[Seite 10↓]

1  Einleitung

Im Berliner Zentrum für Craniofaciale Fehlbildungen in der Klinik für Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie – Klinische Navigation und Robotik der Charité Campus Virchow-Klinikum wird eine umfassende epithetische Versorgung von Defekten am Kopf durchgeführt. Wenn Patienten im Rahmen der Therapie ein künstliches Gesichtsteil benötigen, beschleunigt die Kombination von CT- Datensätzen mit Navigation und Robotik die Anpassungsprozedur und steigert die Qualität der Anpassung. In der Arbeitsgruppe für Navigation und Robotik im Berliner Zentrum für craniofaciale Fehlbildungen wird deshalb Bildgebung, Navigationstechnologie und Robotik in einem eigens eingerichteten Operationssaal zusammengeführt. In diesem Rahmen wird an der Integration des mobilen CT Philips Tomoscan M in die operative Routine sowie in assistierte Operationssysteme für chirurgische Eingriffe gearbeitet [74, 75, 95].

In der Arbeit mit dem Tomoscan M bestätigt sich, dass einige Körpergewebe, aber auch viele Implantatmaterialien, im CT Artefakte hervorrufen können [162, 170, 182, 188, 199]. Diese Artefakte verhindern bisher eine Definition der Genauigkeit der Bildgebung durch das CT im Bezug auf Abmessungen und Positionen gescannter Objekte, die jedoch bei der genauen Positionierung und Maßanfertigung von Implantaten, der Herstellung von Epithesen nach klassischen oder stereolithografischen Modellen oder der Datenaquisition für navigierte Operationen essentiell ist [13, 45, 49, 58, 184, 185].

In dieser Arbeit wird deshalb die Maßgenauigkeit der Bilddatenerhebung am Knochen mit dem Tomoscan M definiert, der Einfluss extraoraler kraniofazialer Implantate auf die Maßgenauigkeit bestimmt und die Variabilität der Darstellung von Löchern und Implantaten dargestellt.

1.1 Hintergrund

Die Computertomografie erstellt Schnittbilder des menschlichen Körpers. Mit diesen Bilddaten als Grundlage wird auch der Einsatz von Navigationstechniken oder maschinellen Assistenzsystemen möglich. Viele bildgebende Techniken wurden jedoch nicht unter dem Gesichtspunkt der dreidimensionalen Maßhaltigkeit entwickelt. Primäres Augenmerk war oft die Realisierbarkeit der Methode und darauf folgend eine maximale Differenzierbarkeit unterschiedlicher Gewebe. Ungenauigkeiten der dreidimensionalen Maßhaltigkeit sind oft unbekannt oder zur Beantwortung einer Fragestellung irrelevant [168, 175, 194].


[Seite 11↓]

In der Mund- Kiefer- und Gesichtschirurgie werden Einflüsse auf die Ortstreue der Wiedergabe des CT erst durch die Verwendung der Daten als Grundlage zur Steuerung von Interventionen wie bei der Navigation in der kraniofazialen Epithetik wirklich wichtig.

1.2 Kraniofaziale Epithetik

Tumorerkrankungen, Traumafolgen, Agenesien oder Fehlbildungen am Schädel sind oft nicht oder nur kosmetisch unbefriedigend mit körpereigenem Gewebe zu rekonstruieren [94]. In diesem Fall vermindern Epithesen den Leidensdruck der Patienten [19, 20, 148, 177]. Der Begriff „Epithese“ (epithesis: griechisch für „herauflegen“) bezeichnet ein individuell modelliertes Ersatzstück zur Deckung von Oberflächendefekten des Gesichts [200].

Die Herstellung von Epithesen erfolgt interdisziplinär. Radiologische Bilddaten, fotografische Techniken und Abdruckdarstellungen dienen der Rekonstruktion eines fehlenden Gesichtsteils. Später wird die Epithese über dem Defekt befestigt, wie in Abbildung 1 dargestellt wird [148, 160].

Abbildung 1: Ohrepithese bei Ohrmuschelaplasie mit Befestigung durch Knochenanker.

Ziel der Therapie ist eine unauffällige Defektdeckung bei hygienischer Anwendbarkeit und maximaler Bewegungsfreiheit des Patienten. Verlieren oder Verrutschen einer Epithese in der Öffentlichkeit ist für die Patienten nicht tolerabel. Deshalb ist die stabile Fixierung der Epithese für die Akzeptanz durch die Patienten essentiell. Gleichzeitig muss eine Epithese zur Reinigung möglichst abnehmbar sein [20, 50, 124, 187].


[Seite 12↓]

Die Fixation an vorhandenen anatomischen Strukturen wird oft durch Brillenkonstruktionen ermöglicht oder durch Haftstoffe unterstützt. Zur enossalen Befestigung werden Knochenimplantate oder subperiostale Titangitter verwendet [22, 50, 94, 131, 132, 160].

Als Befestigungsmodul bei extraoralen Epithesenfixierungen werden oft Knochenankerelemente verwendet [94, 132, 173]. Enossale Implantatsysteme basieren meist auf der Osseointegration von Titan, das auf 60-80% seiner Oberfläche in direkten stabilen Kontakt mit Knochengewebe tritt, ohne durch Entzündung eine destabilisierende Osteolysezone hervorzurufen [5, 17, 22, 65, 164, 189]. Auf Knochenankern aufbauend kommen oft Abutments zur Befestigung eines tragenden Gerüsts oder Magnete zum Einsatz. Da die Ankerposition erst durch die Implantation festliegt, muss deren Position bisher durch Abdruckerstellung auf die Epithese übertragen werden [14, 42, 43, 135, 167].

Die Knochendichte und der Zustand des Knochens und der deckenden Weichteile am Implantationsort sind für den Erfolg der Implantation entscheidend. Nur an Stellen, die eine gute Einheilung und Stabilität des Untergrunds gewährleisten, lässt sich eine Epithese dauerhaft befestigen [5, 85, 163, 164, 146]. Die Implantatgröße und die Implantatposition sind dabei von der Knochendicke an der gewünschten Position abhängig.

Das CT ermöglicht die Ermittlung der Knochendichte [10, 78, 82, 84, 92, 113, 115, 120, 126], die zur Gewährleistung einer ausreichenden Torsionskraft zur stabilen Fixierung von Schraubimplantaten notwendig ist [26, 27]. Die am Implantationsort vorhandene Knochendicke lässt sich ebenfalls computertomografisch ermitteln [96]. Die dreidimensionale Struktur eines CT- Datensatzes erlaubt gleichzeitig die Planung und Steuerung von Interventionen wie der Implantation von Knochenankern anhand der CT- Daten [108, 115]. Auch die Position bereits eingebrachter Implantate lässt sich mit dem CT erfassen. Daten zur Präzision dieser Lokalisierung durch den Tomoscan M sind bisher jedoch nicht vorhanden.

Die Planung der Ankerposition oder die direkte Positionsbestimmung der Anker mit dem CT kann die Abdruckerstellung nach der Implantation ersparen, die Fertigung von Epithesen vor der Implantation der Anker erlauben und so die Anpassungsprozedur erheblich verkürzen. Bereits vorhandene metallische Fremdkörper produzieren beim Scan jedoch Artefakte, die die Darstellung beeinflussen [188].


[Seite 13↓]

1.3  Grundlagen der Computertomografie

Viele Einschränkungen der Genauigkeit der Computertomografie sind durch deren prinzipielle Funktionsweise unter Verwendung von Röntgenstrahlung bedingt. Auf Grundlagen des CT wird deshalb im Folgenden näher eingegangen:

1.3.1 Röntgen

Die klassische Röntgenaufnahme liefert ein Summationsbild, das durch Zentralprojektion verzerrt wiedergegeben wird. Durch Überlagerung werden Details maskiert. Die Erfassung der dritten Dimension des durchstrahlten Objekts muss durch eine Aufnahme in einer zweiten Ebene ermöglicht werden und findet in der Regel vor dem geistigen Auge des Untersuchers statt [56, 90, 143]. Die dritte Dimension kann auch durch Integration mehrerer Darstellungen in Zentralprojektion erzeugt werden (z.B. SIREMOBIL Iso-C3D Bildwandler) [35, 46, 47, 101, 153].

1.3.2 Prinzip der Computertomografie

Im medizinischen Einsatz der Computertomografie werden eine Röntgenstrahlenquelle und Detektoren um das dazwischen liegende Objekt gedreht. Die Detektoren registrieren die im Objekt nicht absorbierte Strahlung. Die Strahlung wird durch Kollimatoren zu einer fächerförmigen Schicht eingeblendet, um die Strahlenexposition auf die gewünschte Schichtdicke zu begrenzen.

Das CT- Bild ist die Darstellung der Röntgendichtewerte der einzelnen Volumenelemente (oder „Voxel“) einer durchstrahlten Schicht. Jedes Voxel wird während der Drehung von Röntgenröhre und Detektoren um das Objekt aus mehreren Richtungen durchstrahlt. Der einzelne Strahlengang wird als klassische Summationsschwächung in Zentralprojektion durch die Detektoren registriert. Aus der Summe der einzelnen Strahlengänge aus unterschiedlichen Richtungen lässt sich die Röntgendichte des einzelnen Voxels berechnen. Die Röntgendichte jedes Voxels ist somit jedoch abhängig von seiner Umgebung. Röntgendichtewerte im CT sind Relativwerte und keine Absolutwerte. Sie werden durch Rauschen, Streuung und Strahlenaufhärtung als Effekte von Gewebe auf Strahlung beeinflusst. Der mathematische Beweis der Methode stammt von Radon aus dem Jahr 1917 [62]. Hounsfield und Cormack entwickelten erste klinisch einsetzbare Computertomografen [7].


[Seite 14↓]

Die Einheit für Röntgendichtewerte im CT sind Hounsfield Units [HU]. Wasser hat definitionsgemäß den Röntgendichtewert 0 HU, Luft -1000 HU. Alle übrigen Röntgendichtewerte werden relativ zur Röntgendichte von Wasser und Luft skaliert.

Die Bildmatrix enthält alle Voxel einer Schicht. Die Darstellung der Bildmatrix entspricht einer Parallelprojektion. Sie soll im Rahmen der Systemgenauigkeit bezüglich der Voxellokalisation ortstreu sein und unterliegt nicht mehr den Einschränkungen der Zentralprojektion [112].

Detektoren sind fotoelektrische Elemente, meist Kristallszintillatoren oder Ionisationskammern [11, 87]. Ihre Spannung hängt von der empfangenen Strahlung ab. Die Größe, Anzahl und Empfindlichkeit der einzelnen Detektorelemente bestimmt mit über die räumliche Auflösung des Gesamtsystems im Unterschied zur rein rechnerischen Auflösung der Bildmatrix[56, 112].

Die Spiraltechnik bezeichnet die kontinuierliche Rotation der bildgebenden Einheit unter gleichzeitigem Vorschub des Objekts. Im Mehrzeilen- CT wird der Nutzstrahl während des Scans trichterförmig auf mehrere Detektorenreihen gleichzeitig projiziert [53, 54, 112, 175].

1.3.3 Bildrekonstruktion im CT

Jedem Voxel wird eine Signalintensität in HU zugeordnet und diese in Graustufen oder Falschfarben je nach Kodiertiefe abgestuft dargestellt. Die Skalierung der Darstellung ist im vorgegebenen Intervall des Scanners frei wählbar. Bildverarbeitungsalgorithmen gewichten die Signalinformation im Voxel bei der Datengewinnung [141, 142].

Die rechnerische Auflösung des Bildes wird durch die Anzahl der berechneten Bildpunkte in der geschnittenen Fläche und durch die Schichtdicke bestimmt. Die räumliche Auflösung der Röhren-Detektoreneinheit wird im Gegensatz zur rechnerischen Bildauflösung durch die kleinste vom Nutzstrahl auflösbare Struktur definiert. Die räumliche Auflösung ist oft gröber als ein Voxel, wodurch Kanten verwischt werden [62].

CT- Bilddaten zeigen Schnittebenen durch Volumina. Strukturen in den Schnittebenen werden entweder durch Kanten- als lokale Signalgradientenextremata- oder Regionen- als ähnlich dichte Voxel innerhalb der Schnittebene- definiert. Die Strukturen werden durch Signalrauschen und grobe räumliche Auflösung unscharf. Kanten oder Regionen in CT- Bilddaten werden in 3D- Darstellungen durch „Surface Rendering“ oder „Volume Rendering“ umgesetzt [104, 147, 170, 172]. Bildverarbeitungssysteme sind in die Anwenderkonsolen der Scanner integriert oder laufen [Seite 15↓]unabhängig vom Scanner. Der diagnostisch- technische Ansatz dieser Softwaresysteme verhindert teilweise exakte Dimensionsfestlegungen [37, 112, 144, 152].

1.3.4 Variable Geräteparameter eines Computertomografen

Im CT beeinflussen verschiedene Parameter die Ortsauflösung und die Wiedergabetreue des Systems. Folgende Parameter unterliegen der Auswahl durch den Untersucher:

  • Schichtdicke

  • Bildverarbeitungsalgorithmus

  • Pitch (Spiral- CT)

  • Röhrenstrom

  • Region of Interest

  • Röhrenspannung

  • Fenstereinstellung

  • Scanzeit

Die Schichtdicke beschreibt die nominale Dicke der Scanschicht auf dem Niveau der Detektoren. Bei Einzelschichtaufnahmen wird nach jeder gescannten Schicht das Objekt um einen vorher festgelegten Weg verschoben. Im Spiralmodus beschreibt der Pitch den kontinuierlichen Tischvorschub pro Umdrehung der Gantry und damit das Verhältnis der Schichtdicke zum ge­scannten Volumen. Durch kontinuierlichen Vorschub während der Gantryrotation sind Scans großer Volumina in kurzer Zeit möglich [28]. Der Tomoscan M arbeitet im Einzelschichtmodus. Eine Erweiterung für den Spiralscan ist möglich [141]. Schichtdicke und Pitch werden durch technische Vorgaben und diagnostische Absicht definiert. Die Schichtdicke ist beim Tomoscan M zwischen 2mm und 10mm einstellbar. Die Schichtdicke bestimmt die Ausdehnung der Voxel in der z- Achse und schwankt in geometrischen und technischen Toleranzbereichen. Die Grenzwerte des Toleranzbereichs liegen beim Tomoscan M zwischen ±50% für 2mm und ±10% für 10mm Schichtdicke [142].

Die Bildmatrix besteht beim Tomoscan M aus 512 x 512 = 262.144 Voxeln. Die Region of Interest definiert die Abmessung der Bildmatrix und lässt sich beim Tomoscan M zwischen 50mm und 460mm Kantenlänge frei wählen. Dadurch ergeben sich Voxelabmessungen zwischen ≈0,1mm und ≈0,9mm Kantenlänge in x-y- Richtung sowie der Schichtdicke in z- Richtung [141]. Die räumliche Auflösung begrenzt jedoch die Differenzierung von Strukturen, die durch höhere Matrixauflösung dargestellt werden könnten [41, 51, 103, 113, 144, 156, 170, 196]. Die räumliche Auflösung bezeichnet den technisch kleinsten darstellbaren Abstand zwischen hochkontrastierenden Strukturen und bedingt die Ortsauflösung des Signals. Sie wird durch die Darstellung von Linienpaaren pro cm [Lp/cm] beschrieben. Die Abbildung 2 zeigt das Bild aus dem Kontrollscan im Rahmen der Konstanzprüfung, anhand dessen die Ermittlung der räumlichen [Seite 16↓]Auflösung bestimmt wird. Die Darstellung von 6 Lp/cm entspricht der Auflösung von röntgendichten Strukturen, die ≈0,85mm voneinander entfernt sind.

Abbildung 2: Überprüfung der räumlichen Auflösung am Phantom.

Die räumliche Auflösung wird durch die Signalauflösung der Detektoren und die eingeschränkte Fokussierbarkeit der Kathodenstrahlung auf den Focal Spot der Anode begrenzt. Die räumliche Auflösung des Tomoscan M im hochauflösenden Bildverarbeitungsalgorithmus ist feiner als 6,25 Lp/cm [142].

Die Fenstereinstellung bezeichnet die Signalskalierung der Darstellung. Der Untersucher bestimmt über die Fensterbreite (Window Width [WW]) und den Fensterzentralwert (Window Level [WL]) die Breite und den mittleren Wert der Signalskalierung und damit, ob und in welcher Graustufe oder Falschfarbe ein Voxel entsprechender Dichte dargestellt wird. Die Fenstereinstellung hat Einfluss auf die Wiedergabe von Dimensionen, da Dichtegradienten an Gewebeübergängen durch den Partialvolumeneffekt (siehe Kapitel 1.3.5) und die begrenzte räumliche Auflösung auf mehrere Voxel verteilt werden. Verschiedene Signalskalierungen stellen unterschiedliche Dimensionen eines Zielgewebes dar. Zur maßtreuen Darstellung eines Gewebes muss dessen spezifische Signalskalierung lokal empirisch bestimmt werden [51, 70, 112, 144, 170].

Bildverarbeitungsalgorithmen gewichten die Signalinformation im Voxel während der Bildberechnung. Kantenverstärkung differenziert kleine röntgendichte Strukturen. Mittelwertbildung differenziert größere Areale niedrigkontrastierender Gewebe [48, 52, 60, 76, 158]. Beim Tomoscan M sind verschiedeneBildverarbeitungsalgorithmen in Menüs wählbar [141].

Die Röhrenspannung bestimmt das Strahlungsprofil der Röntgenröhre. Das Strahlungsprofil ist auch vom Anodenmaterial der Röhre und von der Filterung im Strahlengang abhängig. Höhere [Seite 17↓]Röhrenspannung führt zu energiereicherer Strahlung mit geringerer Absorption bei Materiedurchlauf und geringerem Rauschen. Die Röhrenspannung des Tomoscan M lässt sich auf 120kV oder 130kV einstellen. Der Röhrenstrom bestimmt die Strahlungsmenge im definierten Strahlungsprofil. Höherer Röhrenstrom verringert Rauschen. Der Röhrenstrom des Tomoscan M lässt sich auf 10, 20, 30, 40, 45 und 50mA einstellen. Die Scanzeit bestimmt über die Dauer der Strahlenapplikation pro Scanschicht. Sie ist beim Tomoscan M durch die Anzahl der Gantryumdrehungen pro Einzelschicht mit 2, 4 oder 6 Sekunden definiert [141]. Diese Scanparameter nehmen Einfluss auf die Bildqualität [133].

1.3.5  Systematische Fehlerquellen im CT

Durch die Computertomografie ergeben sich methodische Fehlerquellen. Dazu zählen:

  • Partialvolumeneffekt

  • Streustrahlung

  • Rauschen

  • Artefaktbildung

  • Aufhärtung

 

Der Partialvolumeneffekt bezeichnet den Informationsverlust durch die Mittlung verschiedener Röntgendichtewerte innerhalb eines Voxels in x-, y- und z-Richtung. Schräg zur Schnittebene verlaufende Grenzflächen produzieren dadurch virtuelle Dichtegradienten über mehrere Voxel hinweg. Der Partialvolumeneffekt ist von der Ortsauflösung und der Matrixauflösung in x‑y‑ Richtung sowie der Schichtdicke in z‑ Richtung abhängig [112].

Rauschen ist das statistische Schwanken eines Signals um dessen Mittelwert. Rauschen verwischt Signalgradienten und verringert die Ortsauflösung. Rauschen lässt sich durch höhere Röhrenspannung und höheren Röhrenstrom vermindern, erhöht jedoch die Strahlenexposition. Eine Verdopplung des Verhältnisses von Signal zu Rauschen wird erst mit vierfacher Dosis erreicht.Durch Rauschen leidet die Bildqualität vor allem bei großen Scanvolumina [21, 70, 112].

Durch Absorption energiearmer Röntgenquanten beim Materiedurchlauf kommt es regelmäßig zur Aufhärtung des Strahlenspektrums beim Scan. Aufhärtung kann zu Artefakten führen. Durch Wechselwirkung der Röntgenquanten mit Materie ändern diese ihre Richtung und werden als Streustrahlung emittiert. Streustrahlung verfälscht lokale Signalintensitäten und verstärkt das Rauschen. Beim Scan sehr röntgendichter Materie, bei Bewegung des Objekts und beim Scan großer Volumina kommt es durch Streustrahlung, Resonanzphänomene und Strahlenauslöschung zur Artefaktbildung. Hierbei werden Strukturen erzeugt, die in der Realität nicht vor[Seite 18↓]handen sind [112]. Die Spiraltechnik schafft durch die komplizierte Geometrie der Schichtrekonstruktion vor allem in der Mehrzeilentechnik spezifische Artefakte, die jedoch durch spezielle Algorithmen gedämpft werden können [34, 39, 53, 56, 86, 99].

1.3.6 Strahlenexposition im CT

Von der durch den Menschen erzeugten Strahlenexposition stammen 90% aus medizinischer Diagnostik, 17% davon durch das CT. Zur Quantifizierung von Strahlung dient die im Gewebe absorbierte Energie mit der Einheit Gray [Gy] oder die nach biologischer Wirksamkeit gewichtete Äquivalentdosis H mit der Einheit Sievert [Sv] [39, 169].

Die im CT verabreichten Dosen sind dabei durch geringere Streustrahlung und Rotation der Nutzstrahlrichtung nur schwer mit der konventionellen Radiografie zu vergleichen. Die Oberflächendosis und die Körperkerndosis variiert je nach Körperregion und Scanmodus. Durch höhere Schichtanzahl oder niedrigeren Pitch steigt beim hochauflösenden CT die Patientendosis entsprechend. In Deutschland kommt es durch ein Schädel- CT durchschnittlich zu einer Exposition von ≈2,1-2,3 mSv. Eine konventionelle Röntgenaufnahme des Schädels appliziert dagegen nur ≈26 μSv. Neben stochastischen Strahlenschäden sind direkte Strahlenschäden auch im CT möglich [18, 55, 59, 69, 72, 125, 192, 193, 195].

Beim Tomoscan M wird pro 10mm dicker Schicht bei 100 As und 120 kV am Phantom ein CTDI (computed tomography dose index) von 10,3 mGy in der Körpermitte des Abdomens und 38,2 mGy an der Oberfläche des Schädels gemessen.

Da der Scanner auch intraoperativ genutzt wird, ist die Verteilung der Streustrahlen- Isodosen im Umfeld des Scanners für das Personal wichtig, um die Exposition kleinstmöglich zu halten [74, 75, 77, 123, 141, 191, 201].

1.3.7 Kontrolle technischer Parameter des Computertomografen

Die Röntgenverordnung und Leitlinien der Ärztekammern zur Qualitätssicherung legen in Deutschland die monatliche Überprüfung von Computertomografen im Rahmen der Konstanzprüfung fest [24, 25, 38, 155]. Diese überprüft die in Tabelle 1 bezeichneten Toleranzbereiche. Die technischen Parameter des Tomoscan M werden in Tabelle 2 zusammenfassend dargestellt. Abbildung 3 zeigt eine Skizze der Ansicht des Scanners [141, 142].

[Seite 19↓]
Abbildung 3: Seitliche und frontale Ansicht des Tomoscan M (© Philips).

Tabelle 1: Basiswerte der Konstanzprüfung des Tomoscan M [134].

Meßgrößen

Grenzwerte und Toleranzbereiche:

CT – Zahl (=Dichte von H2O):

0 ± 4 HU

Bildelement-Rauschen:

≤ 3,5 HU (Kopfprogramm)

≤ 15,0 HU (Körperprogramm)

Homogenität:

Abweichung < 8HU vom Mittelwert

Räumliche Auflösung Hochkontrast:

> 6,25 Lp/cm (Kopfprogramm)

> 4,2 Lp/cm (Körperprogramm)

Schichtdicke:

10 mm ± 10%

5 mm ± 25%

3 mm ± 25%

2 mm ± 50%

Tischpositionierung:

Bei Fahrweg 300 mm max.: ± 2 mm

Tabelle 2: Gerätespezifikationen des Tomoscan M [133].

Gantry:

Patientenöffnung

60cm

Nutzstrahlfächer

48°

Maximales Field of View

460 x 460mm

Detektoren:

384 Festkörperelemente

Röntgenröhre:

Größe des Focal spot

1.3 x 0.55 mm

Röhrenspannung

120 und 130kV

Röhrenstrom

10,20,30.40,45,50mA

Auflösung:

Maximale Hochkontrastauflösung

10 Lp/cm

Maximale Niedrigkontrastauflösung

3.0 mm bei 0.3% (120 mAs)

Rauschen

0.3% bei 120 mAs

Scanparameter:

Schichtdicke

2, 3, 5 und 10 mm

Scanzeit pro Schicht

2, 4 und 6 Sekunden

Rekonstruktionsmatrix

512 x 512 Voxel

Displaymatrix

512 x 512 Voxel


[Seite 20↓]

1.4  Stand der Forschung zur Genauigkeit des CT

In aktuellen Lehrbüchern wird weder die Genauigkeit von Distanzmessungen noch die Maßtreue der Darstellung im CT spezifiziert [52, 56, 62, 90, 112, 143]. Einige Publikationen geben jedoch einen Überblick über interventionelle Anwendungen des CT in der Medizin [64, 66, 115, 116, 172, 175].

Verschiedene Arbeitsgruppen untersuchen die Genauigkeit von mit dem CT ermittelten Messwerten. Unterschiedliche Scanobjekte und Phantome, Scanner, Protokolle und Evaluationsmodelle kommen für lineare Messungen, Volumenbestimmungen und Oberflächenbestimmungen zur Anwendung. Die für diese Arbeit relevanten Bereiche werden im Folgenden betrachtet.

1.4.1 Klinische Einschätzung der Wertigkeit des CT

Es gibt sehr viele Untersuchungen zur klinischen Wertigkeit des CT bei raumfordernden pathologischen Prozessen, bei der Überwachung von Punktionen, Berechnung von Zielvolumina für die Radiotherapie, Diagnostik am Skelett, Knochendensitometrie oder Kreislaufdiagnostik. Das Hauptaugenmerk von Untersuchungen zur klinischen Wertigkeit des CT liegt auch in der Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie auf der Diagnostik und Verlaufskontrolle [84, 86, 106, 108, 117, 119, 126, 140, 163, 183, 194].

1.4.2 Navigation nach CT-Datensätzen

Viele Systeme verwenden CT- Daten als Basis für die Orientierung im Raum. Die Systeme dienen der exakten Positionierung oder der fein dosierten Bewegung von Objekten in Relation zum Patienten in der Diagnostik und Therapie. Anwendungsgebiete finden sich hauptsächlich in der Neurochirurgie, Orthopädie, Unfallchirurgie, Hals- Nasen- Ohrenheilkunde, Mund-, Kiefer- Gesichtschirurgie, in der Tumorchirurgie und Strahlentherapie sowie diagnostisch und therapeutisch in der interventionellen Radiologie.

Navigationssysteme erleichtern die intraoperative Navigation in der Neurochirurgie. Durch Integration von CT- und MRT- Daten in ein Operationsmikroskop oder Zielinstrument wird die Genauigkeit der Ziellokalisation während des neurochirurgischen Eingriffs gesteigert [6, 100, 154]. In der Endoprothetik und bei Umstellungsosteotomien steuern CT- Datensätze Navigations- und Robotersysteme und steigern so die Genauigkeit der Implantation bzw. der Osteotomie. Eine bessere Passform und Primärstabilität soll dadurch erreicht werden [61, 93, 127, 128]. Die [Seite 21↓]Pedikelschraubeninsertion an der Wirbelsäule wird durch Navigation unter Einsatz von CT- Daten genauer und sicherer [8, 13, 35, 105, 138]. In der Mund- Kiefer- Gesichtschirurgie werden Knochenankerimplantationen, Korrekturoperationen bei Dysplasien, Tumorresektionen und Osteotomien anhand der CT- Daten geplant und gesteuert. Die Genauigkeit der Planungsausführung kann so deutlich gesteigert werden [12, 29, 58, 67, 68, 95, 161, 182, 183]. Knochendefekte werden mit dem CT vermessen und durch maßgefertigte Implantate überbrückt [44, 45, 185, 186]. Zur korrekten Konturerstellung ist jedoch die Kalibrierung der CT- Datensätze notwendig [30, 98].

Andere Arbeiten überprüfen die Ergebnisse von CT- Scans durch den Vergleich von Lokalisationsdaten von Navigationssystemen am Objekt mit dem Scan des Objekts. Im Vergleich zur Datenerhebung am Objekt wird eine bis um den Faktor 1,7 verminderte Genauigkeit der Lokalisation von Punkten in CT- Daten beschrieben [121]. Der Vergleich von CT- Daten mit Daten eines Faro- Arms und röntgenstereogrammetrischer Messung führt zu einem Fehler der Lokalisation bestimmter Punkte durch das CT von durchschnittlich 0,152 mm bis 0,22 mm [41].

Ein mobiles CT im Operationssaal kann zur intraoperativen Diagnostik eingesetzt werden [74, 75, 191, 197, 201]. Wenn ein System die Lokalisation des CT während des Scans erfasst und parallel dazu die Positionsdaten in die Scanbilder einarbeitet, kann der Scanner selbst als Messgerät zur Ermittlung der Position von Objekten eingesetzt werden. Genauigkeitseinbußen an der Schnittstelle zwischen Datengewinnung und Registrierung werden dadurch minimiert [145].

1.4.3 Genauigkeit linearer Messungen mit dem CT

Zur Kontrolle der Genauigkeit linearer Messungen in CT- Daten werden Knochenphantome mit und ohne Implantate gescannt. Differenzen der CT- Daten zu vorher bekannten Maßen von Femora mit Titanimplantaten von 0,33±0,15mm werden beschrieben [51]. Die Bestimmung künstlicher Kortikalisdefekte und Kortikalisdickenbestimmungen führen zu einer Überschätzung von reellen Defekttiefen um 15% [144]. Ein Vergleich von Knochenmaßen mit CT- Scans zeigt die geringere Maßhaltigkeit von linearen Messungen bei guter Wiedergabe von Winkelmaßen [32].

Der Vergleich linearer Distanzen zwischen CT vom Schädelpräparat und digitalen 3D- Messdaten beim Aufsuchen von Landmarken ergibt Differenzen von 1- 2 mm [152]. Beim Vergleich von Oberschenkelknochen mit histologischen Schnitten der Scanebene findet sich eine durchschnittliche Maßabweichung im CT von 0,8 ± 0,7 mm [156]. Die Vermessung des Fußskeletts [Seite 22↓]mit dem CT gelingt jedoch klinisch zufrieden stellend [166]. Die Katalogisierung von Schädelmaßen wurde mit dem CT durchgeführt [176, 177].

Übersichtsartikel beschreiben das CT als exaktes Verfahren zur Ermittlung linearer Messwerte, ohne Messparameter oder Toleranzintervalle von Abweichungen zu benennen [194].

1.4.4 Ortsauflösung des CT

Die Ortsauflösung des Scanners ist für die Erhebung von Bilddaten essentiell. Die untere Grenze der Darstellbarkeit von spongiösen Strukturen im HR- CT wird mit 0,5mm- 0,7mm angegeben. Hochauflösende Algorithmen und dünne Schichtdicken verstärken jedoch im HR- Modus das Rauschen und können durch Texturerzeugung Spongiosastruktur vortäuschen. Die Streuung innerhalb eines Objekts vermindert die Ortsauflösung erheblich. Neue Mehrzeilen- Scanner führen zwar zur feinen Auflösung auch der z- Achse bis hin zu isotropen (griech.: isos gleich; tropos Drehung, Richtung) Voxelabmessungen, können aber trotzdem Strukturen, die kleiner als die Ortsauflösung sind, nicht auflösen [53, 70].

Im Rahmen der Materialforschung können die Grenzen der Strahlenexposition am Menschen ignoriert werden. Im Mikro- CT wird so trabekulärer Knochen mit einer Genauigkeit von 0,05- 0,07mm dargestellt. Kleine Spongiosavolumina können durch Positionierung in Röhrennähe bis 0,01mm aufgelöst werden [103, 130].

Für die Beurteilung von Genauigkeitsangaben muss zwischen Pixelgröße und Ortsauflösung unterschieden werden. Nach dem Shannon'schen Abtatstheorem muss die Abtastung eines Objektes mindestens doppelt so groß wie das kleinste aufzulösende Objekt gewählt werden. Die Ortsauflösung eines CT ist daher mindestens doppelt so groß wie die Pixelgröße [51, 129].

1.4.5 Einflüsse der Scannertechnik

Beim Tomoscan M verfälscht die Führung bewegter Teile der Scannermechanik die Schichtposition in x-y- und z- Richtung. Für andere Fabrikate sind ähnliche Effekte anzunehmen, da die Beweglichkeit aller Komponenten nur mit Spiel ermöglicht werden kann [36, 145].

Die Scannergeometrie begrenzt die Genauigkeit des CT. Durch die Zentralprojektion des Röntgenfächers entstehen abhängig von der Schichtdicke Inhomogenitäten der Voxelausdehnung in der z‑ Achse. Die Schichtdicke ist durch die Gantrydrehung nur im Mittelpunkt des Gantry[Seite 23↓]querschnitts konstant. Sie darf in der Konstanzprüfung des Tomoscan M um 10- 50% abhängig von der Schichtdickeneinstellung schwanken [112, 142].

Hitze und Abnutzung der Röhre haben Einfluss auf Größe und Ausrichtung des Focal Spot und damit der geometrischen Unschärfe der Strahlenquelle. Detektoren altern und stellen so veränderte Signalintensitäten dar. MRT- Scanner können Skalierungsfehler der Voxelgröße aufweisen. Für CT- Scanner ist diese Möglichkeit bisher nicht widerlegt [73, 156].

Das Spiral- CT produziert spezifische Artefakte. Durch die komplizierte Geometrie der Schichtrekonstruktion vor allem bei mehrzeiligen Spiral- CT’s werden viele unterschiedliche Rekonstruktionsalgorithmen vorgestellt. Unterschiede zeigen sich auch zwischen den Scannerfabrikaten [63, 71, 86, 99]. Eine Differenz zwischen der Dichtewertermittlung durch Einzelschichtmodus und Spiralmodus kann für extreme Dichtewerte wie Knochen und Luft belegt werden, ohne jedoch zu statistischer Signifikanz zu führen [81].

1.4.6 Einflüsse durch Materialien und Gewebe im Strahlengang

Arbeiten zur Dosisplanung in der Strahlentherapie unterscheiden durch das CT 16 Gewebeklassen mit bis zu 57 verschiedenen Subgruppen. Es werden Graustufen- oder Falschfarben- Schwellenwerte zur Differenzierung und Zielvolumenplanung eingesetzt. Viele dieser Gewebe zeigen keine Artefaktproduktion [40].

Bei Knochenscans kann Rauschen eine der Spongiosa ähnliche Struktur durch Texturerzeugung vortäuschen. Analysen von Volumina der Spongiosa sind durch die geringe Ortsauflösung im CT nicht verlässlich. Spongiosa beeinflusst gleichzeitig die Schwellenwerte der Bilddarstellung. Das Knochenmark in der Spongiosa führt darüber hinaus zur Verfälschung der Spongiosavolumenmessung um bis zu 30% [70, 196].

Titan im Strahlengang führt zu Grenzschichtartefakten, die einen systematischen Fehler bei linearen Messwerten hervorrufen. Titan erhöht durch Artefakte auch Röntgendichtewerte außerhalb der Grenzschicht. Zahnfüllungen zeigen im CT starke streifige Artefakte [170, 196].

1.4.7 Einflüsse durch Bildverarbeitung

Die errechneten Signalintensitäten der Voxel sind frei skalierbar. Das führt zu Unsicherheiten in der Zuordnung von Graustufen oder Falschfarben zu Geweben. In der Praxis behilft man sich [Seite 24↓]mit empirisch bestimmten Fenstereinstellungen zur Darstellung z.B. von Knochen, Weichteilen oder Lungengewebe. Diese Standards sind nicht genormt und daher oft umstritten [112].

Die Variation von Fenstereinstellungen führt zu Maßdifferenzen im CT- Bild. Beim Gebrauch des gleichen Schwellenwerts für alle knöchernen Strukturen eines Datensatzes können Maßabweichungen linearer Messungen auftreten. Strukturen unterschiedlicher Dicke oder Dichte werden bei Verwendung von generellen Schwellenwerten mangelhaft dargestellt [103, 113, 170, 196].

Das Problem der korrekten Dimensionsdarstellung von Knochen und Implantaten ist auch in der Arbeit mit dem Tomoscan M nicht gelöst [145].

1.4.8 Einflüsse durch klinische Anwendung des CT

Die schlechte Ausrichtung langer Röhrenknochen zur Scanachse im klinischen Alltag steigert den Partialvolumeneffekt. Die Verkürzung der Abtastzeit im Spiralmodus gegenüber dem Einzelschichtmodus bringt eine deutliche Verminderung von Bewegungsartefakten bei Lungenaufnahmen. Die Kippung der Gantry z.B. bei koronaren Schichten ruft Verzerrungen hervor, die bei hohem Anspruch an die Ortstreue korrigiert werden müssen [6, 12, 31, 51, 112].

In der klinischen Anwendung liegt ein Hauptaugenmerk auf der Vermeidung von Bewegungsartefakten, der korrekten Schichtorientierung und der Minimierung des Partialvolumeneffekts durch korrekte Lagerung. Diese Parameter beeinflussen lineare Abmessungen in nicht bekanntem Maß.

Die Integration des Tomoscan M in Anwendungen der Arbeitsgruppe brachte viele neue Erkenntnisse [2, 3, 4, 74, 75, 95, 96, 97, 115, 116, 145]. Nur wenige Arbeiten außerhalb der Arbeitsgruppe beziehen sich auf die Arbeit mit dem Tomoscan M in der Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie. Schwerpunkte von Arbeiten über den Tomoscan M liegen im Bereich der Neurochirurgie und Traumatologie [191, 201].


© Die inhaltliche Zusammenstellung und Aufmachung dieser Publikation sowie die elektronische Verarbeitung sind urheberrechtlich geschützt. Jede Verwertung, die nicht ausdrücklich vom Urheberrechtsgesetz zugelassen ist, bedarf der vorherigen Zustimmung. Das gilt insbesondere für die Vervielfältigung, die Bearbeitung und Einspeicherung und Verarbeitung in elektronische Systeme.
DiML DTD Version 4.0Zertifizierter Dokumentenserver
der Humboldt-Universität zu Berlin
HTML-Version erstellt am:
10.11.2005