Die Entwicklung der Flachdetektor- (FD-)Technologie zielte darauf ab, die Standardradiographie durch die Bereitstellung höherer Leistungsfähigkeit und Dynamik zu verbessern. Die direkte Digitalausgabe, höhere Dosiseffizienz und höhere Bildraten ergeben zusätzliche praktische Vorteile und ermöglichen fluoroskopische Untersuchungen, aber auch CT-Anwendungen. In den meisten Fällen bezieht sich der Begriff der Flachdetektor-CT (FD-CT) auf die C-Bogen-basierte FD-CT, die zunehmend interventionell und intraoperativ eingesetzt wird.

Die Grundidee, Projektionsdaten über 180° plus Fächerstrahlwinkel zu akquirieren, wurde bereits in den 1990er Jahren verfolgt [11, 13]. Frühere Arbeiten wurden mit C-Bogen-Systemen durchgeführt, die mit herkömmlichen Bildverstärkern (BV) ausgestattet waren. Die begrenzte Dynamik, Bildverzerrungen und eventuelle Störungen durch Magnetfelder während der Rotationsbewegung limitieren die Leistung der BV als Detektoren für CT-Systeme und verhindern ihre Verwendung für klassische CT-artige Anwendungen wie die Bildgebung von Weichgewebestrukturen [7]. BV-basierte Systeme wurden aufgrund der oben aufgeführten Nachteile nur für Hochkontrastaufnahmen und die so genannte 3D-Rotationsangiographie (3D-DSA) verwendet [2, 11, 13, 24]. Es ist jedoch absehbar, dass diese Systeme durch FD-basierte C-Bogen-CT-Systeme ersetzt werden (Abb. 1 a), die eine größere Dosiseffizienz und bessere Bildqualität bieten [1, 2, 12, 17, 19, 20, 25].

Abb. 1
figure 1

FD-CT-Systeme bieten eine hervorragende Darstellung bei Objekten mit hohem Kontrast, aber können auch – anders als BV-basierte Systeme – im Bereich der Weichteilbildgebung, z. B. bei Blutungen, ausreichend gute Bilder liefern. Modernes C-Bogen-basiertes FD-CT-System (a), „Dual-volume“-Bild eines mit Coils verschlossenen Aneurysmas (b), eine atypisch gelegene intrazerebrale Blutung, akquiriert mit der C-Bogen-FD-CT (c) bzw. Spiral-CT (d). In der C-Bogen-FD-CT können die Ausdehnung und Konfiguration gut abgebildet werden

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Die Anfertigung von 3D-DSA-Bildern mittels FD-CT während eines interventionellen Eingriffs, wie in Abb. 1 b gezeigt, ist bereits weit verbreitet. Die Einführung der FD-Technologie brachte gegenüber BV-basierten Systemen den entscheidenden Vorteil einer verbesserten Weichteilbildgebung. Durch die höhere Dosiseffizienz und reduzierte Anfälligkeit für Artefakte besitzen die FD-basierten Systeme ein großes Potenzial für die CT-Bildgebung [20]. Insbesondere bieten diese Systeme auch die Möglichkeit, Weichgewebestrukturen darzustellen, wie das Beispiel einer intrazerebralen Blutung in Abb. 1 c zeigt. Die Akquisition erfolgte mit der C-Bogen-FD-CT (Artis dTA, Siemens AG, HealthCare Sektor, Erlangen) und wurde mit der neuesten Softwareversion rekonstruiert. Der Befund wird durch die Vergleichsaufnahme mit der Spiral-CT bestätigt (Abb. 1 d).

Moderne FD-basierte C-Bogen-Systeme genießen inzwischen eine hohe Akzeptanz und sind weit verbreitet, insbesondere zur interventionellen und intraoperativen Bildgebung [1, 4, 10, 12, 16, 18, 20, 25]. Die physikalischen und technischen Eigenschaften solcher Systeme und das Zusammenspiel zwischen Bildqualität und Dosis im Vergleich zur klinischen Mehrschichtspiral-CT (MSCT) mit dedizierten CT-Detektoren sollen der Fokus dieser Übersicht sein. Auf Zukunftsaspekte und potenzielle Entwicklungen der FD-Technologie und der FD-CT im Allgemeinen wird im Abschn. “Aktuelle und zukunftsweisende Anwendungen der FD-CT“ näher eingegangen.

FD-CT-Technologie

Im Folgenden wird hauptsächlich auf die Technologie der am häufigsten eingesetzten C-Bogen-FD-CT-Systeme und deren Hauptbestandteile, Röntgenquelle, Detektor, mechanischer Aufbau und Bildrekonstruktion, eingegangen. Grundlegende physikalische Eigenschaften sind auch für andere FD-Systeme gültig.

Röntgenquellen

C-Bogen-Systeme werden allgemein für die Fluoroskopie verwendet; der CT-Modus ist ein Zusatz zum vorhandenen System. Entsprechend werden die Röntgenquellen, die normalerweise in der Angio- und Radiographie eingesetzt werden, auch für die CT-Bildgebung verwendet. Die Leistungsparameter unterscheiden sich nur leicht von denjenigen, die für gewöhnlich in der klinischen MSCT verwendet werden. Vor allem sind kleinere Brennflecke (Fokus) verfügbar, wobei die Leistung niedriger ist. Typische Parameter für die C-Bogen-CT und die klinische CT sind in Tab. 1 gegenübergestellt.

Tab. 1 Typische Aufnahme- und Geometrieparameter für die Spiral-CT und C-Bogen-FD-CT
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C-Bogen-Systeme beinhalten eine Belichtungsautomatik, die nicht nur den Röhrenstrom, sondern auch die Röhrenspannung anpasst. Dies ist zwar in der Radiographie erwünscht, allerdings führt eine projektionsabhängige Schwankung der Röhrenspannung zu einer Veränderung des Spektrums und demzufolge auch der Schwächungswerte. Dieser Effekt muss in der CT gesondert behandelt werden, um Bildartefakte zu vermeiden. Für die FD-CT ist es vorteilhaft, die Röhrenspannung konstant zu halten, wobei die Belichtungsautomatik nur den Röhrenstrom und die Belichtungszeit pro Projektion regelt.

Detektortechnologien

Die Flachdetektoren wurden für die Radiographie und später für die Angiographie entwickelt, um die Limitationen der Film-Folien-Kombinationen (FFK) und der Bildverstärker (BV) zu überwinden. Die Absicht war es, eine schnelle und wiederholbare direkte Digitalaufnahme mit höherer Dynamik bereitzustellen [1, 17, 19, 20].

Der grundlegende Designgrundsatz der so genannten gebräuchlichen indirekten Detektoren basiert auf der Konvertierung von Röntgenstrahlen in sichtbares Licht durch einen Szintillator, meistens ein Cäsiumiodid- (CsI-)Substrat. Das ausgestrahlte Licht wird durch eine Matrix von Photodioden registriert, in ein elektrisches Signal umgewandelt und in der Ausleseelektronik digitalisiert. Die Auswahl des Szintillationsmaterials und dessen Dicke bestimmt die Röntgendetektionseigenschaften des Detektors. Größere Dicke bedeutet höhere Absorptionseffizienz, jedoch wird dadurch gleichzeitig die Ortsauflösung reduziert, da die Lichtquanten in allen Richtungen ausgestrahlt werden und durch das Material diffundieren (Abb. 2 a). Spezielle Anstrengungen wurden zur Herstellung von Szintillatoren mit einer Nadelstruktur unternommen, die das Licht entlang dieser Strukturen leiten (Abb. 2 b). Dennoch wird das erzeugte Licht nicht immer perfekt entlang der Nadelstruktur geführt, sodass es trotzdem noch zu einer Degradierung der Ortsauflösung kommen kann, d. h. aufgrund dieses Effekts können kleinere Detektorpixel nur begrenzt eine Verbesserung der Ortsauflösung erzeugen. Dieses Zusammenspiel zwischen Röntgenabsorptionseffizienz und Ortsauflösung bestimmt die Wahl der Detektoren.

Abb. 2
figure 2

Detektortechnologien. a indirekte Detektion über einen homogenen Szintillator, b indirekte Detektion über einen strukturierten Szintillator, z. B. CsI, c direkte Detektion ohne die Umwandlung in Licht, z. B. durch Cadmium-Tellurit (CdTe)

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Die typische Dynamik von 10–14 Bit ist für die Radiographie und Fluoroskopie ausreichend, für CT-Anwendungen wären höhere Werte wünschenswert. Eine Bildrate von 5–10 Bildern/s ist heute für die volle Matrixausgabe normalerweise verfügbar und scheint ausreichend für die meisten Fluoroskopieanwendungen, aber nicht für die CT. Das Kombinieren von Pixeln, das so genannte Binning, erlaubt höhere Bildraten, z. B. bis zu 60 Bilder/s mit 4×4-Binning, jedoch auf Kosten der Ortsauflösung. Außerdem wird die geometrische Effizienz für indirekte Konverter beschränkt. Bei Pixelgrößen von 150 µm Breite beläuft sich die geometrische Effizienz auf etwa 65% [20]. Direktkonverter leiden unter dieser Beschränkung nicht.

Direktkonverter erlauben es, die Röntgenphotonen direkt in elektrische Ladung umzuwandeln, die dann entlang der Richtung eines applizierten elektrischen Feldes gelenkt und ohne einen nennenswerten Verlust der Auflösung (Abb. 2 c) gesammelt wird. Beispiele für Direktkonverter sind Materialien wie amorphes Selen (a-Se [5, 27]) oder Cadmium-Tellurit (CdTe [3, 15]). Diese sind z. B. bei der Mammographie bereits in Einzelfällen für die Bildgebung im Einsatz, jedoch für die CT noch nicht verfügbar. Die noch schwierige Herstellung, aber v. a. Begrenzungen in der maximalen Röntgenleistung pro Detektorfläche und Probleme mit der zeitlichen Auflösung und Dynamik [3], haben bisher einen breiteren Einsatz verhindert. Trotzdem bieten diese Materialien auch die Möglichkeit, photonenzählende Detektoren [15] für die CT zu konstruieren, was langfristig zu einer höheren Dosiseffizienz führen kann und in mehreren Forschungsarbeiten verfolgt wird.

Bildrekonstruktion

Die FD-CT kann als synonym zur Kegelstrahl-CT angesehen werden, die spezielle Bildrekonstruktionsverfahren erfordert. Die Rekonstruktionsmethode der Wahl ist der so genannte Feldkamp-Algorithmus [14]. Im Prinzip kann eine hohe Bildqualität nur für die zentrale Schicht gesichert werden. Die Bildqualität nimmt für Regionen außerhalb der zentralen Schicht ab und Artefakte nehmen mit zunehmender Entfernung von der zentralen Schicht zu. Diese Artefakte werden allgemein Kegelstrahlartefakte [19] genannt. Um sie zu vermeiden, sind exakte Rekonstruktionsalgorithmen notwendig, die generell berechnungsaufwendig und derzeit noch nicht praxisrelevant sind, deren Einsatz jedoch durch Fortschritte in der Computertechnik zunehmend realistischer wird.

Bildqualität und Dosis in der C-Bogen-basierten FD-CT

Aussagen bzgl. der Bildqualität hängen von mehreren Parametern wie Objektzusammensetzung oder -größe, dem Röntgenspektrum oder der jeweiligen Anwendung und dem Protokoll ab. Beispielbilder und Datenwerte, die in diesem Kapitel präsentiert werden, wurden mit einem C-Bogen-CT-System aufgenommen (Artis zeego, Siemens HealthCare, Forchheim, Deutschland). Das System verfügt über einen FD mit einer Fläche von 30×40 cm2 und Detektorelementen mit einer Größe von 154 µm.

Ortsauflösung

Ähnlich wie bei der klinischen CT hängt die Ortsauflösung von der Fokusgröße, von der Detektorpixelgröße, der Geometrie und den Rekonstruktionsparametern ab [19, 20]. Der Parameter, der in der FD-CT am leichtesten modifiziert werden kann, ist die effektive Detektorpixelgröße durch Binning. Binning reduziert das Rauschen und die Datenmenge, wodurch die Bildrate erhöht werden kann, aber es reduziert auch die Ortsauflösung, was durch die Modulationsübertragungsfunktion (MÜF) gezeigt werden kann (Abb. 3 a): Der MÜF-Wert bei 10% beträgt in diesem Fall 3,0 Lp/mm ohne Binning und 1,5 Lp/mm mit 2×2-Binning. Auch dieser Wert überschreitet noch die Ortsauflösung in der MSCT, die normalerweise bis zu 1,2–1,4 Lp/mm für hochauflösende Modi bietet. Dies wird auch durch die Aufnahmen einer Unterkieferprobe verdeutlicht (Abb. 3 b, c).

Abb. 3
figure 3

MÜF von FD-CT und Spiral-CT für typische Aufnahmemodi und hochauflösende Rekonstruktionsfilter (a). Die FD-CT ist in punkto Ortsauflösung der konventionellen Spiral-CT überlegen, wie auch die Bilder eines Unterkieferpräparats, gemessen mit der Spiral-MSCT (b) und FD-CT (c) zeigen. MÜF Modulationsübertragungsfunktion

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Rauschen, Kontrast und Kontrastauflösung

Die Weichgewebe- oder, allgemein, Niedrigkontrastauflösung hängt stark vom Niveau des Bildrauschens ab. Flachdetektoren sind weniger effizient als Detektoren, die für die MSCT verwendet werden, und produzieren so bei gleicher Dosis erwartungsgemäß ein höheres Rauschen und eine niedrigere Niedrigkontrastauflösung. Ein Beispiel für die zu erwartenden Unterschiede in der Kontrastauflösung zwischen Spiral-CT und FD-CT mit gängigen Systemen zeigt Abb. 1 c, d. Dabei spielt nicht nur der Detektor eine Rolle, sondern auch Bildartefakte, bedingt z. B. durch Streustrahlung (s. Abschn. „Überlegungen zu Artefakten“), nehmen negativen Einfluss.

Dosisaspekte

Die Dosisüberlegungen für die FD-CT sind größtenteils dieselben wie in der MSCT, und alle allgemeinen Empfehlungen gelten für beide in ähnlicher Weise sowie auch die Probleme bei der Dosisbestimmung und Bewertung. Der allgemein akzeptierte technische Maßstab für die Dosis von CT-Systemen ist der CT-Dosisindex (CTDl [29]), der in den 80er Jahren für Einzelschichtaufnahmen in der CT definiert worden ist. Mit der Einführung von Mehrschichtsystemen mit Kollimierungen von 20–160 mm in der MSCT und bis zu 200 mm in der FD-CT ist die konventionelle CTDI-Definition nicht mehr adäquat [9, 21]. Vergleiche von CT-Systemen, einschließlich ihrer Dosismerkmale, sind gegenwärtig immer noch schwierig, und es wurde noch keine Übereinkunft erzielt, wie dies zu bewerkstelligen wäre. Ein sehr allgemeiner Ansatz sind Monte-Carlo- (MC-)Berechnungen für phantom- oder patientenspezifische Dosisberechnungen, die sowohl für integrale Dosiswerte als auch für Dosisverteilungen zu nutzen sind [21]. Die relativen Dosisverteilungen für typische FD-CT-Aufnahmen bei Teilscans über 200°, bei denen sich die Röntgenröhre unter dem Patiententisch bewegt und eine inhomogene Dosisverteilung entsteht, sind in Abb. 4 dargestellt.

Abb. 4
figure 4

3D-Dosisverteilungen für typische FD-CT-Aufnahmeszenarien von Kopf (a), Thorax (b) und Hüfte (c) aus dem Bereich der interventionellen und intraoperativen Bildgebung, simuliert mit einer dedizierten Monte-Carlo-Software (Impact MC, VAMP GmbH, Erlangen). Die inhomogene Dosisverteilung, die durch den Teilscan über 200° entsteht, wird in der Darstellung deutlich und muss bei Überlegungen zur Dosiseinsparung in Betracht gezogen werden

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Allgemeine Überlegungen hinsichtlich Auflösung und Dosis

Die Überlegungen dieses Abschnitts dienen einer zusammenfassenden Bewertung von Ortsauflösung, Niedrigkontrastauflösung, Rauschen und der verabreichten Dosis mit einem einzigen Qualitätsfaktor, der ein CT-System kennzeichnet. Er gilt sowohl für die konventionelle Spiral-CT als auch für FD-CT-Systeme und ermöglicht einen direkten Vergleich ihrer Eigenschaften. Der Qualitätsfaktor Q wird definiert [19] als

(Equ1)

wobei c normalerweise so gewählt wird, dass der Q-Wert sich für das als Referenz gewählte System zu 1 ergibt. Rauschen wird quantifiziert durch σ, was der Standardabweichung der CT-Werte in einem homogenen Objektabschnitt entspricht. ρ 10% ist der 10%-Wert der MÜF, der ein Maß der Ortsauflösung darstellt und D ein Indikator für die verabreichte Dosis. Entsprechende Analysen zeigen dass die FD-CT hier der MSCT noch unterlegen ist – bei niedrigen Spannungen wie 80 kV nur leicht, bei hohen Spannungen wie 120–140 kV deutlich.

Überlegungen zu Artefakten

FD-CT-Scanner haben dieselben Probleme wie jedes andere Röntgen-CT-Bildgebungssystem, z. B. Strahlaufhärtung, defekte Detektorelemente oder Metallartefakte. Metallartefakte z. B. können mit Hilfe dedizierter Algorithmen in ähnlicher Weise wie in der MSCT korrigiert werden. Ein Beispiel der Messung eines Präparats vor (Referenz) und nach Implantation von Metallen, ohne und mit Korrektur, zeigt Abb. 5 a.

Abb. 5
figure 5

Darstellung typischer Artefakte wie Metallartefakte (a), Messfeldüberschreitung (b), Streustrahlung (c) und Misalignment (d) in der FD-CT und deren Korrektur mit gängigen Korrekturverfahren. Die obere Zeile zeigt das Referenzbild (a ohne Metall, b–d Simulationen, die mittlere einen FD-CT-Scan ohne Korrektur und die dritte die korrigierten Bilder)

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Auf Grund ihrer besonderen Geometrie und Mechanik, die durch kleinere Fächerwinkel, größere Kollimierung in z-Richtung und mechanische Instabilitäten (engl. „misalignment“) gekennzeichnet ist, müssen FD-CT-Scanner zusätzlich mit Messfeldüberschreitungsartefakten [30] und Streustrahlungsartefakten [12, 23] und Artefakten, bedingt durch mechanische Ungenauigkeiten (Misalignment [22, 26]), rechnen. Entsprechende Korrekturalgorithmen [22, 23, 30] ermöglichen, die Bildqualität größtenteils wiederherzustellen und die Genauigkeit der CT-Werte zu verbessern (Abb. 5 b–d).

Aktuelle und zukunftsweisende Anwendungen der FD-CT

Die Verfügbarkeit der FD-Technologie für die CT-Bildgebung hat eine erfreulich hohe Anzahl neuer Entwicklungen im Bereich der klinischen und vorklinischen Bildgebung angeregt.

C-Bogen-basierte FD-CT

Die routinemäßige interventionelle und intraoperative Bildgebung sind wesentliche Beispiele für C-Bogen-FD-CT-Applikationen [4, 10, 16]. Die bildgestützte Tumortherapie mit FD-CT ist eine der am schnellsten wachsenden Anwendungen in der Radiologie. Sie kann für alle Körperbereiche angewendet werden und schließt die Tumorembolisation und Radiofrequenzablation mit ein. Gefäßinterventionen zur Behandlung von Aneurysmen und a.v.-Fehlbildungen, die Bildgebung von Stents, Kochleaimplantaten gewinnen zunehmend an Bedeutung. Die angiographische FD-CT ist besonders hilfreich während neurointerventioneller Verfahren, z. B. beim intrakraniellen Stenting und bei zerebrovaskulären Verengungen. Besonders die kleinen intrakraniellen Stents, die bei bloßer Fluoroskopie kaum sichtbar sind, können mit der hochauflösenden FD-CT gut sichtbar gemacht werden. Zusätzlich kann die FD-CT bei der Detektion von Blutungen helfen, die in seltenen Fällen während eines Eingriffs entstehen, indem sie morphologische Bilder des Gehirns liefert (Abb. 1 c). Dadurch kann die sofortige Behandlung der Komplikation eingeleitet werden, ohne dass der Patient in den CT-Raum gebracht werden muss. Interventionen an der Wirbelsäule wie Kyphoplastie oder Vertebroplastie profitieren ebenso von der FD-CT.

Auch die intraoperative Bildgebung zeigte während der letzten Jahre einen beeindruckenden Aufwärtstrend. Sie konzentriert sich auf orthopädische und Unfallchirurgie sowie Gelenkersatz und Wirbelsäulenoperationen. Ähnlich wie in der interventionellen Radiologie erlaubt die FD-CT eine sofortige und schlüssige Kontrolle des operativen Eingriffs, z. B. die korrekte Anbringung der Schrauben ohne Beeinträchtigung der Gelenkfunktionen.

Computergestützte Interventionen und Operationen

Computergestützte Interventionen und Operationen werden zunehmen, weil sie eine höhere Präzision und höhere Ergebnisqualität zur Verfügung stellen können, v. a. in der Kombination mit der 3D-Bildgebung. In einem zukünftigen OP wird Robotertechnik eine zunehmende Rolle sowohl für die Bildgebung als auch für die Therapie spielen (Abb. 6 a). Ein realisiertes Beispiel mit bereits vorhandenen Systemen, die in unterschiedlichen Bereichen agieren, ist in Abb. 6 b dargestellt. Ein großer Roboter bewegt das C-Bogen-System mit hoher Geschwindigkeit und mechanischer Präzision, besser als es konventionelle C-Bogen erlauben. Zusätzlich unterstützt ein kleinerer Leichtbauroboter den interventionellen Radiologen und den Chirurgen bei der Positionierung von Geräten, z. B. Punktionsnadeln oder Implantaten. Ein robotergeführter C-Bogen kann durch seine Variabilität andere Trajektorien für die CT-Bildgebung verwenden und dadurch positive Effekte für die Bildqualität erzeugen, wie z. B. die Erweiterung des Messfelds von ca. 25 auf ca. 45 cm (Abb. 6 c).

Abb. 6
figure 6

Überlegungen zur Interventionssuite der Zukunft mit robotergeführtem C-Bogen, Navigationssystem und Leichtbauroboter zur Unterstützung des Eingriffs (a). Experimentelle Umsetzung für Grundlagenuntersuchungen im Institut für Medizinische Physik in Erlangen (b). Robotergeführte C-Bogen-Systeme erlauben neue Trajektorien und z. B. eine Erweiterung des Messfelds von ca. 25 auf ca. 45 cm (c). (Abbildung c mit freundlicher Genehmigung Prof. Dr. M.F. Reiser, Institut für Radiologische Diagnostik, Ludwig-Maximilians-Universität München, Campus Großhadern)

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FD-CT kombiniert mit Strahlentherapieanlagen

Die Befestigung einer Röntgenröhre und eines FDs an einem rotierenden Linearbeschleuniger erlaubt die CT-Bildgebung des Patienten auf der Therapieliege [18]. Dies beruht auf dem gleichen Prinzip wie beim C-Bogen-CT. Die praktischen Vorteile der simultanen Kontrolle der Patientenposition und der Tumorbehandlung sowie die Möglichkeit eines gleichzeitigen Vergleichs mit den Therapieplanungsdaten überwiegen die potenziellen Nachteile bei der Bildqualität. Die anspruchsvolle diagnostische Vorbereitung erfolgt normalerweise weiterhin mit der klinischen CT oder auf andere Weise.

FD-CT der Brust

Die CT-Bildgebung der weiblichen Brust wurde bereits in den 70er Jahren ins Auge gefasst, aber kam nicht zum Durchbruch. Die Ortsauflösung war damals ungenügend und die Dosisniveaus waren bedeutend höher als bei der Mammographie. Gegenwärtig werden neue Ansätze bearbeitet, bei denen dedizierte FD-CT-Konzepte zum Einsatz kommen [6]. Hierbei wird anstatt des gesamten Brustkorbs nur die weibliche Brust exponiert, da die Patientin auf einer speziellen Liege mit jeweils nur einer Brust im Messfeld liegt. Somit sind niedrigere kV- und mAs-Einstellungen möglich als bei der Standard-CT. Es gibt Übereinstimmung hinsichtlich der Aussage, dass die CT-Bildgebung mit adäquater Bildqualität durch solche Scanner erreicht werden kann und zwar bei einem Dosisniveau, das äquivalent zu dem einer zweiseitigen Mammographie ist [6].

FD-CT für kieferorthopädische Anwendungen

Die CT-Bildgebung in der Zahnheilkunde gewann in den letzten Jahren an Aufmerksamkeit, da die Anzahl bildbasierter Verfahren in der Dental- und kieferorthopädischen Chirurgie, z. B. bei Zahnimplantationen, zugenommen hat. Die meisten Geräte wurden ursprünglich mit Bildverstärkern ausgerüstet; die Bildqualität ist aber begrenzt und die Strahlenexposition unnötigerweise hoch [28]. Die Einführung der FD-Technologie in diese Scanner wird die Bildqualität voraussichtlich verbessern.

Fazit für die Praxis

Die FD-CT wird inzwischen weitgehend als dedizierte CT-Anwendung anerkannt. Vor allem die interventionelle und intraoperative Bildgebung sind z. Z. wichtige FD-CT-Anwendungen. In allen Fällen überwiegen die anwendungsbezogenen Vorteile die Nachteile bzgl. der Bildqualität, die dennoch berücksichtigt werden müssen, wenn die FD-CT mit der konventionellen klinischen CT verglichen wird. Die FD-CT hat nicht zum Ziel, die normale diagnostische CT herauszufordern. Sie wird aber große Bedeutung in der Radiologie gewinnen, speziell bei Anwendungen wie Planung, Navigation, Überwachung und Durchführung interventioneller Verfahren und bildgestützter Therapie. Die Vielseitigkeit der FD-CT, wie die sehr effiziente Kombination von 2D- und 3D-Bildgebung, ist hierbei von entscheidendem Vorteil.