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5  Diskussion

Angeregt durch Anwendungen des Tomoscan M bei navigierten Operationen in der Epithetik der Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie am Virchow- Klinikum in Berlin wird der Toleranzbereich der Ortstreue der Darstellung von Löchern und Implantaten im Knochen mit einer neu entwickelten Methode bestimmt. Darauf aufbauend wird die Darstellung von gebräuchlichen Implantaten im Querschnitt und im Längsschnitt betrachtet.

Im Folgenden werden die Aussagen des Stands der Forschung kritisch betrachtet. Die neu entwickelte Methode wird kritisch hinterfragt. Die Darstellung der Implantate wird auf übertragbare Aussagen hin untersucht.

5.1 Einschätzung des Stands der Forschung

In der aktuellen Forschung zur Genauigkeit des CT nimmt die Datenaquisition zur Diagnostik den breitesten Rahmen ein. Das CT soll meist Fragestellungen mit qualitativem Charakter beantworten oder relative Positionen von Instrumenten zu einer bestimmten Körperstruktur wie bei CT- gestützten Punktionen zeigen. Auch bei Anwendungen wie 3D- Rekonstruktionen ist der diagnostische Blickwinkel weit dominierend. Für die allermeisten Fragestellungen ist es unerheblich, ob Dimensionsfehler im Millimeterbereich nachweisbar sind, sofern eine pathologische Veränderung zur Darstellung kommt. Bei Verwendung von CT- Daten zur Navigation bei operativen Eingriffen stellt sich jedoch das Problem, dass CT- Datensatz und Objekt oft nicht in gewünschtem Maß übereinstimmen.

5.1.1 Klinische Anwendung von CT- Daten zur Navigation

Zum Einsatz der Navigation bei Operationen wird die Kombination vieler Methoden innerhalb eines Gesamtsystems notwendig. Daten zur Planung werden z.B. mit dem CT erhoben. An einer Workstation erfolgt darauf aufbauend mit einer Anwendersoftware eine Planung, die möglicherweise von einem Roboter ausgeführt werden soll, nachdem der Patient auf dem OP- Tisch mit Hilfe eines Lokalisierungssystems lokalisiert wurde. Die aktuellen Lokalisationsdaten des Patienten müssen mit dem bestehenden Datensatz zur Deckung gebracht werden, bevor die Planung umgesetzt werden kann. Datenaquisition, Planung, Lokalisierung, Registrierung und Ausführung haben jedoch jeweils eigene Fehlerquellen, die durch Fehler an Schnittstellen multipliziert werden können. Bei Operationen an räumlich sensiblen Strukturen wie in der Mund-, Kie[Seite 73↓]fer- und Gesichtschirurgie können die Abweichungen dadurch schnell zu groß werden [95, 115, 116].

In der Endoprothetik steigern Robotersysteme wie ROBODOC ® oder Orthodoc ® die Genauigkeit der Implantation an Hüfte und Knie. Die Datenbasis aus dem CT- Scan wird jedoch nicht näher spezifiziert, was angesichts publizierter Toleranzen der Fräsung des Implantatsitzes durch den Roboter von 0,04 mm interessant wäre [15, 61]. Sicher kann ein Roboter als Einzelkomponente diese Toleranzgrenzen einhalten, aber nicht im Rahmen eines Gesamtsystems auf Basis von Bilddaten aus dem CT, wie die Daten dieser Arbeit belegen.

Ein Großteil der klinischen Navigation erfolgt ohne Evaluation der CT- Daten [6, 154]. Bei intraoperativer Navigation im Rahmen von Korrekturosteotomien und Pedikelschrauben­insertionen zeigen MRT und CT im klinischen Einsatz „genaue“ Vergrößerungen, Distanz- und Winkelmessungen. Die Spezifizierung der Genauigkeit unterbleibt jedoch meist. Oft wird ein klinisches Kriterium wie Patientenzufriedenheit, Primärstabilität, intraoperative Frakturhäufigkeit und ähnliches zur Evaluation der Systeme herangezogen [93, 105, 183]. Dieses Vorgehen erlaubt keine Quantifizierung eines Fehlers im Bilddatensatz.

Für Anwendungen wie der Erstellung von alloplastischem Knochenersatz am Schädel nach CAD- Vorlagen kommen eigene Qualitätssicherungsmaßnahmen zum Einsatz [98, 122]. Die Arbeit nach CT- Daten verringert dennoch die Genauigkeit der meisten Navigationssysteme, da sich Fehler der einzelnen Komponenten eines Systems summieren. Bewegungsartefakte führen darüber hinaus zu unberechenbaren Abweichungen, die der Arbeit mit den Systemen ein nicht zu unterschätzendes Risiko hinzufügen können [121].

Diese Arbeit zeigt, dass symmetrische Objekte mit dem Tomoscan M ortstreu dargestellt werden, und beziffert die Genauigkeit der Lokalisation am Knochen.

Für die genaue Darstellung von Implantatschäften im Bereich des Femur wird ein für die Messung definierter Schwellenwert empfohlen [196]. Dieser muss jedoch jeweils empirisch bestimmt werden, was klinisch wenig praktikabel erscheint. Eine klinische Fragestellung lässt sich darüber hinaus bei maßhaltiger Darstellung von Metall nicht mehr beantworten, da diese Darstellung in Bereichen der Skalierung stattfindet, die alle anderen Körpergewebe ausblendet.

Die Skalierung durch Falschfarben ist in der Klinik eine praktikable Methode zur breiteren Skalendarstellung und Vergrößerung des Informationsgehalts [79]. Sie imitiert jedoch für die Di[Seite 74↓]mensionsdarstellung die Einstellung eines schmalen Fensters, nur dass an Stelle der Grenzvoxel Voxel einer bestimmten Farbe treten. Die Variabilität von Dimensionsdarstellungen im CT wird dadurch nicht minimiert.

Die Anwendung möglichst breiter Fenster zur Minimierung der Variabilität der Darstellung wird vorgeschlagen [83]. Dies verwischt jedoch den fein graduierten Informationsgehalt eines CT- Datensatzes und schließt bei einer Fensterbreite von 4000 HU in 256 Graustufen ein Dichtewertintervall von 15,625 HU innerhalb einer Graustufe zusammen. Die einzelnen Graustufen der Skalierung behalten auch in dieser Methode den Charakter eines Schwellenwerts und schaffen durch die Zusammenfassung von Dichtestufen eine gröbere Darstellung.

Algorithmen zur Korrektur von Artefakten werden angewandt und weiter entwickelt. Eine genaue Quantifizierung des Effekts von Artefakten oder Algorithmen auf Abmessungen findet jedoch selten statt [30, 139, 180]. Im Mikrofokus- CT ist zwar eine bessere Annäherung an die Grenzschicht zu Implantaten möglich, aber auch hier sind Artefakte vorhanden. Die Methode ist darüber hinaus keine Standardtechnik in der Klinik [174].

In der Arbeit mit dem Tomoscan M ist eine Beurteilung der Grenzschicht zu Implantaten durch Artefakte unmöglich. Klinisch praktikable Referenzstandards und Systemkalibrierungen für die Anwendung der Daten als Navigationsbasis wären wünschenswert. Bisher hat sich hierfür jedoch keine Methode standardmäßig durchgesetzt.

5.1.2 Mehrzeilen- CT und Spiral- CT

Für CT- Scans im Schichtmodus beschreiben viele Autoren Ungenauigkeiten der Z- Achse, weshalb für den Tomoscan M eine Erfassung der Lokalisation des Scanners im Raum entwickelt wurde. Standardmäßig wird jedoch lediglich die Kontrolle der z- Achse im Rahmen der Konstanzprüfung mit den entsprechend großen Toleranzbereichen durchgeführt [145].

Im Spiral- CT entstehen schnell Datensätze eines Volumens. Bewegungsartefakte werden so vermindert [112]. Die Genauigkeit der Z- Achse ist jedoch weiterhin von der Justierung der Vorschübe abhängig, auch wenn die Achsenauflösung in modernen Mehrzeilenscannern annähernd der Voxelgröße in x-y- Richtung entspricht [28, 52, 53, 95, 106, 107, 109]. Eine Kontrolle der Vorschübe wird jedoch klinisch nur in der Konstanzprüfung durchgeführt. Prinzipiell sind im Spiral- CT zwar isotrope Voxel mit gleicher Abmessung in x-, y- und z- Achse möglich, die [Seite 75↓]schwierige Rekonstruktionsgeometrie führt aber vor allem bei Variationen des Pitch beim Spiral- CT zu spezifischen Artefakten [99, 180].

5.1.3 Technische Restriktionen durch den Scanner

Signifikante Größenskalierungsfehler sind für manche MRT- Bilder nachgewiesen. Für das CT liegen jedoch keine Daten vor [73]. In dieser Arbeit wurde kein Nachweis für fehlerhaft skalierte Voxel beim Tomoscan M erbracht.

Detektoren können altern und so die Wiedergabetreue einschränken [112, 156]. Bewegungsartefakte können durch den Zeitbedarf der Datenaquisition in der Klinik nie ganz ausgeschlossen werden [62, 143]. Am Knochenphantom in dieser Arbeit haben diese Effekte jedoch keinen relevanten Einfluss gezeigt.

Der Partialvolumeneffekt ist durch die Methode der Computertomografie bedingt. Auch in dieser Arbeit sind viele Effekte der Knochen- und Implantatdarstellung dadurch erklärbar. Methoden zur Interpolation des Partialvolumeneffekts bei der Lokalisation von Objekten bekannter Größe und Röntgendichte (z.B. Marker) wurden publiziert [30, 41, 71].

Die untersucherabhängige Auswertung verhindert oft eine weitergehende Standardisierung von Messungen an CT- Bildern. Als Ausweg wird die maschinelle Bildauswertung diskutiert. Die automatisierte Auswertung kann über Schwellenwerte definierte Grenzlinien einbeziehen, darüber hinaus jedoch auch definierte Gradienten, Steigungen oder Wendepunkte in Dichtezunahmekurven von Grenzzonen betrachten. Die Auswertung über Falschfarbenkodierung wird angewandt. Dies führt zwar zu standardisierter Auswertung, liefert aber immer noch virtuelle Abmessungen, die von reellen Maßen differieren [28, 63, 79, 83, 86, 114, 181].

Diese Arbeit zeigt, dass Objekte durch den Tomoscan M unabhängig von untersuchten Bildverarbeitungsalgorithmen trotz untersucherabhängiger subjektiver Auswertung in x-y- Richtung ortstreu dargestellt werden. In 3D- Rekonstruktionen wird so die Position eines Implantats oder Loches genau definiert, auch wenn keine realistische Dimension des Implantats ermittelt wird.


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5.2  Diskussion der Methodik

In der gewählten Methode können Fehler durch den Knochen, dessen Bearbeitung, durch die Implantate, durch die Handhabung während der Versuchsdurchführung, durch mangelhafte Standards der Datenerhebung und durch die Auswertung vorkommen. Im Folgenden werden die Fehlermöglichkeiten näher betrachtet.

5.2.1 Fehlermöglichkeiten durch Knochen

Für Knochen wird im CT in Abhängigkeit von der Lokalisation im Körper, von der histologischen Beschaffenheit, vom Geschlecht und vom Lebensalter eine große Variabilität der Knochendichte gefunden [10, 40, 69, 70, 79, 82, 84, 88, 92, 107, 113, 117, 120, 126, 150]. Knochendichtevariationen haben auch Auswirkungen auf Biomechanik und Implantatsitz [198, 199].

Für die Methode wurde aus Gründen der verfügbaren Dimensionen und einfacheren Beschaffung nicht fixierte Rindertibia verwendet. Die Kortikalis dieses Knochens zeigt im CT analog zu den oben beschriebenen Dichtevariationen die in Abbildung 36 dargestellten schwankenden Dichtewerte über die Dicke und die gesamte Länge der Kortikalis unabhängig von Implantaten.

Abbildung 36: Inhomogene Knochendichte der Kortikalis des Knochenphantoms, FoV 150, WW=1000 HU, WL=1000 HU.

Die natürliche Oberfläche der Kortikalis dieses Knochens ist im gesamten diaphysären Umfang längs konkav und quer konvex gekrümmt. Da jedoch zur achsengerechten Ausrichtung der Bohrlöcher die in Abbildung 37 gezeigte plane Referenzoberfläche geschaffen werden muss, werden verschieden dichte Knochenschichten durch die Messlochreihe angeschnitten.

Da Kantendarstellungen im CT von lokalen Dichtewerten abhängen, resultieren aus der Dichtevariation die in Abbildung 36 gezeigten konisch zulaufenden Löcher, deren Dimensionen nur durch horizontale Hilfslinien standardisiert erfasst werden können.


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Abbildung 37: Plan gefräste Knochenoberfläche.

Durch die unterschiedlichen Dichtewerte im Messbereich wird die Festlegung einheitlicher Schwellenwerte für alle Einstellungen unmöglich. Die unterschiedlichen Dichtewerte führen in Scanbildern zu inhomogener Knochendarstellung und zu eingeschränkter Abgrenzbarkeit gegenüber Implantaten, wie Abbildung 38 zeigt. In den Ergebnissen zeigen sich durch diese Inhomogenitäten jedoch keine alterierten Lochpositionen.

Abbildung 38: Mangelhafte Differenzierung der Knochenschraube mit Magnet vom Knochen im zentralen Längsschnitt; FoV=50, WW=0 HU, WL=1100 HU.

Die Lagerung von unfixiertem Knochen zwischen Messungen muss aus hygienischen Gründen bei ≈-20°C tiefgekühlt erfolgen. Die Messungen werden jedoch im klimatisierten Operationssaal bei 20°C vorgenommen. Dies bewirkt eine Wärmedehnung des Knochens bei Temperaturangleichung in Abhängigkeit vom Wärmedehnungskoeffizienten α (α Kalk = 20x 10-6 /K) seiner Kalkstruktur. Die Ausdehnung von 100mm Kalk beträgt nach der Formel lkalt = lwarm / (1+αΔt) für einen Temperaturunterschied von Δt=40K ungefähr 0,08mm [102]. Diese temperaturabhängigen Dimensionsvariationen sowie temperaturabhängige Variationen von Dichtewerten im CT werden auch in der Literatur beschrieben [80, 91]. Um solche Effekte zu vermeiden, werden die Bearbei[Seite 78↓]tung und die Messungen bei Raumtemperatur des Knochens durchgeführt und so Δt sowie Δl minimiert.

Unfixierter Knochen trocknet im Kontakt mit Raumluft aus. Zur Vorbeugung von trocknungsbedingten Längendifferenzen wird der Knochen befeuchtet und mit röntgendurchlässiger Folie geschützt.

5.2.2 Fehlermöglichkeiten durch Bearbeitung

Die Präzision der Bohrlochpositionen im Knochen ist von der Bearbeitung abhängig. Dabei können Fehler bei der Bedienung der Fräsmaschine vorkommen. Zur präzisen Fertigung des Knochenphantoms durch Facharbeiter in der Versuchswerkstatt wird deshalb eine Werkszeichnung als Arbeitsvorlage erstellt und eine Fertigungstoleranz der Lochposition von ±0,05mm entsprechend Tabelle 3 vorausgesetzt. Das schließt natürlich Ungenauigkeiten der Maschine selbst oder der Bearbeitung nicht aus, was aber zur Einhaltung einer vernünftigen Relation von Aufwand und Nutzen vernachlässigt bleibt.

Ungenaue Lochpositionen und Lochdurchmesser sind durch Ungenauigkeiten des Bohrers selbst oder durch exzentrischen Lauf der Bohrmaschine möglich. Durch Verkippen des Gewindeschneiders kann das am Locheingang zentrierte Gewinde in der Tiefe des Loches verlaufen. Da der Gewindeschneider Material abtragend arbeitet, verändert ein exzentrischer Gewindeschnitt die Lochflanke einseitig. Ein Verlaufen des Bohrers und ein exzentrischer Gewindeschnitt kann durch inhomogene Knochendichte im Bereich des Loches verstärkt werden. Diese Fehler sind durch enge Fertigungstoleranzen jedoch zu vernachlässigen.

Die Darstellung des Lochbodens hängt stärker als die Knochenoberfläche vom gewählten Fenster ab, da die Lochwand die Form des Bodens abhängig von der Schichtposition verzerrt. Außerdem wird der Lochboden beim Bohren durch die Bohrerspitze mit einem Spitzenwinkel von ≈120° kegelförmig ausgeformt. Die Vielzahl der beeinflussenden Faktoren kann im Bild nicht differenziert werden. Da die fehlende symmetrische Referenzfläche am Lochboden die Anwendung eines Standards unmöglich macht, wurde die Tiefe der Löcher nicht vermessen.

5.2.3 Fehler der Implantate

Die Herstellung der Implantate erfolgt unter Fertigungstoleranzen. Diese sind teilweise in den Werkszeichnungen im Kapitel 3.2 angegeben. Manche Toleranzen sind vom Hersteller als sen[Seite 79↓]sible Daten klassifiziert und einer Publikation nicht zugänglich. Alle Fertigungstoleranzen von Implantatabmessungen liegen jedoch nach Angaben der Hersteller für die verwendeten Teile im Bereich ≤0,05mm und sind damit kleiner als die Skalierung des Messgeräts sowie kleiner als die minimale Voxelgröße und räumliche Auflösung des Scanners. Eine Ungenauigkeit der Implantate als Ursache für größere Differenzen vom Nominalmaß ist deshalb wenig wahrscheinlich.

5.2.4 Fehlermöglichkeiten des Tomoscan M

Nur definierte Toleranzen des Scanners werden monatlich in der Konstanzprüfung kontrolliert. Die Überprüfung in der Konstanzprüfung schließt einige aufwändige Testscans mit einem großvolumigen Prüfphantom entsprechend Abbildung 39 ein. Die standardmäßige Integration der Testscans in den Versuchsablauf wird durch den notwendigen Wechsel zwischen Phantom und Knochen unmöglich. Fehlerintervalle müssen sich deshalb auf die in Tabelle 1 beschriebenen Toleranzgrenzen der Konstanzprüfung beschränken.

Abbildung 39: Scanbild des Phantoms zur Konstanzprüfung mit verschiedenen Prüfelementen.

Eine reibungsarme Funktion der Mechanik des Scanners ist nur mit Spiel in allen beweglichen Teilen möglich. Das führt beim Tomoscan M zu nicht definierten Toleranzen im Vorschub und in der Lagerung der Gantry wie des Patiententisches. Die Position der Schicht in Relation zur Lochachse ist bei Längsschnitten jedoch abhängig von der Genauigkeit des Vorschubs in der z- Richtung [3, 4]. Das Anfahren von Schnittpositionen unterliegt deshalb einer Vorschubtoleranz, die sich in diesen Messungen jedoch nur in Asymmetrien der Objektdarstellung nachvollziehen lässt, wie sich bei der Darstellung von Abutment und Magnet in Abbildung 31 und Abbildung 33 zeigt.

Bei den Querschnittdarstellungen der Implantate kommt es beim Übergang vom Implantat zur Umgebung an den Enden der Implantate zu starken Partialvolumeneffekten in Abhängigkeit vom [Seite 80↓]Anteil des erfassten Implantats in der Schicht. Eine feinere Auflösung der Enden wird jedoch beim Tomoscan M durch die limitierte Einstellbarkeit der Schichtposition in Schritten von 1mm begrenzt.

Das Messwerkzeug des Scanners ist in 0,1mm- bzw. 0,1°- Schritten skaliert. Eine Möglichkeit zur Kalibrierung der Messeinrichtung existiert beim Tomoscan M nicht. Eine Überprüfung der Messeinrichtung des Scanners ist nur durch den Vergleich nach der Erhebung bekannter Abmessungen möglich, was bei diesen Messungen die gezeigten Messwertintervalle liefert.

Die Ortsauflösung des Röntgenfächers ist im Idealfall besser als 0,7mm. Wenn Objekte dichter beisammen liegen, kann deren Differenzierung durch den Scanner unmöglich werden. Im klinischen Gebrauch reicht die Ortsauflösung trotzdem oft selbst zum Nachweis feiner Strukturen im Gewebe, da die räumliche Auflösung nicht die Position einer Kante definiert, sondern den kleinsten noch darstellbaren Abstand zwischen hochkontrastierenden Objekten im Strahlengang[168]. Der Scanner kann somit die Position einer Kante genauer als 0,7mm lokalisieren, wenn die Kante weit genug vom nächsten röntgendichten Objekt entfernt ist. Dies ist bei den hier gewählten Achsenabständen, Lochdurchmessern und Implantaten der Fall. Wie die große Variabilität der Dimensionsdarstellung von Löchern und Implantaten zeigt, überwiegen die Effekte des Partialvolumeneffekts und der Grenzschichtartefakte der Kantendarstellung die Effekte der Ortsauflösung offensichtlich.

Für die Darstellungen dieser Arbeit wird die Homogenität der Dichtewertermittlung wichtiger als die Orts­auflösung, da die homogene Ermittlung des Dichtewerts im Voxel über den Einschluss eines Voxels in eine Kategorie bei Anwendung eines Schwellenwerts entscheidet.

Oft verwendete Kombinationen der Scanparameter werden in Standardprogrammen hinterlegt. Sie können manuell nachbereitet werden. Der Systemadministrator kann so Bildverarbeitungsalgorithmen frei den jeweiligen Menübuttons zuordnen. Welche Auswirkungen die Auswahl hat, kann im Einzelfall nicht ohne aufwändige Rekonstruktion der Rohbilddaten differenziert werden. Welcher Algorithmus sich hinter den Einstellungen „sharp“, „standard“ und „smooth“ verbirgt, wird erst durch ein Kürzel in der Darstellung ersichtlich. Auf Modifikationen dieser Standardeinstellungen wurde zugunsten praktikabler Arbeitsabläufe in dieser Arbeit verzichtet.

Die Röhrenspannung bietet noch weitere Variationsmöglichkeiten, die jedoch nach den Ergebnissen dieser Arbeit keinen gravierenden Einfluss auf die Präzision der Lokalisation hat. Auf die weitere Variation wurde deshalb verzichtet.


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5.2.5  Fehler durch unsachgemäße Versuchsdurchführung

Fehler können durch schlechte Positionierung des Objekts in der Gantry hervorgerufen werden. Auf die strenge Einhaltung der in Tabelle 6 beschriebenen Standards zur Positionierung des Objekts im Strahlengang muss deshalb geachtet werden. Zur Vermeidung von Bewegungsartefakten wird das Objekt unabhängig vom Scanner gelagert. Dabei kommen keine röntgendichten Halteelemente im Strahlengang vor.

Durch die Standardisierung der Scanprozedur können Fehler bei der Scandurchführung weitestgehend vermieden werden. Dennoch sind in der Darstellung der Querdurchmesser der Implantate und der Implantatlänge auffällige Kurvenverläufe und Messwertsprünge zu sehen, die sich nicht durch die beschriebenen Einflussfaktoren erklären lassen. Eine Diskontinuität der Gantrytranslation beim Anfahren der Schichten erklärt diese Kurvenverläufe besser. Da Scan und Auswertung jedoch zeitlich und räumlich getrennt voneinander erfolgen, ist ein Nachweis von Ursachen dieser auffälligen Kurvenverläufe nicht möglich.

5.2.6 Fehlerhafte Darstellung von Objektgrenzen

Die Darstellung von Lochflanken beeinflusst Messungen. Im Idealfall für eine Messung liegt die Schnittebene parallel und mittig zur Achse des Implantats oder Lochs. Das minimiert den Par­tialvolumeneffekt an den Flanken. Liegt die Schnittebene parallel zur Achse, kann sie das Implantat oder das Loch dennoch exzentrisch schneiden. In tangentialen Schnitten verstärkt sich dadurch jedoch der Partialvolumeneffekt an Kanten, wie Abbildung 40 erläutert.

Abbildung 40: Erläuterung zum Partialvolumeneffekt.

Der Partialvolumeneffekt macht die Darstellung der Flanken von Fenstereinstellungen und Dichteinhomogenitäten abhängig. Eine kleine Fensterbreite schafft dabei zwar virtuell scharfe Kanten. Die Kante fällt dennoch meist in den Bereich mehrerer Voxel, so dass Dimensionen mit [Seite 82↓]der Fenstereinstellung schwanken. Dimensionsbestimmungen im CT beruhen deshalb immer auf einer virtuellen Kantendarstellung, deren Lokalisation vom gewählten Fenster abhängt.

Eine Verkippung der Lochachse gegen die Scanebene bewirkt eine Verzerrung der Darstellung in Form einer Ellipse oder eines Ellipsenausschnitts. Dennoch ermittelt der Scanner die Position auch unabsichtlich schräg getroffener Lochflanken so symmetrisch, dass die hier ermittelten geringen Spannweiten der Lochachsenabstände resultieren. Nach den Ergebnissen dieser Arbeit kann das Zentrum der Darstellung des Implantats oder des Loches als präzise im vorgegebenen Rahmen betrachtet werden.

Die Notwendigkeit der Definition von Fenstereinstellungen macht die Darstellung der Variationen an Kanten nur schrittweise möglich. Es entstehen punktuelle Darstellungen durch Messwerte, während Fenstereinstellungen fließend variiert werden können. Die interpolierende Darstellung der Messungen durch Kurven kann dabei Zwischenwerte nur abschätzen, Ein von den Stichproben nicht erfasster sprunghafter Messwertverlauf ist jedoch sehr unwahrscheinlich.

5.2.7 Fehler durch Artefakte

Unilaterale Artefakte in der Darstellung eines Objekts haben über die Modifikation der Kantendarstellung direkten Einfluss auf die Objektposition und Dimension. Ein Loch kann dadurch seine Ortstreue in der Darstellung verlieren. Im klinischen Alltag ist die Differenzierung zwischen Artefakt und Objektdarstellung nicht eindeutig definiert und vom Untersucher abhängig.

Abbildung 41: Artefakte am Knochenphantom und an einem Implantat.

Viele Knochenstrukturen erzeugen Artefakte [70]. Im Einzelfall muss die klinische Relevanz geklärt und entschieden werden, ob sie der Beantwortung der klinischen Fragestellung entgegenstehen. Auch der Knochen in dieser Arbeit erzeugt deutliche Artefakte im Bereich der Spongiosa, wie Abbildung 41 zeigt, oder am Lochboden in Abbildung 42.


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Die Implantate erzeugen immer Grenzschichtartefakte, die zu ihrer vergrößerten Darstellung im CT führen. Selten zeigen sich an Implantaten Artefakte wie in Abbildung 41. Artefakte können auch entstehen, da über Lagerungshilfen eine Referenz des Lagerungsgestells zur plangefrästen Oberfläche hergestellt werden muss, um den Knochen horizontal oder vertikal auszurichten.

Ein durch Artefakte verursachter Einfluss auf die Dimensionsmessungen von Implantaten und Löchern im Knochen belegt diese Arbeit. Ein Einfluss auf die Ortstreue der Darstellung lässt sich in dieser Arbeit jedoch nicht statistisch signifikant belegen.

5.2.8 Fehlerhafte Messwertablesung

An die durch die Voxel gerasterte Darstellung werden manuell Hilfslinien angelegt, die zwangsläufig Unregelmäßigkeiten interpolieren. Der Grad der Interpolation ist jedoch aufgrund der vielgestaltigen Darstellungen nicht standardisierbar. Zusätzlich fällt die Rasterung des Bildes je nach FoV unterschiedlich grob aus, wie Abbildung 42 für den Vergleich zwischen FoV=200 und FoV=120 belegt.

Abbildung 42: Darstellung eines Lochpaars im Längsschnitt. Links: FoV=200, WW=0 HU, WL=0 HU. Rechts: FoV=120, WW=1000 HU, WL=1000 HU.

Der Abstand zwischen den Hilfslinien wird durch das Messwerkzeug in Schritten von 0,1mm wieder digitalisiert, was eine maximale Genauigkeit der Messwertablesung von ±0,1mm ergibt. Bei einer Voxelgröße von ≈0,39mm bei FoV=200 kann die Messung deshalb um ein Intervall von 0,7mm differieren, während die Hilfslinien an den Lochflanken nach wie vor innerhalb des gleichen Grenzvoxelpaares platziert sind. Trotz der möglichen Toleranz findet sich jedoch die deutlich geringere Spannweite der Lochabstände in diesen Messungen, was den Einfluss der manuellen Interpolation verdeutlicht.

Die Variation der Fensterbreite produziert virtuell scharfe bis weiche Kantendarstellungen. Die Abbildung 42 stellt den Vergleich zwischen WW=0 HU und WW=1000 HU dar. Die Platzierung [Seite 84↓]von Hilfslinien wird mit weicherer Kantendarstellung wie in Abbildung 42 schwieriger, da Kantendarstellungen breiter und Ecken runder werden. Die Verwendung zusätzlicher Hilfslinien parallel zur Knochenoberfläche definiert Orientierungspunkte und minimiert so eine willkürliche Linienplatzierung. In WW= 2400 HU war trotzdem durchgehend keine Hilfslinienpositionierung mehr möglich.

Der Abstand von 100mm muss zur Positionierung von Hilfslinien und Maßlinien vergrößert werden, wobei nicht beide Löcher des Paares gleichzeitig in einem Bild sichtbar sind. Durch fehlerhafte Abstimmung des Grafikprogramms mit dem Bild kann es zu Verschiebungen der Grafik gegen das Bild und so zu falschen Messwerten kommen. Ein Einfluss in diesen Messungen kann aber über das beschriebene Intervall hinaus nicht nachgewiesen werden.

Durch den Übertrag der ermittelten Messwerte vom Bildschirm ins Protokoll sowie den Übertrag aus dem Protokoll in SPSS kann es zu Übertragungsfehlern kommen.

5.3 Kritische Betrachtung der Ergebnisse

Der Stand der Forschung zeigt, dass Daten vom Tomoscan M zur Ortstreue und zur Qualität der Dimensionserfassung von extraoralen Implantaten nicht im notwendigen Rahmen vorliegen. Dimensionsangaben gescannter Objekte müssen evaluiert werden. Dagegen zeigt diese Arbeit die Ortstreue symmetrischer Objekte im CT- Scan unabhängig von relativen Abmessungen, während die Dimensionen der Objekte vom gewählten Fenster abhängen.

Zum Beleg werden die Messungen und ihre Aussagen bezüglich Lochabständen, Lochdurchmessern und Implantatdarstellung deshalb im Folgenden kritisch beleuchtet.

5.3.1 Messungen

Abstände werden zwischen nahen und entfernten Lochflanken von Lochpaaren mit 10mm Lochabstand, Loch- Implantat- Paaren mit 10mm Lochabstand und einem Lochpaar mit 100mm Lochabstand bestimmt.

Die Methode beschränkt sich auf die Distanz 10mm, weil die Abstände der kurzen Distanz in einer praktikablen Relation mit der Darstellung der Implantate stehen müssen. Die Distanz 100mm wird als Kompromiss zur Darstellung einer längeren Distanz gewählt, da die Länge des Knochens und ein möglichst großer Abstand zu den Kalibrierlöchern limitierend für die Positionierung der Löcher sind. Lochdurchmesser werden nicht berechnet, sondern durch direkte Ver[Seite 85↓]messung evaluiert, da sonst Durchmesserdifferenzen des gewindetragenden Implantatloches durch die Mittlung auf die Nachbarlöcher übertragen werden.

5.3.2 Errechnete Werte

Die Lochabstände und die Abstände zwischen Löchern und Implantaten werden aus dem Mittelwert der Summe der zwei Flankenabstände eines Lochpaars berechnet, da Lochachsen und Im­plan­tatachsen nicht im Schnittbild dargestellt werden. Zur Abstimmung mit der Skalierung des Messgeräts müssen Mittelwerte auf eine Stelle hinter dem Komma gerundet werden. Durch Rundung und Mittelwertbildung werden Ungenauigkeiten der Messwerterhebung jedoch abgeschwächt und verzerrt. Die Auswirkungen dieser Ungenauigkeiten bewegen sich jedoch insgesamt alle innerhalb des schmalen Intervalls, das im Ergebnisteil aufgezeigt wird.

5.3.3 Lochabstände

Die Auswertung belegt die weitgehende Unabhängigkeit der Lochabstände von Scanparametern innerhalb eines Toleranzbereichs.

Jeder Lochabstand wird im Rahmen einer Differenzmessung aus dem Abstand von 4 Lochflanken zueinander ermittelt, wobei sich durch Symmetrieeffekte und Mittelwertbildung Fehler der absoluten Lochflankenpositionen minimieren. Die Hilfslinien nivellieren durch manuelle Positionierung oft Unterschiede zwischen Grenzvoxelpositionen. Bei scharfen Kanten, wie sie WW=0 hervorruft, liegen oft viele Grenzvoxel genau auf einer Linie, wodurch die Hilfslinie genau auf die Kante anstatt mehr oder weniger willkürlich in ein Voxel gelegt werden kann. Bei Kippung des Knochens kommen die Flanken durch schräg versetzte Voxel zur Darstellung, wodurch sich für den Betrachter ein Streifen von Grenzvoxeln mit prominenten Ecken ergibt, der den Spielraum zur Positionierung im Übergang von weißen zu schwarzen Voxeln zum Teil auf einen Bruchteil eines Voxels minimiert. Diese Mechanismen benutzen zwar alle die rein virtuelle Darstellung einzelner Voxel. Sie reichen dennoch aus, den Irrtum bei der Platzierung der 4 Hilfslinien im Standardscan in ≥95% der Fälle auf insgesamt maximal 1 Voxel pro erhobenem Achsenabstand zu beschränken. Der Versatz einer Hilfslinie um diesen Betrag ergibt nach Bildung des Mittelwerts jene 0,2mm Abweichung, die maximal 5% der Achsenabstände im Standardscan an 10mm und an 100mm überschreiten.

Zwischen mehreren Gruppen zeigen sich signifikant unterschiedliche Mittelwerte von Lochabständen. Die Faktoren für signifikante Mittelwertverschiebungen bei Parametervariationen wer[Seite 86↓]den im Kapitel 4 beschrieben. Auch hochsignifikante Unterschiede zwischen Gruppen finden sich jedoch alle innerhalb des im Ergebnisteil beschriebenen schmalen Intervalls [1, 190].

5.3.4 Lochdurchmesser

Die Lochposition zeigt sich in dieser Arbeit im CT ortstreu. Der Lochdurchmesser ist jedoch vom Fensterzentralwert WL abhängig. Die Anhebung von WL ruft eine nahezu linear proportionale Lochdurchmesserzunahme hervor. Durch die große Variabilität der Lochdurchmesser sind die beobachteten Konfidenzintervalle der Mittelwerte um den Faktor 10 breiter als die der Lochabstände. Gleichzeitig findet sich eine vergleichsweise geringe Abhängigkeit der Lochdurchmesser von der Fensterbreite WW.

Die deutlichen Variationen der Messwerte bewegen sich nach Tabelle 25 in einer durchschnittlichen Spannweite von 3,2mm und einer Maximalspannweite von 4,4mm. Allein die Variabilität des Lochdurchmessers ist also bereits größer als der Lochdurchmesser von 3,15mm selbst.

Die Lochdurchmesser werden im Gegensatz zur Implantatdarstellung mit steigendem WL größer. Durchmesser von Implantaten werden mit steigendem WL kleiner. Die Darstellung einer Kante wandert somit durch Anhebung von WL in Richtung der höheren Dichte des Scanobjekts.

5.3.5 Implantatdarstellung

Bei der Implantatdarstellung muss grundsätzlich zwischen den drei Achsen der Darstellung unterschieden werden. Querschnitte, Längen und Durchmesser im Längsschnitt haben durch die Anschnittgeometrie jeweils spezifische Eigenschaften in der Darstellung durch den Tomoscan M. Dennoch findet die Darstellung aller beobachteten Implantate durch den Tomoscan M in allen beobachteten Fenstereinstellungen und unter allen beobachteten Parametervariationen im Vergleich zur geometrischen Abmessung des Objekts an dem speziellen Ort meist stark vereinfacht und vergrößert statt.

Durchgehend maßgerechte Implantatdarstellungen werden bei keinem Implantat im überprüften Rahmen der Fenstereinstellungen und Parameter gefunden. Eine maßgerechte Implantatdarstellung ist im dargestellten Rahmen nicht standardisierbar. In einigen wenigen Fällen stellt der WL=3000 HU einen korrekten Durchmesser des Schraubenkorpus im Querschnitt dar. Die Kröpfung des Abutments im Querschnitt wird ebenfalls bei hohen WL teilweise maßgerecht dargestellt. Der Magnet und die kraniale Abutmenthülse werden jedoch durchgehend zu groß darge[Seite 87↓]stellt. Bei peripheren Längsschnitten und bei Querschnitten am Ende des Implantats kann durch Partialvolumeneffekte beim teilweisen Einschluss des Implantats in die Scanschicht in einzelnen Schichten das Nominalmaß vorgetäuscht werden, findet aber nie Korrespondenz in benachbarten Schichten.

Bei WW=0 ist keine parallele differenzierende Darstellung von unterschiedlich dichter Materie wie Knochen und Implantaten möglich, wie Abbildung 38 zeigt. Eine Differenzierung verschieden dichter Objekte in einem Bild wird bei breiterem WW möglich, wie Abbildung 43 zeigt. Hierdurch wird jedoch die Lokalisation von Kanten verschlechtert, so dass eine sichere Differenzierung der Kante in dieser Arbeit bei WW=2400 HU unmöglich wird. Alle Implantate werden jedoch auch bei breitem WW größer als deren Nominalmaß dargestellt.

Die Spannweite der Darstellung nimmt mit steigender Dichte des Objekts reziprok zur Vergrößerung ab. Eine Spannweite der Implantatdarstellung bei zentralen Längsschnitten von ≈0,5mm an jeder Flanke unter Variation von WL entspricht ≈5 Voxeln pro Flanke bei FoV=50. Die Variation der Darstellung geht somit weit über die insgesamt maximal 2 Voxel geometrischer Spannweite zwischen beiden Seiten hinaus.

Die Darstellung der Knochenschraube wird durch ihre Lage im Knochen bei Schwellenwerten unterhalb der Knochendichte deutlich erschwert. Bei WW=0 wird die Differenzierung ganz unmöglich, solange Knochen und Schraube gleichzeitig dargestellt werden. Abbildung 43 zeigt in einem Überblick über alle Implantate die Darstellung der Knochenschraube bei breitem Fenster.

Abbildung 43: Darstellung der Knochenschraube, des Abutments und des Magneten im Längsschnitt, FoV 120, WW=1000 HU, WL=1000 HU.

Die zylindrische Form des Gewindeschafts wird verzerrt. Der Flansch wird nicht dargestellt. Das Blindloch fehlt. Der durch die Bohrspitze konisch ausgeformte Lochboden bewahrt einen Hohlraum im Bereich der Schraubenspitze.


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Abbildung 38 zeigt dagegen die Darstellung der Kombination mit dem Magneten im Längsschnitt. Die rechte Kante der Knochenschraube kann nicht differenziert werden. Dennoch gelingt die Grenzfindung bei höheren Schwellenwerten innerhalb des Knochens, da dieser dann nicht mehr in die Darstellung integriert wird.

Vier Abraumaussparungen an der Schraubenspitze und eine konische Anspitzung der Schraube erklären noch eine Querschnittzunahme dieses Bereichs in Scanbildern. Differierende Durchmesser am zylindrischen Schaft belegen jedoch die Abweichung der Darstellung vom reellen Im­plan­tat. Der kraniale Anteil der Schraube unterliegt dem Einfluss des Flansches und wird deshalb in Abhängigkeit vom Schwellenwert mit breiter Spannweite dargestellt. Im Schraubenkopf befindet sich das Blindloch mit Innengewinde zur Aufnahme des Abutments oder des Magneten. Das Loch kommt jedoch nur in randständigen Querschnitten und dort nur in Ausnahmefällen wie in Abbildung 44 zur Darstellung. In Längsschnitten zeigt sich maximal eine leichte Abflachung in zentralen Schichten. Dies belegt, dass dichte Strukturen eingeschlossene Hohlräume kaschieren können.

Abbildung 44: Darstellung des Blindlochs im Schraubenkopf. FoV 50, WW=0 HU, WL=3000 HU.

Der Flansch der Knochenschraube wird im CT in Längs- und Querschnitten schlecht differenziert. Er weist ein konisches Profil mit Dicken von 0,2mm bis 0,5mm und 10 versenkte Löcher von 0,5mm Durchmesser auf. Zur Darstellung der Löcher ist die räumliche Auflösung des Scanners mit ≥6,25 LP pro cm zu gering. Die Strukturen des Flansches sind darüber hinaus für die Differenzierung innerhalb eines gröberen Voxelrasters zu fein. Der Flansch führt dadurch zur Erhöhung der Voxeldichte im Bereich, ohne selbst dargestellt zu werden.

In der Querschnittdarstellung der Knochenschraube bei WL=800-1200 HU führt dieser Effekt zu einer breiten Darstellung des Schraubenkopfes, wobei der Schraubenkorpus bei diesen Schwellen noch gar nicht vom Knochen unterschieden werden kann. Wenn die Schwelle ab ≈1400 HU eine Differenzierung des Schraubenkorpus vom Knochen ermöglicht, stellt sich der Flansch jedoch weniger deutlich bis gar nicht mehr dar. Im Längsschnitt verstärkt der Flansch die in [Seite 89↓] Abbildung 43 sichtbare konische Deformierung der Implantatflanken, die eine standardisierte Hilfslinienpositionierung erschwert.

Beim Abutment ist weder im Längs- noch im Querschnitt eine Differenzierung zwischen Hülse und Abutmentschraube möglich. Die Kröpfung und der Ansatz an der Knochenschraube werden im Längsschnitt in allen Einstellungen entsprechend der Abbildung 43 kaschiert. Im Querschnitt stellt sich jedoch eine Einschnürung dar, die der Abmessung des Implantats an dieser Stelle nahe kommt. Das übrige Abutment wird in allen anderen Querschnitten zwischen 0,5 und 1mm zu groß dargestellt. In der kranialen randständigen Schicht führen Partialvolumeneffekte zu großen Querschnittvariationen.

Die Darstellung der tragenden Knochenschraube wird bis auf den von der Abutmenthülse verdeckten kranialen Teil nicht vom Abutment beeinflusst.

Der Magnet führt im Quer- und Längsschnitt zu stärkerer Vergrößerung als das Abutment. Die Vergrößerung geht mit einer Abrundung der kranialen Längsschnittdarstellung einher. Die kraniale Rundung, die sich in Abbildung 43 zeigt, ist jedoch stark überhöht, wie ein Vergleich mit der Fotografie des Magneten in Tabelle 4 belegt. Die Darstellung der Knochenschraube am Magneten wird bis auf den verdeckten Schraubenkopf nicht durch den Magneten beeinflusst. Der Querschnitt des Magneten nimmt von kaudal nach kranial kontinuierlich zu, was dem Einfluss der Kröpfung und dem Magnetkern entspricht. Im Bereich des magnetischen Kerns kommt es wie in Abbildung 43 in einigen Schichten im Quer- und im Längsschnitt zu ringförmigen Artefakten, die Hohlräume oder Gaseinschlüsse in der Kapsel vortäuschen können.

Durch die vergrößerte Implantatdarstellung wird die Beurteilung der Kontaktfläche zwischen umgebendem Gewebe und Implantat bei allen untersuchten Implantaten unmöglich. Die Kontaktfläche zum Knochen fällt in allen untersuchten Einstellungen regelmäßig in den Bereich der Grenzschichtartefakte des Implantats.

Eine differenzierte Betrachtung der untersuchten Implantate durch den Tomoscan M wird bisher in der Literatur nicht in dieser Form vorgefunden.

5.4 Schlussfolgerungen

Die Ergebnisse dieser Arbeit beleuchten die Lokalisation und die Dimension von Strukturen am Knochen mit dem Tomoscan M und den Einfluss extraoraler kraniofazialer Implantate, Scanpro[Seite 90↓]tokolle und Fenstereinstellungen darauf. Aus den Messungen von Achsenabständen lassen sich nach der Diskussion die folgenden Schlussfolgerungen ziehen:

Die Ergebnisse zeigen Unterschiede zwischen reellen Dimensionen und Abmessungen von Löchern und Implantaten in der Darstellung durch den Tomoscan M im Längs- und Querschnitt. Dies führt nach der Diskussion zu folgenden Schlüssen:

Für die experimentelle Arbeit mit dem Tomoscan M ergibt sich:

5.5 Ausblick

Diese Arbeit belegt, dass Löcher und zylindrische Implantate im Scan durch den Tomoscan M in x-y- Richtung ortstreu zur Darstellung kommen, während ihre Dimension in Abhängigkeit von Fenstereinstellungen variiert.

Die genauere Rekonstruktion der z- Achse aus Volumendaten im Rahmen der technischen Entwicklung erlaubt die Darstellung genauer dreidimensional orientierter Loch- bzw. Implantatachsen. Sofern die Abmessungen dieser Objekte bekannt sind, lassen sich aus den CT- Daten über Schwerpunktberechnungen Referenzpunkte für Anwendungen in der Navigation erstellen. Diese werden ähnlich enge Toleranzbereiche aufweisen, wie sie für Lochabstände in dieser Arbeit beschrieben werden.

Diese Arbeit belegt, dass Dimensionen von Implantaten aus Titan und anderen Metallen regelhaft zu groß wiedergegeben werden. Auch Lochdurchmesser sind im CT nach diesen Ergebnissen stark von Fenstereinstellungen abhängig. Die Darstellung im CT kann deshalb keine Information über Kontaktflächen der Implantate zu Körpergewebe liefern. Die Beurteilung von Knochenkontaktflächen und Osseointegration von Implantaten durch das CT ist somit nicht zweckmäßig. Hierfür müssen andere Modalitäten Anwendung finden.


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Distanzen zwischen Strukturen sind immer abhängig von Partialvolumeneffekten der Kantendarstellung und somit vom Schnittwinkel zum Objekt. Symmetrische Objekte bieten an symmetrisch zueinander liegenden Flächen gleiche Schnittwinkel und somit gleich große Partialvolumeneffekte. Mittelpunkte von Objekten und Strukturen können so unabhängig von differierenden Dimensionen mit höherer Genauigkeit ermittelt werden. In wieweit die gezeigten Effekte im Einzelschicht- CT auf die Spiraltechnik übertragbar sind kann durch die komplizierten Bildverarbeitungsalgorithmen dieser Technologie nicht in diesem Rahmen beleuchtet werden. Möglicherweise ergeben sich jedoch auch dort neue Perspektiven für weitere Entwicklungen.

Diese Arbeit liefert Anregungen, aus der Breite von Dichtegradienten an Knochengrenzen den Schnittwinkel der Knochenoberflächen zur z‑ Achse im Einzelschicht- CT zu ermitteln. Daraus lässt sich der Schnittwinkel der Scanschicht zur Oberfläche abschätzen und somit Knochendicken innerhalb einer Schicht senkrecht zur Knochenoberfläche näherungsweise ermitteln.


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10.11.2005