Digitale Radiographie – Geräte und Methoden

L. Heuser

Inhalt1 Historische Entwicklung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1

2 Vom analogen zum digitalen Bild . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22.1 Ortsauflösung, Graustufendynamik,

Dosis-Quanten-Effizienz . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22.2 Unterschiede zwischen analogem und digitalem Bild . . . . . . . . 3

3 Digitale Bildsysteme in der Radiologie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43.1 Digitale Bildverstärkerradiographie und

konventionelle DSA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 43.2 Digitale Speicherfolien (computed radiography, CR) . . . . . . . . 83.3 Digitale Festkörperdetektoren (Flachbilddetektoren,

Flächendetektoren) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11

4 Digitale Bildbearbeitung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 154.1 Frequenzfilterung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 164.2 Multifrequenzfilterungen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 164.3 Zweispektrenradiographie (Energiesubtraktion) und

temporale Subtraktion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 164.4 Single-Exposure-Dual-Detector-Technik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 164.5 Dual-Exposure-Single-Detector-Technik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16

5 Bildkommunikation und Archiv . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 175.1 Telekommunikation, Telekonsil und Teleradiologie . . . . . . . . . . 18

Literatur . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19

1 Historische Entwicklung

Seit der Entdeckung der Röntgenstrahlen diente der Film alsbildgebendes Medium in der Projektionsradiographie. Digi-tale Bildtechniken wurden urspr€unglich durch die Astrono-mie eingef€uhrt. In der medizinischen Radiologie war die1973 eingef€uhrte Computertomographie (CT) das erste bild-gebende Verfahren, das sich der digitalen Bildtechnikbediente. Ermöglicht wurde diese Entwicklung durch dieVerf€ugbarkeit von leistungsfähigen Prozessrechnern mitgeringem Raumbedarf einerseits und dem Preisverfall derMikroelektronik andererseits. Gemessen an den heutigenVerhältnissen waren Rechengeschwindigkeit und Rechenka-pazität sehr gering; daher verf€ugten die ersten Anlagen auchnur €uber eine kleine Matrix von 64 � 64 Bildpunkten. Diesewurde dann bei den ersten Ganzkörpercomputertomographenauf 128 � 128 Bildpunkte erweitert. Im Vergleich zum kon-ventionellen Röntgenfilm war die Ortsauflösung der Bilderdeutlich geringer, der Dynamikbereich jedoch um Zehnerpo-tenzen höher.

Mit der Einf€uhrung dieser neuen Technik ergab sich auchein neues Problem: In der konventionellen Röntgentechnikwar der Film gleichzeitig Bildempfängersystem und Mediumder Langzeitspeicherung. Medien zur Langzeitspeicherungder CT-Daten mit schnellem Zugriff existierten noch nicht.Die Festplatten der Prozessrechner hatten nur eine geringeKapazität. Daher mussten die CT-Daten auf Magnetbänderabgespeichert werden. Da jedoch Magnetbänder sich nichtf€ur eine lange Datenspeicherung, wie von der Röntgenver-ordnung gefordert, eignen und zudem relativ lange Zugriffs-zeiten besitzen, mussten die CT-Bilder auf konventionellenFilmen dokumentiert werden.

Das zweite digitale Verfahren war die Magnetresonanzto-mographie (MRT), die 1976 in die klinische Radiologie ein-gef€uhrt wurde. Auch wenn das Prinzip der Datenakquisitiongänzlich verschieden von dem der CT war, erfolgte die Bild-rekonstruktion in ähnlicher Weise. Die Matrix der erstenGeräte war ähnlich klein wie bei der Computertomographie.

Die Originalversion dieses Kapitels wurde revidiert: DerHerausgebername wurde korrigiert.

L. Heuser (*)Bochum, DeutschlandE-Mail: lothar.heuser@rub.de

# Springer-Verlag Berlin Heidelberg 2015R. Kramme (Hrsg.), Medizintechnik, Springer Reference Technik,DOI 10.1007/978-3-662-45538-8_17-1

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Die Langzeitspeicherung der Bilddaten erfolgte ebenfallsauf Film.

Die Digitalisierung des fluoroskopischen Bildes f€uhrte1981 zur Entwicklung der digitalen Subtraktionsangiogra-phie (DSA). Kapazitäten und Geschwindigkeit der Computerwaren inzwischen größer geworden, sodass die Bildmatrixauf 512 � 512 Bildpunkte erweitert werden konnte. Danachfolgte dann auch die unsubtrahierte Variante dieser Technik:die digitale Bildschirmradiographie mit einer Bildmatrix von1000 � 1000 und später sogar mit 2000 � 2000 Pixeln. DieDigitalisierungstiefe beträgt hierbei 10 bit, was einer Dyna-mik vom 1024 Graustufen entspricht.

Die Digitalisierung der Projektionsradiographie erfolgtedurch die Einf€uhrung der digitalen Speicherfolien im Formatder €ublichen Röntgenkassetten im Jahre 1984. Entwicklungs-technisch handelte es sich um eine Weiterentwicklung derVerstärkerfolien der bis dahin verwendeten Film-Folien-Sys-teme. Statt die aufgenommene Energie vollständig in Formvon Fluoreszenzlicht abzugeben, waren diese neuen Folien,die eine ähnliche chemische Struktur besitzen, in der Lage,die Energie €uber längere Zeit zu speichern und erst in einemAusleseprozess durch einen punktförmigen Laserstrahl frei-zugeben. Die Matrix der ersten Systeme betrug 2000 � 2000Pixel bei 10 bit Bildtiefe. Obgleich die Ortsauflösung deut-lich schlechter als die der Film-Folien-Systeme war, gab eskeine Monitore mit entsprechender Auflösung. Daher muss-ten die Bilder auf Film „ausgeprintet“ (belichtet) werden, umeine Bildanalyse zu ermöglichen. Der Film diente dann auchals Speichermedium. Zudem wurde relativ teure Hardwarezum Processing und zur Monitordarstellung benötigt. Mög-lichkeiten der Dosiseinsparung ergaben sich ebenfalls nicht.Diese Nachteile relativierten die eindeutigen Vorteile derdigitalen Bildtechnik und standen einer raschen Verbreitungzunächst im Wege. In einer späteren Weiterentwicklungwurde die Matrix auf 4000 � 4000 Pixel angehoben, waszu eine deutlichen Verbesserung der Ortauflösung beitrug.Von nun an konnten digitale Kassetten in allen Bereichender Projektionsradiographie eingesetzt werden.

Mit der Einf€uhrung der digitalen Festkörperdetektoren(Flachbilddetektoren, Flächendetektoren) im Jahr 2000 standenerstmals volldigitalisierte Röntgenanlagen zur Verf€ugung. Auf-grund der besseren Dosis-Quanten-Effizienz (DQE) war eineim Vergleich zum Film-Folien-System deutliche Dosisreduzie-rung möglich. Weitere Vorteile waren der fehlende Transportder Kassetten und die Verf€ugbarkeit der Bilder in wenigenSekunden. Die Matrix beträgt 3000 � 3000 Pixel.

Heute hat die digitale Bildtechnik in nahezu allen radio-logischen Instituten und Abteilungen ebenso in nichtradiolo-gischen Praxen und Institutionen mit RöntgeneinrichtungenEinzug gehalten und dazu gef€uhrt, dass „filmlos“ gearbeitetwird. Die technische Weiterentwicklung sowie der Preisver-fall der Computer-Hardware und der Speichermedien haben

dazu gef€uhrt, dass eine rein digitale Arbeitsweise keine finan-ziellen Nachteile mehr besitzt.

2 Vom analogen zum digitalen Bild

Beim analogen Bild dienten entweder ein Fluoreszenzschirmoder ein Film als Bildempfänger (Detektor). Das erzeugteBildsignal war direkt proportional zur eingestrahlten Dosis.Innerhalb der ersten 100 Jahre nach Entdeckung der Rönt-genstrahlen wurden diese Systeme optimiert, was zu einerdeutlichen Verringerung der Strahlendosis f€uhrte. F€ur dasFluoreszenzbild wurde der Röntgenbildverstärker, f€ur denFilm die Verstärkerfolien entwickelt.

2.1 Ortsauflösung, Graustufendynamik,Dosis-Quanten-Effizienz

Zu den wichtigsten Kenngrößen eines Bildempfängersystemsgehören die Dosis-Quanten-Effizienz (DQE), die Ortsauflösungund die Graustufendynamik. Lange Zeit galt die Film-Folien-Kombination mit auf die Basisfarbe des Films abgestimmterLichtemission als das dosiseffektivste Bildempfängersystem.Empfindlichkeit und Ortsauflösung waren reziprok von derKorngröße der Folien abhängig, d. h., je größer das Korn,desto größer war die Empfindlichkeit und desto schlechter dieOrtsauflösung. Der Röntgenfilm selbst besitzt ca. 220.000Silberbromidkörnchen pro cm2, die als Bildpunkte fungieren.Ein besonderes Merkmal ist die Schwärzungskurve desFilms (Abb. 1).

Wie auf der Abbildung zu erkennen ist, besteht nur imAbschnitt II (gerader Teil) eine Proportionalität zwischeneingestrahlter Dosis und Schwärzung. Die Zahl der abzubil-

Abb. 1 Schwärzungskurve des Films (0 = Grauschleier, I = Durch-hang, II = gerader Teil, III = Schulter, IV = Solarisation, S =Schwärzung)

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denden Graustufen ist abhängig von der Gradation, d. h. vonder Steigung des geraden Teils. In der Regel besitzt der Film40 Graustufen. Spezielle „Low-Grade“-Filme können dage-gen bis zu 80 Graustufen abbilden.

Demgegen€uber besteht das digitale Bild aus einer festvorgegebenen Zahl von Bildpunkten. Die Bildpunkte –

urspr€unglich „picture element cells“ – werden als Pixelbezeichnet (Abb. 2). Die Gesamtzahl der Pixel ist die Bild-matrix. Die Matrixgrößen reichen je nach Methode von512 � 512 (=262.144) bis zu 4000 � 4000 (=16.000.000)Pixeln (Abb. 3). Die Graustufen der Pixel liegen als binärkodierte Zahlenwerte vor (Abb. 2). Der Dynamikbereichoder die Bildtiefe beträgt je nach Hersteller und System von10 bit (210 = 1024) oder 12 bit (212 = 4096). Da ein Moni-tor in der Regel nur 64 Graustufen (=6 bit) darstellen, dasmenschliche Auge sogar nur 16 Graustaufen (=4 bit) auf-lösen kann, sind spezielle Fensterschaltungen notwendig, umalle Anteile des Dynamikbereiches sichtbar zu machen (Newund Scott 1975).

2.2 Unterschiede zwischen analogem unddigitalem Bild

Organisation In der konventionellen Film-Folien-Technik(FFT) ist der Film Bilddetektor, Bilddarstellungs- und Ar-chivmedium. In der digitalen Bildtechnik werden diese dreiHauptfunktionen entkoppelt. Als Detektorsysteme fungierenRöntgenbildverstärker, digitale Speicherfolien und Flächen-detektoren. Diese erzeugen zunächst analoge elektrischeSignale, die mittels Analog-Digital-Konverter (ADC) in digi-

tale Daten umgewandelt werden. Die Bilddaten werden inRechnern zum Bild zusammengesetzt und durch spezielleRechenoperationen f€ur die Analyse durch das menschlicheAuge aufbereitet. Als Archiv dient ein digitales Speicherme-dium (Festplattenlaufwerk, DVD etc.), das redundant orga-nisiert ist, sodass bei Ausfall ein Zugriff auf die Daten weitermöglich ist.

Kenndaten des digitalen Bildes Während die Bildtiefebeim digitalen Bild um ein Vielfaches besser ist, ergibt sichbei der Ortsauflösung, die von der Gesamtzahl der Bild-punkte abhängig ist, ein umgekehrtes Verhältnis. So besitzteine digitale Speicherfolie vom Format 30 � 40 cm dieschon erwähnten 16.000.000 Bildpunkte. Ein entsprechendgroßer Film kommt dagegen auf 264.000.000 Silberbromid-körnchen, die als einzelne Informationsträger fungieren. DieGesamtauflösung ist jedoch ein Produkt aus Ortsauflösungund Graustufendynamik, sodass bei einer 4 K-Matrix(=4000 � 4000 Bildpunkte) keine diagnoserelevantenDetails verloren gehen. Bei der Vergrößerung der Bildmatrixsind mehrere Probleme zu lösen: Zunächst entsteht ein höhe-

0 0 0 0 0 0 0 0 00 0 1 0 0 0 1 0 00 0 1 1 0 1 0 0 00 0 0 1 1 1 0 0 00 0 0 0 1 0 0 0 00 0 1 1 0 1 0 0 00 0 1 0 0 1 1 0 00 1 0 0 0 0 1 0 00

Quantisierung (1 bit)9 x 9-PixelmatrixOriginalbild

0 0 0 0 0 0 0 0

Abb. 2 aRasterelektronenmikroskopischeAufnahme einer Filmemulsionmit Darstellung derSilberbromidkörnchen.b Digitalisierung eines analogenBildes. Matrixgröße und Bildtiefesind willk€urlich festgelegt

512 x 512CT1024 x 10241024 x 1024

HR-CTDSADigitale Bildschirmradiographie

Digitale Lumineszenzradiographie

2000 x 2000

4000 x 40003000 x 3000Flächendetektor

Abb. 3 Beispiele f€ur Matrixgrößen der verschiedenen bildgebendenVerfahren in der Radiologie

Digitale Radiographie – Geräte und Methoden 3

rer Bedarf an Rechen- und Speicherkapazität. Ein weiteres,nicht zu unterschätzendes Problem besteht in der Zunahmedes Bildrauschens. Abb. 4 verdeutlicht die Zunahme desBildrauschens mit der Vergrößerung der Matrix, wenn alle€ubrigen Parameter gleich bleiben. Dieser Nachteil kann aberdurch Erhöhung der Strahlendosis, der Quanteneffizienz desBildempfängermediums oder spezieller Auslesetechnikenausgeglichen werden.

Deutliche Vorteile ergeben sich beim digitalen Bild in derBelichtung: Da €uber mehrere Zehnerpotenzen eine Linearitätzwischen Dosis und Signal besteht, bleiben Helligkeit undKontrast unverändert (Abb. 5). Man nennt dies Signalnormie-rung. Dies bedeutet, dass es keine Fehlbelichtungen gibt unddass man unter bestimmten Bedingungen die Dosis im Ver-gleich zum Film-Folien-System reduzieren kann (Abb. 6).Bei einer zu starken Reduktion der Dosis nimmt jedoch dasBildrauschen derart zu, dass Detailerkennbarkeit verloren geht(Abb. 7). Ein Nachteil der digitalen Technik besteht darin,dass Dosis€uberschreitungen durch die Prozesskette völligkompensiert werden und daher aus dem Bildeindruck nichtmehr erkennbar sind.

Bildreproduktion, Bildbearbeitung, Bildnachverarbei-tung Die Tatsache, dass ein digitales Bild als binär kodierterDatensatz vorliegt, eröffnet viele Vorteile: Reproduktion undVervielfältigung sind ohne Verluste möglich. Bildbearbei-tung bedeutet, dass alle Bildanteile durch Veränderung vonKontrast und Helligkeit optimal f€ur das Auge des Betrachterseingestellt werden können. Dies ist besonders wichtig beigroßen Kontrastunterschieden. Bildnachverarbeitung bedeu-tet, dass der Datensatz speziellen Rechenprozeduren unter-worfen wird (z. B. Subtraktion, Integration, Tiefpassfilter).Hierdurch entsteht häufig ein völlig neuer Bildeindruck. EinHauptanwendungsbereich ist die digitale Subtraktionsangio-graphie. Die bereits auf Filmbasis in den 1930er-Jahren ent-wickelte Subtraktionstechnik („Maskentechnik“) hat durchdie Digitalisierung der Bilder eine Renaissance erfahren.

" Wenngleich sich die nachfolgend beschriebenendigitalen Bildsysteme in vieler Hinsicht unterschei-den, ergeben sich zusammengefasst gemeinsamefundamentale Unterschiede zur Film-Folien-Technik(Uffmann et al. 2008):

• Entkopplung von Bildakquisition, �präsentationund -archivierung: Dies bedingt zwangsläufig wei-tere Investitionen (Betrachtungs- und Befund-ungs-Workstations, PACS).

• Großer Dynamikumfang (>100fach): Daherf€uhren auch größere Dosisunterschiede nicht zueiner Über- oder Untersteuerung des Bildsignals.

• Bildhelligkeit und -kontrast sind dosisunabhän-gig zu modifizieren und zu optimieren.

• Gefahr eines unbemerkten Dosisanstiegs, da beider Signalnormierung eine Dosiskontrolle wiebeim Film anhand der „Schwärzung“ wegfällt.

• Die Bildqualität und diagnostische Aussagekraftsind außer vom Detektor auch von der Qualitätdes Wiedergabesystems (Monitor, Hardcopy etc.)abhängig.

3 Digitale Bildsysteme in der Radiologie

In Abb. 8 sind die verschiedenen Detektorsysteme verglei-chend gegen€ubergestellt. Sie werden nachfolgend im Detailbesprochen.

3.1 Digitale Bildverstärkerradiographie undkonventionelle DSA

In der digitalen Bildverstärkerradiographie und der DSAentsteht das Bild zunächst analog auf einem Fluoreszenz-schirm (Eingangsbild) und erfährt im konventionellen Bild-verstärker eine Verkleinerung und Intensivierung. Eserscheint um den Faktor 300 heller, kleiner und um 180�

Film

Speicherfolie

Dosis

Grauwert

Abb. 5 Signalverhalten beim Film und bei der digitalen Speicherfolie

16-Pixel-Matrix 64-Pixel-Matrix

Abb. 4 Einfluss der Bildmatrix auf das Rauschen. Links: 16-Pixel-Matrix; rechts: Vergrößerung der Bildmatrix auf 64 Pixel. Die Zahl derBildpunkte ohne Information steigt von 6 auf 50 an

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gedreht auf dem Ausgangsbildschirm. Die Umwandlung inein analoges Videosignal erfolgt nun entweder €uber eineBildröhre (z. B. Vidicon) oder einen CCD(„charged coupleddevice“)-Chip. Es handelt sich somit um eine kompletteRöntgenbildverstärker-Fernsehkette. Danach wird das Signalin einem Analog-Digital-Wandler (Digitizer) digitalisiert. Die

jetzt digitalen Daten können in einem Rechner entsprechendverarbeitet werden (Abb. 9). Zur Darstellung auf einemMonitor war lange Zeit eine erneute Umwandlung (von digi-tal nach analog) erforderlich. Diese ist heute bei Verwendungneuerer digitaler Displays nicht mehr erforderlich. Die Mat-rixgrößen liegen bei 1000 � 1000 (1 K) f€ur Bildserien und2000 � 2000 (2 K) f€ur Einzelbilder.

Gegen€uber der konventionellen Film-Folien-Technikergeben sich Vorteile durch spezielle Bildbearbeitung, z. B.Kontrast- und Helligkeitsregelung, Harmonisierung, d. h.Kontrastausgleich und Pixelvergrößerung. Die Ortsauflösungliegt dagegen deutlich unter der des Film-Folien-Systems.Diese wird zum einen durch die Leistungsfähigkeit des Bild-verstärkers, zum anderen durch die Matrixgröße begrenzt.

Bei der konventionellen digitalen Subtraktionsangiogra-phie (DSA) entsteht das Bild ebenfalls in einer Röntgenbild-verstärker-Fernsehkette. Da jedoch konventionelle Röntgen-bildverstärker nicht mehr hergestellt werden, kommen k€unftignur noch Festkörperdetektoren zum Einsatz (Abschn. 3.3).

Nach der Digitalisierung erfolgt die Bildverarbeitung inder so genannten Maskentechnik: Zu Beginn der angiogra-phischen Serien werden Bilder ohne intravasalen Kontrastaufgenommen, die als Masken bezeichnet werden. Diesekönnen einzeln oder als Summe von den nachfolgendenBildern mit intravasalem Kontrast subtrahiert werden. Hier-durch werden alle Strukturen, die sowohl in der Maske als

70 kV 0.5 mAs

A L 2.4S 1452

70 kV 220 mAs70 kV 22 mAs

70 kV 2.3 mAs

D L 2.1S 2

C L 2.3S 17

B L 2.6S 129

Abb. 6 Darstellung einesSchädelpräparates mit vierverschiedenen Expositionsdosen.Bild (D) wurde mit einer 500fachhöheren Strahlendosis als Bild (A)exponiert. Bildhelligkeit und-kontrast bleiben beiunterschiedlichenExpositionsdosen €uber mehrereZehnerpotenzen konstant. Eineunverhältnismäßig hohe Dosis (D)ist am Bildeindruck nicht mehrerkennbar

48 kV 8 mAs48 kV 16 mAs

S: 1005S: 318

Abb. 7 Signalnormierung in der digitalen Radiographie. Aufnahmeneines Femurpräparates. Bei der linken Aufnahme wurde bei gleicherStrahlenqualität die Dosis halbiert. Bei gleicher Helligkeit beobachtetman eine Zunahme des Bildrauschens und eine Abnahme der Detail-erkennbarkeit

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auch im F€ullungsbild vorhanden sind, entfernt, und es resul-tiert ein reines Gefäßbild (Abb. 10). Das resultierende Diffe-renzsignal wird dann nochmals elektronisch verstärkt, was in

einer Kontrastanhebung resultiert. Da es sich hierbei umbinäre Datensätze handelt, erfolgt der gesamte Vorgang in

Abb. 9 Schematische Darstellung der digitalen Bildverstärkerradiogra-phie. Die Bildaufnahme erfolgt analog in einer Röntgenbildverstärker-Fernsehkette und wird dann in einem Analog-Digital-Konverter (ADC)digitalisiert. Die Bildverarbeitung erfolgt in einem Rechner. Von hier aus

können dann Übertragung und Speicherung erfolgen. Zur Darstellungauf analogen Medien ist wieder eine Umwandlung in ein analoges Signal(Digital-Analog-Konverter, DAC) erforderlich. (Aus: Schaefer-Prokopet al. 2003 (Schaefer-Prokop et al. 2003))

Abb. 8 Die verschiedenenDetektorsysteme und ihreFunktionsweise im Vergleich.(Aus: Schaefer-Prokopet al. 2003)

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Echtzeit, sodass der Fluss des Kontrastblutes im Gefäß aufdem Monitor beobachtet werden kann.

" Die Vorteile dieser Technik sind:

• Geringe intravasale Kontrastmittelmengen imVergleich zur Blattfilmangiographie: Dies hat ins-besondere in der Diagnostik der Hirnarterien zueiner deutlich höheren Sicherheit und geringe-rem Risiko gef€uhrt. War man bei der konventionel-len Blattfilmtechnik noch aufmaschinelle Injektiongrößerer Kontrastmittelmengen mit entspre-

chender Flussrate angewiesen, gen€ugt heute eineInjektion per Hand von 3–5 ml.

• Überlagerungsfreie Gefäßdarstellung: Auch hier-von profitiert die Hirngefäßdarstellung am meis-ten, da bei Überlagerung von Hirngefäßen mitKnochen eine Beurteilung ohne Subtraktionschwierig bis unmöglich sein kann.

• Nutzung auch von negativen Kontrastmitteln,z. B. CO2 zur Gefäßdarstellung (Abb. 11): Hiervonprofitieren alle Patienten mit Kontraindikationengegen jodhaltige Kontrastmittel (z. B. Nieren-insuffizienz, Hyperthyreose).

Abb. 10 SchematischeDarstellung der Maskentechnik(obere Reihe) und Originalbilder(A. carotis interna) in der digitalenSubtraktionsangiographie (DSA)

Abb. 11 DigitaleSubtraktionsangiographie mitCO2 bei einem Patienten mitZustand nachNierentransplantation.a Unsubtrahiertes Bild nachInjektion von 50 ml CO2.b Subtraktionsbild. Die Qualitätder Gefäßdarstellung ist der mitpositivem Röntgenkontrastmittelvergleichbar. Diese Technikeignet sich f€ur Patienten mitKontraindikationen f€ur jodhaltigeKontrastmittel

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Nachteilig sind Bewegungsartefakte durch willk€urlicheoder unwillk€urliche Bewegungen (Herzpulsationen, Darm-peristaltik etc.). Hierdurch kommt es zu Verschiebungen dersubtraktionspflichtigen Bildstrukturen zwischen Maske undF€ullungsbild, wodurch eine Beurteilung der Gefäße unmög-lich werden kann. Es gibt zwei Möglichkeiten, diese Bewe-gungsartefakte zu korrigieren: Remasking und Pixelshift.Beim Remasking wählt man eine Maske, die möglichst naheam F€ullungsbild liegt. Hierdurch wird das Zeitintervall zwi-schen Maske und F€ullungsbild und damit auch der Zeitraumf€ur Bewegungen verk€urzt. Bewegungsartefakte lassen sich sodeutlich reduzieren. Bei Bewegungen während oder nach derKontrastmittelinjektion ist eine Korrektur auf diesem Wegenicht möglich. Beim Pixelshifting lassen sich Maske undF€ullungsbild gegeneinander verschieben, bis die anatomi-schen Strukturen wieder deckungsgleich sind. Auch diesf€uhrt zu einer deutlichen Verbesserung der Bildqualität.

3.2 Digitale Speicherfolien (computedradiography, CR)

Speicherfolien sind ähnlich wie Verstärkerfolien aufgebaut.Auf einer Polyesterunterlage ist das Speichermedium (z. B.BaF) pulverförmig aufgetragen. Sie geben jedoch die aufge-nommene Energie nur zu einem geringen Teil als sichtbaresLicht ab und besitzen die Fähigkeit, die Bilder €uber lange Zeitzu speichern. Dies wird dadurch erreicht, dass der Leucht-stoff dotiert, d. h. durch ein anderes Element (Europium)verunreinigt ist. Hierdurch wird die Kristallgitterstruktur ge-stört, und es entstehen so genannte Elektronenfallen. Bei derExposition werden immer noch 40–50 % der absorbiertenRöntgenquanten in Lichtquanten konvertiert. Die so emit-tierte Energie geht verloren. Der Rest der durch Expositionmit Röntgenquanten angeregten Elektronen fallen nicht wie-der unter Aussendung von Fluoreszenzlicht in ihren Grund-zustand zur€uck, sondern bleiben in diesen Fällen auf einem

Abb. 12 SchematischeDarstellung des Energieverlaufsbei Exposition undAuslesevorgang einer digitalenLumineszenzfolie

Speicherfolie

Laserstrahl

Spiegel

Speicherfolie

Licht

SchutzschichtPhotodetektor

Photomultiplier

Träger-schicht

Empfind-licheSchicht

Licht-undurch-lässigeSchicht

Abb. 13 SchematischeDarstellung des „Read-out“-Prozesses einer digitalenSpeicherfolie. Das punktförmigeAbtasten des Laserstrahls setzt die„gefangenen“ Elektronen frei, unddas dadurch emittierte Licht wirddirekt oder €uber einen Spiegeldem Photomultiplier zugeleitet.Im Photodetektor erfolgt dann dieUmwandlung in ein elektrischesSignal

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höheren metastabilen Energieniveau haften (Abb. 12). DieserZustand dauert einige Stunden an. In der Ausleseeinheit wirddie Folie aus der Kassette herausgenommen und von einemfeinen Laserstrahl punktförmig abgetastet. Hierbei kehren dieElektronen unter Aussendung von Fluoreszenzlicht in ihrestabile Ausgangssituation zur€uck. Das emittierte Licht wirdvon Photodetektoren gemessen, in elektrische Signale umge-wandelt und digitalisiert (Abb. 13). Nach dem Auslesevor-gang wird die Folie mit hellem, sichtbarem Licht wiedergelöscht und in die Kassette geladen. Sie steht dann f€ur dienächste Exposition wieder bereit. Ähnlich wie bei den kon-ventionellen Verstärkerfolien ergibt sich das Problem derreziproken Verkn€upfung zwischen Empfindlichkeit und Bild-schärfe. Das bedeutet: Eine dickere Konversionsschichtbesitzt eine höhere Empfindlichkeit; durch die größere Licht-streuung resultiert aber eine geringer Bildschärfe. Die Licht-streuung der Leuchtschicht sollte daher möglichst geringgehalten werden, was zum einen durch Anfärben der Leucht-schicht, zum anderen durch spezielle Bindemittel (z. B.Kunstharzlacke) erzielt wird.

Im Computer entsteht zunächst ein Rohbild, das durchspezielle Programme weiterverarbeitet wird. Je nach Art desProcessings entsteht ein dem konventionellen Film angegli-chener Bildeindruck oder auch eine mehr kantenbetonte Ver-sion. Ebenso lassen sich steilere oder flachere Gradationendurch spezielle „Look-up-Tables“ (LUT) erzeugen. Währenddie ersten Systeme mit einer 2 K-Matrix begannen, sind heuteMatrixgrößen von 4 K €ublich. Die Verwendung erfolgtsowohl in Röntgenkassetten als auch an feststehenden Ar-beitsplätzen (z. B. Thoraxarbeitsplatz f€ur Aufnahmen amstehenden Patienten). Die Detektoreingangsdosis beträgt 2,5μGy, ist also mit einem Film-Folien-System der Empfindlich-keitsklasse 400 vergleichbar (Uffmann et al. 2008).

" Vorteile dieser Technik sind:

• Die Verwendung von normalen Kassettenforma-ten: Hierdurch ist ein direkter Austausch der Film-kassetten gegen die Digitalkassetten möglich,ohne dass die Röntgenanlage erneuert oderumgebaut werden muss.

Speicherfolie

Laserstrahl

Spiegel

Speicherfolie

Licht

Schutzschicht

Photomultiplier

Photodetektor

Photodetektor

Photomultiplier

TransparenteTrägerschicht

Empfind-licheSchicht

Abb. 14 SchematischeDarstellung des „Read-out“-Prozesses in der Technik des„dual scanning“. Anders als beimeinfachen Auslesevorgangbesitzen die Lumineszenzfolienhier eine transparenteTrägerschicht, sodass derAuslesevorgang durchPhotomultiplier auf beiden Seitenerfolgen kann

Abb. 15 Ausleseeinheit FCR PROFECT CS der Firma Fujifilm. DasSystem arbeitet mit vier Einsch€uben f€ur unterschiedliche Kassettenfor-mate (Quelle: Fujifilm)

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• Infolge der Signalnormierung resultiert einelineare Absorptionskurve und somit immer einekorrekte „Belichtung“, d. h., Helligkeit und Kont-rast bleiben auch bei größeren Dosisspr€ungenunverändert. Eine direkte Einsparung von Dosisist jedoch von wenigen Ausnahmen abgesehenbei diesen Systemen nicht möglich.

Eine Weiterentwicklung dieser Technik bestand im „dualscanning“ (Abb. 14 und 15). Durch Verwendung eines licht-durchlässigen Trägermaterials ist der Auslesevorgang mittelseines zusätzlichen Photodetektors von beiden Seiten mög-lich, was zu einem besseren Signal-zu-Rausch-Verhältnis undeinem Anstieg der DQE um 40 % f€uhrt (Monnin et al. 2006;Riccardi et al. 2007).

Speicherfolien mit Nadelkristalldetektoren (needle imageplates, NIP) Ein weiterer limitierender Faktor f€ur Bildauf-lösung und Bildqualität besteht in der Lichtstreuung inner-halb der Folie. Um letztere zu reduzieren, verwendet eineweitere Entwicklung der Speicherfolientechnologie anstelleeines pulverförmigen Lumineszenzmaterials Nadelkristalleaus CsBr (Abb. 16 und 17). Hierbei wird das Lumineszenz-licht innerhalb der Kristallnadeln geleitet und so die lateraleLichtdiffusion verringert. Die Detektorschicht ist entspre-chend dicker aufgebaut und erhöht dadurch die Dosiseffi-zienz (DQE) bei gleich bleibender Ortsauflösung. Auch beimAuslesevorgang ergeben sich Vorteile durch das tiefere Ein-dringen des Laserauslesestrahls in die Lumineszenzschicht,was letztlich das Bildrauschen verringert (Fasbender undSchaetzing 2003). Da Konfiguration und Anordnung derKristalle denen der Flachbilddetektoren sehr ähnlich sind,resultiert eine Verbesserung der DQE. Es ergibt sich eineDosiseinsparung von bis zu 50 % gegen€uber den herkömm-

lichen Folien (Fasbender und Schaetzing 2003; Körneret al. 2005).

3.3 Digitale Festkörperdetektoren(Flachbilddetektoren,Flächendetektoren)

Festkörperdetektoren sind feste Bestandteile einer Röntgen-einrichtung. Dies bedeutet, dass der Detektor online entweder€uber Kabel oder drahtlos (WLAN, Bluetooth etc.) mit dem

Abb. 16 Elektronenmikroskopische Bilder von Schnitten durch einepulverförmige (a) und eine Nadelkristalllumineszenzschicht (b). Diebreitere Lichtstreuung in der pulverförmigen Lumineszenzschicht redu-ziert die Bildschärfe. Daher sind die Dicke der Schicht und damit auch

die Quantenabsorption limitiert. Die Nadelkristalle haben dagegen deut-lich weniger Lichtstreuung und eine Absorption. Dies resultiert in einerhöheren Dosiseffizienz. (Quelle: White Paper „Optimizing PatientDose“, Agfa Health Care)

Abb. 17 Ausleseeinheit DX-G der Firma Agfa f€ur Nadelkristallfolienund herkömmliche Lumineszenzfolien

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Bildrechner verbunden ist. Während die Kassetten mit dendigitalen Speicherfolien ähnlich wie bei der Film-Folien-Technik nach der Exposition aus der Kassettenlade heraus-genommen und zum Lesegerät („Reader“) transportiertwerden m€ussen, steht bei der Direktradiographie mitFestkörperdetektoren das Bild in wenigen Sekunden zurVerf€ugung. Es wurden zwei Typen von Flachbilddetektorenentwickelt: solche mit direkter und solche mit indirekter Ener-giekonversion.Bei direkter Energiekonversionwerden dieRönt-genquanten direkt in ein elektrisches Signal umgewandelt, wäh-rend bei indirekter Energiekonversion zunächst Fluoreszenzlichtentsteht, das dann €uber Photodioden in elektrische Signaleumgewandelt wird. BeidenVerfahren ist dannwieder eine aktiveMatrix aus Kondensatoren und D€unnfilmtransistoren (TFTs)

gemein, die aus amorphem Silizium besteht und als Schalterf€ur die Ortskodierung fungiert (Abb. 18).

Detektoren mit indirekter Energiekonversion Die einfal-lenden Röntgenquanten erzeugen in einem Szintillator ausCäsiumjodid oder Gadoliniumoxisulfid sichtbares Licht, dasunter dem Szintillator in einer Matrix aus Photodioden ausamorphem Silizium in elektrische Signale umgewandeltwird. Ein Problem bei diesem Verfahren stellt die Licht-streuung im Szintillator dar, die zur Signalaufspreizung f€uhrtund dadurch die Ortsauflösung negativ beeinflusst. DiesesProblem lässt sich jedoch begrenzen, indem man die Cäsium-jodid(CsJ)-Kristalle nadelförmig gestaltet, sodass sie ähnlichwie Lichtleiter wirken und einen gerichteten Lichttransport

Abb. 19 Signalstärke inAbhängigkeit von derQuantenenergie bei direkterEnergiekonversion mit amorphemSelen (Se) und indirekterKonversion bei Cäsiumjodid(CsJ) und Gadoliniumoxisulfid(Gd2O2S). Es wird deutlich, dassdie Detektoren im KV-Bereich derSkelettdiagnostik eine bessereSignalausbeute haben, währendder Selendetektor imWeichstrahlbereich derMammographie €uberlegen ist

143 µm

Trixell Detektor (Siemens / Philips)-Kenndaten -

Indirekt amorphes SiliziumDetektortyp

400 – 800 Empfindlichkeit

16384 (14 bit)Graustufen

143 (3.5 lp/mm)Pixelgröße [µm] (MÜF)

9 MioPixels

43 x 43Aktives Format [cm]

Aktive Matrix

Abb. 18 Darstellung der aktivenMatrix und der Kerndaten einesDetektors mit indirekterKonversion

Digitale Radiographie – Geräte und Methoden 11

ermöglichen. Systeme mit indirekter Konversion (optodirek-te Systeme) weisen die höchste Quanteneffizienz aller digi-talen Detektoren im Bereich der Skelettradiologie (55–70KV) auf (Abb. 19). Bei 70 KV beträgt die DQE bis zu65 %. Die f€ur posteroanteriore Thoraxaufnahmen erforderli-che Detektoreingangsdosis liegt bei 1–1,5 μGy, was einemvergleichbaren Dosisbedarf eines Film-Folien-Systems derEmpfindlichkeitsklasse 800 entspricht.

Detektoren mit direkter Energiekonversion Beim direk-ten Verfahren entfällt der Zwischenschritt der Lichtumwand-lung. In der Konverterschicht aus amorphem Selen mit einerDicke von 500 μm werden durch Absorption von Röntgen-strahlung direkt elektrische Ladungen generiert. Der prinzi-pielle Aufbau eines solchen Detektors ist in Abb. 20 darge-stellt.

Eine angelegte Hochspannung bewirkt die Trennung derdurch Röntgenstrahlung erzeugten Elektronenlochpaare.Unter der Selenschicht befindet sich eine Matrix von Sam-melelektroden, welche die individuellen Pixel definieren.Unter jeder Elektrode befinden sich ein Kondensator zurLadungsspeicherung und ein Schalttransistor zum Auslesen.Die DQE der Systeme mit direkter Konversion (elektrodirek-te Systeme) ist in diesem Bereich niedriger, im Bereich von20–30 KV jedoch höher. Zudem haben diese Systeme denVorteil eines höheren Signals bei kleinen Hochkontraststruktu-

ren und bieten sich daher besonders f€ur die digitale Mammo-graphie an. Sie fanden aber auch (trotz der imHartstrahlbereichung€unstigeren DQE) in automatischen ThoraxarbeitsplätzenVerwendung.

Die ersten Vertreter von Direktdetektoren in der Radiolo-gie waren CCD-Systeme („charged coupled device“). Da dasFormat des CCD-Chips nur 2–4 cm2 beträgt, muss das Auf-nahmeformat mit einer Linsen- oder Fiberglasoptik entspre-chend verkleinert werden, was zu einer erheblichen Einbußean Dosiseffizienz und Bildqualität f€uhrt. Alternativ werdenCCD-Chips linear angeordnet und das Bild sequenziell ausVollformatzeilen zusammengesetzt (Slot-Scan-Verfahren).Durch diese Schlitztechnik wird die Streustrahlung so starkreduziert, dass auf ein Raster verzichtet werden kann. Diedadurch eingesparte Dosis kompensiert weitestgehend dieniedrigere DQE der CCD-Technologie (Samei und Flynn2003).

" Die Vorteile von Direktdetektoren gegen€uber denSpeicherfoliensystemen liegen in der höheren Dosi-seffizienz (zumindest bei den pulverbeschichtetenSpeicherfolien) und in der Schnelligkeit der Verfah-ren, die das aufgenommene Bild in wenigen Sekun-den präsentiert, die Überwachung kritischer Patienten

Abb. 20 Schematische Darstellung der Funktionsweise von Flächendetektoren mit indirekter (links) und direkter (rechts) Energiekonversion. (Aus:Spahn et al. 2003)

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erleichtert und eine höhere Untersuchungsfrequenzermöglicht (Abb. 21).

Inzwischen gibt es auch mobile Geräte mit einem trans-portablen Detektor, der entweder per Kabel oder per Funk dieBilddaten €uberträgt und somit bei Aufnahmen im Operations-saal oder auf der Intensivstation die Bildinformation direktnach der Exposition der Aufnahme zur Verf€ugung stellt. Demgegen€uber stehen höhere Anschaffungskosten (Faktor 3–4).

Flachbilddetektoren für die Durchleuchtung (Fluorosko-pie) und Angiographie (DSA) Die Flachbilddetektortech-nologie besitzt auch gegen€uber dem Bildverstärker Vorteileund hat diesen in den neuen Angiographieanlagen verdrängt.Je nach Einsatzgebiet (interventionelle Radiologie, Neurora-diologie, Kardiologie) werden Detektoren in unterschiedli-chen Größen als Ein- oder Zwei-Ebenen-Anlagen angeboten.

Wie bei der statischen Radiographie gibt es bei den Flach-bilddetektoren f€ur die Angiographie und Fluoroskopie De-tektortypen mit indirekter und direkter Konversion der Rönt-genstrahlung, wie sie oben bereits beschrieben wurden. F€urdas bei der Angiographie und Fluoroskopie verwendeteRöntgenspektrum hat Cäsiumjodid (CsJ) als Absorbermate-rial wegen der höheren Ordnungszahl der beteiligten Mate-rialien erhebliche Vorteile gegen€uber Selen. Dies bedeuteteine höhere DQE und resultiert in einem besseren Signal-Rausch-Abstand. Die technischen Anforderungen an Flach-bilddetektoren f€ur dynamische Anwendungen sind deutlichhöher als die in der Radiographie. Insbesondere stellen dieAnforderungen bei DSA, Zwei-Ebenen-Röntgenbetrieb undFluoroskopie bez€uglich möglichst niedriger Dosen besondereHerausforderungen an die DQE, die Bildauslesegeschwin-digkeit und das zeitliche Verhalten von dynamischen Flach-bilddetektoren dar. Eines der Hauptprobleme ist der Auslese-vorgang: Er sollte möglichst kurz gehalten werden, umBewegungsunschärfen bei der Durchleuchtung zu vermei-den. Der Auslesevorgang, insbesondere die zur Verf€ugung

stehende Zeit, nimmt jedoch Einfluss auf die DQE. Die Pixel-größen liegen zwischen 150 und 200 μm. Die Bildfrequenzenreichen vom Einzelbild bis zu 60 Bildern/s (Kinderkardiolo-gie). Die neueste Entwicklung der Detektoren verwendetkristallines Silizium, das gegen€uber amorphem Silzium auf-grund der geordneten Strukturen (Kristallgitter) deutlichempfindlicher ist. Hiermit sollen DQE-Werte von bis zu77 % erzielt werden, was wiederum zu einer weiteren Dosis-reduktion genutzt werden kann.

" Gegen€uber konventionellen Röntgenbildverstär-kern bieten die Flachbilddetektoren technische Vor-teile (Spahn et al. 2003):

• Homogene Bildqualität €uber die gesamte Bild-fläche (Verzeichnungsfreiheit, unabhängig vomErdmagnetfeld)

• Bessere Darstellung im Hochkontrast (z. B. Kathe-terspitzen, F€uhrungsdrähte)

• Höherer linearer Dynamikbereich (C-Bogen-CT)• Besseres Übertragungsverhalten von Kontrastun-

terschieden (höhere MTF)• Höhere DQE• Quadratische oder rechteckige Geometrie der

röntgensensitiven Fläche (Vorteile bei 3D-Rekon-struktionen)

• Geringes Volumen und dadurch g€unstige räum-liche Einbaubedingungen (Abb. 22)

• Einsetzbarkeit in Umgebung mit starken magne-tischen Feldern (magnetische Navigation)

C-Bogen-CT (Flachdetektor-CT) Erste Berichte und Ver-suche, Projektionsdaten €uber 180� plus Fächerstrahlwinkelzu akquirieren, gehen auf die Zeit zwischen 1997 und 2001zur€uck (El-Sheik et al. 2001; Fahrig et al. 1997). Sie wurden

Abb. 21 Flächendetektor (Trixell) im Arbeitsplatz Axiom Aristos der Firma Siemens. Die Vorteile der Direktradiographie sind erkennbar: Das Bilderscheint wenige Sekunden nach der Exposition auf dem Monitor

Digitale Radiographie – Geräte und Methoden 13

Abb. 23 a Bild aus einer Rotationsangiographie der A. carotis interna. b 3D-Rekonstruktion mit Darstellung eines kleinen Aneurysmas (Pfeil)

Abb. 22 C-Bogen-Angiographieanlage mitFlächendetektor (Axiom Artis derFirma Siemens). Die räumlichenAbmessungen des Detektors sindgering

Abb. 24 UmschriebeneHirnblutung in derkonventionellen CT (a) und in derC-Bogen-CT (b). Die Bildqualitätder C-Bogen-CT ist mit der CTpraktisch identisch. (Aus:Struffert und Doerfler 2009)

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mit C-Bogen-Systemen durchgef€uhrt, die mit herkömmli-chen Bildverstärkern ausgestattet waren. Eine geringereDynamik, Bildverzerrungen und eventuelle Störungen durchMagnetfelder während der Rotationsbewegung limitieren dieLeistung der Bildverstärker als Detektoren f€ur CT-Systemeund verhindern ihre Verwendung f€ur klassische CT-artigeAnwendungen wie die Bildgebung von Weichgewebestruk-turen (Bruijns et al. 2002). Daher wurden bildverstärkerba-sierte Systeme nur f€ur Hochkontrastaufnahmen und die sogenannte 3D-Rotationsangiographie (3D-DSA) verwendet(Baba et al. 2002; El-Sheik et al. 2001; Fahrig et al. 1997;Linsenmaier et al. 2002). Es ist davon auszugehen, dass dieseSysteme nach und nach durch FD-basierte C-Bogen-CT-Sys-teme ersetzt werden (Abb. 23), da sie eine größere Dosisef-fizienz und eine bessere Bildqualität bieten.

Die Anfertigung von 3D-DSA-Bildern mittels FD-CT wäh-rend eines interventionellen Eingriffs ist bereits weit verbreitet(Becker et al. 2009; Huppert et al. 2009; Struffert und Doerfler2009). Die FD-Technologie besitzt gegen€uber BV-basiertenSystemen eine deutlich bessere Weichteilbildgebung, sodassder Spiral-CT ähnliche Bilder entstehen (Abb. 24).

Die FD-CT wird auch als Kegelstrahl-CT („Cone-Beam“-CT) bezeichnet. Sie erfordert wegen der starken Divergenzder lateralen Strahlen spezielle Bildrekonstruktionsverfahren.Die Rekonstruktionsmethode der Wahl ist der so genannteFeldkamp-Algorithmus (Feldkamp et al. 1984). Im Prinzipkann eine hohe Bildqualität nur f€ur die dem Zentralstrahlentsprechende zentrale Schicht gesichert werden. Die Bild-qualität nimmt f€ur Regionen außerhalb der zentralen Schichtab, und Artefakte nehmen mit zunehmender Entfernung vonder zentralen Schicht zu. Diese Artefakte werden allgemeinKegelstrahlartefakte (Kalender 2005) genannt. Um sie zuvermeiden, sind exakte Rekonstruktionsalgorithmen notwen-dig, die generell berechnungsaufwändig und derzeit nochnicht praxisrelevant sind, deren Einsatz jedoch durchFortschritte in der Computertechnik zunehmend realisti-scher wird.

4 Digitale Bildbearbeitung

Das vom Detektor gelieferte Rohbild ist f€ur eine Darstellungunzureichend. Artefakte m€ussen beseitigt und die Bildinfor-mation zu einer qualitativ hochwertigen Aufnahme aufberei-tet werden. Hierzu sind robuste Programme notwendig, dieorganadaptiert konstante Helligkeit und Kontrast liefern(Abb. 25).

Bei Flächendetektoren besteht ein Problem darin, dass dieKristalle keine einheitliche Länge (Toleranzen bei Produk-tion) besitzen und aus diesem Grund, aber auch bedingt durchandere Fehler, unterschiedliche Signalstärken liefern. Diese„distracting effects“ werden durch „flat fielding“ beseitigt.Hierbei werden alle Pixel mit individuellen Korrekturfakto-ren belegt. „Offset effects“ der Pixel werden mit „dark fieldimages“ (= Bilddatenakquisition ohne Strahlung) erfasst undebenfalls korrigiert. Unterschiede in der Pixelsensitivität undVariationen in der Signalverstärkung der Pixel lassen sich mit„flood field images“ (= Bilddatenakquisition mit konstanterhomogener Strahlung €uber die gesamte Detektorfläche) kor-rigieren. Die größte Herausforderung f€ur die Image-Proces-sing-Software besteht in der Identifikation derjenigen Pixel,die einer Korrektur bed€urfen (Rowlands und Yorkston 2000).Nichtfunktionierende Pixel sind (durch entsprechendeGrenzwerte im „offset“ und „gain“) leicht zu identifizieren,indem man die vorbeschriebenen Maßnahmen anwendet.Partiell arbeitende Pixel oder solche mit nichtlinearemAnsprechen werden durch diese Methoden nicht erfasst.Werden andererseits die Grenzwerte f€ur „offset“ und „gain“zu eng gesetzt, werden normal arbeitende Pixel fälschlicher-weise als defekt erkannt. Eine weitere sehr verbreiteteMethode zur Beseitigung der „bad lines“ (= Linienartefakte)oder des Salz- und Pfefferrauschens bei Pixeldefekten ist derMedian-Filter (Dougherty und Astola 1994). Hierbei wird derdefekte Pixelwert mit dem Median der Nachbarpixelwerteersetzt.

Abb. 25 Einfluss derBildbearbeitung auf dieDarstellung. a Rohdatenbild einerCR/DR-Anlage diagnostisch nichtverwertbar. b Nach Bearbeitungmit der Software MUSICA 2 derFirma Agfa. Knochen- undWeichteilkontraste sind optimaldargestellt

Digitale Radiographie – Geräte und Methoden 15

4.1 Frequenzfilterung

Die digitale Bildbearbeitung wird zum einen eingesetzt, umdie nominell geringere Ortsauflösung digitaler Systeme zukompensieren (MTF-Restoration), zum anderen, um dieintrinsischen Vorteile der digitalen Detektoren zu nutzen. Sowird z. B. bei Thoraxaufnahmen durch eine digitaleReduktion des Dynamikumfangs (dynamic range reduction,DRR, oder dynamic range compression, DRC) erreicht, dassbei unverändert gutem Kontrast im Bereich der Lunge eineverbesserte Transparenz und ein verbesserter Kontrast imMediastinum entstehen (31). Damit kann der inhärente Nach-teil der konventionellen Radiographie – das reziproke Ver-hältnis von Kontrast und Dynamikumfang – durchbrochenwerden. Zusätzlich entsteht durch geeignete Filterung derEffekt einer lokalen Kontrastanhebung, was die Erkennbar-keit von Strukturen mit niedrigem Kontrast erleichtert,jedoch die Bildcharakteristik gegen€uber konventionellenRöntgenbildern stärker abweichen lässt. Aus diesem Grundsollten derartige Verfahren zur lokalen Kontrasterhebungoder Strukturbetonung (Frequenzmodulation) in der Regelzur€uckhaltend angewendet werden.

Prinzipiell werden f€ur Flat-Panel-Detektoren die gleichenBildverarbeitungsalgorithmen verwendet wie f€ur Speicher-foliensysteme. Es finden sich aber herstellerabhängige Unter-schiede, die sich auf Bezeichnungen und Standards, aberauch die dahinter liegenden Filterungen beziehen. Nun istes gerade in der Thoraxradiographie wichtig, die Bildverar-beitung unterschiedlicher Bildsysteme und Hersteller aufein-ander abzustimmen, sollten diese in einem Mischbetriebnebeneinander laufen, um die Beurteilung von Verlaufskon-trollen nicht zu beeinträchtigen. In Geräten mit unscharferMaskenfilterung sollten ein großer Filterkernel zur Dynamik-kompression und Harmonisierung und nur ein geringer Ge-wichtungsfaktor (0,5) gewählt werden. DRC-, DRR- odervergleichbare Algorithmen sind meist nicht so anfällig f€urFehlverarbeitung wie kantenbetonende Filter. Gerade Letz-tere können den Bildcharakter verfälschen (zu starke Beto-nung vaskulärer Strukturen) und dann Fleck- oder Flächen-schatten maskieren.

4.2 Multifrequenzfilterungen

Multifrequenzfilterungen werden heute von vielen Herstel-lern angeboten (multiscale image contrast amplification,MUSICA, von Agfa; UNIQUE von Philips; multiobjektivefrequency processing, MFP, von Fuji). Es sind komplexeBildbearbeitungsverfahren, die eine Kontrastanhebung unterBer€ucksichtigung des Ausgangskontrastes und der Größe desbetreffenden Objektes (Ortsfrequenzzusammensetzung) er-möglichen (Hoeppner et al. 2002; Stahl et al. 1999, 2000;Vano et al. 2005). Durch geeignete Wahl der Filterparameter

können Strukturen mit niedrigem Kontrast (im Originalbildschwer erkennbar) angehoben und Strukturen mit hohemKontrast (im Originalbild gut erkennbar) im Kontrast ent-sprechend reduziert werden (Schaefer-Prokop et al. 2003).Das niedrigere Bildrauschen der Direktradiographie ermög-licht durch Multifrequenzfilterungen eine Optimierung derDarstellung auch kleinster oder kontrastarmer Strukturenohne Limitation der Auflösung durch €uberlagerndes Bildrau-schen (Dencker et al. 2000).

4.3 Zweispektrenradiographie(Energiesubtraktion) und temporaleSubtraktion

F€ur die Energiesubtraktion wurden zwei unterschiedlicheTechniken entwickelt: die Single-Exposure-Dual-Detector-Technik und die Dual-Exposure-Single-Detector-Technik.

4.4 Single-Exposure-Dual-Detector-Technik

Bei der Single-Exposure-Dual-Detector-Technik erfolgt nureine Exposition auf zwei hintereinander positionierte Detek-toren, die durch einen Filter (Cu) getrennt sind. So entstehteine Aufnahme mit einem ungefilterten Spektrum und einementsprechenden Anteil niederenergetischer Quanten und einemit einem aufgehärteten Spektrum, bei dem die höherener-getischen Quanten €uberwiegen.

4.5 Dual-Exposure-Single-Detector-Technik

Bei der Dual-Exposure-Single-Detector-Technik wird nur einDetektor benötigt. Es erfolgen zwei Expositionen mit einerRöhrenspannung von 120 KV und einer einem 400er-Systementsprechenden Dosis sowie mit 60 KV und einer einem1000er-System entsprechenden Dosis. Eingesetzt wurdediese Technik bei Thoraxuntersuchungen zur Detektion undCharakterisierung von kalzifizierenden Herden (Fischbachet al. 2002; Kelcz et al. 1994; Ricke et al. 2003). Wenngleichsich diagnostische Vorteile gegen€uber der einfachen Thorax-aufnahme ergaben, konnte sich diese Technik bis heute in derRoutine nicht durchsetzen, da das Hauptproblem der Dia-gnostik von Lungenrundherden, nämlich die Unterscheidungin benigne und maligne, nicht möglich war.

Die temporale Subtraktion wurde zur Beurteilung neuaufgetretener Läsionen bzw. im Intervall aufgetretener Verän-derungen eingesetzt und beruht auf dem direkten Vergleichmit Voraufnahmen (Ricke et al. 2001). Nach Einsatz speziellentwickelter Software-Algorithmen zur möglichst artefakt-freien Subtraktion („iterative image warping“) stellen sich

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Intervallveränderungen auf dem Differenzbild als dunkle(Zunahme) oder helle Flecken (Abnahme) dar.

" Die temporale Subtraktion erwies sich als vorteilhaftin der Detektion einzelner fokaler Läsionen und vonmultifokalen flauen fleckigen Veränderungen sowiein der Verlaufskontrolle flächenhafter Veränderun-gen (Kakeda et al. 2002; Tsubamato et al. 2002).Kontrastarme Läsionen und Läsionen in verdeckterLokalisation (z. B. infraklavikulär) waren mit dieserTechnik besser zu diagnostizieren.

5 Bildkommunikation und Archiv

Ein weiterer Vorteil der digitalen Bildtechnik besteht in derTatsache, dass digitale Datensätze €uber entsprechende Daten-leitungen transportiert werden können. Das weltweite Stan-darddatenformat ist DICOM (Diagnostic Imaging and Com-munication). Die Übertragungsgeschwindigkeit hängt dabeivon der Bandbreite des Datennetzes ab. Es ist leicht vorstell-bar, dass der Transport bei konventionellen Filmen an perso-nelle Ressourcen gebunden ist und dass diese Ressourcenheute in den Krankenhäusern nicht mehr zur Verf€ugung ste-hen. Dies f€uhrt spätestens während der Bereitschaftsdienstezu Konflikten. Noch aufwändiger ist der Bildtransport inForm von „Röntgent€uten“ zwischen verschiedenen Institutenoder Krankenhäusern per Post, Kfz oder öffentlichen Ver-kehrsmitteln. Daher ist die Bild€ubertragung per Datennetzvon der bildgebenden Modalität zum anfordernden Arzt dieeinzig sinnvolle Lösung f€ur einen effizienten Arbeitsfluss.Dies hat zu einem Ausbau lokaler Datennetze in Klinikenund Praxen gef€uhrt. Regionale Netze, die patientenversor-gende Institutionen verbinden, existieren ebenfalls und wer-den ständig weiterentwickelt.

Ähnlich verhält es sich mit der Archivierung der Bilder.F€ur die konventionellen Filme mussten tonnenschwere Ar-chivsysteme mit erheblichem Raumbedarf gebaut werden.Bedenkt man, dass sich durch die rapide Weiterentwicklungim Bereich CT und MRT die Anzahl der Einzelbilder um denFaktor 10–100 vermehrt hat, dann ist es leicht zu verstehen,dass weder Geldmittel f€ur Filme noch Räume f€ur die wach-senden Archive zur Verf€ugung stehen. Das digitale Archivnimmt im Vergleich zur konventionellen Technik nur einenkleinen Bruchteil dieses Raumes ein. Die anfänglich hohenKosten f€ur Speichermedien sind längst so stark gesunken,dass ein Vergleich immer zugunsten des digitalen Archivsausfällt. Der wahre Fortschritt f€ur den Arzt ergibt sich aus derTatsache, dass die Bilder im digitalen Archiv alphanumerischsortiert zur Verf€ugung stehen und von dort aus jederzeitabrufbar sind. Das zeitaufwändige Suchen von „Röntgent€u-ten“ z. B. f€ur eine Operation – die Krux fr€uherer Tage –

entfällt.

F€ur die radiologischen bildgebenden Verfahren wurdenspezielle „Picture Archive and Communication Systems“(PACS) entwickelt. Diese sollen außer der Bildkommunika-tion und -archivierung auch den Arbeitsfluss in einem radio-logischen Institut unterst€utzen. Dies bedeutet, dass ein sol-ches PACS mehr können muss als nur die von den einzelnenModalitäten generierten Bilddaten zu speichern, zu archivie-ren und zu verteilen. Vielmehr ist die Verbindung und Kom-munikation mit dem Radiologieinformationssystem (RIS)bzw. dem Krankenhausinformationssystem gefragt. DieKommunikation mit RIS und KIS erfolgt €uber eine HL7-Schnittstelle, während die Verbindung zu den Modalitäten€uber spezielle DICOM-Protokolle erfolgt (Kap. ▶Kanken-hausinformationssysteme: Ziele, Nutzen, Topologie, Aus-wahl). In der Regel entwickelt sich der Arbeitsfluss in fol-gender Weise:

Beispiel 1: Ambulanter Patient im Krankenhaus oder Patientin niedergelassener Praxisa. Erster Kontakt des Patienten ist die zentrale Aufnahme.

Hier werden die Stammdaten erfasst und vom KIS andas RIS €ubergeben. Im Falle der Praxis erfolgt dieAufnahme der Stammdaten unmittelbar im RIS.

b. Im RIS wird der Radiologieauftrag generiert und €uberden DICOM-Worklist-Server an die entsprechendeModalität €ubergeben, wo er in der Worklist erscheint.Je nach System und Konfiguration erfolgt auch einPrefetching-Auftrag an den Archivserver zur Bereit-stellung entsprechender Voraufnahmen des zu untersu-chenden Patienten.

c. An der Modalität werden automatisch die Stammdaten€ubergeben, sodass die Untersuchung durchgef€uhrtwerden kann.

d. Nach Abschluss der Untersuchung werden die erstell-ten Bilder ans PACS, die Untersuchungsdaten ans RISgesandt.

e. Die Workstation des befundenden Arztes besteht in derRegel aus drei Monitoren. Zwei f€ur die Bildbetrachtungund einer f€ur die RIS-Daten. Sie ermöglicht somit dieBildanalyse der im PACS gespeicherten Bilder wieauch den Zugriff auf die Untersuchungsdaten undetwaige Vorbefunde. Weitere „add ons“ sind digitalesDiktat und Spracherkennung, die ebenfalls im RISimplementiert sind.

f. Bilder und Befunde können auf einer CD/DVD gespei-chert und dem Patienten mitgegeben werden. Auch sogenannte Hard Copies auf Film oder Papier könnenerstellt werden.

g. Die Speicherung der Bilder erfolgt zunächst im PACS-Server, wo sie eine den speziellen Bed€urfnissen ent-sprechende Zeit (z. B. 3–5 Jahre) vorgehalten werden.Gleichzeitig werden sie in ein Langzeitarchiv €uber-schrieben und dort in Form eines komprimierten

Digitale Radiographie – Geräte und Methoden 17

Datensatzes abgelegt. Bilddaten und Befunde könnenauch im PACS mit den Bildern abgespeichert werden.Die jeweiligen Originale sind jedoch auch im RIShinterlegt.

Beispiel 2: Stationärer KrankenhauspatientHier erfolgt bei vorhandenen Stammdaten die Anmeldung€uber ein so genanntes Order Entry Modul im KIS. DieDaten werden an das RIS €ubergeben, wo sie eingesehenwerden können. An dieser Schnittstelle besteht die Mög-lichkeit, den Auftrag zu bestätigen und freizugeben oderzur€uckzuweisen, wenn es die Umstände (Indikation, feh-lende Laborwerte etc.) erfordern. Ist der Auftrag freigege-ben, ergibt sich die gleiche Reihenfolge wie im Beispiel 1ab Schritt b.

Nach Abschluss der Untersuchung und Freigabe derBefunde werden diese vom RIS ans KIS zur Aufnahme indie elektronische Patientenakte €ubergeben. Dort werdenSie mit den €ubrigen Patientendaten (Labor, OP-Berichte,Ambulanz- und Entlassungsbriefe etc.) archiviert.

5.1 Telekommunikation, Telekonsil undTeleradiologie

F€ur den Transport der digitalen Bilder von einem Dienstleis-ter des Gesundheitssystem zu einem anderen an einem ande-ren Ort, z. B. Praxis zu Krankenhaus, Krankenhaus zu Pra-xis, Praxis zu Praxis oder Krankenhaus zu Krankenhaus,ergeben sich grundsätzlich drei Möglichkeiten, die je nachDringlichkeit und Verf€ugbarkeit zum Einsatz kommen:

1. Per Postversandt2. Transpot per Taxi oder per öffentlichem Verkehrsmittel3. Transport per Datenleitung.

Hierbei ist klar, dass der Transport per Datenleitung dieschnellste Variante darstellt, zumal bei den beiden erstge-nannten Möglichkeiten absenderseitig Zeiten f€ur das Erstel-len eines Datenträgers (meist CD oder DVD) mit den ent-sprechenden Bildkopien und empfängerseitig f€ur dasEinlesen der Bilder in das PACS des Empfängers hinzukommen.

F€ur den Datentransport werden häufig feste Datenleitun-gen (VPN) zwischen den Partnern verwendet. Je nach Orga-nisationsstruktur und Workflow kann die Kommunikationentweder €uber einen Sendebefehl von A nach B und/odereine Retrieve-Funktion von B mit Zugriff auf das Archiv vonA erfolgen. Die Sendefunktion ist die am häufigsten ange-wendete Möglichkeit und unabhängig von der Organisations-form. Einrichtungen mit mehreren Standorten, aber einer

einheitlichen Organisation verf€ugen meist €uber ein zentralesBildarchiv, auf das dann von den einzelnen Standorten zuge-griffen werden kann.

Das grundsätzliche Problem von Standleitungen bestehtdarin, dass sie jeweils nur zwei Standorte miteinander ver-binden. Will ein Institut mit mehreren Partnern eine Bild-kommunikation betreiben, m€ussen f€ur jeden dieser Partnereigene Leitungen eingerichtet werden. Die mit der Verwal-tung, Miete und Pflege verbundenen Kosten summieren sichentsprechend. Um f€ur dieses Problem eine flexible und kos-teng€unstige Lösung zu schaffen, wurde im Jahr 2010 einDICOM-Mail-System entwickelt, welches das allseits akzep-tierte Internet als Kommunikationsnetz nutzt. Ziel war dieEtablierung eines offenen und hersteller€ubergreifenden tele-radiologischen Netzwerkes zum Austausch medizinischerDaten unter Verwendung bestehender Infrastrukturen. DieKommunikation basiert auf der Teleradiologie-Standard-empfehlung (Weisser et al.) der Arbeitsgemeinschaft Infor-mationstechnologie (AGIT) der Deutschen Röntgengesell-schaft. Diese regelt detailliert, wie auf Basis von Standard-E-Mails verschl€usselte Bild- oder andere Informationen kom-muniziert werden können. Verschiedene Mechanismen erlau-ben es, eine automatisierte Verarbeitung dieser E-Mails vor-zunehmen. Die €ubertragenen Bilddaten können damitvollautomatisch dem Bildverarbeitungsworkflow auf derEmpfängerseite zugef€uhrt werden. Verschickt z. B. ein Teil-nehmer Daten aus seinem PACS per DICOM-E-Mail, werdendiese beim Empfänger entpackt und entschl€usselt sowie indessen PACS importiert und angezeigt. Je nach Konfigura-tionsmöglichkeiten des PACS können dem PACS-ImportMaßnahmen der Qualitätssicherung vorgeschaltet werden,wie dies beispielsweise häufig beim Import von PatientenCDs durchgef€uhrt wird. Beim Versenden der Transferdatenwird eine asynchrone Verschl€usselung (Public-Key-Verfah-ren) verwendet. Grundlage hierf€ur sind spezielle Verschl€us-selungszertifikate. Diese haben zwei Anteile, einen privatenund einen öffentlichen. Der private Anteil ist beim jeweiligenNutzer gespeichert. Verwaltung und Verteilung der öffent-lichen Zertifikatanteile €ubernimmt in der Regel ein Schl€ussel-server, der alle Zertifikate speichert und auf Nachfrage ent-sprechend freigibt.

Teleradiologieverbund Ruhr Um dieses Prinzip in die Pra-xis umzusetzen und damit in den klinischen Alltag einzu-f€uhren, wurde 2010 der Teleradiologieverband Ruhr (heuteWestdeutscher Teleradiologieverband) gegr€undet. Nach einerersten kurzen und positiven Testphase mit vier Universitäts-kliniken der Ruhr-Universität Bochum folgte im Jahr 2011eine weitere Testphase mit 35 teilnehmenden Instituten zurEliminierung restlicher technischer Probleme und ab demJahr 2012 die kommerzielle Nutzung. Es ergeben sich fol-gende Hauptanwendungen:

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• Ersatz des Postversandes oder des Transportes per Taxibzw. per öffentlichen Verkehrsmitteln

• Bereitstellung von Voruntersuchungen• Einholen von Zweitmeinungen (Telekonsil) zur Diagnose

und Therapie• Verlegung von Patienten in Spezialkliniken und -abteilun-

gen (z. B. Unfallchirurgie, Neurochirurgie)• Teleradiologie nach der Röntgenverordnung (Radiologie

im Bereitschaftsdienst, Urlaubs- und Krankheitsvertretun-gen)

• Genderfreundliche Arbeitsplätze (heimbasierte Worksta-tion zur Befunderstellung und -korrektur)

• Bildkommunikation in medizinischen Versorgungsnet-zwerken (Schlaganfallnetzwerk, Traumanetzwerk)

• Multizentrische wissenschaftliche Studien mit zentralerAuswertung von radiologischen Bilddaten.

Derzeit sind 170 Institute in Kliniken und niedergelasse-nen Praxen dem Teleradiologieverband angeschlossen. Sieprofitieren von einer schnellen und kosteng€unstigen Bild-kommunikation in einer Region mit hoher Bevölkerungs-dichte, vielen medizinischen Leistungsanbietern und hoherPatientenfluktuation (Arztwechsel, Überweisung zu Spezia-listen etc.). Insgesamt leistet das System bzw. auch der Tele-radiologieverband einen wichtigen Beitrag zu einer schnellenInformation €uber wichtige Patientendaten sowie zur Vermei-dung redundanter Untersuchungen und der damit verbunde-nen Strahlenexposition wie auch der entsprechenden Kosten.

Literatur

Baba R, Konno Y, Ueda K et al (2002) Comparison of flat-panel detectorand image-intensifier detector for cone-beam CT. Comput MedImaging Graph 26:153–158

Becker HC, Meissner O, Waggershauser T (2009) C-Bogen-CT-un-terst€utzte 3D-Navigation perkutaner Interventionen. Radiologe49:852–855

Bruijns TJC, Bastiaens RJM, Hoornaert B et al (2002) Image quality of alarge-area dynamic flat detector: comparison with a state-of-the-artII/TV system. Proc SPIE 4682:332–343

Busch HP, Faulkner K (2005) Image quality and dose management indigital radiography: a new paradigm for optimization. Radiat ProtDosimetry 117:143–147

Busch HP, Busch S, Decker C, Schilz C (2003) Bildqualität und Dosis inder Digitalen Projektionsradiographie. RöFo 175:32–37

Dencker E, Stahl M, Dippels S et al (2000) Nonlinear multiscale pro-cessing in digital chest radiography: results of a patient study withsimulated chest lesions. Eur Radiol 10 [Suppl 2]: abstr 1319

Dobbins JT, Samei E, Chotas HG, Warp RJ, Baydush AH, Floyd CE Jr,Ravin CE (2003) Chest radiography: optimization of X-ray spectrumfor cesium Iodide – amorphous silicon flat-panel detector. Radiology226:221–230

Dougherty ER, Astola J (1994) An introduction to nonlinear imageprocessing. SPIE, Bellingham (Washington DC)

Dragusin O, Breisch R, Bokou C, Beissel CJ (2010) Does a flat paneldetector reduceTHE patient radiation dose in interventional cardio-logy? Radiat Prot Dosim: 1–5

El-Sheik M, Heverhagen JT, Alfke H et al (2001) Multiplanar reconst-ructions and three-dimensional imaging (computed rotational osteo-graphy) of complex fractures by using a C-arm system: initial results.Radiology 221:843–849

Fahrig R, Fox S, Lownie S et al (1997) Use of a C-arm system togenerate true 3D computed rotational angiograms: preliminaryin vitro and in vivo results. Am J Neuroradiol 18:1507–1514

Fasbender R, Schaetzing R (2003) New computed radiography techno-logies in digital radiography. Radiologe 43:367–373

Feldkamp LA, Davis LC, Kress JW (1984) Practical cone-beam algo-rithm. J Opt Soc Am A 1:612–619

Fischbach F, Freund T, Röttgen R, Engert U, Felix R, Ricke J (2002)Dual-energy chest radiography with a flat-panel digital detector:revealing calcified chest abnormalities. AJR 181:1519–1524

Grampp S, Czerny C, Krestan C, Henk C, Heiner L, Imhof H (2003)Flachbilddetektorsysteme in der Skelettradiologie. Radiologe43:362–366

Hoeppner S, Maack I, Neitzel U, Stahl M (2002) Equalized contrastdisplay processing for digital radiography. Proc SPIE 4681:617–625

Honey ID, Mackenzie A, Evans DS (2005) Investigation of optimumenergies for chest imaging using film-screen and computed radio-graphy. Br J Radiol 78:422–427

Huppert P, Firlbeck G, Meissner OA, Wietholtz H (2009) C-Arm-CT beider Chemoembolisation von Lebertumoren. Radiologe 49:830–836

Kakeda S, Nakamura K, Kamada K et al (2002) Improved detection oflung nodules by using a temporal subtraction technique. Radiology224:145–151

Kalender WA (2003) Der Einsatz von Flachbilddetektoren f€ur dieCT-Bildgebung. Radiologe 43:379–387

Kalender WA (2005) Computed tomography. Fundamentals, systemtechnology, image quality, applications. Publicis, Erlangen

Kelcz F, Zink FE, Peppler WW, Kruger DG, Ergun DL, Mistretta CA(1994) Conventional chest radiography vs dual-energy computedradiography in the detection and characterization of pulmonarynodules. AJR: 271–278

Körner M, Wirth S, Treitl M et al (2005) Initial clinical results with anew needle screen storage phosphor system in chest radiograms.Röfo 177:1491–1496

Kyriakou Y, Struffert T, Dörfler A, Kalender WA (2009) Grundlagen derFlachdetektor-CT (FD-CT). Radiologe 49:811–819

Linsenmaier U, Rock C, Euler E et al (2002) Three-dimensional CTwitha modified C-arm image intensifier: feasibility. Radiology224:286–292

Loose R, Wucherer M (2007) Occupational exposure to radiation.Radiologe 47:27–40

Ludewig E, Hirsch W, Bosch B, Gäbler K, Sorge I, Succow D,Werrmann A, Gosch D (2010) Untersuchungen zur Qualität vonThoraxaufnahmen bei Katzen mit einem auf einer Nadelstrukturbasierenden Speicherfoliensystem – Modelluntersuchungen zurBewertung der Bildqualität bei Neugeborenen. RöFo 182:122–132

Monnin P, Holzer Z, Wolf R et al (2006) Influence of cassette type on theDQE of CR systems. Med Phys 33:3637–3639

New PFJ, Scott WR (1975) Computed tomography of the brain andorbit. Williams and Williams, Baltimore

Prokop M, Schaefer-Prokop CM (1997) Digital image processing. EurRadiol [Suppl 3]: 73–82

Riccardi L, Cauzzo MC, Fabbris R et al (2007) Comparison between abuilt-in „dual side“ chest imaging device and a standard „single side“CR. Med Phys 34:119–126

Ricke J, Fischbach F, Teichgräber U et al (2001) First experiences with adetector based dual energy system for thorax radiography. EurRadiol 12(Suppl):B0261

Ricke J, Fischbach F, Freund T, Teichgraber U, Hanninen EL,Rottgen R, Engert U, Eichstadt H, Felix R (2003) Clinical resultsof CsI-detector-based dual-exposure dual energy in chest radiogra-phy. Eur Radiol 13:2577–2582

Digitale Radiographie – Geräte und Methoden 19

Rowlands JA, Yorkston J (2000) Flat panel detectors for digital radio-graphy. In: Beutel J, Kundel HL, van Metter RL (Hrsg) Handbook ofmedical imaging part 1. SPIE, Bellingham (Washington, DC), S223–328

R€uhl R, Wozniak MM, Werk M, Laurent F, Mager G, Montaudon M,Pattermann A, Scherrer A, Tasu J-P, Pech M, Ricke J (2008) CsI-detector-based dual-exposure dual energy in chest radiography forlung nodule detection: results of an international multicenter trial.Eur Radiol 18:1831–1839

Samei E, Flynn MJ (2003) An experimental comparison of detectorperformance for direct and indirect digital radiography systems.Med Phys 30:608–622

Schaefer-Prokop C, Uffmann M, Sailer J, Kabalan N, Herold C, ProkopM (2003) Digitale Thoraxradiographie: Flat-panel-Detektor oderSpeicherfolie? Radiologe 43:351–361

Schaetzing R (2003) Computed radiography technology. In: Samei E,Durham NC (Hrsg) Advances in digital radiography: RSNA catego-rial course in diagnostic radiology physics. Radiological Society ofNorth America, Inc., Oak Brook, S 7–22

Schmidt EL, Herbig W (2003) Der Flachbilddetektor auf der Basis vonamorphem Selen. Radiologe 43:374–378

Spahn M, Heer V, Freytag R (2003) Flachbilddetektoren in der Röntgen-diagnostik. Radiologe 43:340–350

Stahl M, Aach T, Buzug TM, Dippel S, Neitzel U (1999) Noise-resistantweak-structure enhancement for digital radiography. Proc SPIE3661:1406–1417

Stahl M, Aach T, Dippel S (2000) Digital radiography enhancement bynonlinear multiscale processing. Med Phys 27:56–65

Struffert T, Doerfler A (2009) Flachdetektor-CT in der diagnostischenund interventionellen Neuroradiologie. Radiologe 49:820–829

Tsubamato M, Johkoh T, Kozuka Tet al (2002) Temporal subtraction forthe detection of hazy pulmonary opacities on chest radiography. AJR179:467–471

Uffmann M, Schaefer-Prokop C, Neitzel U (2008) Abwägen von Do-sisbedarf und Bildqualität in der digitalen Radiographie. Radiologe48:249–257

Vandenbroucke D, Apgar B, Bertens T (2015) White paper „optimizingpatient dose“, Agfa Health Care

Vano E (2005) ICRP Recommendations on managing patient dose indigital radiology. Radiat Prot Dosimetry 114:126–130

Vano E, Geiger B, Schreiner A, Back C, Beisse J (2005) Dynamic flatpanel detector versus image intensifier in cardiac imaging: dose andimage quality. Phys Med Biol 50:5731–5742

Vuylsteke P, Schoeters E (1994) Multiscale image contrast amplification(MUSICA). SPIE Med Imag Proc 2167:551–560

Weisser G, Walz M, Ruggiero S, Kämmerer M, Schröter A, Runa A,Mildenberger P, Engelmann U: Standardization of teleradiologyusing DICOM-e-mail: recommendations of the German RadiologySociety

Yaffe MJ (2000) Digital mammography. In: Beutel J, Kundel HL, vanMetter RL (Hrsg) Handbook of medical imaging, part 1. SPIE,Bellingham (Washington, DC), S 329–372

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