einer Schwimmbrille, die zur Fixierung der Spule am Patienten verwendet wird
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Grundlage der Behandlung okularer Tumoren ist die sichere Differentialdiagnostik und ein zutreffendes Tumorstaging. Die erste Stufe der Diagnostik stellt in der Regel die indirekte Ophthalmoskopie durch den Augenarzt dar. Wenn der Blick in das Auge durch opaque Medien verlegt ist, hilft als zweite Stufe die Sonographie als A- oder B-Mode-Sonographie diagnostisch weiter. Erst als dritte Stufe kommen Schnittbildverfahren wie Computertomographie (CT) oder Magnetresonanztomographie (MRT) zum Einsatz. Fragestellungen, die mit Hilfe der Sonographie und der Schnittbildverfahren beantwortet werden sollen, betreffen daher auch weniger die Differentialdiagnose als vielmehr die Frage nach dem Tumorstaging und prognostisch relevanten Faktoren.
Als das wichtigste differentialdiagnostische Kriterium für den Nachweis eines Aderhautmelanoms in der MRT wurde in der Literatur sein charakteristisches Signalverhalten angesehen [1]. Da Melanome das Pigment Melanin enthalten, läßt sich in der T1-Gewichtung regelmäßig ein hohes und in der T2-Gewichtung ein niedriges Signal im Vergleich zum Glaskörper nachweisen [1,39,101]. Dieser Effekt läßt sich durch die paramagnetischen Eigenschaften des Melanins erklären, was zu einer Verkürzung sowohl der T1- als auch T2-Zeit führt. Allerdings fanden sich in größeren Studien einzelne Fälle mit amelanotischen Melanomen, die wegen des Fehlens oder geringen Anteils an Melanin nicht die typischen Kriterien erfüllten [1,26,148]. Es liegt daher die Vermutung nahe, daß zumindest in einem bestimmten Bereich eine lineare Abhängigkeit zwischen Melaningehalt und Signalintensität in der MRT vorliegt. Bislang konnte dieser Zusammenhang nur an einem kleinen Patientenkollektiv dokumentiert werden [122]. Darüber hinaus gilt der Grad der Pigmentierung im Tumor als einer der prognostischen Faktoren des Aderhautmelanoms, wobei eine stärkere Pigmentierung einer schlechteren Prognose entspricht [5,87,106].
Eine vergleichende Studie der präoperativ magnetresonanztomographisch gefundenen Pigmentierung und des histologisch meßbaren Melaningehaltes sollte diesen Zusammenhang klären und die geeignete MR-Technik zur Quantifizierung des Melaningehaltes finden.
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Bei 42 Patienten mit Aderhautmelanom, bei denen der Tumor durch eine Enukleation des Auges entfernt werden mußte, wurde diese vergleichende Studie durchgeführt. Bei allen Patienten (19 Frauen, 23 Männer, Alter 30-87 Jahre, Median 62 Jahre) wurde präoperativ u.a. eine Ophthalmoskopie und eine hochauflösende MRT-Untersuchung des betroffenen Auges durchgeführt [65].
Die MRT-Untersuchung wurde mit 1,5 T (Magnetom SP63, Siemens AG, Erlangen) unter Verwendung einer 5-cm-Oberflächenspule durchgeführt. Diese speziell für die Anforderungen der Orbitadiagnostik entwickelte linear polarisierte Empfangsspule ist durch eine nichtmagnetische Sicherung zur Verhinderung einer lokalen Überwärmung im Patienten geschützt [49,67,125]. Die Spule wurde parallel im Rahmen einer Studie zur verbesserten Darstellung von oberflächlichen Hauttumoren erfolgreich verwendet (Abb. 2-1) [84,85].
| Abb. 2-1: Oberflächenspule für das Siemens Magnetom SP63 (5 cm Durchmesser) mit einer Schwimmbrille, die zur Fixierung der Spule am Patienten verwendet wird | ||
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Die Verwendung in der Augendiagnostik wurde von der lokalen Ethikkommission im Rahmen des Antragsverfahrens zur Förderung bei der Deutschen Krebshilfe genehmigt. Zur Vermeidung von Bewegungsartefakten wurde der Kopf des Patienten mit Hilfe von Reissäckchen seitlich fixiert und die Spule im Abstand von etwa 1 cm über dem betroffenen Auge am Patienten befestigt. T2-gewichtete (n=25) und schnelle T2-gewichtete (n=17) sowie T1-gewichtete Sequenzen (n=42) wurden zunächst in transversaler Schichtführung durchgeführt. Nach Applikation von 0,1 mmol/kg Körpergewicht Magnevist® (Schering AG, Berlin) wurde die T1-gewichtete Sequenz in transversaler und einer zusätzlichen Schichtebene wiederholt, die abhängig von der relativen Position des Tumors im Bulbus ausgerichtet war. Die Sequenzparameter wurden wie folgt verwendet:
Bei der Auswertung der Signalintensitäten wurden zwei Ansätze verfolgt: Zum einen sollte die Pigmentierung quantitativ durch die Messung von Signalintensitäten innerhalb des Melanoms im Vergleich zum benachbarten Glaskörper bestimmt werden und zum anderen sollte der Pigmentierungsgrad über die visuelle Beurteilung des Tumors im Vergleich zum Glaskörper qualitativ eingeschätzt werden.
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Für die quantitative Auswertung der Signalintensitäten wurden diese mittels einheitlich großer ROI jeweils in Melanom, Ablatio und Glaskörper für die nativen T1- und T2-gewichteten Sequenzen gemessen. In Fällen, bei denen eine unterschiedliche Pigmentierung innerhalb des Tumors auftrat, wurden ggf. mehrere Messungen vorgenommen. Anhand dieser Werte wurden weitere Parameter, wie beispielsweise das Verhältnis der Signalintensität der Melanome zum Glaskörper berechnet. Anhand dieses Quotienten wurden die Tumorareale in den T1-gewichteten Sequenzen in amelanotisch (Quotient bis 1,5), gering melaninhaltig (Quotient zwischen 1,5 und 2,0) und stark melaninisiert (Quotient über 2,0) eingeteilt und mit der Histologie verglichen. Entsprechend wurden für die T2-Gewichtung Grenzwerte von 0,5 (Untergrenze amelanotische Melanome) und 0,4 (Obergrenze stark melanotische Melanome) festgelegt.
Die qualitative Bewertung von Melanom und Begleitablatio bezüglich ihrer Signalintensität erfolgte im Vergleich zur Signalintensität des Glaskörpers. Dabei kam eine Klassifizierung von +2 (hyperintens), +1 (gering hyperintens), 0 (isointens), -1 (gering hypointens) und -2 (hypointens) zur Anwendung. Wenn innerhalb des Tumors deutliche Unterschiede in der Signalintensität vorlagen, wurden entsprechend mehrere Werte ermittelt. Anhand der bisherigen Erfahrungen und aufgrund von Literaturangaben wurde versucht, von den Signalintensitäten im Tumor auf den Melaningehalt zu schließen.
Nach der Enukleation wurden die Augen mit 4%igem Formaldehyd fixiert und in der Raumebene geschnitten, die der MR-Schichtführung am nächsten kommt. Die 5 mm dicken Schnitte wurden anschließend einer HE- und PAS-Färbung unterzogen. Die histopathologisch determinierte Pigmentierung der Tumoren wurde analog der MR-Einteilung klassifiziert, die die drei Stufen 2 (stark pigmentiert), 1 (gering pigmentiert) und 0 (amelanotisch) umfaßt. Bei inhomogen pigmentierten Tumoren wurden die Regionen jeweils einzeln beurteilt.
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Da das aus der Literatur bekannte, typische MR-Erscheinungsbild der Aderhautmelanome nur einen Teil der Melanome erfaßt, stellte sich die Frage nach der bildmorphologischen Spannbreite der Befunde beim Aderhautmelanom. Die Frage war insofern von Belang, da die magnetresonanztomographische Differentialdiagnose zu Aderhautmetastasen bislang allein aufgrund der angeblich unterschiedlichen Signalintensitäten gestellt wurde. Lediglich in Einzelfällen wurde bereits auf die Überlappung von Melanomen und Metastasen hingewiesen. Zum einen in Fällen, wo Metastasen in der T1-Gewichtung signalintensiver als gewöhnlich zur Darstellung kamen und bildmorphologisch Kriterien eines Melanoms erfüllten [23,28], und zum anderen bei amelanotischen Melanomen, die aufgrund ihres sehr geringen oder fehlenden Melaningehaltes bildmorphologisch für Metastasen gehalten wurden [1,26,74,148].
Zur besseren Einschätzung des einzelnen Bildbefundes wurde ein größeres Kollektiv konsekutiver Patienten mit Aderhautmelanomen untersucht. Ziel war die Erfassung der Häufigkeit verschiedener Tumor-assoziierter Parameter auf der Grundlage der MRT. Die untersuchten Parameter umfaßten beispielsweise Ausdehnung, Form und Lage des Tumors innerhalb des Bulbus, die Häufigkeit von begleitenden Netzhautablösungen und bulbusüberschreitendem Wachstum (retrobulbärer Tumor und Sehnervinfiltration), die Signalintensitäten von Bulbus, Melanom und Ablatio und das Ausmaß der Pigmentierung.
In einer prospektiven Studie wurden 200 Patienten (105 Frauen, 95 Männer, Alter 9-87 Jahre, medianes Alter 57 Jahre) mit ophthalmoskopisch gesichertem Aderhautmelanom kernspintomographisch mit einer Oberflächenspule untersucht. Die MRT-Untersuchungen wurden an einem 1,5-T-Tomographen (Siemens AG, Erlangen) mit einer 5 cm durchmessenden Oberflächenspule durchgeführt.
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T2-gewichtete (n=57) oder schnelle T2-gewichtete (n=135) und T1-gewichtete (n=200) Sequenzen wurden zunächst in transversaler Schichtführung durchgeführt. Nach Applikation von 0,1 mmol/kg KG Magnevist® (Schering AG, Berlin) wurde die T1-gewichtete Sequenz in transversaler Ebene wiederholt und eine weitere Ebene abhängig von der Lage des Tumors innerhalb des Bulbus angefertigt. Folgende Sequenzparameter wurden verwendet:
Bei der Auswertung der Melanome wurden die Größe, Form und Lage des Melanoms innerhalb des Bulbus und gegebenenfalls das Vorhandensein einer Begleitablatio, eines extraokularen Wachstums und einer Optikusinfiltration vermerkt. Bezüglich ihrer Größe und Form wurden die Melanome in 3 Gruppen eingeteilt. Die Einteilung in die Größen-Kategorien ”klein” (< 0,5 ml), ”mittel” (0,5 bis 1,0 ml) und ”groß” (> 1,0 ml) erfolgte näherungsweise anhand der Volumenbestimmung mit Hilfe dreier repräsentativer Tumordurchmesser (Volumen = Prominenz des Melanoms x Durchmesser A x Durchmesser B / 2). Bezüglich der Form wurden flache Melanome von runden oder hügelförmigen Melanomen und pilzförmigen Melanomen mit breiter Basis und durchbrochener Bruchscher Membran unterschieden (Abb. 2-2).
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| Abb. 2-2: Tumorformen, die bei Aderhautmelanomen beobachtet werden können | ||
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Bezüglich der Position des Tumors innerhalb des Bulbus wurden die Melanome in vier Gruppen unterteilt:
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Aufgrund der Erfahrungen bezüglich der Quantifizierung der Pigmentierung wurde diese anhand der quantitativen Auswertung der nativen T1-gewichteten Sequenzen bestimmt. Dabei wurden die Signalintensitäten mittels einheitlich großer ROI („region of interest“) jeweils im Melanom (bei unterschiedlicher Pigmentierung ggf. mehrere Messungen), Glaskörper und ggf. Ablatio für die T1-gewichteten Sequenzen gemessen. Anhand dieser Werte wurden weitere Parameter, wie beispielsweise das Verhältnis der Signalintensität der Melanome zum Glaskörper berechnet. Anhand dieses Quotienten wurden die Tumorareale in amelanotisch (Quotient bis 1,5), gering melaninhaltig (Quotient zwischen 1,5 und 2,0) und stark melanotisch (Quotient über 2,0) eingeteilt [65].
Zusätzlich wurden die Signalintensitäten qualitativ beurteilt. Die qualitative Bewertung von Melanom und Begleitablatio bezüglich ihrer Signalintensität erfolgte im Vergleich zur Signalintensität des Glaskörpers. Dabei kam eine Klassifizierung von +3 (deutlich hyperintens), +2 (mäßig hyperintens), +1 (gering hyperintens), 0 (isointens), -1 (gering hypointens), -2 (mäßig hypointens) und -3 (deutlich hypointens) zur Anwendung.
Zur Erarbeitung differentialdiagnostischer Kriterien wurden Kollektive der häufigsten Tumorentitäten des Bulbus bei Erwachsenen, aber auch Kindern untersucht. Ziel war es wie bei den Aderhautmelanomen, die Häufigkeit verschiedener Tumorparameter auf der Grundlage der MRT zu erfassen. Die untersuchten Parameter umfaßten beispielsweise Größe, Form und Lage des Tumors innerhalb des Bulbus, die Häufigkeit von begleitenden Netzhautablösungen und bulbusüberschreitendem Wachstum sowie die Signalintensitäten von Tumor, Ablatio und Bulbus.
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In einer prospektiven Studie wurden 22 Patienten mit Aderhauthämangiom, 36 Patienten mit Aderhautmetastasen und 43 Patienten mit Retinoblastom untersucht. Das Alter der Hämangiom-Patienten lag im Mittel bei 41 Jahren (10 Frauen, 12 Männer, Alter 8 bis 70 Jahre, medianes Alter 46 Jahre) und das der Metastasen-Patienten bei 54 Jahren (19 Frauen, 35 Männer, Alter 23 bis 85 Jahre, medianes Alter 58 Jahre). Bei den Retinoblastom-Patienten handelte es sich erwartungsgemäß überwiegend um Kinder und jugendliche Patienten mit einem mittleren Alter von 37 Monaten (15 weibliche und 28 männliche Patienten, Alter 1 Woche bis 20 Jahre, medianes Alter 20 Monate). Die MRT-Untersuchung wurde mit einer 5 cm Oberflächenspule an einem 1,5-T-Tomographen (Siemens AG, Erlangen) durchgeführt. Zur Anwendung kamen wie bei der Untersuchung der Aderhautmelanome T2-gewichtete oder schnelle T2-gewichtete und T1-gewichtete Spinecho-Sequenzen vorwiegend in transversaler Schichtführung. Nach intravenöser Gabe eines paramagnetischen Kontrastmittels (0,1 mmol/kg Körpergewicht Gd-DTPA) wurde die T1-gewichtete Sequenz in transversaler Ebene wiederholt und zusätzlich in einer weiteren Ebene abhängig von der Lage des Tumors innerhalb des Bulbus angefertigt.
Um die Vergleichbarkeit mit den Ergebnissen der Melanome zu erhalten, wurden die ausgewerteten Parameter überwiegend beibehalten [64]. Zunächst wurde die Zahl der Tumoren pro Auge und das Vorliegen einer Netzhautablösung festgehalten, da insbesondere bei Aderhautmetastasen mit einem multilokulären Befall zu rechnen war. Jeder einzelne Tumor wurde separat bezüglich Größe, Form und Position des Tumors innerhalb des Bulbus sowie bezüglich des Vorliegens eines bulbusüberschreitenden Wachstums beurteilt. Die Größenkategorien der Tumoren wurden wie bei den Melanomen gewählt (kleiner 0,5 ml, zwischen 0,5 und 1,0 ml und größer 1,0 ml). Das Volumen wurde dabei entweder mit Hilfe von drei repräsentativen Durchmessern oder planimetrisch mit der ”summation of area”-Methode bestimmt [45]. Die Klassifikation der Tumorformen mußte gegenüber der Auswertung der Melanome um eine Form erweitert werden, da bei Metastasen eine Tumorform gehäuft auftrat, die bei der Auswertung der Melanome nicht beobachtet wurde. Über die Tumorformen "flach", "hügelförmig" und "pilzförmig" hinaus wurde eine rasenartige Wachstumsform definiert, bei der das Verhältnis von Tumorbasis zu Tumorprominenz größer oder gleich 4 ist und damit als Subtyp der flachen Tumorform anzusehen ist. Bezüglich der Tumorposition wurde unterschieden zwischen Tumoren mit dem Zentrum anterior oder posterior des Bulbusäquators. Die Tumoren anterior des Äquators wurden weiter unterteilt in Tumoren mit oder ohne Ziliarkörperinfiltration und solche, die mit hoher Wahrscheinlichkeit aufgrund ihres Schwerpunktes (Kreuzungspunkt der größten Durchmesser) aus dem Ziliarkörper hervorgehen.
Für den Vergleich der Signalintensitäten wurde das Verhältnis des Signals innerhalb des Tumors und des Signals des angrenzenden Glaskörpers in der T1-Gewichtung qualitativ beurteilt. Dabei kam eine Klassifizierung von +3 (deutlich hyperintens), +2 (mäßig hyperintens), +1 (gering hyperintens), 0 (isointens), -1 (gering hypointens), -2 (mäßig hypointens) und -3 (deutlich hypointens) zur Anwendung. Für die T2-gewichteten Sequenzen wurde eine identische Einteilung gewählt.
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Neben der Tumorausdehnung ist die lokale Ausbreitung von Aderhautmelanomen die wichtigste Staginginformation. Drei Formen des bulbusüberschreitenden Wachstums werden dabei unterschieden: Bei der tiefen Sklerainfiltration handelt es sich um die leichteste Form des bulbusüberschreitenden Wachstums und ist nach bisherigen Erkenntnissen mit den bildgebenden Verfahren nicht nachweisbar, sondern eine rein histologische Diagnose. Die klassische Form des bulbusüberschreitenden Wachstums ist der extraokulare Tumor, der durch eine makroskopisch sichtbare Raumforderung meist in der Nähe von Vortexvenen am hinteren Augenpol charakterisiert ist. Die Sehnervinfiltration schließlich tritt bei sehr papillennahen Tumoren in Form einer prä- oder postlaminären Infiltration auf.
Da sowohl ein extraokulares Tumorwachstum als auch eine Sehnervinfiltration eine bulbuserhaltende Therapie in der Regel in Frage stellen, muß die sichere prätherapeutische Erkennung dieser Formen das Ziel sein. Die Sonographie gilt zwar bislang als die geeignete Methode zum Nachweis eines extraokularen Tumorwachstums, für die MRT ist aber aufgrund des hohen Weichteilkontrastes eine verbesserte Nachweiswahrscheinlichkeit zu vermuten.
Ziel war eine prospektive Studie mit der Frage, welche Sensitivität und Spezifität MRT und Ultraschall beim Nachweis eines extraokularen Tumorwachstums bei Aderhautmelanomen haben.
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70 Patienten mit einem Aderhautmelanom wurden in einer prospektiven Studie mit A- und B-Mode-Sonographie sowie mit der MRT untersucht. Die MRT-Untersuchungen wurden an einem 1,5-T-Gerät (Magnetom SP 63, Siemens AG, Erlangen) durchgeführt, wobei Oberflächenspulen mit einem Durchmesser von 11 cm (n=21) oder 6 cm (n=49) verwendet wurden. Es wurden native T1-gewichtete Sequenzen (TR 600 ms, TE 20 ms, 2 mm Schichtdicke, 2 Akquisitionen), T2-gewichtete Sequenzen (TR 2600 ms, TE 120 ms, 2 mm Schichtdicke, 1 Akquisition) oder schnelle T2-gewichtete Sequenzen (TR 4600 ms, TE 120 ms, 2 mm Schichtdicke, 2 Akquisitionen) bei jedem Patienten durchgeführt. Vor Kontrastmittelgabe wurden die T1- und T2-gewichteten Sequenzen in transversaler Schichtführung angewandt, nach intravenöser Gabe von 0,1 mmol/kg KG Magnevist® (Schering AG, Berlin) wurde die T1-gewichtete Sequenz in transversaler, koronarer und sagittaler Ebene wiederholt. Die Diagnose eines extraokularen Wachstums wurde gestellt, wenn eine retrobulbäre Raumforderung mit Kontakt zum Bulbus in enger Nachbarschaft zum intraokularen Tumor nachgewiesen werden konnte. Zusätzlich wurde gefordert, daß der extraokulare Tumor die gleiche Signalintensität wie der intraokulare Tumoranteil aufweisen soll und sich vom retrobulbären Fett deutlich unterscheiden soll. Eine Optikusinfiltration wurde in den Fällen diagnostiziert, in denen ein Tumorenhancement im proximalen Anteil des Sehnerven nachgewiesen wurde.
Die Ultraschalluntersuchungen wurden mit einem Ophthascan Mini A bzw. Mini B (Biophysics Medical, Clermont-Ferront, Frankreich) durchgeführt. Sowohl eine A-Mode-Sonographie (mit 8 MHz) als auch eine B-Mode-Sonographie (mit 10 MHz) gehörten zum Untersuchungsprotokoll. A-Mode-Bilder bestehen aus einer eindimensionalen Abbildung von Echos aus unterschiedlich hohen Zacken, wobei die einzelnen Zacken abhängig sind von Reflexivität, Lokalisation und Größe der anatomischen Strukturen. Der normale Bulbus wird durch drei Zacken repräsentiert, die durch Retina, Choroidea und Sklera verursacht werden. Bei einem Melanom fehlt die choroidale Zacke aufgrund der Tumorpräsenz. Die Diagnose eines extraokularen Tumors auf der Basis der A-Mode-Sonographie wird gestellt, wenn nach der skleralen Zacke statt des zu erwartenden hohen Echos des Fettkörpers ein niedriges Echo folgt. Die zweidimensionale Darstellung der Echos erfolgt in der B-Mode-Sonographie, die damit den anderen Schnittbildverfahren ähnelt. Ein extraokulares Tumorwachstum ist hier gekennzeichnet durch eine Diskontinuität in der Sklera und ein hyporeflexives Areal in enger Nachbarschaft des Bulbus. Eine Erweiterung des peripheren Anteils des Sehnerven wurde als Hinweis für eine Sehnervinfiltration angesehen [48].
Die Diagnose des Vorliegens oder des Fehlens eines bulbusüberschreitenden Wachstums wurde durch histologische Sicherung (n=13) oder durch Ophthalmoskopie und Operation (n=57) gesichert [48]. Die gesicherten Fälle mit bulbusüberschreitendem Wachstum wurden mit den magnetresonanztomographischen und sonographischen Befunden verglichen.
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Die Bestimmung des Tumorvolumens bei Melanomen ist zum einen bei der Indikationsstellung für die zu wählende Therapie und zum anderen als Verlaufsparameter nach Strahlentherapie von Bedeutung. Der Vergleich von prä- und postoperativen Tumorvolumina, wie es in verschiedenen Arbeiten [6,94] beschrieben wurde, birgt entscheidende Nachteile in sich, da das resezierte Gewebe schrumpfen kann und das Verhältnis von gemessenem und entferntem Gewebe Unsicherheiten unterworfen ist. Außerdem ist dieser Ansatz nicht möglich bei Tumoren, die in der Regel keiner chirurgischen Therapie zugeführt werden.
Zur Überprüfung der Genauigkeit der MRT bezüglich der Tumorvolumetrie wurde nach einem Tiermodell gesucht, mit dem definierte Volumina bestimmt werden können. Als Phantom wurden isolierte Schweineaugen verwendet, die Schlachthoftieren entnommen wurden. Diese Tiere wurden im Rahmen der Fleischproduktion getötet und nicht mit dem Ziel der Augenentnahme und -untersuchung.
Die zu volumetrierenden Tumoren wurden durch Injektion einer Mischung aus 60 g wasserbasierter Handcreme (Nivea, Beiersdorf, Hamburg) und 0,5 ml Gd-DTPA (Magnevist®, Schering AG, Berlin) in die Schweineaugen erzeugt. Die so dotierte Handcreme wurde in eine 2-ml-Spritze aufgezogen und mit Hilfe einer 1,8 mm durchmessenden Kanüle in enger Nachbarschaft zur Bulbuswand injiziert. Insgesamt wurden 25 Schweineaugen entsprechend präpariert und die Injektionen ophthalmoskopisch kontrolliert. Zur Erzeugung unterschiedlicher Tumorvolumina wurde die injizierte Masse variiert, die Volumina reichten von 0,05 ml bis 3,0 ml.
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Die MRT-Untersuchungen wurde mit einem 1,5-T-Gerät (Magnetom SP 63, Siemens, Erlangen) durchgeführt, zur Anwendung kam die für die routinemäßige Bulbusdiagnostik verwendete linear polarisierte Oberflächenspule mit einem Durchmesser von 4 cm. Als Untersuchungssequenz wurde eine T1-gewichtete Spinecho-Sequenz mit einer niedrigen Bandbreite von 78 Hz ausgewählt, wobei die folgenden Parameter verwendet wurden: Pulsrepetitionszeit (TR) 600 ms, Echozeit (TE) 20 ms, 2 Akquisitionen, field of view (FOV) 60 mm, Matrix 256 x 256 Pixel, Schichtdicke 2 mm, kein Abstand zwischen den Schichten. Die Entwicklung dieser für die Bulbusdiagnostik optimierten Technik ist in der Literatur beschrieben [50].
Nach der Übertragung der MRT-Bilddaten auf eine separate Workstation (Indy, Silicon Graphics, Mountain View, USA) wurden die Tumoren jeweils mittels einer Schwellenwert-Methode („region growing“) von 3 unabhängigen Auswertern segmentiert, die das injizierte Volumen nicht kannten. Nur in Problembereichen wurde die automatische Segmentierung von Hand korrigiert. Die injizierte Raumforderung war auf 2 bis maximal 7 Schichten sichtbar. Aus dem Produkt der summierten segmentierten Flächen wurde das Gesamtvolumen der Raumforderungen bestimmt (sogenannte "summation of area"-Methode) [45].
Verglichen wurden die injizierten mit den volumetrisch ermittelten Volumina, wobei zusätzlich die Größe und Form des Tumors berücksichtigt wurde.
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Da die planimetrische Volumetrie zwar eine relativ zuverlässige, aber auch verhältnismäßig zeitaufwendige Methode zur Bestimmung der Tumorvolumina ist, wurde untersucht, ob die Bestimmung des Tumorvolumens mit Hilfe von drei repräsentativen Tumordurchmessern eine hinreichende Genauigkeit bietet.
Bei insgesamt 42 Patienten mit einem Aderhautmelanom und 20 Patienten mit einer Aderhautmetastase wurde das Tumorvolumen jeweils mit beiden Methoden bestimmt. Für den angestrebten Vergleich der Tumorvolumina wurde die T1-gewichtete Sequenz vor oder nach Kontrastmittelgabe verwendet. Für die Volumenbestimmung mit Hilfe dreier repräsentativer Tumordurchmesser wurde an der MRT-Auswertekonsole jeweils die Bildebene aufgerufen, auf der der jeweilige Durchmesser am besten abgebildet war. Tumorbasis und Tumorprominenz waren in der Regel in einer Schichtorientierung meßbar, während der dritte Durchmesser in einer senkrecht dazu stehenden Ebene bestimmt wurde. Das Volumen ergibt sich aus der in der Medizin üblichen vereinfachten Formel für ellipsoide Körper aus dem Produkt der drei Durchmesser geteilt durch zwei. Für die planimetrische Bestimmung wurden die Bilddaten der transversalen Schichtführung auf eine separate Workstation übertragen und dort ausgewertet. Nach halbautomatischer Segmentierung wurde das Gesamtvolumen durch Multiplikation der aufsummierten Einzelflächen mit der Schichtdicke bestimmt.
Da mit der Protonenbestrahlung eine sehr hohe Präzision in allen drei Raumebenen möglich ist, werden auch an die zugrundeliegende Bildgebung hohe Qualitätsansprüche gestellt. Isotrope Voxel erscheinen für alle Schnittbildverfahren als Voraussetzung, d.h. das in der modernen bildgebenden Diagnostik übliche Mißverhältnis zwischen der Kantenlänge des dargestellten Voxel in der Schnittebene und der Schichtdicke wird überwunden. So ist beispielsweise bei einer normalen CT-Untersuchung des Schädels die Kantenlänge eines Voxels in der Transversalebene bei einem Untersuchungsbereich von 250 mm und einer Bildauflösung von 512 x 512 Pixeln etwa 0,5 mm in x- und y-Richtung und die Schichtdicke und damit die z-Richtung 5 mm. Wenn mit der MRT eine minimale Schichtdicke von 0,3 mm möglich ist, ergeben sich isotrope Voxel bei vorgegebener Auflösung von 512 x 512 Pixeln und einem Untersuchungsbereich von 170 mm. Zur Vermeidung von sogenannten Einfaltungen ist bei einem reduzierten Untersuchungsbereich allerdings die Verwendung einer Oberflächenspule mit ausreichender Signalausbeute erforderlich. Bei der CT sind Schichtdicken von minimal 0,5 mm möglich, d.h. ein isotroper Datensatz wird bei einer Bildauflösung von 512 x 512 Pixeln und einem field of view (FOV) von 256 mm erreicht.
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Die Verwendung spezieller Oberflächenspulen, deren Durchmesser dem Untersuchungsbereich angepaßt ist, stellt einen der entscheidenden Entwicklungsschritte der MR-Diagnostik dar. Nur mit Oberflächenspulen kann ein stark eingegrenzter Untersuchungsbereich in vertretbarer Zeit mit hoher räumlicher Auflösung untersucht werden. Während es bei Verwendung einer großen Spule (beispielsweise einer Kopfspule) bei kleinem Untersuchungsbereich zu sogenannten Einfaltungen, d.h. Projektionen des außerhalb des Untersuchungsbereiches gelegenen Strukturen in das Bild hinein, kommt, ist bei Verwendung einer Oberflächenspule mit einem angemessenen Untersuchungsbereich nicht mit Einfaltungen zu rechnen, da das Signal am Rand des Untersuchunsbereiches und außerhalb davon stark abfällt.
Für die Orbitadiagnostik bieten sich zwei Oberflächenspulen in der MRT-Diagnostik an, nämlich Spulen, die gleichzeitig beide Orbitae abbilden (sog. Orbita-Spulen), und Spulen, mit denen eine Orbita überlagerungsfrei untersucht werden kann (sog. Bulbus-Spulen). Die Spulen unterscheiden sich in der Regel durch ihre Eindringtiefe und den Bereich ihrer Ausleuchtung, was allerdings bei der Diagnostik von Bulbustumoren kein Problem darstellt. Es sollte daher der Nutzen einer Oberflächenspule evaluiert werden, die speziell für die Bedürfnisse der Bulbusdiagnostik entwickelt wurde und einen Durchmesser von nur 5 cm aufwies.
In einer prospektiven Studie wurden zwei Spulenmodelle verglichen, die einen Durchmesser von 8 cm und 5 cm aufwiesen (Abb. 2-3).
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| Abb. 2-3: Oberflächenspulen für das Philips Gyroscan (8 cm und 5 cm Durchmesser) | ||
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An insgesamt 20 Patienten wurden im Rahmen des Tumorstagings bei Aderhautmelanomen eine T1-gewichtete transversale Sequenz vor Kontrastmittelgabe mit identischen Parametern mit beiden Spulen durchgeführt. Auch das Bildfeld (FOV) wurde bei beiden Spulen identisch gewählt, um auch hier gleiche Voraussetzungen zu schaffen. Die Gefahr von geringen Einfaltungen wurden dabei in Kauf genommen.
Folgende Untersuchungsparameter kamen zur Anwendung: T1-gewichtete 3D-Sequenz mit TR 350 ms, TE 14 ms, Flipwinkel 90°, Matrix 256 x 512 Pixel, TSE-Faktor 5, FOV 75 mm, RecFOV 80%, Scan Percentage 70%, Schichtdicke 1 mm, 40 Schichten, Dauer 3:10 min. Gemessen wurde in den Schichtbildern die Signalintensität und deren Standardabweichung in einer „region of interest“ innerhalb des Glaskörpers, des Tumors und in Luft. Aus den gemessenen Werten wurde das Signal-Rausch-Verhältnis jeweils für Tumor und Glaskörper und das Kontrast-Rausch-Verhältnis Tumor zu Glaskörper berechnet und für die unterschiedlichen Spulen verglichen.
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Eine hohe anatomische Genauigkeit ist in der MRT nur bei optimalen Bedingungen in einem sehr homogenen Magnetfeld zu erwarten. Diese Voraussetzungen sind insbesondere mit den großen Spulen (Körperspule und Kopfspule) zu erzielen, wohingegen die Magnetfeldhomogenität bei kleinen Spulen fraglich ist. Insbesondere in den Randbereichen werden räumliche Verzerrungen vermutet, die zu einer konvexen oder konkaven Verziehung der normalerweise parallelen Magnetfeldlinien führen. Da diese Charakteristika für unterschiedliche Oberflächenspulen verschieden sein können, wurde für die verwendete Spule ein geeignetes Phantom entworfen, mit dessen Hilfe die geometrische Genauigkeit der Spule untersucht werden sollte.
In einen 11 x 11 x 6 cm großen Plexiglasblock wurden von der quadratischen Seite aus in einer gitterartigen Anordnung 10 x 10 Vertiefungen gebohrt, die einen Durchmesser von jeweils 2 mm aufwiesen (Abb. 2-4).
Die Bohrungen wurden so vorgenommen, daß der Abstand der Mittelpunkte jeweils 10 mm betrug. Die Bohrungen wurden etwa 5,5 cm tief eingebracht, was sich bezüglich der Bohrgenauigkeit bereits als problematisch herausstellte. Während die Bohrlöcher genau im Abstand von 10 mm begonnen wurden (Abstand der Mittelpunkte), kam es technisch bedingt in der Tiefe der Bohrung zu Abweichungen von bis zu 2 mm. Die Positionen der Spitze der Bohrungen in der Tiefe wurde daher fotographisch festgehalten, digitalisiert und bei der Auswertung berücksichtigt.
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| Abb. 2-4: Plexiglas-Phantom zur Bestimmung der geometrischen Genauigkeit | ||
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Die 100 Bohrungen wurden mit verdünntem Gadolinium-DTPA blasenfrei gefüllt, wobei sich eine Verdünnung von 1:50 bis 1:100 als praktikabel erwiesen hat. Die 5-cm-Oberflächenspule wurde direkt auf das Phantom aufgelegt und es wurden koronare T1-gewichtete Spinecho-Sequenzen, d.h. Schichten im rechten Winkel zu den Bohrungen angefertigt. Die Sequenzparameter wurden vergleichbar mit denen aus der Bulbus-Diagnostik gewählt. Insgesamt wurde ein lückenloser Bilderstapel mit 50 Schichten akquiriert, die Schichtdicke der Einzelschichten betrug 0,6 mm. Die resultierenden Bilder wurden nach Transfer auf eine separate Workstation digital verarbeitet und mit einem Gitternetz zur visuellen Kontrolle der geometrischen Abweichungen versehen, wobei die technisch bedingten Abweichungen der Bohrungen berücksichtigt wurden.
Da die Genauigkeit der Bestrahlungsplanung bei der Protonenbestrahlung im Submillimeterbereich liegt, wird an die Bildgebung ein ähnlich hoher Genauigkeitsmaßstab angelegt. Während die räumliche Auflösung in x- und y-Richtung verhältnismäßig eindeutig über den abgebildeten Bereich und die Matrix-Größe definiert und überprüfbar ist, bestehen Unsicherheiten bei der Zuverlässigkeit der vom Gerätehersteller angegebenen nominellen Schichtdicken. Ziel war es daher, ein Phantom zu entwickeln, mit dem die tatsächlich gemessenen Dicken der für die Therapieplanung erforderlichen sehr dünnen Schichten überprüft werden können.
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In der Literatur wurde ein Phantom beschrieben, mit dem eine Folge von MR-Schichten bezüglich ihrer Schichtdicke evaluiert werden konnte [40]. Bei diesem Phantom handelte es sich um eine Reihe von 2 mm dicken Plexiglasscheiben, die jeweils eine oder mehrere 12° breite Aussparungen enthielt, die in einem bestimmten Muster angeordnet waren. Das Phantom wurde in einem Behälter gelagert, der eine Kupfersulfat-Lösung enthielt, wobei auf einen Liter destilliertes Wasser ein Gramm Kupfersulfat gelöst wurde. Da sich das gelöste Kupfersulfat in die Aussparungen verteilte, konnten durch Anfertigung transversaler Schichten parallel zu den Scheiben aufgrund von Partialvolumeneffekten pro Bild mehrere versetzte Kupfersulfat-gefüllte Aussparungen nachgewiesen werden. Bei einer vorgegebenen Dicke der Plexiglas-Scheiben von 2 mm ergab sich die reale Schichtdicke aus der Zahl der abgebildeten Aussparungen multipliziert mit 2 mm. Mit diesem Phantom konnten sinnvollerweise Schichtdicken ab 4 mm untersucht werden, geringere Schichtdicken wären nicht zu differenzieren gewesen.
Gesucht wurde daher nach einer Versuchsanordnung, mit der Schichtdicken von 0,3 mm untersucht und überprüft werden können. In einem Vorversuch wurden zehn 0,1 mm dicke Kunststofffolien (Overheadfolien) mit entsprechenden Kerben versehen und versetzt gestapelt. Da nicht zu erwarten war, daß die verdünnte Kontrastmittellösung in den 0,1 mm breiten Raum zwischen zwei Folien fließt, wurde das Testphantom zunächst in den Behälter mit der Kontrastmittellösung getaucht. Durch Auffächern der einzelnen Scheiben wurde die Lösung zwischen die einzelnen Folien gebracht. Der Stapel mit den 10 Scheiben (plus Grund- und Deckplatte) wurde anschließend manuell zusammengepreßt, aus der Lösung genommen und zwischen zwei Plexiglasscheiben gelagert. Der so entstandene Block wurde in der MRT untersucht und auf den Schichten parallel zu den Scheiben konnten die 0,1 mm dicken Kontrastmittel-gefüllten Segmente dargestellt werden. Allerdings konnte durch den geringen Anpressdruck das Eindringen von Luftblasen nicht verhindert werden, außerdem wurde Kontrastmittel bildgebend, welches zwischen den Scheiben als dünner Film außerhalb der Kerben verblieben war (Abb. 2-5).
| Abb. 2-5: Schichtdicken-Phantom für die MRT (Testmessung) an 10 Scheiben | ||
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Aufgrund der Erfahrungen mit dem Testphantom wurde ein Phantom bestehend aus 306 Einzelscheiben gebaut. Aus jeder Scheibe wurde erneut nur eine Kerbe ausgeschnitten, von einer Schicht zur nächsten wurde die Kerbe um 22,5° versetzt angebracht, so daß pro Umdrehung 16 Kerben vorhanden waren (Abb. 2-6).
Insgesamt mußten 3 verschiedene Sorten von Scheiben angefertigt werden. Um die erforderliche Genauigkeit zu erzielen, wurden die Scheiben mittels eines Laserssystems geschnitten. Als Führung wurde im Zentrum der Scheiben einheitlich ein 10 mm großes Quadrat ausgeschnitten, um die Einzelscheiben auf einem Plexiglasstab mit entsprechendem quadratischen Querschnitt aufzureihen. Das Phantom wurde so aufgebaut, daß der Block mit den 306 Folien nach Flutung mit der Kontrastmittellösung durch 4 Schrauben mit definiertem Druck komprimiert werden konnte (Abb. 2-7).
Die Messung des Phantoms wurde mit T1-gewichteten Sequenzen unterschiedlicher Schichtdicke durchgeführt, die Spanne reichte von 0,3 mm bis 0,6 mm. Folgende Untersuchungsparameter kamen zur Anwendung: T1-gewichtete 3D-Sequenz mit TR 350 ms, TE 14 ms, Flipwinkel 90°, Matrix 256 x 512 Pixel, TSE-Faktor 5, FOV 90 mm, RecFOV 80%, Scan Percentage 70%.
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| Abb. 2-6: 16 exemplarische Schichten des Schichtdicken-Phantoms, mit den keilförmigen Aussparungen, die von Schicht zu Schicht um 22,5° treppenartig verschoben sind | ||
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| Abb. 2-7: Schichtdicken-Phantom für die MRT mit 306 Scheiben à 0,1 mm vor Anbringung der längs zum Phantom verlaufenden Schrauben | ||
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Die minimal mögliche Zahl der Schichten unterschied sich bei den verschiedenen Schichtdicken und lag bei 55 Schichten (0,3 mm), 43 Schichten (0,4 mm) und 27 Schichten (0,6 mm). Der Untersuchungsbereich wurde für alle 3 Schichtdicken jeweils in die Mitte des Phantoms gelegt, um einheitliche Voraussetzungen zu schaffen und den Einfluß von Unterschieden innerhalb des Phantoms zu minimieren.
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Die Zahl der komplett sichtbaren Kontrastmittel-gefüllten Kerben wurde für den gesamten Scanbereich pro gemessene MRT-Schicht gezählt und der Mittelwert für die jeweilige Schichtdicke berechnet. Die gemessenen und erwarteten Schichtdicken wurden einander gegenübergestellt.
Die MRT besticht durch ihre hervorragenden und regelbaren Weichteilkontraste und insbesondere im Vergleich zur CT durch die Möglichkeit, Bilder primär in allen beliebigen Raumebenen anzufertigen. Für die Strahlentherapie werden allerdings in der Regel CT-Aufnahmen bevorzugt, da die CT eine zuverlässigere räumliche Abbildung gewährleistet und darüber hinaus die für die Bestrahlungsplanung wichtigen sogenannten Elektronendichtewerte liefert.
Als ein entscheidender Vorteil der MRT gegenüber der CT wird neben dem besseren Weichteilkontrast die Möglichkeit angesehen, Schnittbilder in jeder beliebigen Raumebene zu erstellen. Dagegen ist bei der CT die primäre Schichtebene immer die transversale, was durch Kippung der Gantry um maximal 40° und spezielle Lagerungen wie beispielsweise bei der Kopfreklination im Rahmen einer koronaren CT der Nasennebenhöhlen nur in geringem Maße veränderbar ist. Sekundäre Reformatierungen eines transversalen CT-Datensatzes sind für Fragestellungen im Bereich der Orbita bei Schichtdicken von 5 mm nicht sinnvoll, da die gemessenen Voxel bei einer Ortsauflösung von 0,6 mm eine Kantenlänge von 0,6 x 0,6 x 5,0 mm und damit Stiftform aufweisen. Reformatierungen wären in diesem Fall durch größe Unschärfen und einen starken Einfluß von Partialvolumeneffekten gekennzeichnet. Erst bei eine Schichtdicke von 1 mm oder niedriger nehmen die untersuchten Voxel Würfelform an und werden isotrop.
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In einer prospektiven Studie wurde an einer Patientengruppe mit Fragestellungen im Bereich der Orbita die Bedeutung der 1-mm-Spiral-Computertomographie beim Nachweis und in der Differentialdiagnostik orbitaler Raumforderungen untersucht. Dabei wurde besonderes Gewicht auf folgende Fragen gelegt:
Insgesamt wurden 36 Patienten computertomographisch an einem Somatom Plus (Siemens AG, Erlangen) untersucht. In einer Vorstudie wurden 6 Patienten sowohl mit der bislang üblichen 2-mm-Inkremental-Technik als auch mit der 1-mm-Spiral-Technik untersucht. Dabei wurde bei 3 Patienten nativ mit 2-mm-Schichtdicke untersucht, nach Gabe von 100 ml intravenösem Kontrastmittel (Ultravist® 370, Schering AG, Berlin) mit 1-mm-Spiral-Technik. Bei den übrigen 3 Patienten wurde umgekehrt vorgegangen. Für die 2-mm-Schichtungen wurden Standardparameter verwendet (24 Schichten in Sehnerv-paralleler Schnittführung, Schichtdicke und Tischvorschub 2 mm, Spannung 120 kV, Röhrenstrom 330 mA, Scandauer 1 s).
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30 Patienten wurden ausschließlich in 1-mm-Spiral-Technik untersucht (je 15 Männer und Frauen, Alter von 18 bis 85 Jahre, mittleres Alter 51,3 Jahre). Anhand eines lateralen Topogrammes wurden transversale Schnittbilder in Sehnerv-paralleler Schichtführung akquiriert. Eingesetzt wurde die Spiral-CT-Technik mit folgenden Parametern: Spannung 120 kV, Röhrenstrom 165 mA (3960 mAs pro Spirale) entsprechend der maximalen Röhrenauslastung, Kollimation 1 mm, Inkrement 1 mm, Pitch 1, Gantry-Neigung 10° bis 15°, Algorithmus soft.
Aufgrund der limitierten Röhrenbelastung im Spiralmodus wurden jeweils 2 Spiralen mit je 24 Schichten aneinandergesetzt, wobei die zweite Spirale um 2 Schichten überlappend begonnen wurde, um möglichst keinen Informationsverlust zu erleiden.
Bei 23 der 30 Patienten wurden kontrastmittelgestützte Aufnahmen (100 ml Ultravist® 370 intravenös) durchgeführt. Der Scanbeginn lag unmittelbar nach Gabe der gesamten KM-Menge. Bei 3 Patienten (kavernöses Hämangiom und Dermoid) wurde eine Angio-CT vorgeschaltet (80 ml Ultravist® 370 i.v., 4 ml/s Flow, 10 s Delay). Bei 2 Patienten mit der Verdachtsdiagnose einer Varix wurde die Spiral-CT mit und ohne Valsalva-Manöver durchgeführt. Die Bildbearbeitung sämtlicher Patienten erfolgte an der Auswertekonsole des CT-Scanners und umfaßte die Berechnung koronarer und parasagittaler, Sehnerv-paralleler Schichten. Üblicherweise wurden jeweils 33 koronare Schichten sowie pro Auge 17 parasagittale Schichten berechnet.
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Bei den 6 Patienten der Kontrollgruppe wurden die Originalschichten der beiden Untersuchungstechniken in bezug auf Detailerkennung und Bildrauschen verglichen. Ebenso wurde mit den entsprechenden parasagittalen und koronaren Rekonstruktionen verfahren. Die Vergleiche wurden jeweils an markanten Punkten gezogen, d.h. in allen drei Projektionen im maximalen Bulbusdurchmesser, zusätzlich koronar dorsal des Bulbus auf Höhe der Muskelbäuche im retrobulbären Fettgewebe.
Für die Auswertung der Untersuchungen wurden die nachgewiesenen Raumforderungen den verschiedenen Orbitakompartimenten zugeordnet [159]. Die Veränderungen lagen alle postseptal, d.h. dorsal des Septum orbitale. Im postseptalen Kompartiment wurden Bulbus und der Retrobulbärraum unterschieden, welcher wiederum in extrakonal und intrakonal unterteilt wird, d.h. in den Raum außerhalb bzw. innerhalb des Trichters, der von den Augenmuskeln und den intermuskulären Faszien gebildet wird.
Zur Beurteilung der Qualität der Rekonstruktionen wurde eine Auswertung nach folgenden Gesichtspunkten vorgenommen:
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Da zwei Spiraluntersuchungen aneinandergereiht werden mußten, sollte die Qualität der Übergänge beurteilt werden (Stufe / keine Stufe). Limitierender Faktor war dabei die Kooperativität des Patienten, der während und zwischen den beiden Spiralen den Kopf und die Augen nicht bewegen darf.
Als Kriterium für die Auflösung wurde die Abbildung des M. obliquus superior im koronaren Bild herangezogen (gut / mittel / schlecht). Diese etwa 2-3 mm durchmessende Struktur entgeht in der Regel dem Nachweis im transversalen Bild.
Die Abschätzung der bei den unterschiedlichen Untersuchungsmodi erzielten Strahlenexpositionen erfolgte anhand der von Zankl et al. veröffentlichten Konversionsfaktoren zwischen Achsdosis und Organdosis für 33 Organe bzw. Gewebe [156]. Die Autoren geben eine gute Übereinstimmung der aus den Konversionsfaktoren berechneten mit exemplarisch physikalisch gemessenen Dosiswerten an [99]. Die mit Hilfe der Konversionsfaktoren berechneten Organdosen stellen Schätzwerte dar, die als Orientierungshilfe dienen können, jedoch keine exakte Dosisbestimmung zulassen. In die Berechnung der Organäquivalentdosis gehen neben den Konversionsfaktoren und dem verwendeten mAs-Produkt die Achsendosis der verwendeten Schichtdicke ein. Die Berechnung der effektiven Äquivalentdosis erfolgte anhand der in der RöV vorgeschriebenen Gewebe-Wichtungsfaktoren [112].
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CT-Dichtewerte werden bei der Strahlentherapieplanung verwendet, um Inhomogenitäten von Geweben korrigieren zu können. Für die Bestrahlungsplanung sind allerdings nicht die Hounsfield-Werte selber, sondern die Elektronendichten (für Bestrahlungen mit Elektronen) bzw. die Protonenbremsenergie (für Protonenbestrahlungen) von Bedeutung. Zur Bestimmung dieses Zusammenhanges wurden verschiedene Methoden entwickelt und beschrieben. Bei der stoichiometrischen Kalibrierung werden beispielsweise für die Kalibrierung von biologischem Gewebe computertomographische Messungen von gewebeäquivalenten Geweben vorgenommen [118]. Die für diese Messungen verwendeten Phantome mit gewebeäquivalenten Proben werden aber auch für Qualitätskontrollen der CT-Scanner unterschiedlicher Bestrahlungsstandorte und als Verlaufsparameter innerhalb eines CT-Scanners über einen gewissen Zeitraum genutzt.
In einer prospektiven Studie wurde ein Phantom, welches vom Paul-Scherrer-Institut (Villingen, Schweiz) entwickelt wurde, computertomographisch an einem CT-Scanner untersucht, der routinemäßig auch für die Akquirierung von Datensätzen für die Bestrahlungsplanung von Protonentherapien genutzt wird.
Das Phantom besteht aus einem äußeren Plexiglas-Zylinder mit einem Außendurchmesser von 15 cm und einer Wanddicke von 0,5 cm, welcher mit Wasser gefüllt und am oberen Ende verschlossen wird. Im Inneren des Zylinders befindet sich zentral ein weiterer Plexiglas-Zylinder, der einen Außendurchmesser von 5 cm und eine Wanddicke von 0,5 cm aufweist. In diesen Zylinder werden 6 zylindrische Testkörper mit einem Durchmesser von 4 cm und einer Höhe von jeweils 2,5-3,0 cm eingebracht (Abb. 2-8).
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| Abb. 2-8: Phantom zur Überprüfung von CT-Dichtewerten (rechts Detail) | ||
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Bei den 6 Proben handelte es sich um definierte Substanzen, nämlich Teflon, MS/SR5, TSK/SR1, AP6, IB/SR1, HB/SR4. Die einzelnen Meßzylinder sollen dabei gewebeäquivalenten Substanzen entsprechen. So entspricht AP6 Fett, MS/SR5 Muskelgewebe, IB/SR1 spongiösem Knochen, TSK/SR1 Skelett allgemein und HB/SR4 kortikalem Knochen [118]. Da die chemische Zusammensetzung der Proben bekannt war, konnten die zu erwartenden CT-Dichten berechnet werden.
Die CT-Untersuchung wurde an einem Somatom Plus 4 Volume Zoom der Firma Siemens (Erlangen, Deutschland) durchgeführt. Nach Anfertigung eines seitlichen Topogramms am liegenden Phantom wurden Einzelschichten durch das Zentrum jeder Probe mit einer Schichtdicke von 1 mm angefertigt (Spannung: 140 kV, Röhrenstrom: 220 mAs). Zusätzlich wurde eine Einzelschicht am stehenden Phantom durchgeführt, um sämtliche Proben mit einem Schichtbild abzubilden.
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Auf den 6 transversalen Bildern der Proben und dem koronaren Bild der Proben wurden in einer einheitlich großen „region of interest“ (ROI) die mittlere Dichte und die Standardabweichung gemessen. Die Größe der ROI wurde so festgelegt, daß sie eine möglichst große Fläche der Probe erfaßt, ohne benachbarte Strukturen mitzumessen. Die Werte wurden zum einen mit den Meßwerten verglichen, die am CT des Paul-Scherrer-Institutes gemessen wurden und zum anderen mit den Werten, die im Abstand von 3 Monaten am selben Gerät gemessen wurden.
Bei der bisherigen Bestrahlungsplanung dienen die Clips vor allem zur Verifikation und Kontrolle unmittelbar vor Bestrahlungsbeginn. Für die eigentliche Planung werden die Positionen der Clips aus der Zeichnung übernommen, die der Operateur während der Clipaufnähung anfertigt, und aus sonographischen Kontrollen der Cliplage relativ zum Sehnerven. Die Sichtbarkeit der Clips ist daher bislang im wesentlichen im konventionellen Röntgenbild und in der Sonographie erforderlich. Für die Bestrahlungsplanung auf der Basis von Schnittbildern ist allerdings die Sichtbarkeit der Clips in der jeweiligen Modalität erforderlich. Bei den ersten Darstellungsversuchen in CT und MRT erwiesen sich die auf das Auge aufgenähten Clips als nicht ideal, da sie zum Teil erhebliche Artefakte verursachten.
An einem exemplarischen Patienten mit einem kleinen Aderhautmelanom wurden zwei unterschiedliche Clipmatierialien verwendet. Ziel war die Überprüfung eines neuen Clipmaterials im klinischen Einsatz bezüglich Sichtbarkeit und Artefaktverhalten in CT und MRT. Zunächst wurde die Tumorzirkumferenz in der üblichen Weise mit drei Tantalum-Clips markiert. Diese Clips werden routinemäßig verwendet und sind kommerziell erhältlich (Abb. 2-9). Zusätzlich wurde ein experimenteller Keramik-Clip aus Zirkonium außerhalb der Tumorperipherie aufgenäht.
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| Abb. 2-9: Kommerzielle Tantalum-Clips zur Markierung von Aderhaut- melanomen (im Größenvergleich zu einer Büroklammer) | ||
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Computertomographisch wurde eine Spiral-CT mit einer Schichtdicke von 1 mm an einem Somatom Plus 4 (Siemens, Erlangen) durchgeführt, die resultierenden Bilder wurden im sogenannten Weichteil- und Knochenfenster dokumentiert.
Die MRT-Untersuchung erfolgte an einem Magnetom SP63 (Siemens, Erlangen) unter Verwendung der 4-cm-Oberflächenspule. Für den Vergleich mit der CT-Untersuchung wurden T1-gewichtete Spinecho-Sequenzen mit folgenden Aufnahmeparametern herangezogen: TR 600 ms, TE 20 ms, 3 Akquisitionen, 2 mm Schichtdicke, Bandbreite 78 Hz, FOV 60 mm, Matrix 256 x 256 Pixel.
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Die resultierenden Aufnahmen wurden bezüglich der Sichtbarkeit der beiden Clip-Materialien in den beiden Modalitäten verglichen.
Die Bildfusion von zwei Bildgebungsmodalitäten ermöglicht die gemeinsame Darstellung der interessierenden Informationen der jeweiligen Modalität in einem einzigen Datensatz. Insbesondere im Zusammenspiel der funktionellen Bildgebung (PET, SPECT und funktionelle MRT) mit anatomischer Bildgebung (CT und MRT) können zusätzliche Informationen gewonnen werden [51]. Die Fusion CT/MRT hat bei der Protonenbestrahlungsplanung große klinische Bedeutung, so dient die ortsgenaue CT beispielsweise zur Überprüfung von MRT-Datensätzen. Weiterhin können starke Metallartefakte der CT durch Fusion mit der MRT umgangen werden.
Bei der Durchführung der Bildfusion sind prinzipiell zwei Schritte zu unterscheiden, zum einen die sogenannte Registrierung und zum anderen die Visualisierung. Bei der Registrierung müssen die Koordinatensysteme der beiden Bildmodalitäten in geeigneter Weise ineinander transformiert werden, was mit unterschiedlichen Verfahren geschehen kann und bereits Ziel vielfältiger Untersuchungen war. Grob werden Geometrie-basierte von Voxel-basierten Verfahren unterschieden.
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Die Registrierung von Bilddaten kann teilweise erheblich vereinfacht werden, wenn die enthaltenen Informationen in geeigneter Weise reduziert oder zusammengefaßt werden. Da das Resultat dieser Reduktion in der Regel geometrische Objekte wie beispielsweise Achsen, Punktmengen oder Oberflächen sind, die charakteristische Eigenschaften der ursprünglichen Daten repräsentieren, werden diese Verfahren als Geometrie-basiert bezeichnet. Neben der Hauptachsenregistrierung und der Oberflächen-basierten Registrierung hat die Landmarken-basierte Registrierung hier die größte Bedeutung erlangt.
Landmarken sind ausgewählte Punkte in der Abbildung eines Objektes bzw. Patienten, die in den korrespondierenden Datensätzen an identischer Position vorhanden sind. In der Praxis können Landmarken anatomische Strukturen des Menschen (anatomische Landmarken) oder speziell angebrachte Marker sein, die vor Beginn der Bildgebung am Patienten angebracht werden und für sämtliche folgende Untersuchungen verbleiben (sogenannte „fiducial markers“). Zwar sind Klebemarker am einfachsten und am wenigsten invasiv anzubringen, allerdings sind in den Schädel implantierte Marker zuverlässiger, da sie sich auf der Haut nicht verschieben lassen. Durch die Wahl geeigneter Materialien der Marker kann sogar eine automatische Registrierung vorgenommen werden, wenn die Kontraste ausreichend hoch sind. Es können zwar auch anatomische Landmarken zur Registrierung herangezogen werden, es besteht jedoch das Problem der reproduzierbaren automatischen Lokalisierung der Landmarken. Das Prinzip der Hauptachsenregistrierung besteht darin, daß jedes dreidimensionale geometrische Objekt einen eindeutigen Schwerpunkt und drei eindeutig bestimmte Hauptachsen hat. Zwei Abbildungen des gleichen Objektes lassen sich registrieren, indem die Schwerpunkte beider Darstellungen durch Translation ineinander überführt werden. Die erforderliche Rotation wird über die Lage der Hauptachsen definiert. Da radiologische Schnittbilder meist mehrere geometrische Objekte enthalten, ist eine automatische Fusion mit diesem Verfahren problematisch und bislang nur am Kopf zufriedenstellend gelungen [3]. Ein frühes automatisches Registrierungsverfahren stellt die oberflächenbasierte Registrierung dar. Bei dem „head-in-hat“-Verfahren von Pelizzari werden die Oberflächen der Modalitäten bei der Berechnung wie Kopf und Hut ineinandergeschoben [100].
Von Voxel-basierten Verfahren wird gesprochen, wenn die den Voxeln medizinischer Bilddaten zugeordneten Grauwerte zur Registrierung verwendet werden. Gegenüber den Geometrie-basierten Verfahren haben Voxel-basierte Verfahren den Vorteil, daß keine manuelle Vorverarbeitung der Datensätze zu erfolgen hat. Zusätzlich sind lokale Deformationen aufgrund der räumlich dichten Anordnung der Voxel möglich. Grundlage der Voxel-basierten Registrierungsverfahren ist das Ähnlichkeitsmaß oder die Metrik. Es handelt sich dabei um eine Funktion, die die Ähnlichkeit zweier Bilder in Bezug auf eine bestimmte geometrische Beziehung bestimmt. Unterschieden werden unimodale und multimodale Metriken.
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Kreuzkorrelation und mittleres Abstandsquadrat sind Beispiele einer unimodalen Metrik, d.h. es können nur zwei Datensätze derselben Bildgebungsmodalität registriert werden, da entweder identische Grauwertbereiche (mittleres Abstandsquadrat) oder eine affine Abhängigkeit erforderlich sind (Kreuzkorrelation). Um doch eine multimodale Registrierung durchführen zu können, wird mit bestimmten Merkmalsfiltern versucht, bei der Registrierung unterschiedliche Abbildungseigenschaften auszugleichen. Dabei werden beide Modalitäten in eine zusätzliche virtuelle Modalität überführt, in der beide Modalitäten dasselbe Aussehen besitzen. Die so vorverarbeiteten Datensätze können dann mit einfachen Korrelationsmaßen verglichen werden.
Bei der multimodalen Registrierung ist aufgrund spezieller Metriken keine zusätzliche Vorverarbeitung der Datensätze erforderlich. Zur Anwendung kommen verschiedene Ähnlichkeitsmaße, neben der „Regionen-Uniformität“ [151,154] und der „Quotientenbild-Uniformität“ [152,153] ist die „mutual information“ weit verbreitet. Hintergrund der „mutual information“ ist die Beobachtung, daß bei registrierten Bilddaten durch den zweiten Datensatz weniger Informationen zusätzlich zum ersten geliefert werden als bei unregistrierten Daten. Ein vollständiger Algorithmus zur Registrierung mit „mutual information“ ist durch Studholme beschrieben worden [135]. Darüber hinaus wurde von der Arbeitsgruppe mit der „normalized mutual information“ eine weitere Metrik eingeführt, die den Vorteil aufweist, weitgehend unabhängig vom Grad der Überlappung der registrierten Datensätze zu sein [136].
Zur visuellen Überprüfung der Registrierungsgenauigkeit der vorhandenen Software wurde ein Phantom gebaut, welches sich für die Untersuchung mittels CT und MRT eignet und definierte geometrische Orientierungspunkte aufweist. Verwendet wurde eine Kunststoffschachtel mit den Maßen 10 cm x 6 cm (Grundfläche) x 5 cm (Höhe), die oben offen war. An den 4 Seiten wurden jeweils 10 (Längsseite) oder 6 (Querseite) kreisförmige Aussparungen mit einem Durchmesser von 7 mm in zwei Reihen im Abstand von 2 cm angebracht. Von außen wurde auf die Schachtel eine Folie geklebt und in die Mitte der Aussparungen der Schachtel jeweils ein Klebemarker angebracht, der in der Neuronavigation als Landmarke dient. Zusätzlich wurden an den Ecken der Schachtel kleine Metallkügelchen angebracht, um die räumliche Orientierung der Schachtel in den Schnittbildern zu erleichtern. Während die Metallmarker vor allem in der CT-Untersuchung bildgebend werden sollten, wurde die Schachtel mit einem Gel gefüllt, um in der MRT ein hohes Signal zu erzielen.
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Die CT-Untersuchung wurde an einem „Somatom Plus S“ (Siemens, Erlangen) mit einer Schichtdicke von 2 mm durchgeführt. Die MRT-Untersuchung wurde an einem „Magnetom SP63“ (Siemens, Erlangen) ebenfalls mit 2 mm Schichtdicke durchgeführt. Die Daten wurden anschließend über das interne Netzwerk in eine Unix-Workstation übertragen, wo mit der entwickelten Software nach Segmentierung der interessierenden Strukturen die Bildfusion des CT- und MRT-Datensatzes vorgenommen wurde.
Die zuverlässigste Methode zur Registrierung medizinischer Bilddaten ist die Registrierung mit stereotaktischen Rahmen, implantierbaren Knochenmarkern oder aufklebbaren Oberflächenmarkern. Solche künstlichen Landmarken lassen sich mit hoher Genauigkeit automatisch detektieren, wobei der Fehler kleiner als die Seitenlänge eines Voxels ist [144]. Die Anwendung solcher Hilfsmittel ist allerdings sehr belastend für die Patienten, weswegen sie in der klinischen Praxis nach Möglichkeit vermieden werden. Mit ihrer Hilfe lassen sich jedoch außerordentlich exakte Referenztransformationen bestimmen, die dann als Vergleichsmaßstab für andere Registrierungsverfahren dienen können [141,154].
Basierend auf der stereotaktischen Registrierung wurde das „Retrospective Registration Evaluation Project“ der Vanderbilt-Universität (Nashville, USA) initiiert. Zur Zeit stellt dieses sogenannte „Vanderbilt-Projekt“ den einzigen allgemein zugänglichen Standard für die Evaluierung der starren Registrierung dar [147].
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Im Rahmen des Vanderbilt-Projektes wurden bei 9 Patienten mit zerebralen Tumoren Knochenmarker implantiert [83] und ein stereotaktischer Rahmen angelegt. Anschließend wurden verschiedene bildgebende Verfahren durchgeführt, wobei das Untersuchungsprotokoll eine CT- und PET-Untersuchung sowie eine MRT-Untersuchung mit T1-, T2-Gewichtung und Protonendichte-Gewichtung umfaßte. Ergänzend wurde die MRT-Untersuchung mit scannerseitiger Distorsionskorrektur wiederholt, um Bildverzerrungen durch Inhomogenitäten des Scanner-Magnetfeldes zu reduzieren [82]. Durch manuelle Bildmanipulation wurden der Rahmen und die Marker aus den Bildern entfernt, an deren Stelle Bildrauschen hinzugefügt wurde (Abb. 2-10).
Die resultierenden Datensätze konnten von interessierten Arbeitsgruppen über das Internet für die Anwendung der jeweiligen Registrierungsalgorithmen angefordert werden. Die von den Projektteilnehmern zurückgemeldeten Transformationsresultate wurden mit den mittels stereotaktischem Rahmen ermittelten Transformationen verglichen. Hierzu wurden die Abweichungen beider Registrierungen für jedes Modalitätenpaar innerhalb von zehn „volumes of interest“ (VOI) berechnet.
| Abb. 2-10: Exemplarisches Vorgehen bei der manuellen Editierung der Marker am Beispiel der MRT (linke Spalte), der CT (mittlere Spalte) und der PET (rechte Spalte), die Bilddaten stammen aus einer Publikation der Vanderbilt-Universität [147] | ||
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Von der eigenen Arbeitsgruppe wurden für die Kombinationen der Modalitäten (CT und PET in jeweils 6 verschiedene MRT-Datensätze) jeweils 4 Algorithmen angewandt und die Registrierungskoordinaten eingesandt. Sämtliche Algorithmen basieren auf der der Optimierung des Ähnlichkeitsmaßes „normalised mutual information“ [136]. Algorithmus #1 beinhaltet die Suche mit adaptiven Gitterrichtungen. Algorithmus #2 entspricht dem von Studholme beschriebenen Bester-Nachbar-Optimierungsverfahren [135]. Algorithmus #3 wendet vor der Berechnung des Ähnlichkeitsmaßes das Coincidence Thresholding an. Bei Algorithmus #4 wurde eine Registrierung mit normaler Schwellenwertanwendung durchgeführt, bei Algorithmus #3 und #4 wurde der Schwellenwert manuell auf 975 HE gesetzt [110].
Während die Bildfusion in verschiedenen Bereichen des Körpers schon erfolgreich angewendet wird, ist der Einsatz im Bereich des Bulbus noch nicht beschrieben. Im Rahmen der Bestrahlungsplanung ist jedoch ein Datensatz von Interesse, der sowohl eine sehr gute Weichteildifferenzierung als auch eine hohe geometrische Genauigkeit aufweist. Mit der Bildfusion zwischen CT und MRT sollen die Vorteile der jeweiligen Methode in eine gemeinsame Modalität integriert werden.
Für die Registrierung von CT- und MRT-Datensätzen der Orbita nach Clipsaufnähung ist die Landmarken-basierte Registrierung prinzipiell geeignet, da die Landmarken (die Clips) in beiden Datensätzen zur Darstellung kommen. Aufgrund der Beweglichkeit der Bulbi ist jedoch mit einer ungenauen Überlagerung der knöchernen Orbita zu rechnen. Dies kann nur verhindert werden, wenn vor den beiden Untersuchungen eine Retrobulbäranästhesie durchgeführt wird.
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Bei 5 Patienten wurde prospektiv nach Anfertigung einer CT- und MRT-Untersuchung die Landmarken-basierte Bildfusion durchgeführt. Beide Untersuchungen wurden bereits mit einer optimierten Untersuchungstechnik durchgeführt. Die CT-Untersuchungen wurden an einem Multi-Slice-CT („Somatom Plus 4 Volume Zoom“, Siemens, Erlangen) mit 0,5 mm Schichtdicke und einem Rekonstruktionsinkrement von 0,5 mm durchgeführt (140 mAs, 140 KV). Die MRT-Untersuchung erfolgte an einem Philips Gyroscan ACS-NT mit Powertrack 6000 (Feldstärke 1,5 T, Gradientenschaltzeiten von 0,2 ms, Gradientenamplitude von 23 mT/m) mit der minimal möglichen Schichtdicke von 0,3 mm. Die Parameter wurden folgendermaßen gewählt:
Nach Übertragung der Bilddaten über das interne Netzwerk auf eine Unix-Workstation wurden die Daten der jeweiligen Modalität als Studie definiert und in die Fusions-Software Amira (Konrad-Zuse-Zentrum für Informationstechnik, Berlin) geladen. Auf den Einzelschichten wurden die 3 bis 4 aufgenähten Clips mit dem Mauszeiger markiert und der Registrierungsvorgang gestartet. Nach Plausibilitätskontrolle erfolgte die Visualisierung als Stapel von fusionierten Schichtbildern und als dreidimensionale Rekonstruktionen.
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Die Durchführung der Voxel-basierten Registrierung im Bereich des Bulbus erfordert eine Retrobulbäranästhesie, da im Gegensatz zur Landmarken-basierten Registrierung nicht ausschließlich der Bulbus zur Registrierung verwendet wird, sondern der gesamte untersuchte Bereich [47]. Der Vorteil der Voxel-basierten Registrierung besteht in der Möglichkeit, die Registrierung automatisch und damit benutzerunabhängig durchzuführen.
Bei 3 Patienten mit Aderhautmelanom und Clipapplikation wurde die Bildfusion nach erfolgter Retrobulbäranästhesie Voxel-basiert mit der selbstentwickelten Software durchgeführt. Die CT- und MRT-Untersuchungen wurden wie für die Landmarken-basierte Bildfusion am Multi-Slice-CT (Somatom Plus 4 Volume Zoom, Siemens, Erlangen) mit 0,5 mm Schichtdicke bzw. an einem Philips Gyroscan ACS-NT mit Powertrack 6000 mit einer Schichtdicke von 0,3 mm durchgeführt.
Die Bilder wurden über das interne Netzwerk auf einen Unix-Rechner überspielt und in einem Bearbeitungstool als Studie definiert. Mit der Fusions-Software, die auf dem graphischen Visualisierungs- und Entwicklungssystem AVS (Advanced Visual System, Waltham, MA, USA) basiert, wurde nach Skalierung und grober manueller Überlagerung die Registrierung gestartet. Für die Visualisierung wurden über Schwellenwerte die interessierenden Anteile der Bilddaten ausgewählt. Die resultienden Bilder wurden entweder als zweidimensionales Schnittbild herausgeschrieben oder mit unterschiedlichen Verfahren dreidimensional weiterverarbeitet.
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