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2  METHODEN

2.1 Übersicht

Die sonographischen Untersuchungen zur vorliegenden Arbeit wurden in den Jahren 1998 und 1999 im Rahmen einer Pilotstudie an acht Schwangeren durchgeführt, von denen drei auf Grund sekundärer Ausschlussgründe im Verlauf der Untersuchung wieder ausschieden (→2.2.2.2). Um potenzielle Einflüsse interindividueller Unterschiede auf die Bildergebnisse auszuschließen, wurde ein longitudinales Beobachtungskonzept gewählt, das eine serielle Bilddarstellung des individuellen Entwicklungsverlaufs der beobachteten Embryonen bzw. Feten ermöglichte.

Alle Studienteilnehmerinnen wiesen einen exakt bekannten Konzeptionstermin nach in-vitro-Fertilisation (IVF) auf. Das embryonale bzw. fetale Alter (Gestationsalter) zu den verschiedenen Untersuchungszeitpunkten wurde nach den Konzeptionsdaten ermittelt. Die Angabe erfolgt in abgeschlossenen Tagen post conceptionem (p.c.) oder nach entsprechender Rückrechnung auf einen fiktiven Menstruationstermin in abgeschlossenen Wochen (W) und abgeschlossenen Tagen (T) post menstruationem (p.m.). Soweit lediglich eine Wochenangabe erfolgt, ist gemäß dem klinischen Sprachgebrauch stets eine „laufende“, d.h. noch nicht abgeschlossene Woche p.m. gemeint.

Nach Aufklärung über die Studie und Einwilligung bezüglich der Teilnahme wurde bei jeder Schwangeren zwischen der 4. und 12. Woche p.m. wöchentlich eine transvaginale 3D-Sonographie zur Verlaufsdokumentation der embryonalen bzw. frühen fetalen Entwicklung durchgeführt. Hierbei wurde auch eine systematische biometrische Dokumentation durch Messung der größten embryonalen bzw. fetalen Länge (GL) durchgeführt (→2.3.3.8.1) Die Untersuchungstermine wurden jeweils an das Ende einer Entwicklungswoche (Tag 6 +/- 1) gelegt.

Sämtliche Ultraschalluntersuchungen und 3D-Berechnungen wurden durch den Autor dieser Arbeit unter Verwendung eines Geräts des Typs „VoluSon®530D MT“ der Firma Kretztechnik-Ultrasound (Zipf, Österreich) durchgeführt. Das verwendete Ultraschallsystem ist in der Lage, hochauflösende 3D-Bilddaten bei [Seite 14↓]kurzen Aufnahmezeiten transvaginal zu erzeugen und bietet zudem die Möglichkeit einer standardisierten 3D-Bildberechnung und Bildnachbearbeitung, einschließlich der für diese Untersuchung obligatorischen Option einer selektiven virtuellen Eliminierung von Sichteinschränkungen (3D-Cut).

Pro Untersuchungstermin wurden jeweils drei Volumenaufnahmen des gesamten Embryos bzw. Fetus angefertigt und nach Qualitätsprüfung gespeichert. Ab der 10. Woche p.m. wurden zusätzlich je drei Volumenaufnahmen einzelner Körperregionen (Extremitäten, Kopf und Genitale) zur Darstellung anatomischer Details angefertigt und gespeichert. Die Dauer der einzelnen Aufnahmevorgänge und die Gesamtschallexpositionszeit wie auch die Gesamtuntersuchungszeit pro Untersuchungstermin wurden per Videoaufzeichnung erfasst.

Die Bildergebnisse wurden anhand rotierbarer 3D-Oberflächenmodelle dargestellt und systematisch mit den Daten und Abbildungen international anerkannter klassisch-humanembryologischer Referenzkollektive (Carnegie- und Kyoto-Sammlung)sowie den Daten vergleichbarer 3D-sonoembryologischer Studien korreliert.

Bei allen Embryonen bzw. Feten wurde eine sonographische und klinische Nachbeobachtung zum Ausschluss von Entwicklungsanomalien oder anderen Faktoren mit potenziellem Einfluss auf die Morphogenese durchgeführt.

2.2 Kollektiv

2.2.1 Ein- und Auschlusskriterien

2.2.1.1 Einschlusskriterien

Als Einschlusskriterien wurden folgende Merkmale definiert:

  1. Keine anamnestischen Risiken und/oder Befundrisiken (s.u.).
  2. Exakt bekannter Konzeptionstermin im Rahmen einer IVF.
  3. Einwilligung der Schwangeren hinsichtlich ihrer Studienteilnahme nach ausführlicher Information über Zielsetzung, Bedingungen und individuelles Risikopotenzial der geplanten Untersuchungsreihe.


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2.2.1.2  Ausschlusskriterien

2.2.1.2.1 Primäre Ausschlusskriterien

Als primäre Ausschlusskriterien wurden folgende Merkmale definiert:

  1. Anamnestische Risiken mit potenziellem Einfluss auf die aktuelle Schwangerschaft (insbesondere schwerwiegende Erkrankungen der Schwangeren und Komplikationen in früheren Schwangerschaften mit Wiederholungsrisiko)
  2. Befundliche Risiken mit möglichem Effekt auf den aktuellen Schwangerschaftsverlauf (besonders Mehrlingsschwangerschaften und Einwirkung potenzieller Noxen wie Infektionen, Nikotin, Alkohol, Drogen, Pharmaka oder anderer chemischer Substanzen mit möglicher Wirkung auf die intrauterine Entwicklung sowie ionisierende Strahlung)

2.2.1.2.2  Sekundäre Ausschlusskriterien

Als sekundäre Ausschlusskriterien wurden folgende Merkmale definiert:

  1. Wachstumsanomalien der Embryonen bzw. Feten (→2.3.3.8.1).
  2. Sonstige während der Studie eingetretene Befundrisiken mit möglicher Auswirkung auf die normale Entwicklung des Embryos bzw. Fetus (z.B. morphologische oder genetische Auffälligkeiten des Embryos bzw. Fetus und/oder assoziierter Strukturen).
  3. Ausfall von mehr als einem Untersuchungstermin pro Schwangere.
  4. Technische Probleme, die eine erhebliche Qualitätsminderung oder einen Verlust sämtlicher relevanter Bilddaten bei mehr als einem Untersuchungstermin pro Schwangere zur Folge haben.
  5. Studienabbruch auf Wunsch der teilnehmenden Schwangeren.
  6. Fehlende oder unvollständige Nachverfolgung des Fetus oder Neugeborenen oder auffälliges Ergebnis bei der Nachverfolgung mit potenzieller Bedeutung für die embryonale und frühfetale Morphogenese.


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2.2.2  Primär- und Sekundärkollektiv

2.2.2.1 Primärkollektiv

Das Primärkollektiv dieser als Pilotstudie ausgelegten Untersuchung bestand aus acht Schwangeren entsprechend den genannten Ein- und Ausschlusskriterien.

2.2.2.2  Sekundärkollektiv

Von den acht primär eingeschlossenen Schwangeren wurden drei wegen des Eintretens sekundärer Ausschlusskriterien (→2.2.1.2.2) aus der Studie ausgeschlossen. Eine Studienteilnehmerin versäumte zwei konsekutive Untersuchungstermine. Eine weitere Schwangere brach die Studienteilnahme aus persönlichen Gründen ab. Im dritten Fall trat ein Speicherdefekt auf, der einen kompletten Verlust von Bilddaten mehrerer Untersuchungstermine zur Folge hatte. Studienausschlüsse durch mangelhafte Datenqualität der 3D-Aufnahmen traten dank der durchgeführten Qualitätskontrollen (→2.3.3.4) nicht auf.

2.2.2.3 Nachbeobachtung

Alle untersuchten Embryonen bzw. Feten wurden durch Erfassung der im Rahmen des pränatalen Ultraschallscreenings (unter Einschluss einer fetalen Echokardiographie im 2. Trimenon) erhobenen Befunde sowie durch Evaluierung der postnatalen Untersuchungsbefunde unter Einschluss der am 1. Lebenstag durchgeführten Neugeborenen-Erstuntersuchung (U1) sowie der zwischen dem 3. und 10. Lebenstag stattfindenden Neugeborenen-Basisuntersuchung (U2) nachbeobachtet. Dabei ergaben sich retrospektiv keine Befunde mit potenziellem Effekt auf die Morphogenese der beobachteten Individuen.

2.3 Methodik

2.3.1 Prinzip der 3D-Sonographie

Die räumliche Darstellung eines sonographischen Objekts setzt primär die Erzeugung eines geometrisch exakten dreidimensionalen Bilddatensatzes aus einer Vielzahl zweidimensionaler sonographischer Schnittbilder voraus. Weiterhin ist die adäquate rechnerische Verarbeitung dieser Daten zu einer hinsichtlich Perspektive und Schattierung korrekten 3D-Graphik erforderlich.Beide Schritte werden nachfolgend erläutert:


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2.3.1.1  Erzeugung von 3D-Bilddatensätzen

Grundvoraussetzung für die Erstellung dreidimensionaler Bilddatensätze ist die Kenntnis der genauen räumlichen Beziehung der einzelnen Schnitte zueinander. Diese Bedingung kann einerseits realisiert werden durch Erzeugung einer koordinierten Schnittbildfolge (Abb. 2-1), bei der der Abstand der einzelnen Schnittbilder voneinander (Parallelscan) oder der Winkel der Schnitte zueinander (Rotations- oder Fächerscan) exakt bekannt ist und andererseits durch exakte individuelle Lagezuordnung jedes einzelnen Schnittes über einen Positionssensor (Freihandscan).

2.3.1.2 Berechnung von 3D-Oberflächenmodellen

Die Abbildung eines dreidimensionalen Objekts in einer zweidimensionalen Ebene erfolgt nach den klassischen Regeln der perspektivischen Darstellung. Die Grundlagen dieser Darstellungsweise wurden bereits um das Jahr 1430 von Leon Battista Alberti als „Prinzip der Zentralperspektive“ beschrieben (Abb. 2-2). Bei der 3D-Sonographie nun erfolgt die Erstellung der Oberflächenmodelle analog zu den klassischen Darstellungsprinzipien mit Hilfe von Berechnungsalgorithmen. Die Möglichkeit, das berechnete 3D-Modell am Bildschirm zu drehen, vermittelt dabei einen sehr umfassenden räumlichen Eindruck.

2.3.2 Das VoluSon®-3D-Verfahren

Für die vorliegende Untersuchung wurde das VoluSon®-Verfahren der Firma Kretztechnik (Zipf, Österrreich) verwendet, da dieses neben anderen Vorteilen (→2.3.2.3) eine hochauflösende, handliche 3D-Transvaginalsonde, kurze Datenaufnahmezeiten sowie weitreichende und flexible Möglichkeiten einer selektiven Eliminierung von Sichteinschränkungen bietet. Die technischen Prinzipien des Verfahrens werden nachfolgend dargestellt:

2.3.2.1 Prinzip des VoluSon®-Verfahrens

Die Bezeichnung „VoluSon®“ leitet sich ab von dem Begriff „Volumen-Sonographie“. Im Gegensatz zu den meisten anderen 3D-Ultraschall-Systemen basiert das VoluSon®-Verfahren auf einer speziellen Geräteeinheit, die neben den konventionellen Bildgebungsfunktionen auch die erforderliche Ausstattung zur [Seite 18↓]Erzeugung von 3D-Aufnahmen enthält. Die 3D-Aufnahmetechnik des VoluSon®-Verfahrens beruht bei den in der Pränatalmedizin verwendeten Schallköpfen auf einer Fächerbewegung des Schallelements über der zu untersuchenden Region. Hierbei wird eine koordinierte Schnittbildfolge erzeugt, bei der Lage und Winkel der einzelnen Schnittbilder zueinander auf Grund zuvor getroffener Einstellungen exakt bekannt sind und innerhalb eines Aufnahmevorganges stets gleich bleiben. Die einzelnen Bestandteile des VoluSon®-Systems werden im Folgenden genauer beschrieben:

2.3.2.2 Komponenten des VoluSon®-Systems

Das VoluSon®-System besteht aus einem Bildgebungssystem, speziellen 3D-Volumenschallköpfen, einem Datenspeichersystem sowie einer speziellen 3D-Funktionseinheit bestehend aus Positionsgeber, Schallkopfsteuerung und 3D-Bildverarbeitungsmodul. Die genannten Systemkomponenten sind vollständig in die 3D-Volumenschallköpfe bzw. die Geräteeinheit des VoluSon®530D-Systems (Abb. 2-3) integriert und werden auch über diese gesteuert (Abb. 2-4).

2.3.2.2.1 Bildgebungssystem

Bei dem Bildgebungssystem des VoluSon®530D-Systems handelt es sich um ein volldigitales Ultraschallgerät der High-End-Klasse. Die genauen technischen Spezifikationen des Bildgebungssystems können dem Gerätehandbuch der Firma Kretztechnik (Kretztechnik 1999) entnommen werden.

2.3.2.2.2  3D-Volumenschallköpfe

Für das VoluSon®-System wurden spezielle transkutane, intrakavitäre und transendoskopische Volumenschallköpfe entwickelt. Alle diese Volumensonden enthalten neben dem Schallgeber einen integrierten Positionsgeber sowie eine integrierte motorisch angetriebene Bewegungsmechanik für den Schallgeber.

Für die vorliegende Untersuchung wurde ein transvaginaler 3D-Sektor-Schallkopf vom Typ „S-VDW 5-8“ mit einem Frequenzbereich von 5 bis 8 MHz (Mittenfrequenz 6,5 MHz) verwendet (Abb. 2-5). Es handelt sich um eine elektronische Sonde, die sowohl für die konventionelle 2D- als auch für die 3D-Transvaginalsonographie geeignet ist. Die verwendete Multielement-Technik [Seite 19↓]erlaubt die Selektion mehrerer Sendefokusbereiche, in denen die axiale und laterale Auflösung optimiert ist, sowie eine dynamische Empfangsfokussierung. In Form und Maßen (Schaftdurchmesser maximal 24 mm) unterscheidet sich die verwendete 3D-Sonde nicht von einer konventionellen 2D-Transvaginalsonde. Die Sondenhandhabung durch den Untersucher sowie die „Belastung“ der untersuchten Schwangeren sind daher den Bedingungen einer konventionellen transvaginalsonographischen Untersuchung vergleichbar.

Im 3D-Modus wird ein Schallgeber innerhalb der Sondenspitze mittels einer in das Sondengehäuse integrierten motorisch angetriebenen Bewegungsmechanik schrittweise um eine senkrecht zur Sondenlängsachse stehende Rotationsachse geschwenkt. Während der hieraus resultierenden fächerartigen Richtungsänderung des B-Bildsektors erfolgt eine sukzessive Erfassung des in dem Schwenkbereich enthaltenen Volumenausschnitts in Form einer koordinierten Schnittbildserie (Abb. 2-6).

Der Schwenkbereich des Schallgebers senkrecht zur B-Bild-Ebene(Schwenkwinkel) ist in 5-Grad-Schritten zwischen 10 und 90 Grad vorwählbar, der Öffnungswinkel des Volumenausschnitts in lateraler Richtung der B-Bild-Ebene (Volumenboxwinkel) in 5-Grad-Schritten zwischen 20 und 130 Grad. Die Länge des Volumenausschnitts in axialer Richtung der B-Bild-Ebene (Volumenboxlänge) kann in Millimeter-Schritten zwischen 2 und 12 cm festgelegt werden, die Lage des Ausschnitts (Volumenboxlage) kann in axialer und lateraler Richtung (bezogen auf den B-Bild-Sektor) stufenlos verschoben werden.

Die Steuerung des Aufnahmevorgangs erfolgt durch die Schallkopfsteuerung der 3D-Funktionseinheit. Diese berechnet Anzahl und Größe der für die jeweilige Aufnahme notwendigen Winkelschritte anhand der zuvor eingestellten Parameter und steuert die exakte Ausführung der Schnittserienerfassung während der Volumenaufnahme (→2.3.2.2.4.2). Dank ihrer spezifischen technischen Eigenschaften können mit der S-VDW 5-8-Sonde sehr kurze Aufnahmezeiten erreicht werden, sodass kleine Objekte oder Teilbereiche von Objekten in weniger als 1 Sek. erfasst werden. Weitere technische Spezifikationen dieser Sonde [Seite 20↓]können dem Gerätehandbuch der Firma Kretztechnik (Kretztechnik 1998) entnommen werden.

2.3.2.2.3 Datenspeichersystem

Für die rasche Zwischenspeicherung der erfassten Volumendaten steht dem VoluSon® 530D-System ein Hauptspeicher (RAM) von 32 Megabyte (MB) zur Verfügung. Als Langzeitspeicher für 3D-Rohdaten und bearbeitete 3D-Bilddaten kommen fixe geräteinterne Speichermedien (Magnetplatten) oder wechselbare externe Speichermedien (z.B. Magnetplatten oder magnetoptische Platten) zur Anwendung.

2.3.2.2.4 3D-Funktionseinheit

Die 3D-Funktionseinheit des VoluSon®530D-Systems besteht aus einem integrierten Positionsgeber für das Schallelement, einer computergestütztenSchallkopfsteuerung sowie einem Bildverarbeitungsmodul, das umfangreiche Möglichkeiten zur Darstellung und Optimierung von 3D-Bilddaten bietet. Die genauen Spezifikationen der 3D-Funktionseinheit können dem Gerätehandbuch der Firma Kretztechnik (Kretztechnik 1999) entnommen werden. Nachfolgend eine kurze Beschreibung der Komponenten und ihrer Funktionsweise:

2.3.2.2.4.1  Positionsgeber

In die VoluSon®-Schallköpfe wurde ein Magnetsensor integriert, der die Nullposition des Schallelements (Mittelebene der Volumenaufnahme) an die Schallkopfsteuerung übermittelt. Ausgehend von dieser Nullposition und in Abhängigkeit von den gewählten Einstellungen für die Aufnahmegeschwindigkeitsowie die Tiefe der Volumenbox (→2.3.3.1.3und 2.3.3.1.4) berechnet die Schallkopfsteuerung die einzelnen Schrittpositionen des Schallelements während der Volumenerfassung. Aus den Schrittpositionen ergibt sich die Lage der einzelnen B-Bild-Schnitte im entstehenden 3D-Datensatz.

2.3.2.2.4.2  Schallkopfsteuerung

Die speziellen 3D-Volumenschallköpfe des VoluSon®-Systems enthalten Schrittmotoren und Mechaniken zur Durchführung der Schwenkbewegung des Schallelements während der Volumendatenaufnahme (→2.3.2.2.2). Die Steuerung [Seite 21↓]dieser Schallkopfmotoren (Winkeldifferenz und Zahl der Einzelschritte) erfolgt durch die 3D-Steuerungseinheit des VoluSon®530D-Systems in Abhängigkeit von den Einstellungen für Schwenkwinkel, Tiefe der Volumenbox und Aufnahmegeschwindigkeit (→2.3.3.1.3 und 2.3.3.1.4).

2.3.2.2.4.3  3D-Bildverarbeitungsmodul

Bei dem 3D-Bildverarbeitungsmodul des VoluSon®530D-Systems handelt es sich um einen vom Bildgebungssystem unabhängigen Rechner, der mit einer speziellen Software auf die Erfordernisse der 3D-Sonographie eingerichtet wurde. Dieser Bildverarbeitungsrechner kann bei bekannter Lagebeziehung der einzelnen Schnittebenen (→2.3.2.2.4.1) die räumliche Position jedes einzelnen Bildpunkts eines 3D-Datensatzes ermitteln und auf diese Weise jede beliebige Schnittebene dieses Datensatzes rekonstruieren oder eine 3D-Oberflächendarstellung des in diesem Datensatz enthaltenen Objekts berechnen. Hierbei stehen umfangreiche Möglichkeiten der Bildoptimierung (Postprocessing) zur Verfügung (→2.3.3.6). Die Steuerung des 3D-Bildverarbeitungsmoduls erfolgt über ein multifunktionales Bedienungsfeld, das auch zur Steuerung der Bildgebungseinheit dient.

Neben der Nutzung des internen 3D-Bildverarbeitungsmoduls besteht die Möglichkeit, die 3D-Rohdaten aus dem VoluSon®-System zu exportieren und auf einem geeigneten externen Rechner mit einer speziellen Software der Firma Kretztechnik (PC-3DView®) analog zum systeminternen Prozess zu bearbeiten. Für den hierzu verwendeten Computer gelten folgende Mindestanforderungen:

  1. Prozessor: Pentium 200 MHz
  2. Hauptspeicher (RAM): 64 MB
  3. Speicher der Graphikkarte: 2 MB
  4. Freier Festplattenspeicher: 14 MB
  5. Betriebssystem: Windows 95® oder Windows NT 4.0®.

2.3.2.3  Vorteile des VoluSon®-Verfahrens

Aus ihren spezifischen Charakteristiken ergeben sich für die VoluSon®-Technik zusammenfassend folgende Vorteile, die dieses 3D-sonographische Verfahren für [Seite 22↓]den Einsatz im Rahmen der vorliegenden Untersuchung besonders prädestinieren:

  1. Das technische Prinzip erlaubt die Konstruktion praxistauglicher 3D-Volumensonden auch für den endosonographischen Bereich.
  2. Die spezielle elektromechanische Konstruktionsweise der 3D-Volumenschallköpfe gewährleistet eine exakte Lagezuordnung der Schnitte und minimiert so geometrische Fehler im 3D-Datensatz.
  3. Die rechnergestützte Steuerung des Schallelements während der Volumenerfassung garantiert einen gleichmäßigen Schichtabstand und somit eine homogene Informationsdichte des 3D-Datensatzes.
  4. Für die Erzeugung der 3D-Datensätze stehen digitale Rohdaten zur Verfügung. Es kommt daher nicht zu Qualitätsverlusten wie sie bei der Konversion analoger Rohdaten in digitale 3D-Daten auftreten.
  5. Die räumliche und funktionelle Integration des 3D-Systems mit dem Ultraschallbildgebungssystem im Rahmen einer Geräteeinheit ermöglicht einen vergleichsweise einfachen Betrieb im 3D-Modus.

2.3.3 Untersuchungsvorgang

Wie bereits ausgeführt, werden im Fall der verwendeten VoluSon®530D-Einheit alle Vorgänge zur Aufnahme, Aggregation und Speicherung der sonographischen 3D-Daten durch die interne Hard- und Software des Systems gesteuert. Auch die Berechnung der 3D-Oberflächenmodelle sowie deren gezielte Optimierung kann von den systeminternen Komponenten geleistet werden. Aus organisatorischen Gründen wurde die Datenauswertung im Rahmen der vorliegenden Untersuchung jedoch mittels eines separaten Computers unter Verwendung einer zur VoluSon®530D-Einheit funktionsgleichen speziellen 3D-Software der Firma Kretztechnik (PC-3DView®) durchgeführt. Die einzelnen Schritte des Untersuchungsvorgangs werden im Folgenden beschrieben:

2.3.3.1 Vorbereitungen

Alle Untersuchungen wurden bei entleerter Harnblase durchgeführt, um eine Verdrängung des Uterus aus dem Nahfokusbereich der Sonde mit der Folge von Bildqualitätsverlusten zu vermeiden.


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2.3.3.1.1  Aufsuchen der Region of Interest

Zunächst erfolgte eine orientierende Untersuchung im Realtime-2D-Modus und die Region of Interest (ROI), im vorliegenden Fall der Embryo oder Fetus, wurde aufgesucht.

2.3.3.1.2 Optimierung der B-Bildparameter

Suboptimale B-Bild-Qualität bei der Volumenerfassung führt konsekutiv zu suboptimaler Datenqualität im 3D-Datensatz. In einem schrittweisen Vorgang wurden daher sämtliche relevanten B-Bild-Parameter optimiert:

  1. Durch maximale Anhebung des Sendefrequenzspektrums (4 bis 10,5 MHz) und dynamische Anpassung der Empfangsfilter wurde eine Verbesserung der axialen Auflösung (0,35 bis 0,6 mm) erzielt.
  2. Der B-Bild-Fokus wurde im Bereich der darzustellenden Region positioniert, wodurch auch die Elevationsauflösung (minimale Schichtdicke < 0,8 mm im Elevationsfokus) angehoben werden konnte.
  3. Eine Optimierung der lateralen Auflösung wurde durch Erhöhung der Liniendichte (Dichte der in lateraler Richtung der B-Bild-Ebene erfassten Bildlinien) erreicht (< 0,8 mm im Fokus), wobei zu berücksichtigen ist, dass die Liniendichte im 3D-Modus über die Wahl der Aufnahmegeschwindigkeit gesteuert wird (→ 2.3.3.1.4).
  4. Unter Anpassung von Gesamtverstärkung, Tiefenausgleich sowie Grauwertdynamik wurde das B-Bild im Hinblick auf eine hohe Kontrastierung bei bestmöglicher Artefaktvermeidung optimiert, um eine sichere grauwertbezogene Erkennung der Objektgrenzen bei der Ray-Tracing-Berechnung der Oberflächendarstellung zu erzielen (→ 2.3.3.6.3.4).

2.3.3.1.3  Definition der Volumenbox

Anschließend wurde durch Wahl von Volumenboxwinkel und Schwenkwinkel sowie Volumenboxlänge und Volumenboxlage (→2.3.2.2.2) die Volumenbox definiert, d.h. Größe und Position desjenigen räumlichen Bereichs, der beim [Seite 24↓]Aufnahmevorgang erfasst und gespeichert wird.

Die Grenzen des erfassten Volumenausschnitts bezogen auf die B-Bild-Ebene (definiert durch Winkel, Länge und Lage der Volumenbox) werden durch Einblendung einer Rahmengraphik in den aktuellen B-Bild-Sektor angezeigt. Die gewählte Ausdehnung des Volumenausschnitts senkrecht zur B-Bild-Ebene (Schwenkwinkel) wird durch eine weitere am Bildschirmrand eingeblendete Graphik (Schwenkbox) dargestellt. Während der Volumenerfassung wird in dieser Graphik zudem der Erfassungsstatus angezeigt.

Definition und Positionierung der Volumenbox erfolgten so, dass die ROI (Embryo bzw. Fetus) vollständig erfasst wurde (Abb. 2-7). Soweit möglich wurden die Parametereinstellungen der Volumenbox hinsichtlich der Bildqualität im 3D-Datensatz in folgender Weise optimiert:

2.3.3.1.3.1  Volumenbox- und Schwenkwinkel

Bei jedem Aufnahmevorgang kann das VoluSon®530D-System bis zu 65536 Bildlinien erfassen. Jede Bildlinie wird dabei in maximal 512 Grauwertpunkte (Samples) unterteilt. Die Anzahl der Schnittbilder pro Volumendatensatz beträgt maximal 1024 und pro Schnittbild können maximal 1024 Linien erfasst werden. Durch die Begrenzung der Gesamtlinienzahl pro Datensatz limitieren sich diese Parameter jedoch gegenseitig, sodass bei bestimmten Sonden im Fall sehr großer Volumina wegen Überschreitung des Liniengesamtlimits eine Begrenzung der Schnittanzahl erfolgt. Bei der verwendeten Transvaginalsonde wird dieses Limit jedoch auch bei größtmöglichen Volumenbox- und Schwenkwinkeln mit höchster Liniendichte und geringstem Schichtabstand (Abstand zwischen den in senkrechter Richtung zur B-Bild-Ebene erfassten Schnittbildern) nicht erreicht. Volumenbox- und Schwenkwinkel haben daher bei dieser Sonde keinen Einfluss auf die räumliche Auflösung im 3D-Datensatz. Bei einer Änderung dieser Winkelvorgaben werden demnach nicht Liniendichte und/oder Schichtabstand verändert, sondern die Anzahl der Linien pro B-Bild und die Anzahl der B-Bilder pro Volumendatensatz (Schnittbildserie).

Bei zunehmenden Volumenbox- und Schwenkwinkeln erhöht sich jedoch durch Zunahme der erfassten B-Bildlinien und Schnittbilder die Aufnahmedauer. [Seite 25↓]Volumenbox- und Schwenkwinkel wurden daher möglichst klein gehalten.

2.3.3.1.3.2  Länge und Lage der Volumenbox

Durch die Limitierung der pro Bildlinie erfassbaren Samples auf 512 ergibt sich die beste axiale Auflösung im 3D-Datensatz bei möglichst geringer Länge der Volumenbox. Im Fall der verwendeten 3D-Transvaginalsonde ist die theoretisch bestmögliche Axialauflösung im 3D-Datensatz jedoch selbst bei maximaler Länge der Volumenbox mit 0,23 mm pro Sample noch besser als die höchste axiale Sondenauflösung von ca. 0,35 mm. In der vorliegenden Untersuchung blieb die Länge der Volumenbox daher grundsätzlich ohne Auswirkung auf die axiale Auflösung im 3D-Datensatz.

Bei zunehmender Eindringtiefe der Volumenbox (resultierend aus Länge und Lage) wird durch Abnahme der Liniendichte und Erhöhung des Schichtabstands die laterale Auflösung in der A- und B-Ebene des Volumendatensatzes negativ beeinflusst (→2.3.3.3). Zudem ergibt sich durch längere Schalllaufzeiten eine Abnahme der Aufnahmegeschwindigkeit mit entsprechender Verlängerung der Aufnahmedauer. Die Eindringtiefe der Volumenbox wurde daher möglichst gering gehalten.

2.3.3.1.4  Festlegung der Aufnahmegeschwindigkeit

Nach Definition des Erfassungsbereichs anhand der Volumenboxparameter erfolgte die Festlegung der Aufnahmegeschwindigkeit. Hierbei wurden folgende Einflüsse auf die Bildqualität im 3D-Datensatz berücksichtigt:

Neben der maximalen Volumenboxtiefe (→2.3.3.1.3.2) determiniert die in drei Abstufungen definierbare Aufnahmegeschwindigkeit durch Beeinflussung der Liniendichte und des Schichtabstands die laterale Auflösung in der A- und B-Ebene des Volumendatensatzes (→2.3.3.3). Bei Einstellung der niedrigsten Aufnahmegeschwindigkeit ergibt sich mit 0,3 Grad Schnittebenendivergenz der geringst mögliche Schichtabstand und somit die bestmögliche laterale Auflösung in der B-Ebene des Volumendatensatzes (< 0,3 mm). Zudem ergibt sich bei dieser Geschwindigkeitsstufe mit 0,3 Grad Liniendivergenz die höchstmögliche Liniendichte im B-Bild und somit die beste laterale Auflösung in der A-Ebene des Volumendatensatzes (< 0,8 mm im Fokus).


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In der vorliegenden Untersuchung wurde zu Gunsten einer optimalen Bildqualität daher immer die niedrigste Aufnahmegeschwindigkeit gewählt. Bei vergleichsweise kleinen Volumenausschnitten war die Aufnahmedauer dennoch so kurz, dass nur vereinzelt Aufnahmen wegen Bewegungsartefakten wiederholt werden mussten (→2.3.3.2).

2.3.3.2  Aufnahmevorgang

Nach Abschluss der oben beschriebenen Vorbereitungen wurde der automatische Aufnahmevorgang (Volumenerfassung) gestartet. Hierbei erfolgt rechnergesteuert entsprechend den Voreinstellungen (→2.3.3.1.3 und 2.3.3.1.4) eine fächerartige Bewegung des Schallelements innerhalb der Sondenspitze. Während dieser Schwenkbewegung wird die ROI (d.h. der Embryo oder Fetus) in Form einer koordinierten Schnittbildfolge erfasst (Abb. 2-8).

Die Aufnahmedauer ist abhängig von den jeweils gewählten Einstellungen für Aufnahmegeschwindigkeit (→2.3.3.1.4), Volumenbox- und Schwenkwinkel (→2.3.3.1.3.1) sowie Volumenboxtiefe (→2.3.3.1.3.2). In der vorliegenden Studie betrug die Aufnahmedauer für die größten Objekte (Feten der 12. Woche p.m.) bei konstanter Verwendung der niedrigsten Aufnahmegeschwindigkeit 2 bis 8 (im Mittel 4,2) Sek. in Abhängigkeit von den objektbedingt notwendigen Variationen der o.g. Einstellungsparameter.

Zur Vermeidung von Bewegungsartefakten wurde darauf geachtet, dass der Embryo oder Fetus während der Aufnahme keine Bewegungsaktivität aufwies. Weiterhin wurde die Sondenposition während des Aufnahmevorgangs fixiert und die Schwangere gebeten, für diesen kurzen Zeitraum die Atmung zu unterbrechen. Da während der Volumenerfassung das B-Bild in Echtzeit weiter beobachtet werden kann, konnten etwaige Bewegungsartefakte oft schon während dieses Vorgangs erkannt und die Aufnahme gegebenenfalls wiederholt werden.

Einschließlich Orientierung im B-Bild-Modus, B-Bildoptimierung und Wahl der 3D-Parameter wurden pro Untersuchungstermin Schallexpositionszeiten von maximal 10 Min. erreicht. Die Gesamtuntersuchungsdauer pro Termin lag einschließlich der notwendigen Speicherungsvorgänge bei maximal 15 Min..


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2.3.3.3  Datenaggregation

Die im Verlauf des o.g. Aufnahmevorgangs entstehenden zweidimensionalen Schnittbildserien wurden in den Speicher des 3D-Bildverarbeitungsmoduls überführt und dort zu dreidimensionalen Volumendatensätzen aggregiert. Dieser Prozess wird nachfolgend näher beschrieben:

Die Bildelemente der 2D-Schnittbilder (abgeleitet von „Picture Element“ auch als „Pixel“ bezeichnet), sind charakterisiert durch zwei Flächenkoordinaten (x und y) sowie einen Grauwert (Abb. 2-9a). Durch sukzessive, geometrisch exakte Aneinanderlagerung der Schnittbilder (2D-Datensätze) werden die flächenartigen 2D-Bilddatenelemente unter Integration einer Raumkoordinate (z) zu räumlichen 3D-Bilddatenelementen (abgeleitet von „Volume Element“ auch „Voxel“ genannt) aggregiert und es entsteht ein 3D-Datensatz (Abb. 2-9b).

Im Fall der verwendeten 3D-Transvaginalsonde hat der Volumendatensatz annähernd die Form eines Thorusstumpfes. Die Schnittebenen dieses Datensatzes werden mit A, B und C bezeichnet, wobei die A-Ebene der originären B-Bildebene der Volumenaufnahme entspricht, während die Ebenen B und C die aus den 3D-Daten berechneten virtuellen Schnittebenen senkrecht zur A-Ebene darstellen (Abb. 2-10).

2.3.3.4  Qualitätskontrolle

Vor der Speicherung wurde eine Qualitätskontrolle des erfassten Datensatzes im multiplanaren 3D-Schnittbildmodus durchgeführt.

In diesem Darstellungsmodus können Schnittbilder der erfassten Region simultan in drei senkrecht aufeinander stehenden Bildebenen A, B und C betrachtet werden (Abb. 2-11). Dabei können die durch die Schallkopfposition bei der Volumenerfassung festgelegten Ausgangsebenen beliebig rotiert und parallel verschoben werden, sodass letztlich jede gewünschte Schnittebene des Volumendatensatzes virtuell darstellbar ist. Die Rotation (Abb. 2-12a) kann um maximal 360 Grad in 0,5-Grad-Schritten in allen drei Raumachsen erfolgen. Die Schrittweite zwischen parallelen Schnitten bei der Translation (Abb. 2-12b) ist abhängig von der Bildvergrößerung und beträgt zwischen 0,05 und 2 mm (etwa 0,5 mm bei 1:1-Darstellung). Bei allen Rotations- und Translationsschritten [Seite 28↓]bleiben die Ebenen stets senkrecht zueinander.

Durch systematische Rotation und Translation der Schnittebenen wurde geprüft, ob die ROI (Embryo bzw. Fetus) vollständig erfasst wurde. Weiterhin erfolgte eine Kontrolle auf Sichteinschränkungen durch objektüberlagernde Umgebungsstrukturen sowie Bewegungsartefakte, die die Auswertung der Daten beeinträchtigen könnten. Sofern bei dieser Überprüfung derartige Mängel festgestellt wurden, erfolgte eine Wiederholung der Volumenerfassung.

2.3.3.5  Datenspeicherung

Um die Patientin zu entlasten und den Auswertungsprozess zeitlich zu flexibilisieren, wurde die Berechnung der Oberflächenmodelle vom Vorgang der Volumenerfassung getrennt und nicht an der VoluSon®530D-Geräteeinheit, sondern auf einem externen Rechner mit einer Software der Firma Kretztechnik (PC-3DView®) vorgenommen, die der Software des 3D-Bildverarbeitungsmoduls des VoluSon®530D-Systems funktionell entspricht (→2.3.2.2.4.3).

Da die bei der Volumenerfassung gewonnenen 3D-Bilddatensätze auch bei sorgfältiger Qualitätskontrolle (→2.3.3.4) geringfügige Unterschiede in der Bildqualität aufweisen können, die sich erst bei der späteren Analyse im Oberflächenmodus zeigen, wurden pro Untersuchungstermin insgesamt drei Gesamtaufnahmen des Embryos bzw. Fetus durchgeführt. Jenseits der 10. Woche p.m. wurden zusätzlich jeweils drei Detailaufnahmen des Kopfes, der oberen und unteren Extremitäten sowie der Genitalregion angefertigt.

Die Größe der bei der Volumenerfassung erzeugten Primärdatensätze ist abhängig von der Zahl der hierbei erfassten B-Bildlinien und der Anzahl der pro Bildlinie erfassten Grauwertpunkte (Samples). Das VoluSon®530D-System ist in der Lage, pro Aufnahme bis zu 65536 Bildlinien mit maximal 512 Samples pro Bildlinie zu erfassen. Hierbei ergibt sich eine maximale Datensatzgröße von 32 MB. Die Zahl der pro Datensatz erfassten B-Bildlinien hängt ab von Liniendichte und Schichtabstand der Volumenaufnahme und diese Parameter wiederum von Volumenbox- und Schwenkwinkel (→2.3.3.1.3.1) sowie von Volumenboxtiefe (→2.3.3.1.3.2) und Aufnahmegeschwindigkeit (→2.3.3.1.4). Die genannten[Seite 29↓]Grenzen werden nur von Rotationssonden erreicht. Im Fall der verwendeten transvaginalen Schwenksonde „S-VDW 5-8“ erreicht die Größe der Datensätze bei maximalen Volumenbox- und Schwenkwinkeln sowie größter Volumenboxtiefe und niedrigster Aufnahmegeschwindigkeit (d.h. höchster Liniendichte und geringstem Schichtabstand) maximal 15 MB.

Um die Berechnung und Analyse der Oberflächendarstellungen unabhängig vom VoluSon®530D-System durchführen zu können, wurden die bei der Untersuchung gewonnenen 3D-Primärdatensätze umformatiert und über das hausinterne Datennetz an einen Bildarchivierungsrechner (DICOM-Server) übermittelt, der die Daten zur Aufbereitung an einen Bildverarbeitungsrechner weiterleitete. Bei der hierbei vorgenommenen Umformatierung werden die Primärdaten der Volumenaufnahme von einem Vektorkoordinatensystem (Position der Bildpunkte ist durch mehrere Winkel festgelegt) in ein kartesisches Koordinatensystem (Position der Bildpunkte ist durch die Raumachsen festgelegt) überführt. Dieser Umformatierungsvorgang wird daher auch „kartesische Speicherung“ genannt. Für die Speicherung der kartesischen Daten stehen pro Datensatz maximal 2563 Voxel zur Verfügung. Die so erzeugten kartesischen Datensätze erreichen eine maximale Größe von 16,4 MB.

Zu betonen ist, dass es sich beim Vorgang der „kartesischen Speicherung“ nicht um eine Datenkompression mit möglichem Qualitätsverlust handelt, sondern lediglich um eine Änderung des Datenformats (Umformung von Vektordaten zu kartesischen Daten) mit Neudefinition des zu speichernden Volumenausschnitts und des Abbildungsmaßstabs. Sofern das dargestellte Objekt bei der Umformatierung nicht verkleinert wird, kommt es nicht zu Auflösungsverlusten des kartesischen Sekundärdatensatzes gegenüber dem bei der Volumenerfassung erzeugten Primärdatensatz. Durch entsprechende Wahl des Abbildungsmaßstabes wurde diese Bedingung in der vorliegenden Untersuchung stets gewährleistet.

2.3.3.6  Bildberechnung

Um eine Ansicht der Objekte aus beliebigen Perspektiven zu ermöglichen und einen optimalen räumlichen Eindruck von deren Oberflächenstruktur zu gewinnen, wurden von allen Embryonen und Feten vollständig um die Hochachse [Seite 30↓]rotierbare dreidimensionale Oberflächenmodelle berechnet. Dieser Vorgang wird nachfolgend näher erläutert:

2.3.3.6.1  Grundprinzip

Bei der Berechnung von 3D-Oberflächenmodellen nach dem VoluSon®-Verfahren werden die Voxel-basierten 3D-Datensätze (→2.3.3.3) von einem Ray-Tracing-Algorithmus analysiert, der die ROI (Embryo bzw. Fetus) nach den Grundsätzen der perspektivischen Darstellung ggf. unter Simulation von Beleuchtungseffekten auf dem Bildschirm abbildet. Für den Berechnungsvorgang werden multiple virtuelle Analysestrahlen durch den Volumendatensatz gelegt. Der 3D-Abbildungsalgorithmus „verfolgt“ jeden dieser Strahlen und analysiert dabei alle Voxel, die auf dem Weg eines Strahls liegen (daher Ray-Tracing-Algorithmus). Entsprechend der jeweiligen Schwellenwertdefinition zur Oberflächenerkennung (→2.3.3.6.3.4) wird für jedes dabei identifizierte Oberflächenvoxel auf dem Bildschirm ein Pixel mit einem diesem Voxel entsprechenden Grauwert erzeugt. Aus der Gesamtmenge der auf diese Weise erzeugten Pixel setzt sich schließlich das 3D-Oberflächenmodell zusammen (Abb. 2-13).

Um mögliche Einflüsse auf die Interpretation der Oberflächenmodelle zu vermeiden wurde in der vorliegenden Untersuchung ein Ray-Tracing-Algorithmus verwendet, der auf die Simulation von Beleuchtungseffekten verzichtet und ausschließlich die originäre Textur der Objektoberfläche darstellt. Die Grauwerte der berechneten Objektoberflächen sind bei diesem Algorithmus mit denen der Ultraschallrohdaten identisch, wodurch eine Standardisierung der 3D-Modelle erzielt wird.

2.3.3.6.2 Datenauswahl

Zur Berechnung der Oberflächenmodelle wurde von den gespeicherten Datensätzen eines Untersuchungstermins jeweils derjenige ausgewählt, der bei eingehender Sichtung im multiplanaren Schnittbildmodus (→2.3.3.4) die höchste Bildqualität aufwies. Dabei kamen Datensätze, die bezogen auf das dargestellte Objekt mit ventraler Einschallrichtung erzeugt wurden, bevorzugt zur Auswertung, da die detailreichen ventralen Körperpartien der Embryonen und [Seite 31↓]Feten in diesen Aufnahmen mit höherer Datenqualität abgebildet werden als bei seitlicher oder dorsaler Einschallrichtung. Die grundsätzlichen Schritte der Bildberechnung werden nachfolgend beschrieben:

2.3.3.6.3 Parameterwahl

Zunächst erfolgte eine Einstellung der Berechnungsparameter anhand eines viergeteilten 3D-Bildschirms, der neben den drei orthogonalen Schnittbildern des multiplanaren Modus (→2.3.3.4) in einem vierten Fenster eine Vorschau des zu berechnenden Oberflächenbildes nach den aktuellen Parametereinstellungen enthält (Abb. 2.14).

Die Einstellung der Berechnungsparameter erfolgt interaktiv, d.h. der Effekt des jeweiligen Einstellvorgangs auf die zu berechnende Oberflächendarstellung wird in Echtzeit in den vier Bildschirmfenstern angezeigt. Der Einstellungsvorgang besteht aus folgenden Schritten:

2.3.3.6.3.1 Definition der Renderbox

Die Renderbox definiert den Bereich des 3D-Datensatzes, der bei dem späteren Berechnungsvorgang räumlich dargestellt wird. Um Auflösungsverluste zu vermeiden, wurde stets mit einer Renderbox von maximaler Größe (2003 Voxel) gearbeitet (→4.1.3.3.2).

2.3.3.6.3.2 Wahl des Abbildungsmaßstabes

Die Wahl des Abbildungsmaßstabes bestimmt Größe und Detailauflösung des berechneten 3D-Objekts. Sofern das dargestellte Objekt bei der Positionierung in der Renderbox nicht verkleinert wird, kommt es bei der Oberflächenberechnung nicht zu einem Auflösungsverlust gegenüber den Rohdaten (→4.1.3.3.2). Durch Vergrößerung des Objekts in der Renderbox kann im Vergleich zu den Rohdaten jedoch auch keine Auflösungsverbesserung erzielt werden.

In der vorliegenden Untersuchung wurde der Abbildungsmaßstab mit dem Ziel einer maximalen Darstellungsgröße in der Oberflächenberechnung so gewählt, dass das Objekt (Embryo bzw. Fetus) die Renderbox fast vollständig ausfüllte. Verkleinerungen gegenüber dem Abbildungsmaßstab der Rohdaten wurden dabei in keinem Fall notwendig.


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2.3.3.6.3.3  Optimale Positionierung des Objekts in der Renderbox

Um die Drehachse des späteren Oberflächenmodells in der Mitte des Objekts zu zentrieren, muss das größenmäßig definierte Objekt durch Verschieben in den drei Raumebenen zentral in der Renderbox positioniert werden. Durch Rotation um die drei Raumachsen kann zudem eine achsengerechte Ausrichtung des Objekts in der für die Oberflächenberechnung gewünschten Position erfolgen.

Um eine möglichst gute Vergleichbarkeit mit den Präparateabbildungen der klassischen Embryologie zu gewährleisten, wurden die Embryonen bzw. Feten in der vorliegenden Studie virtuell stets in eine aufrechte Körperposition gebracht, die dem Abbildungsstandard der klassischen Embryologie entspricht.

2.3.3.6.3.4  Einstellung der Grauschwelle für die Oberflächenerkennung

Zur dreidimensionalen Darstellung von Objektoberflächen ist eine exakte Grenzflächendiskriminierung zwischen dem Objekt und seiner Umgebung erforderlich. Das VoluSon®-Verfahren verwendet zur Grenzflächenerkennung eine voxelbezogene Schwellenwertdefinition innerhalb der Grauskala, d.h. alle Voxel mit Grauwerten jenseits der eingestellten Schwelle werden bei der späteren Oberflächenberechnung nicht dargestellt.

Fruchtwasser ist im Vergleich zu embryonalem bzw. fetalem Gewebe echoarm, sodass an der Körperoberfläche eine große Grauwertdifferenz besteht, was die Oberflächenerkennung erleichert. Die Schwellenwertfunktion des VoluSon®-Systems wurde daher auf den Grauwert des Körperoberfläche eingestellt. Da der überwiegende Teil der embryonalen und frühfetalen Körperoberfläche von Fruchtwasser umgeben ist, konnte auf diese Weise eine weitgehend automatisierte Oberflächendiskriminierung erfolgen (Abb. 2-15).

2.3.3.6.3.5 Definition des Algorithmus für die Oberflächenabbildung

Das VoluSon®-Verfahren lässt sowohl die Berechnung von Oberflächenmodellen als auch die Erzeugung transparenter 3D-Modelle zu. Weiterhin ist eine 3D-Darstellung von Farbdopplersignalen möglich.

In der vorliegenden Arbeit wurde entsprechend der gegebenen Zielsetzung ausschließlich ein Algorithmus zur Berechnung von Oberflächenmodellen verwendet.


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2.3.3.6.4  Bildoptimierung

In einem weiteren Schritt wurden mehrere Einstellungen zur Bildoptimierung vorgenommen. Auch diese Einstellungsarbeiten erfolgten interaktiv im „3D-Vorschau-Fenster“ des vierteiligen 3D-Bildschirms (Abb. 2-15).

Prinzipiell können folgende Optimierungsprozeduren vorgenommen werden:

2.3.3.6.4.1 Farboptimierung (Grundfarbe)

Das menschliche Auge nimmt in farbkodierten Bildern mehr Informationen wahr als in einer reinen Grauwertdarstellung. Das verwendete 3D-System bietet daher optional Darstellungsmöglichkeiten in mehreren grauwertanalogen Farbskalen.

Zur Optimierung der visuellen Perzeption wurden die Oberflächenmodelle in der vorliegenden Untersuchung daher in einer grauwertanalogen Gelbskala dargestellt. Da dies für alle Modelle in gleicher Weise erfolgte, kann ein Einfluss dieser Maßnahme auf die Ergebnisanalyse ausgeschlossen werden.

2.3.3.6.4.2 Kontrastoptimierung (Gamma-Kurve)

Das VoluSon®-System bietet analog zur Gamma-Korrektur im B-Bild-Modus auch im Oberflächenmodus die Möglichkeit einer Kontrastoptimierung durch Veränderungen der Gamma-Kurve. Hierbei kann sowohl die Grauwertdynamik (Anzahl der dargestellten Grauwerte) als auch die Helligkeit der dargestellten Grauwerte modifiziert werden.

Um Einflüsse auf die Bildanalyse zu minimieren, wurde darauf geachtet, dass die Einstellung der Gamma-Kurve für alle Oberflächenabbildungen so erfolgte, dass eine Vergleichbarkeit der Bildergebnisse zu erwarten ist.

2.3.3.6.4.3 Beleuchtungsoptimierung (Textur/Licht-Verhältnis)

Die Oberflächendarstellung des VoluSon®-Systems basiert in erster Linie auf einem rein grauwertorientierten Abbildungsmodus, der eine originäre Darstellung der Oberflächenstruktur (Textur) anstrebt. In diesem Grau- oder Textur-Modus sind die Grauwerte der Objektoberfläche identisch mit den originären Grauwerten der Ultraschallaufnahme.

Ausgehend von der primär grauwertorientierten Abbildung kann der räumliche Eindruck einer perspektivischen Objektdarstellung sowie das Erscheinungsbild der Oberfläche durch Beleuchtungssimulation verändert werden. Das verwendete [Seite 34↓]3D-System bietet daher im Rahmen des so genannten Licht-Modus die Möglichkeit, die virtuelle Beleuchtungssituation der Objektoberfläche durch Modifikation der Basisgrauwerte zu verändern. Strukturen in Betrachternähe werden in diesem Darstellungsmodus heller dargestellt als betrachterferne Strukturen. Zudem tritt eine virtuelle Glättung der Objektoberfläche ein.

Um unwägbare Einflüsse auf die Interpretation der Bildergebnisse durch die Wirkung von Beleuchtungsphänomenen und Oberflächenglättung zu vermeiden, wurde in der vorliegenden Untersuchung keine Modifikation der Basisgrauwerte durch etwaige Anwendung des Licht-Modus vorgenommen. Die Berechnungen der embryonalen und fetalen Oberflächendarstellungen erfolgten daher ausschließlich im Textur-Modus.

2.3.3.6.5 Sichtoptimierung

Trotz günstiger sonographischer Darstellungsbedingungen im ersten Trimenon (Objekt im Nahbereich der Sonde und weitgehend von Fruchtwasser umgeben) ist die dreidimensionale Sicht auf den untersuchten Embryo oder Fetus oft durch objektüberlagernde Umgebungsstrukturen, teils auch durch schallphysikalische Artefakte eingeschränkt, sodass eine vollständige und klare dreidimensionale Oberflächendarstellung des Objekts in der Regel nur unter Einsatz hochselektiver Sichtoptimierungsverfahren möglich ist.

2.3.3.6.5.1 Semiselektive Verfahren

Bereits beim Vorgang der „kartesischen Speicherung“ (→2.3.3.5) wird ein Teil der sichtbehindernden Überlagerungen beseitigt durch Eliminierung derjenigen Bildbereiche des Rohdatensatzes, die außerhalb der definierten Grenzflächen für den neu entstehenden würfel- oder quaderförmigen kartesischen Datensatz, d.h. außerhalb der „kartesischen Box“ belassen werden (Box-Cut).

Das VoluSon®-System bietet darüber hinaus eine weitere Funktion zur Eliminierung sichtbehindernder Strukturen durch Definition gerader Grenzflächen (Line-Cut). Hierbei wird vom Untersucher im 3D-Schnittbildmodus (→2.3.3.4) eine gerade Linie definiert, die die virtuelle Grenze zwischen zu erhaltenden und zu eliminierenden Bildanteilen in der jeweiligen Schnittebene des 3D-Datensatzes markiert. Anschließend werden durch einen Rechenvorgang alle Strukturen [Seite 35↓]jenseits der definierten Grenzlinie in orthograder Richtung (bezogen auf die aktuelle Schnittebene) optisch eliminiert.

Beide o.g. Verfahren bieten jedoch auf Grund ihrer Bindung an gerade Grenzflächen nur eingeschränkte Möglichkeiten zur selektiven Eliminierung von Sichtbehinderungen. Unregelmäßige Konturen können wegen der mangelnden Flexibilität dieser Verfahren bei objektnahen Überlagerungen oder Artefakten nicht ohne Einbußen der Bildqualität durch verbleibende Sichteinschränkungen dargestellt werden. In der vorliegenden Untersuchung wurde daher auf ein wesentlich flexibleres Bildoptimierungsverfahren zurückgegriffen, das eine hochselektive Eliminierung von Sichtbehinderungen ermöglicht.

2.3.3.6.5.2  Hochselektives Verfahren

Die hochselektive Sichtoptimierung im Rahmen dieser Untersuchung wurde mit einem Spezialverfahren (3D-Cut) durchgeführt, das von der VoluSon®-Software bereitgestellt wird.

Bei diesem Verfahren erfolgt die Entfernung von Sichtbehinderungen mit Hilfe eines „elektronischen Skalpells“. Mit diesem per Computermaus gesteuerten „Schneidewerkzeug“ kann eine virtuelle Grenzlinie zwischen darzustellenden und zu eliminierenden Strukturen des 3D-Datensatzes vom Untersucher frei definiert werden. Nach Beendigung dieses Markierungsvorgangs können durch einen Rechenvorgang alle Strukturen, die in orthograder Projektion (bezogen auf die jeweils dargestellte 2D-Schnitt- oder 3D-Ansichtsebene) jenseits der markierten Grenzlinie liegen, virtuell „abgetrennt“ werden (daher 3D-Cut).

Da dieser Vorgang beliebig oft wiederholbar und das 3D-Modell in allen Freiheitsgraden rotierbar ist, kann schrittweise eine allseitige Optimierung der Objektkontur durchgeführt werden. Der Schrittabstand (Winkel) zwischen den einzelnen Konturierungsebenen beträgt minimal 1 Grad, kann vom Untersucher in 1-Grad-Schritten frei gewählt und auch während der Objektbearbeitung beliebig oft geändert werden. Da die „Schnittführung“ des „elektronischen Skalpells“ nicht nur am 3D-Oberflächenmodell, sondern auch im multiplanaren Schnittbildmodus (→2.3.3.4) in allen Ebenen kontrolliert werden kann, ist die Gefahr von untersucherbedingten Artefakten bei sorgfältiger „Präparation“ auch im Fall [Seite 36↓]objektnaher Sichtbehinderungen gering.

Die Oberflächenberechnungen der vorliegenden Untersuchung wurden nach dem oben beschriebenen hochselektiven 3D-Cut-Verfahren einer systematischen Sichtoptimierung unterzogen, was eine vollständige Oberflächendarstellung sämtlicher untersuchter Embryonen bzw. Feten in hoher Bildqualität ermöglichte. Die Abbildungen 2-16 a und b zeigen die Effizienz dieser Methode.

2.3.3.6.6 Modellberechnung

Nach Sichtoptimierung und Durchführung einer Qualitätskontrolle (→2.3.3.4) wurde ein vollständig um die Objekthochachse rotierbares, dreidimensionales Oberflächenmodell des gesamten Embryos oder Fetus berechnet. Folgende Schritte waren hierzu nötig:

2.3.3.6.6.1 Definition des Gesamtberechnungswinkels

Der Gesamtberechnungswinkel gibt den Winkelbereich an, in dem das berechnete Oberflächenmodell rotiert und betrachtet werden kann. Das VoluSon®-System erlaubt eine Abstufung dieses Winkels von 2 bis 360 Grad.

Um eine maximale Übersicht zu erhalten, wurden in der vorliegenden Untersuchung stets 360-Grad-Berechnungen durchgeführt, die eine vollständige Rotation des embryonalen bzw. fetalen Oberflächenmodells um die Hochachse erlauben.

2.3.3.6.6.2 Definition der Einzelbildwinkeldifferenz

Neben dem Gesamtberechnungswinkel muss die Winkeldifferenz zwischen den einzelnen Bildern in den Rotationssequenzen der Oberflächenmodelle definiert werden. Das VoluSon®-System sieht Differenzen von 1 sowie 3 und 5 Grad vor. Je niedriger die Winkeldifferenz gewählt wird, desto lückenloser und fließender ist die Objektdarstellung in den Rotationssequenzen.

Zur Erzielung einer optimalen Darstellungsqualität wurden daher sämtliche Rotationssequenzen dieser Arbeit mit der kleinstmöglichen Bildwinkeldifferenz von 1 Grad durchgeführt.

2.3.3.6.6.3 Durchführung des Berechnungsvorgangs

Nach Einstellung von Gesamtberechnungswinkel und Bildwinkeldifferenz wurde der Berechnungsvorgang für die Rotationssequenz des Oberflächenmodells [Seite 37↓]gestartet. Die Anzahl der berechneten Einzelbilder resultiert aus den beiden oben genannten Parametern. Auf Grund der Vorgabe einer kompletten Rotatationsansicht ergaben sich in der vorliegenden Untersuchung folglich 360 Einzelbilder pro Oberflächenmodell.

Bei der Erstellung der Rotationssequenz werden die berechneten Einzelbilder des 3D-Oberflächenmodells sukzessive im Speicher des Computers abgelegt und anschließend in ein spezielles digitales Videodatenformat (AVI) überführt. Die Videodatensätze der 3D-Rotationssequenzen erreichten in der vorliegenden ArbeitGrößenordnungen von maximal 23,1 MB.

Die Berechnungszeit ist abhängig von der Größe des zu berechnenden Volumens, der Anzahl der definierten Berechnungsschritte (s.o.) und der Rechengeschwindigkeit des verwendeten Computers. Mit der verwendeten Hardware konnten Berechnungszeiten von weniger als 0,3 Sek. pro Einzelbild erzielt werden. Für einen Datensatz mit 360 Einzelbildern ergaben sich somit Berechnungszeiten von maximal 2 Min..

2.3.3.7 Dokumentation

Da Berechnung und morphologische Analyse der embryonalen bzw. fetalen Oberflächenmodelle zeitlich getrennt erfolgen sollten, wurden die digitalen AVI-Videosequenzen auf der Magnetspeicherplatte des Bildverarbeitungsrechners abgelegt und bei Bedarf von dort wieder aufgerufen.

2.3.3.8 Auswertungen

2.3.3.8.1  Biometrische Beurteilung

Die Messung der Scheitel-Steiß-Länge (SSL) ist vor der 7. Woche p.m. angesichts der noch gestreckten und äußerlich kaum ausdifferenzierten embryonalen Gestalt nicht möglich und weist noch bis zur 9. Woche p.m. wegen des bis dahin nur unsicher determinierbaren kranialen Messpunkts (Scheitel) im Mittelhirnbereich methodische Probleme auf. Es ist daher anzunehmen, dass die sonographischen Referenzwerke vor der 7. Woche p.m. die größte Länge (GL) der Embryonen angeben, obwohl durchgängig der klinisch gebräuchliche Terminus SSL benutzt wird.

Zur Vermeidung methodischer Probleme und terminologischer Unklarheiten [Seite 38↓]verwendet die klassische embryologische Forschung häufig ausschließlich die embryonale GL als Messparameter. Nach O’Rahilly u. Müller (1984) ist diese definiert als größte Längenausdehnung des Embryonalkörpers unter Ausschluss der Gliedmaßen, wobei für die Krümmung des Körpers keine Korrekturen vorgenommen werden. Die Differenz zwischen GL und SSL ist in Abb. 2-17a dargestellt. Sie besteht jedoch nur bis zur 9. Woche p.m., da sich anschließend durch die Aufrichtung des Kopfes eine Übereinstimmung beider Parameter ergibt (Abb. 2-17 b).

Um terminologische Unterschiede zu der zitierten klassisch-embryologischen Literatur und eine Änderung der biometrischen Terminologie innerhalb des Beobachtungszeitraumes zu vermeiden, wurde im Rahmen dieser Untersuchung, abweichend von der klinischen Praxis, nicht die SSL sondern durchgängig die GL als biometrischer Parameter verwendet.

Die Messung der GL erfolgte im multiplanaren Schnittbildmodus (→2.3.3.4)anhand der gespeicherten Primärdatensätze gemäß der o.g. Definition von O’Rahilly und Müller (1984). Die Überprüfung des normgerechten Wachstums (GL im 90%-Konfidenzintervall) erfolgte anhand einer Referenztabelle nach Daten von Rempen (1991b). Obwohl in dieser Tabelle durchgängig der klinisch gebräuchliche Terminus SSL benutzt wird, ist davon auszugehen, dass vor der 7. Woche p.m. die größte Länge (GL) der Embryonen angeben wird (s.o.).

Bei der vergleichenden Analyse der biometrischen Parameter wurde berücksichtigt, dass embryonale und fetale Präparate durch Turgorverluste und Fixationsprozesse GL aufweisen, die zwischen 1 und 5 mm unter denen sonographisch gemessener vitaler Embryonen und Feten liegen ( Drumm u. O’Rahilly 1977 ).

2.3.3.8.2 Morphologische Bildanalysen

Die gespeicherten Oberflächenmodelle aller Embryonen und Feten wurden hinsichtlich ihrer Oberflächenmorphologie eingehend analysiert. Die Ergebnisse dieser Befundung wurden systematisch beschrieben, soweit möglich quantifiziert und mit den Ergebnissen der klassischen Humanembryologie sowie dem Stand der 3D-sonoembryologischen Forschung verglichen.


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22.10.2004