl. Undersampling) bezeichnet man die zu geringe Aufnahme oder Verwendung von Projektionsdaten, die zu artefaktfreien Rekonstruktionen benötigt werden. Wird das zu untersuchende Objekt mit zu wenigen oder zu großen Winkelschritten gemessen, treten sogenannte Aliasing-Effekte ([Abb. 20]) auf. Diese führen zur Entstehung von feinen, potenziell gitternetzartigen Linien in unmittelbarer Nähe von Objektkanten. Artefakte dieser Art werden verursacht, wenn das im Scanner befindliche Untersuchungsvolumen größer ist (z. B. Adipositas, [Abb. 21]) oder sich außerhalb (z. B. i. v.-Zugang für Kontrastmittelapplikation) des Scan-Field-of-View (Scan-FOV) befindet. Dieses macht Artefakte, ist aber auf dem rekonstruierten Bild nicht sichtbar.

Abb. 20 Aliasing-Artefakt: Innenohr.

Abb. 21 Bildstörungen durch Adipositas. a Axial. b Koronar.

Als Unterabtastung bezeichnet man die zu geringe Aufnahme oder Verwendung von Projektionsdaten, die zu artefaktfreien Rekonstruktionen benötigt werden.

CT-basierte Artefakte

CT-basierte Artefakte entstehen durch Ungenauigkeiten oder Fehler in der Messtechnik oder im System.

Ringartefakte

Ringartefakte entstehen entweder aus der fehlerhaften Funktion (Temperaturschwankungen, Alter des Detektors) oder der mangelnden Kalibrierung der Detektoreinheiten zueinander. Die im CT-Bild exakt kreisförmigen erkennbaren Bildstörungen kommen durch die beständigen Fehlmessungen an jeder Winkelposition zustande. Die Mittelpunkte der Artefakte sind kongruent zur Rotationsachse des Scanners. Die heutigen installierten Systeme besitzen eine hohe Empfindlichkeit sowie eine hohe räumliche Auflösung. Diese Vorteile erhöhen aber die Wahrscheinlichkeit für das Auftreten dieses technischen Artefakts ([Abb. 22]).

Abb. 22 Ringartefakt (Phantommessung).

Ringartefakte entstehen entweder aus der fehlerhaften Funktion oder der mangelnden Kalibrierung der Detektoreinheiten zueinander.

Spiralartefakte

Die Art von Bildstörungen haben ihre Ursachen in der Tatsache, dass für die Bildrekonstruktion im Spiral-CT eine Interpolation der Messdaten notwendig ist. Das System interpoliert die mittels unterschiedlicher Detektorsysteme gemessenen Projektionsdaten in Patientenlängsachse (z-Achse) auf identischen Tischpositionen. Spiralartefakte stellen sich als windmühlenartige, regelmäßig radial verlaufende Hell-Dunkel-Streifen dar. Wenn der Bediener die axialen Bilder schnell „durchscrollt“, erscheinen diese ihm als rotierend. Diese Bildstörung tritt vor allem bei Strukturen mit hohem Kontrast auf (z. B. Schädelbasis).

Spiralartefakte stellen sich als windmühlenartige, regelmäßig radial verlaufende Hell-Dunkel-Streifen dar.

Kegelstrahlartefakte

Kegelstrahlartefakte (engl. Cone Beam Artifacts) entstehen durch die Geometrie des Röntgenfächers bei Multislice-CT. Bei der Verwendung von mehreren Detektoren divergieren die Röntgenstrahlen beim Austritt aus der Röntgenröhre auf ihrem Weg durch die Gantry. Jedoch wird bei der Bildrekonstruktion durch die gefilterte Rückprojektion (engl. Filtered Back Projection) näherungsweise eine Parallelität der Strahlung angenommen. Die tatsächlich vorhandene Divergenz der Strahlung verursacht eine geometrische Verzerrung im gemessenen Voxel, welche mit Entfernung zum Rotationszentrum zunimmt. Die Artefakte ähneln denen des Partialvolumeneffekts und finden sich hauptsächlich fern des Isozentrums. Weitere Fehlermöglichkeiten sind in [Tab. 2] dargestellt.

Tab. 2 Weitere Fehlermöglichkeiten.

Fehler	Auswirkung
Röhrendefekt	Der Scan wird durch das System abgebrochen. Die Bilder stellen sich als stark verrauscht bzw. nur als Rauschen dar. Hier muss die Untersuchung abgebrochen und der Service informiert werden.
Detektorausfall	Ein Ausfall zeigt sich als schwarze oder weiße Linie im Bild. Auch hier ist der Service zu kontaktieren.
Hochspannungsproblem	Verursacht durch Störungen in der Hochspannung ([Abb. 23]).
Rekonstruktionsartefakte	Unter dem Begriff versteht man Bildstörungen, die durch den Prozess der Bildnachverarbeitung entstehen.
Stufenbildung bei multiplanarer Rekonstruktion, 3-D	Die Stufen ([Abb. 24]) entstehen, wenn zur multiplanaren Rekonstruktion Daten mit einer zu großen Schichtdicke, keine Überlappung oder Daten aus einer sequenziellen Aufnahme verwendet werden.

Abb. 23 Beispiel für ein Hochspannungsproblem.

Abb. 24 Multiplanare Rekonstruktionen mit unterschiedlicher Schichtdicke. a 2,5 mm. b 3,75 mm. c 5 mm. d 5 mm Schichtdicke, 10 mm Abstand. e 5 mm axial. f 5 mm koronar. g 5 mm Schichtdicke, 10 mm Abstand koronar.

Je mehr Zeilen ein CT-System besitzt, desto stärker ist die geometrische Verzerrung und dadurch auch die Ausprägung der Kegelstrahlartefakte.

Protokollparameter, Lagerung

Bei Polytraumapatienten stellt die korrekte Lagerung im Gegensatz zu mobilen Patienten auf dem Patiententisch häufig ein Problem dar. Hier ist es wichtig, dass der zu untersuchende Bereich gut im Isozentrum gelagert wird, um eine optimale Bildqualität zu erreichen. [Abb. 25 a – d] zeigen eine Untersuchung nach Polytrauma, dargestellt ist nur der Schädel mit Standardparametern und korrekter Lagerung im Isozentrum.

Abb. 25 Korrekte Lagerung des Patienten. a – d Beispiel für axiale Schichten.

[Abb. 26 a – d] zeigen die Untersuchung, bei der der Schädel nicht im Isozentrum gelagert werden konnte. Aus diesem Grund wurden die Scanparameter angepasst (größeres Scan-FOV und höhere mAs-Werte, keine Dosismodulation). Die Bildqualität ist dadurch dementsprechend sehr viel schlechter bei viel höherer Strahlenbelastung! Mithilfe einer Dosissoftware ([Abb. 27]) kann man nachträglich feststellen, ob der Untersuchungsbereich im Zentrum gelagert wurde. Man erkennt, dass der Patient nicht mittig, sondern zu hoch gelagert wurde. Dadurch ist er näher an der Röntgenröhre und wirkt für das System als kräftiger Patient, breiterer Kegelstrahl auf dem Detektor. Die Dosismodulation gibt mehr mAs ab, daraus folgt eine höhere Strahlenbelastung.

Abb. 26 Untersuchung, bei der der Schädel nicht im Isozentrum gelagert werden konnte. a – d Beispiel für axiale Schichten.

Abb. 27 Darstellung der Patientenlagerung im Vergleich zum Isozentrum.

Kernaussagen

• Gute Patientenvorbereitung, Instruktionen und Lagerung helfen, Artefakte zu reduzieren.

• Es sollten patientenadaptierte Protokolle verwendet werden.

• Durch die Nutzung der iterativen Bildrekonstruktion sind eine Verbesserung der Bildqualität und eine starke Reduzierung der Dosis möglich.

• Der Anwender sollte das System regelmäßig kalibrieren und die Serviceintervalle einhalten.

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Über den Autor

André Mayor

Jahrgang 1980. 1999 Abitur am Sophiengymnasium Colditz. 2003 Examen zum MTRA am Klinikum Nürnberg. 2003 – 2006 MTRA am Institut für Radiologie und Nuklearmedizin, Klinikum Pforzheim. 2006 – 2007 MTRA in der Praxis Fürth & Fürth Land, Oberasbach. 2007 – 2013 MTRA am Institut für Radiologie, Spital Lachen. 2013 MTRA am Institut für Radiologie, Spital Limmattal. 2013/2014 leitender MTRA, RODIAG Diagnostic Center Zürich-Oerlikon, Zürich. Seit November 2014 Stellvertretung Röntgentechnik/IT und MTRA am Institut für Radiologie und Nuklearmedizin, Stadtspital Triemli, Zürich.

Interessenkonflikt: kein Interessenkonflikt angegeben

• Literatur

• 1 Alkadhi H et al. Wie funktioniert CT?. Berlin: Springer; 2011
• 2 Grillenberger A, Fritsch E. Computertomographie. Wien: Facultas Universitätsverlag; 2012
• 3 Kalender W. Computed Tomography. Erlangen: Publicis Corporate Pub; 2011
• 4 Prokop M, Galanski M. Spiral and Multislice Computed Tomography of the Body. Stuttgart: Thieme; 2003