Aus der Abteilung Neuroradiologie,
Zentrum Radiologie der Medizinischen Hochschule Hannover
Vergleichende Untersuchungen von 2D- und 3D-Darstellungen des Mittelohres
Dissertation
zur Erlangung des Doktorgrades der Medizin an der Medizinischen Hochschule Hannover
vorgelegt von Hartmut Peter Burmeister
aus Hamburg
Hannover 2002
Angenommen vom Senat der Medizinischen Hochschule Hannover am:
Gedruckt mit Genehmigung der Medizinischen Hochschule Hannover
Rektor:
Betreuer der Arbeit: Prof. Dr. med. Hartmut Becker
Referent der Arbeit:
Korreferent der Arbeit:
Tag der mündlichen Prüfung:
Promotionsausschussmitglieder:
Altägyptisches Votivbild eines Ohrkranken
Darstellung nach Adolf Ermann: Ägypten und ägyptisches Leben im Altertum (1923) Aus: B. Karger-Decker: Von Arzney bis Zipperlein – Bilder zur Kulturgeschichte der
Medizin,
Kap.: Werdegang der Ohrspiegelung , Berlin 1992
INHALTSVERZEICHNIS
1 EINLEITUNG 7
1.1 Grundlagen der Anatomie des Mittelohres 7
1.2 2D-Darstellung des Mittelohres 9
1.3 3D-Darstellung des Mittelohres 10
1.4 Grundlagen der helikalen Mehrschicht-CT 11
1.5 Grundlagen der 3D-Nachverarbeitung von CT-Datensätzen 15
1.5.1 Intensity Projection (IP) 15
1.5.2 Surface Rendering (SR) 16
1.5.3 Perspective Volume Rendering (PVR) 17
1.6 Fragestellung 19
2 MATERIAL UND METHODEN 21
2.1 Akquisition der Datensätze mittels helikaler Mehrschicht-CT 21
2.2 Patienten und Modelle 22
2.2.1 Patienten ohne und mit Pathologien des Mittelohres 22 2.2.2 Untersuchungen zu passiven Mittelohrimplantaten 23 2.3 2D- und 3D-Nachverarbeitungen der Datensätze in der klinischen
Routine 26
2.3.1 2D- Nachverarbeitung 26
2.3.2 Virtuelle Endoskopie 27
2.3.3 3D-Darstellung der isolierten Ossikelkette mit Perspective Volume
Rendering ( PVR) 30
2.3.4 Bewertung der Darstellungsqualität relevanter anatomischer Strukturen 31 2.4 2D- und 3D-Nachverarbeitungen der Datensätze bei den
Untersuchungen zu den passiven Mittelohrimplantaten 33 2.4.1 2D-Nachverarbeitung bei den Untersuchungen zu den passiven
Mittelohrimplantaten 33
2.4.2 Virtuelle Endoskopie des Mittelohres und 3D-Darstellung der Ossikel- prothesen bei den Untersuchungen zu den passiven
Mittelohrimplantaten 34
2.4.3 Experimentelle Bildreihen verschiedener 2D- und 3D-Abbildungen
gängiger passiver Mittelohrprothesen 34
2.5.1 Versuchsdesign des Vergleiches zwischen 2D- und 3D-Darstellungen des
Mittelohres in der klinischen Routine 34
2.5.2 Auswertung des Vergleiches zwischen 2D- und 3D-Darstellungen des
Mittelohres in der klinischen Routine 35
2.5.3 Versuchsdesign des Vergleiches zwischen 2D- und 3D-Darstellungen der
Mittelohrprothesen im Experiment 35
2.5.4 Auswertung des Vergleiches zwischen 2D- und 3D-Darstellungen der
Mittelohrprothesen im Experiment 36
3 ERGEBNISSE 36
3.1 Vergleich zwischen 2D- und 3D-Darstellungen des Mittelohres in der
klinischen Routine (Varianzanalyse 1) 36
3.1.1 Zur Hypothese 1 (Kapitel 1.6) 36
3.1.2 Zur Hypothese 2 (Kapitel 1.6) 37
3.1.3 Zur Hypothese 3 (Kapitel 1.6) 42
3.1.3.1 Darstellungsqualität in Abhängigkeit von der betrachteten Struktur 42 3.1.3.2 Darstellungsqualität in Abhängigkeit von der Diagnose 43 3.2 Vergleich zwischen 2D- und 3D-Darstellungen des Mittelohres in der
klinischen Routine (Varianzanalyse 2) 45
3.2.1 Zur Hypothese 1 (Kapitel 1.6) 45
3.2.2 Zur Hypothese 2 (Kapitel 1.6) 46
3.2.3 Zur Hypothese 3 (Kapitel 1.6) 50
3.2.3.1 Darstellungsqualität in Abhängigkeit von der betrachteten Struktur 50 3.2.3.2 Darstellungsqualität in Abhängigkeit von der Diagnose 51 3.3 Vergleich zwischen 2D- und 3D-Darstellungen der Mittelohrprothesen
im Experiment 53
3.3.1 Identifikation des Prothesentyps 53
3.3.2 Einschätzung der Prothesenlage 54
3.3.3 Weitere Ergebnisse 55
4 DISKUSSION 60
4.1 Datensatzakquisition und 3D-Nachverarbeitung 60 4.1.1 2D-Datensatzakquisition mittels helikaler MS-CT 60 4.1.2 3D-Nachverarbeitungen , Anwendungen von SR- und PVR-Algorithmen 63
4.2 Patienten und Modelle 68
4.2.1 Patienten ohne und mit Pathologien des Mittelohres 68 4.2.2 Untersuchungen zu aktiven und passiven Mittelohrimplantaten 72 4.3 Klinische Anwendungen der Verfahren bzw. der
Verfahrenskombinationen 74
4.3.1 Anwendung in Bezug auf die SR- und PVR-Technik 74 4.3.2 Standardansichten, Dokumentation, Befundpräsentation 81 4.4 Die Mittelohrprothetik in den 2D- und 3D-Darstellungsverfahren 85
5 ZUSAMMENFASSUNG 89
6 LITERATURVERZEICHNIS 90
7 ANHANG 102
7.1 Erklärung laut Paragraph 2, Absatz 2, Nummer 5 und 6 der
Promotionsordnung der Medizinischen Hochschule Hannover 102
7.2 Lebenslauf 103
7.3 Schriftenverzeichnis 104
7.4 Danksagung 105
7.5 Verzeichnis der Abbildungen 106
7.6 Verzeichnis der Tabellen 108
7.7 Verzeichnis der Abkürzungen 109
7.8 Tabelle der anatomischen Strukturen und ihrer Abkürzungen in den
verwendeten Abbildungen 111
8 STATISTISCHER ANHANG 113
8.1 Varianzanalyse 1 113
8.2 Varianzanalyse 2 129
8.3 Anhang „Prothesen“ 139
8.3.1 Identifikation 139
8.3.1.1 Urteilskonkordanz 140
8.3.2 Lage 140
8.3.2.1 Urteilskonkordanz 140
9 INSTALLATIONSANWEISUNG UND INHALTSVERZEICHNIS DER CD-ROM 141
1 Einleitung
1.1 Grundlagen der Anatomie des Mittelohres
Die räumliche Einteilung des Mittelohres erfolgt anhand der Projektion der Maße des äußeren Gehörganges auf das Cavum tympani. Auf Höhe des Niveaus des äußeren Gehörganges liegt das Mesotympanon, ventral davon das Protympanon, inferior davon das Hypotympanon, kranial davon das Epitympanon und dorsal davon das Retrotympanon [Neri et al. 2001, Lang 1992, Sprinzl et al. 1992].
Die Abgrenzung der Paukenhöhle gegen die umgebenden Strukturen ist lateral durch das Trommelfell und angrenzende Anteile des Felsenbeins gegeben. Die mediale Abgrenzung erfolgt gegenüber den medial des Promontoriums liegenden Strukturen des Innenohres, wobei das Mittelohr mit dem Innenohr über das Fenestra ovale und das Fenestra rotundum kommuniziert. Das Tegmen tympani grenzt kranial an die mittlere Schädelgrube. Mit kleinen Ausbuchtungen (Cellulae tympanicae) versehen, weist die kaudale Wandbegrenzung topographische Nähe zum Bulbus venae jugularis internae auf. Im Bereich der Mündung der Tuba auditiva grenzt die Paukenhöhle vorne an den Canalis caroticus. Nach posterior hin steht die Paukenhöhle über Aditus ad Antrum und Antrum mastoideum mit den Cellulae mastoideae des Os temporale in Verbindung.
Malleus, Incus und Stapes überbrücken als Gehörknöchelchenkette den Raum zwischen Trommelfell und ovalem Fenster. Der Malleus wird in Umbo, Manubrium, Proc. lateralis, Proc. anterior, Collum und Caput gegliedert, wobei über Umbo und Proc.
lateralis eine bindegewebige Verbindung mit dem Trommelfell besteht. Der Proc.
anterior wird als sehr variabel bzgl. seiner Morphologie beschrieben [Lang 1992]. Die Artikulation des Malleus mit dem Incus erfolgt über ein angedeutetes Sattelgelenk, die Art. incudomalleolaris, mit straffer Gelenkkapsel und geringer Beweglichkeit. Der Incus unterteilt sich in Corpus, Crus breve und das Crus longum. Der distal daran gelegene Proc. lenticularis kommuniziert als Teil der Art. incudostapedialis mit dem Stapes.
Dieser untergliedert sich in Kopf und Hals, einen vorderen und einen hinteren, durch eine Membran verbundene Schenkel sowie eine Fußplatte. Diese ist durch das Lig.
anulare in das Fenestra ovale eingebettet. Als Teil des Scutums liegt der Attiksporn zwischen dem Meatus acusticus externus und dem lateral-kranial der Gehörknöchelchen gelegenen Rec. epitympanicus [Dillo et al. 1998]. Die
Gehörknöchelchen sind u.a. durch das Lig. mallei anterius, das Lig. mallei superius und das Lig. incudis posterius mit den Wänden des Cavum tympani verbunden [Lang 1992].
Im Retrotympanon liegt die Eminentia pyramidalis zwischen Sinus tympani und Rec. facialis. Als weitere anatomische Strukturen weist der posteriore Teil des Cavum tympani in etwa 20 % der Fälle das Subiculum, eine Knochenleiste zur Abgrenzung des Sinus tympani gegen das runde Fenster, und in etwa 30% der Fälle eine zweite Knochenleiste, den Ponticulus, zwischen Promontorium und Eminentia pyramidalis auf [Proctor 1969, Donaldson et al. 1970, Lang 1992].
Im Canalis musculotubarius liegend, zieht sich der von einem Ast des Nervus (N.) trigeminus innervierte M. tensor tympani mit seiner Sehne im rechten Winkel um den an der medialen Wand der Paukenhöhle gelegenen Proc. cochleariformis, wird umgeleitet und inseriert am Collum mallei. Der in einem Knochenkanal gelegene und von einem Ast des N. facialis innervierte M. stapedius inseriert mit seiner an der Spitze der Eminentia pyramidalis austretenden Sehne im Bereich des Caput stapedis oder Crus posterior stapedis.
Abbildung 1: Schematisierte Darstellung des Außen-, Mittel- und Innenohres.
Abbildung 2: Schematisierte Darstellung des rechten Mittelohres von schräg-vorne,
des linken Hammers A) von hinten B) von der Mitte aus, des linken Ambosses
A) von hinten B) von vorne
und des linken Steigbügels A) von schräg-oben
B) Ansicht der Fußplatte von der Mitte aus.
1.2 2D-Darstellung des Mittelohres
Seit Beginn der Bildgebung des Felsenbeines im frühen 20.Jahrhundert [Henle 1904, Grashey 1923,] waren zweidimensionale Darstellungen die Regel. Es wurden verschiedene Projektionstechniken nach Mayer, Stenvers, Schüller u.a. [Mayer 1930, Stenvers 1928, Schüller 1912] entwickelt, die noch teilweise Verwendung finden. Eine differenzierte bildgebende Diagnostik u.a. von Mittelohrdysplasien wurde mit der
Entwicklung der Tomographie möglich [Camp und Allen 1940]. Aufgrund seines hohen Kontrastes zwischen Luft und Knochen ist heutzutage die Computertomographie (CT) [Köster 1988, Shaffer et al. 1980] für die meisten radiologischen Fragestellungen im Bereich des Mittelohres das diagnostische Verfahren der Wahl. Die inzwischen vielerorts zur Verfügung stehende hochauflösende MS-CT-Technik stellt fortgeschrittene Möglichkeiten in der Darstellung des Mittelohres mit seinen Binnenstrukturen und angrenzenden anatomischen Strukturen zur Verfügung [Casselman 1996, Czerny et al. 1997, Klingenbeck et al. 1999].
1.3 3D-Darstellung des Mittelohres
Auf CT-Datensätzen basierend, waren in den letzten Jahren sowohl das gesamte Felsenbein als auch das isolierte Mittelohr Forschungsgegenstand im Bereich der 3D-Darstellungen.
Diese haben sowohl in der radiologische Diagnostik und der präoperativen Planung [Dammann et al. 2001, Löppönen et al. 1997, Mankovich et al. 1994, Thumfart et al. 1997] als auch in der medizinischen Lehre [Frankenthaler et al. 1998] ihren Platz gefunden und sich gemäß dem technischen Fortschritt weiterentwickelt. Die Virtuelle Endoskopie (VE) bietet als ein computergestütztes Nachbearbeitungsverfahren die Möglichkeit, noninvasive endoluminale 3D-Ansichten aus Schichtbilddaten von Hohlorganen zu erstellen [Rubin et al. 1996, Satava 1996, Vining et al. 1996]. Die VE wird in multiplen anderen anatomischen Regionen als Darstellungsverfahren zur ergänzenden Klärung radiologischer Fragestellungen eingesetzt [Pototschnig et al.
1998, Rodenwaldt et al. 1997, Rogalla et al. 1998].
Aufgrund der komplexen Anatomie dieser Region stellt die radiologische Schichtbilddiagnostik des Mittelohres erhöhte Anforderungen an das räumliche Vorstellungsvermögen des Betrachters. Dieser muß aus einer großen Anzahl zweidimensionaler (2D) Schichtbilder eine dreidimensionale (3D) Vorstellung der räumlichen Anordnung der anatomischen Strukturen entwickeln [Ali et al. 1993, Howard et al. 1990a]. Durch 3D-Darstellungsverfahren, die im Rahmen computergestützter Nachverarbeitung von Schichtbilddatensätzen entstehen, wird das Verständnis der komplexen Anatomie und der räumlichen Zusammenhänge erleichtert. Die mentale Transformation der zweidimensionalen Informationen in eine dreidimensionale
abweichenden Pathologien, wird erleichtert [Ali et al. 1993, Bankman 2000, Giacomuzzi et al. 1997].
1.4 Grundlagen der helikalen Mehrschicht-CT
Die Grundlagen für die Einführung der CT lieferten Cormack und Hounsfield.
Sie löste die pluridirektionelle konventionelle Tomographie in der Felsenbeindiagnostik bald weitestgehend ab [Canigiani 1997, Becker et al. 1998]. Gegenüber der konventionellen CT ermöglicht die in ihren technischen Grundlagen ausführlich beschriebene helikale Einzelschicht (ES)-CT [Kalender et al. 1998, Kalender 1999, Körber et al. 1998, Wilting et al. 1999] die Berechnung einer größeren Anzahl von Schichten in longitudinaler Richtung bei reduziertem Verhältnis von Strahlendosis und Schichtanzahl [Hermans et al. 1995]. So hielt die 3D-Nachverarbeitung unter Verwendung von Schichtbilddatensätzen mit geringer Schichtdicke in die klinische Routine Einzug [Kay und Evangelou 1996].
Als ein charakteristischer Unterschied zwischen helikaler ES- und MS-CT trägt bei ES-CT-Scannern aufgrund der Kollimierung eines schmalen Strahlenfächers nur ein Bruchteil der von der Röntgenröhre ausgesandten Quanten zur Bildentstehung bei [Ohnesorge et al. 1999]. Bei der MS-CT werden mehrerer Detektorzeilen aneinandergereiht, so daß ein größerer Anteil des Strahlenfächers genutzt werden kann [Hu 1999]. Im Gegensatz zur allgemein gebräuchlichen Faltungs-Rückprojektions- Rekonstruktion, bei der von einem zur z-Achse orthogonalem Meßstrahlenverlauf ausgegangen wird, trifft dieses bei der MS-CT näherungsweise nur für die inneren Detektorzeilen zu [Taguchi und Aradate 1998]. Die Neigung der Meßstrahlung zu der Ebene, die orthogonal zur z-Achse steht, wird als Cone-Winkel bezeichnet. Trotz der zeitweiligen Vernachlässigung des Cone-Winkels [Taguchi und Aradate 1998] in der Bildrekonstruktion zeigt sich, daß der Cone-Winkel bei einer simultanen Akquirierung von mehr als 4 Schichten nicht ohne weiteres unberücksichtigt bleiben sollte [Ohnesorge et al. 1999], da seine Größe in Abhängigkeit von der Position der Detektorzeile steht. Daraus resultiert eine Schichtverschmierung ds in axialer Richtung.
Für die äußerste Schicht des MS-CT-Scanners gilt:
ds = (N-1) x s x RFOV /RF
N = Anzahl der simultan akquirierten Schichten s = kollimierte Einzelschichtdicke
RFOV = Fokus-Drehzentrumabstand RF = Radius des Meßfeldes
Für RFOV = 250 mm und RF = 600 mm ergibt sich für s = 1 mm bei einem Vier- Schicht Scanner eine Schichtverschmierung ds = 1,25 mm.
Zwei Detektortypen, der Adaptive-Array-Detektor und der Fixed-Array-Detektor, werden unterschieden. Der Adaptive-Array-Detektor ist aus unterschiedlich breiten Detektorelementen in der, der Patientenlängsachse entsprechenden z-Richtung aufgebaut. Kollimierte Schichtdicken ergeben sich hierbei durch geeignetes Zusammenschalten der Elemente sowie strahlen- und detektorseitige Einblendung [Ohnesorge et al. 1999]. Der Adaptive-Array-Detektor berücksichtigt die Begrenzungen, die durch den Cone-Winkel gegeben sind, wodurch keine Notwendigkeit besteht, die Struktur der äußersten Detektorzeilen zu verfeinern, solange nicht mehr als 4 Schichten simultan akquiriert werden könnten. Einer Matrixkonfiguration angeglichen ist der Fixed- Array-Detektor aus Detektorelementen gleicher Größe zusammengesetzt. Kollimierte Schichtdicken entstehen bei diesem Typ durch das Zusammenschalten der einzelnen Detektorreihen.
Für die helikale ES-CT ist der Pitch (p) als Tischvorschub (d) pro Umdrehung bezogen auf die Breite der kollimierten Einzelschichtdicke in der Rotationsachse (s) definiert (p = d / s) [Lieberenz 1999]. Für die MS-CT sind einerseits [Schorn et al. 1999]
die Definition des Bezuges des Tischvorschubes (d) pro Umdrehung auf die Gesamtbreite des kollimierten Strahlenfächers in der Rotationsachse (S) und andererseits die in dieser Arbeit verwendete Definition des Tischvorschubes (d) pro Umdrehung auf die kollimierte Breite des einer Detektorzeile zugeordneten Strahlenfächers (s), die der Breite der kollimierten Einzelschicht entspricht, möglich. Der Pitch entspricht somit p = d / s [Hu 1999, Ohnesorge et al. 1999].
Rekonstruktionen, die aus den erfaßten Primärdaten bei helikaler Abtastung entstehen, würden daher mit Bewegungsartefakten behaftet sein. Zum Erhalt artefaktfreier Bilder muß der eigentlichen Rekonstruktion eine Vorverarbeitung der Daten vorgeschaltet werden. Die 360° lineare Interpolation (360 LI), bei der benachbarte Projektionen gleichen Projektionswinkels in aufeinanderfolgenden Umläufen verwandt werden, und die 180° lineare Interpolation (180 LI), bei der die nach einem Halbumlauf vorhandenen komplementären Daten benutzt werden, kommen bei der ES-Spirale zur Anwendung.
Bei dem 180 LI Algorithmus haben Röntgenröhre und Detektor lediglich ihre Position vertauscht.
Das Kontinuitätsverhältnis der Einzelschicht geht verloren, wenn die 180 LI Interpolationstechnik auf eine MS-Spirale übertragen wird [Hu 1999, Schorn et al.
1999]. Bei einem 4-Schichten-Detektor bei Pitch 4 wird jede Position auf der Z-Achse nur einmal abgetastet, bei Pitch 2 fallen die Meßstrahlen von jeweils 2 Detektorzeilen in den aufeinanderfolgenden Umläufen jedoch auf die gleiche z-Position (Abb. 3). Der Abstand aufeinanderfolgender Meßstrahlen ist bei den Pitchwerten 2 und 4 auf der z- Achse im Drehzentrum gleich der Einzelschichtdicke s. Bei Pitch 3 hingegen beträgt der Abstand aufeinanderfolgender sowohl direkter als auch komplementärer Meßstrahlen auf der z-Achse im Drehzentrum s/2. So ist es möglich, das Schichtempfindlichkeitsprofil eines Einzelschicht-Scanners mit 180 LI Algorithmus beim Pitch 1 zu realisieren [Hu 1999, Schorn et al. 1999]. Allerdings sind direkte und komplementäre Meßstrahlen aufgrund der Fächergeometrie nur im Drehzentrum um s/2 versetzt [Ohnesorge et al. 1999].
Abbildung 3: Vergleich zwischen Einzel- und Mehrschicht-Spirale für den 180 LI Algorithmus bei Pitchwerten von 1-4
Der Abstand aufeinander-folgender Meßstrahlen auf der z-Achse im Drehzentrum entspricht in der ersten und letzten Abbildung s/2.
Somit weisen eine ES-Spirale mit Pitch 1 und eine MS-Spirale mit Pitch 3 das gleiche Schichtempfindlichkeitsprofil auf.
Die Möglichkeit, nachträglich das Zentrum der rekonstruierten Schicht nach eigenem Gutdünken auf der z-Achse zu wählen, stellt einen großen Vorteil der helikalen ES- und MS-CT gegenüber der konventionellen CT dar. Als Inkrement bezeichnet man den Abstand aufeinanderfolgender Schichtpositionen. Ohne Erhöhung der applizierten Dosis ist es möglich, sich stark überlappende Schnittbilder zu rekonstruieren. Die Verringerung von in der 3D-Darstellung unerwünschten Partialvolumeneffekten und Treppenartefakten ist somit möglich [Hermans et al. 1995, Wang und Vannier 1994].
Das Querschnittbild wird zur Bildberechnung in eine Rekonstruktionsmatrix mit Pixeln aufgeteilt. Das Maß des darzustellenden Objektbereiches bestimmt die Wahl der Pixelgröße. Der Objektbereich wird der Größe der dargestellten Bildebene angepaßt.
Die Verbesserung der Ortsauflösung und die Verringerung des Kontrastauflösungs- vermögens werden durch eine abnehmende Pixelgröße, die durch vermehrte Unterteilung der Rekonstruktionsmatrix zustande kommt, erreicht. Die Auflösung des Kontrastes hängt von der Anzahl der im Volumenelement gemessenen Strahlenquanten ab. Bei gleicher Kontrastauflösung muß eine erhöhte Dosis aufgewendet werden, wenn die Anzahl der Bildelemente ansteigt [Laubenberger 1999].
1.5 Grundlagen der 3D-Nachverarbeitung von CT-Datensätzen
Die drei in dieser Arbeit für die 3D-Nachverarbeitung zur Anwendung kommenden Computeralgorithmen zur Erstellung von 3D-Ansichten sind Maximum Intensity Projection (MIP), Surface Rendering (SR), und Perspective Volume Rendering (PVR). Sie sind zugleich die am häufigsten verwendeten [Calhoun et al. 1999].
Die Selektion eines Datenvolumenanteiles zur weiteren Nachverarbeitung wird als Segmentation bezeichnet [Shin et al. 2000]. Eine Auftrennung anhand der CT- Schwächungswerte der Pixel erfolgt bei der manuellen Segmentation und den Schwellenwertverfahren. Neben diesen stehen verschiedene Segmentations- algorithmen zur Verfügung, die entweder eine Kombination aus Schwellen- wertverfahren und geometrischem Verfahren sind, oder allein auf geometrischen Prinzipien basieren [Kay und Evangelou 1996, Seemann et al. 1999, Bankman 2000].
Die automatische Segmentation auf der Basis einer elastischen oder starren Registrierung des Datensatzes zu Referenzsegmentationen ist ein weiteres Verfahren [Bankman 2000]. Die verschiedenen Werkzeuge, die dem Segmentierenden zur Verfügung stehen, markieren ein mehr oder minder großes Volumen des Datensatzes.
Die durch die Software limitierten Gestaltungsmöglichkeiten des Werkzeuges und die Problematik der Inter- und Intrabeurteiler-Variabilität bei der manuellen Segmentation sind insgesamt nicht zu unterschätzen [Kikinis et al. 1992].
1.5.1 Intensity Projection (IP)
Bei den Techniken der Intensity Projektion werden Bildpunkte, im Gegensatz zu den SR- und VR-Techniken, ohne Berücksichtigung der Entfernung und ohne vorherige Segmentation eines Datenvolumens nur entsprechend ihrer ausgewählten Bezeichnung auf eine imaginäre Leinwand projiziert [Klingebiel 2002]. Die Bezeichnung unterscheidet zwischen Maximum (MIP), Average (AIP) und Minimum Intensity Projektion (MinMIP) und gibt an, welcher Helligkeitsintensität entsprechend die Bildpunkte für die nachfolgende Leinwandprojektion ausgewählt werden. Somit kann das Maß der Homogenität ihrer Helligkeit, in welcher die darzustellenden Strukturen durch Übereinanderprojektion der Bildpunkte erscheinen, reguliert werden. Zusätzlich läßt sich je nach Möglichkeiten des Nachverarbeitungsprogrammes das in der Projektion berücksichtigte Volumen regulieren. Dieses kann bei zunehmender Größe einen
negativen Einfluß auf die Abgrenzung zu anderen Strukturen und die Konturschärfe der abgebildeten Struktur haben.
1.5.2 Surface Rendering (SR)
Der erste 3D-Darstellungsalgorithmus mit der Möglichkeit der Anwendung auf medizinische Datensätze war das SR, das in den 70er Jahren entwickelt wurde [Calhoun et al. 1999]. Innerhalb des unsegmentierten Datenvolumens wird eine Oberfläche bestimmt und dargestellt. Bei diesem Verfahren werden die Oberflächen über vom Benutzer gewählte Schwellenwerte determiniert (Abb. 4). Jedes Voxel des ausgewählten Volumens besitzt einen CT-Schwächungswert, der innerhalb des gewählten Intervalles liegt. Oberflächenkonturen werden als überlappende Polygone berechnet [Udupa et al. 1991]. Mit Hilfe partieller Opazitäten lassen sich mehrere Oberflächen vor- und hintereinander darstellen. Unter Opazität wird der Grad der Durchlässigkeit eines Voxels für einen virtuellen Lichtstrahl verstanden. Das erzielen einer starken 3D-Wirkung sowie hohe Geschwindigkeit und Flexibilität in der Nachbearbeitung sind die Vorteile des SR-Algorithmus, da nur die Oberflächen berechnet werden; das verbleibende Volumen wird nicht in die Berechnungen miteinbezogen [Calhoun et al. 1999, Jang et al. 1999]. Die sog. „Marching Cube- Technik“ ermöglicht die Darstellung von Oberflächen mit Subvoxeldimensionen [Calhoun et al. 1999, Lorensen und Cline 1987].
Abbildung 4: SR-Algorithmus-Diagramm obere Zeile:
Die CT-Schwächungswerte der Voxel 4 bis 9 liegen innerhalb des vom Benutzer gewählten
Schwellenwertintervalles.
untere Zeile:
Die hinter dem Voxel mit dem Wert 5 gelegenen Voxel werden bei der Berechnung der Oberfläche mit Hilfe von Polygonen nicht berücksichtigt.
1.5.3 Perspective Volume Rendering (PVR)
PVR kann zu größerem Informationsgehalt der 3D-Darstellung führen, da der PVR-Algorithmus zur Berechnung einer 3D-Darstellung im Gegensatz zum SR das gesamte Datenvolumen nutzt. Er benötigt leistungsfähigere Computer als der SR- Algorithmus [Calhoun et al. 1999, Rubin et al. 1996]. Durch das wahlweise segmentierte oder unsegmentierte Datenvolumen wird ein virtueller Lichtstrahl entsandt. Entlang dieses Strahles wird der Beitrag jedes Voxels addiert (Abb. 5). Für jedes Pixel des Displays wird der resultierende Wert berechnet und dann dementsprechend dargestellt [Udupa et al. 1991].
Abbildung 5: PVR-Algorithmus-Diagramm
Den Voxelwerten 1 bis 5 ist eine Opazität von 0%
und den Voxelwerten 9 bis 11 eine Opazität von 100% zugeordnet.
Die Opazität der Voxelwerte 6 bis 8 steigt in Schritten zu je 25 % linear an.
Die untere Tabelle zeigt die gewichtete Summation entlang des virtuellen Lichtstrahles durch das Volumen mit Hilfe der PVR-Gleichung.
Der resultierende Wert von 6 ist durch die Opazitäten und die Werte der Voxel beeinflußt.
Die Ray Casting Methode ist z.Z. die am weitesten verbreitete Technik zur Darstellung eines 3D-Modells in zwei Dimensionen. Die Werte der Voxel entlang des virtuellen, wahlweise parallelen oder divergenten Strahlenganges werden gewichtet addiert, wobei der Beitrag des Voxels von der Länge der Verlaufsstrecke des Lichtstrahles in dem jeweiligen Voxel abhängig ist [Calhoun et al. 1999]. Durch erlernte Regeln der Objektschattierung beeinflußt, muß das Tiefenempfinden beim Betrachten eines 3D-Bildes mittels geeigneter Schattierung angesprochen werden.
Schattierungsalgorithmen, die die Schattierung des Objektes entsprechend der Ausrichtung einer oder mehrerer Lichtquellen berechnen, ermöglichen dieses in adäquater Weise [Blezek und Robb 1997]. Vom Betrachter weiter entfernte Strukturen werden bei der Tiefenschattierung dunkler, näher am Betrachter gelegene heller dargestellt. In Verbindung mit der Schattierung ist die, im Idealfall kontinuierliche,
Bewegung fordert beim permanenten Neuerstellen stereoskopischer Ansichten die integrative Funktion des Gehirns und verbessert somit deutlich die Tiefenwirkung des betrachteten Objektes [Calhoun et al. 1999, Leuwer et al. 2001].
1.6 Fragestellung
Untersuchungen zur quantitativen Abbildungsgenauigkeit von anatomischen Strukturen der Felsenbeinregion mittels CT sind durchgeführt worden [Maher et al.
1995]. Auch ein Vergleich der Sensitivität der CT-Darstellung von Felsenbeinstrukturen mit endoskopischen Verfahren wurde angestellt [Fritz et al. 1987, Karhuketo et al.
1998a]. Nach Etablierung einer standardisierten Untersuchungstechnik des Mittelohres mittels SR (Virtuelle Endoskopie) und PVR auf der Basis von helikalen MS-CT- Datensätzen [Rodt 2002] , war das Ziel dieser Arbeit ein Vergleich zwischen 2D- und 3D-Darstellungsverfahren anhand eines größeren Patientenkollektivs im Rahmen der klinischen Routine. Die Darstellungsqualität ausgewählter anatomischer Strukturen des Mittelohres beim gesunden und beim kranken Kollektiv wurde auf folgende Hypothesen hin untersucht:
Hypothese 1: Die Darstellungsqualität der Gesamtheit der Strukturen bei den 2D- Verfahren unterscheidet sich von der in den 3D-Verfahren, wobei einerseits die Einzelverfahren, andererseits die Verfahrens- kombination berücksichtigt werden.
Hypothese 2: Einzelne Strukturen lassen sich aufgrund der unterschiedlichen Darstellungsqualität in den verschiedenen Verfahren bzw.
Verfahrens-kombinationen zu Gruppen zusammenfassen.
Hypothese 3: Es ergibt sich aufgrund der Kollektivzugehörigkeit und/oder einer Abgrenzung von Strukturgruppen bzgl. ihrer Darstellungsqualität eine Veränderung der Bewertung von grundlegenden und additiven
diagnostischen Auswertungsverfahren bzw. Verfahrens- kombinationen.
Weiterhin wurde im Rahmen der Bewertung der Mittelohrpathologien deutlich, daß die Anwendung der neuen Methoden des SR und PVR in Bezug auf die klinische Diagnostik insb. bei Z.n. Implantation von aktiven und passiven Mittelohrprothesen mit
komplettem oder partiellem Ersatz der ursprünglich zu bewerteten Strukturen untersucht werden mußte.
Um bei den verschiedenen Methoden die Bewertung des Befundes in Bezug auf die präoperative Planung, die Bewertung des Zustandes nach partiellem oder totalem Ossikelersatz und insbesondere nach unklaren rekonstruktiven Voroperationen zu vereinfachen, wurden experimentell Bildreihen von verschiedenen 2D- und 3D- Abbildungen gängiger Mittelohrprothesen erstellt, um für den Arzt die Typisierung der Prothesen zu erleichtern. Folgende Fragen waren dabei von Interesse:
1. Bei welchem Abbildungsverfahren wird der Prothesentyp am besten erkannt?
2. Bei welchem Abbildungsverfahren wird die Lage der Prothese im Cavum tympani und insb. im Verhältnis zu den Ossikeln am besten erkannt?
Bei der Datenakquisition und bei der Nachverarbeitung der Datensätze wurde der Tatsache Rechnung getragen, daß zur Bewertung der Mittelohrstrukturen bzw. der Prothesen eine hohe räumliche Auflösung des Bildgebungsverfahrens notwendig ist [Shin et al. 2000]. Dabei ist die Abbildungsgenauigkeit der 3D-Darstellung von der Abbildungsgenauigkeit der CT und vom Nachverarbeitungsalgorithmus abhängig. Der nicht gleichsinnigen Veränderung der Darstellungsgenauigkeit für verschiedene Mittelohrstrukturen aufgrund der den Nachverarbeitungsalgorithmen zugrunde liegenden Rechenoperationen wurde bei der Entwicklung des Untersuchungsalgorithmus im Rahmen der Etablierung einer standardisierten Untersuchungstechnik des Mittelohres mittels SR und PVR Rechnung getragen [Rodt et al. 2002].
2 Material und Methoden
2.1 Akquisition der Datensätze mittels helikaler Mehrschicht-CT
Die Akquisition der Rohdatensätze erfolgte mit der helikalen MS-CT (GE CT LightSpeed QX/i, General Electric (GE) Medical Systems, Milwaukee WI, USA) in der Abt. Neuroradiologie der MHH unter Verwendung eines angepaßten dosisreduzierten Routineprotokolls (Tab. 1) [Husstedt et al. 1998].
Scan type helical Intervall 0.6
Rotation time 1.0
(children 0.8) Gantry tilt S 0.0
Rotation length full SFOV Head
Helical Thickness (mm) 1.25 KV 120
Scan mode HQ
pitch 3 mA 80
(children 40)
Speed (mm/rot) 3.75 total exposure time ca. 10 sec.
Tabelle 1: Scanprotokoll MS-CT
Die Ebene der Datenakquirierung lag bei entsprechender Kopflagerung des Patienten parallel zum harten Gaumen. Bei dem verwendeten Gerät war bei helikaler Datenakquisition eine Korrektur der Scanebene anhand der Orientierung im Scoutview durch eine Gantrykippung nicht möglich. Bei dem in diesem Gerät eingebauten Fixed- Array-Detektor, der matrixartig aus Detektorelementen gleicher Größe zusammengesetzt ist, besteht der Detektor aus 16 Zeilen, die in der Rotationsachse je 1,25 mm Schichtdicke definieren. Die kollimierten Schichtdicken 4x1,25 mm, 4x2,5 mm, 4x3,75 mm und 4x5 mm erhält man durch Zusammenschalten der einzelnen Detektorzeilen [Ohnesorge et al. 1999, Schorn et al. 1999].
Die eigentliche Datenakquisition erfolgte entsprechend dem o.g. modifizierten, auf das verwendete MS-CT (GE CT LightSpeed QX/i) angepaßten Protokoll [Hu 1999].
Der zuvor gefahrene Scoutview wurde mit einer Röhrenspannung von 80 kV und einer Anodenstromstärke von 10 mA aufgenommen.
Ein hochauflösender Knochenalgorithmus bei einem Blickfeld (FOV) von 9,6 cm und einem Rekonstruktionsinkrement von 0,3 mm wurde zur Bildrekonstruktion verwendet [Hermans et al. 1995, Schubert et al. 1996]. Zur Rekonstruktion wurde ein
180 LI Algorithmus verwendet [Hu 1999]. Die Kantenlänge der Voxel betrug bei Verwendung einer 512x512er Bildmatrix in x- und y-Richtung 0,1875 mm und in z- Richtung 0,3 mm.
2.2 Patienten und Modelle
2.2.1 Patienten ohne und mit Pathologien des Mittelohres
Nach Standardisierung und Evaluation der Methode wurden im Rahmen der klinischen Routine 107 Patienten der Abt. Hals-Nasen-Ohrenheilkunde der MHH mit pathologischen Veränderungen des Mittelohres und/oder des Innenohres bzw.
angrenzender anatomischer Strukturen untersucht (Tab. 4). Eine Unterteilung der untersuchten Mittelohren in ein Referenzkollektiv ohne ersichtliche Mittelohrpathologie (Diagnose „normal“) und ein Kollektiv mit klinischer Symptomatik bzw. nachweislicher Mittelohrpathologie (Diagnose „pathologisch“) wurde vorgenommen. Die Indikation für die CT-Untersuchung war in 80 Fällen eine Fragestellung mit unilateraler Pathologie des Felsenbeines und in 27 Fällen eine bilaterale Erkrankung. Eine unnötige Strahlenbelastung der Patienten wurde vermieden. Die in die Referenzgruppe eingehenden untersuchten Felsenbeine wiesen, soweit aus der Aktenlage ersichtlich, in der Tonschwellenaudiometrie auf dieser Seite keine Schallleitungsstörung auf, zeigten im Kurvenverlauf des Tympanogrammes keine Auffälligkeiten und die klinischen Untersuchungsbefunde gaben keinen Hinweis auf das Vorliegen einer Mittelohrpathologie. Die (falls vorhandenen) radiologischen Vorbefunde waren im Bereich des Mittelohres unauffällig.
In 7 Fällen wurde eine Seite aufgrund der Undurchführbarkeit einer virtuellen Endoskopie wegen weichteil- oder flüssigkeitsäquivalenter Ausfüllung des Cavum tympani aus der Wertung genommen, so daß bei einer Gesamtanzahl von 207 ausgewerteten Mittelohren das Referenzkollektiv 118 und das Kollektiv mit klinischer Symptomatik 89 Mittelohren beinhalteten. Die Seitenverteilung ergab eine Anzahl von 104 rechtsseitigen zu 103 linksseitigen Mittelohren. 108 der Mittelohren gehörten weiblichen Patienten und 99 männlichen Patienten. Das Alter der Patienten betrug zwischen 1 Jahr und 78 Jahren (MW = 42,02 Jahre, SD = 20,02 Jahre).
2.2.2 Untersuchungen zu passiven Mittelohrimplantaten
Bei den in Abschnitt 2.2.2 beschriebenen Versuchen zur Darstellung verschiedener sowohl totaler als auch partiell passiver Gehörknöchelchenprothesen wurde aus der Vielfalt der auf dem Markt zur Verfügung stehenden und in den vergangenen Jahren in der HNO-Heilkunde verwendeten Typen eine begrenzte Anzahl ausgewählt (Tab. 2). Die isolierten passiven Prothesen wurden auf einer mit einer Trapezkonstruktion versehenen Plexiglashalterung positioniert. Zur Gewährleistung einer insgesamt artefaktarmen Darstellung wurde Plexiglas als Baumaterial für die Halterung verwandt [Maher et al. 1995]. Die Halterung wurde in Zusammenarbeit mit den Zentralen Forschungswerkstätten der MHH im Rahmen früherer Felsenbeinversuche [Rodt 2002] entwickelt und zu einer Trapezkonstruktion umgewandelt. Dies erfolgte einerseits, um der Idealvorstellung der Untersuchung von freischwebenden Prothesen möglichst nahe zu kommen, und andererseits, um somit eine zusätzliche Verstärkung der zu erwartenden Artefaktentstehung durch die verschiedenen Prothesenmaterialien zu vermeiden. Bei der Plexiglashalterung war die Möglichkeit zur Korrektur der Position der Trapezkonstruktion in allen Raumachsen durch arretierbare Gelenke gegeben (Abb. 6). Aufgrund der in vivo zu erwartenden unterschiedlichsten Ausrichtungen der Prothesen und der Gefahr der zusätzlichen Verstärkung der Artefakte bei Fixation auf dem Untergrund erfolgte die Datenakquisition bei befestigungsfreier Auflagerung exemplarisch in Längs- und Querausrichtung der Prothesen entsprechend der Richtung des Tischvorschubes des CT.
Abbildung 6: Halterung aus Plexiglas mit Trapezkonstruktion zur Positionierung der totalen und partiellen Gehörknöchelchenprothesen für die Daten- akquisition.
Die Position des Trapezes läßt sich bezüglich der drei Raumachsen korrigieren.
Anschließend wurden die verschiedenen Prothesentypen (Tab. 2) nacheinander in die Felsenbeine eines ganzen sowie eines in der Sagittalebene halbierten Leichenkopfes, wie sie im Rahmen der Forschung und des Op-Trainings dem sog.
„Felsenbeinlabor“ der Abt. Hals-Nasen-Ohren-Heilkunde der MHH zur Verfügung stehen, zunächst in regelrechter Lage implantiert.
Anschließend wurden sie bei realer, der Lagerung eines Patienten bei einer Felsenbeinuntersuchung entsprechender Positionierung analog zu dem in Tab. 1 aufgeführten Protokoll im CT untersucht. Aufgrund der Tatsache, daß die im Normalfall individuell in der Länge ausgewählten unterschiedlich langen Pistons in dasselbe Mittelohr eingesetzt wurden, war bei der Positionierung primär die regelrechte Lage in der Ebene des ovalen Fensters von Interesse. Eine mögliche Protrusion in das Vestibulum wurde in der einzelnen Untersuchung nur im Sinne der Bewertung der Differenzierung der Pistons untereinander aufgrund der Längenunterschiede bewertet
Danach wurden die Prothesen an ihren Befestigungs- bzw. Ansatzpunkten im Felsenbeinlabor gelockert, disloziert und erneut im CT untersucht.
Nr. Produzent Bezeich- nung/ Typ
partial/
total
Material/
Werkstoff
Kopf- platte
Gewicht Glocken- höhe
Länge/
Durchmesser
(mm) (mg) (mm) (mm)
1 Heinz Kurz
GmbH Aerial-
Düsseldorf total Titan
(ASTM F67)
oval 3,6 x 2,6
2 - 4 0,8 5,5 x 0,2
2 Heinz Kurz
GmbH Bell-
Düsseldorf partial Titan (ASTM F67)
oval 3,6 x 2,6
2 - 4 1 2,25 x 0,2
3 Heinz Kurz
GmbH K-Piston - Gold
( Au 99,99%) - 8 - 24 - 4,25 x 0,6
4 Heinz Kurz
GmbH K-Piston - Gold
( Au 99,99%) - 8 - 24 - 4,5 x 0,4
5 Heinz Kurz
GmbH K-Piston - Gold
( Au 99,99%) - 8 - 24 - 5,5 x 0,4
6 Heinz Kurz
GmbH Winkel-
Piston - Gold/ Titan
(ASTM F67) - - - 6,0 x 0,4
7 Heinz Kurz
GmbH Winkel-
Plester partial Gold/
Titan
(ASTM F67) - 12
3 1 2,25 x 0,5
Ø 0,3
8
Smith &
Nephew Richards
Inc.
Richards
Piston - Platin /
Fluoroplastik
(ASTM F 754) - - - 4,0 x 0,6
Tabelle 2: Prothesen bei partiellem und totalem Ossikelersatz
Des weiteren wurde auch die 3D-Darstellung neuartiger aktiver Mittelohrimplantate [Zenner et al. 1997] im Rahmen der klinischen Routine bei Anforderungen seitens der Abt. Hals-Nasen-Ohren-Heilkunde der MHH zur prä- und postoperativen Diagnostik untersucht. Zur Verfügung standen dabei die Symphonix®
Vibrant Soundbridge [Fisch et al. 2001, Lenarz et al. 2001] und der Otologics® MET (Middle Ear Transducer) [Kasic et al. 2001]. Von einer probeweisen Implantation und der nachfolgenden Dislokation der aktiven Mittelohrimplantate wurde insbesondere aufgrund des Fehlens eines jeweiligen Demonstrationsgerätes, der unverhältnismäßigen Kosten für den Erwerb eines Originalgerätes und wegen der Komplexität der Simulation des Eingriffes abgesehen. Eine Integration in die hier geschilderte Versuchsreihe konnte somit leider nicht erfolgen.
Abbildung 7: Lage des präparierten Kopfes in der Kopfschale des CT entsprechend der realen Lagerungsposition eines Patienten bei einer Felsenbeinuntersuchung mittels CT.
2.3 2D- und 3D-Nachverarbeitungen der Datensätze in der klinischen Routine 2.3.1 2D- Nachverarbeitung
Die nach dem modifizerten Protokoll akquirierten Datensätze wurden entsprechend der Ebene der Datenakquisition im Rahmen des klinischen Routineverfahrens zur Auswertung eines Felsenbein-CT an der Abt. Neuroradiologie der MHH in axialen Schichten von 1,25 mm Schichtdicke auf Röntgenfilmen dokumentiert. Dabei betrugen das DFOV 16 cm, die Fensterweite 4000 HU und die Fensterlage 800 HU. Anschließend wurde die Region des Mittelohres auf ein vergrößertes DFOV von 9,6 cm umgerechnet und unter Beibehaltung der Einstellungen für die Fensterweite und die Fensterlage zusammen mit den, den Ausdrucken entsprechenden Schichten auf eine Ultra1-Workstation (Sun Microsystems, Palo Alto CA, USA), die mit dem Betriebssystem Advantage Windows 3.1 ausgestattet ist, transferiert und gespeichert. Für die in den Abschnitten 3.1 und 3.2 beschriebene Auswertung der anatomischen Strukturen wurden die Datensätze vom Dicomformat mit Hilfe der Software eFilm 1.5.3 (eFilm Medical Inc., Toronto, Ontario, Canada) in ein anderes Datenformat umgeschrieben. Die Bildinformationen wurden durch die Bearbeitung nicht verändert.
Die Bewertung erfolgte ausschließlich anhand von axialen Schichten, 2D- Bildrekonstruktionen in orthogonal oder paraorthogonal zu den axialen Schichten stehenden Raumrichtungen (multiplanare Reformationen) wurden nicht in die Bewertung miteinbezogen.
2.3.2 Virtuelle Endoskopie
Nachdem dem Transfer der Datensätze vom der CT-Operator-Konsole auf die Ultra1-Workstation durchgeführt wurde, erfolgte die 3D-Nachverarbeitung zur VE mittels der Navigator-Software Version 2.0.8 gamma (GE) unter Verwendung einer 512x512er Matrix, um kleinere Oberflächendetails zu zeigen [Dessl et al. 1997]. Das Programm gebrauchte einen Interpolationsalgorithmus, der im Rekonstruktionsergebnis zu einem Glättungseffekt führte, da keine isotropen Voxel vorlagen [Dessl et al. 1997]. Der in Abschnitt 1.5.2 beschriebene SR-Algorithmus wurde vom Programm angewandt.
Folgende Optionen der 3D-Darstellung und Objektschattierung wurden gewählt:
§ 3D-Bild glätten
§ Schwellenmodus Schwarz-auf-Weiß
§ Blendenöffnungswinkel 60°
§ Tiefenperspektive
§ Werte für Raumlicht, Tiefenperspektive, Licht X und Licht Y wurden auf 0 gesetzt.
Bei Übernahme der räumlichen Orientierung der CT-Datensätze wurden sechs standardisierte Ansichten (Abb. 8+14) der Virtuellen Endoskopie bei aufgehobener oberer Begrenzung der Schwellenwerte und unteren Schwellenwerten von jeweils -500 Hounsfield-Einheiten (HU) und -250 HU erstellt.
Ansicht 1 : Blickpunkt im äußeren Gehörgang
Blickrichtung nach medial in das Cavum tympani
Ansicht 2 : Blickpunkt weiter medial und diskret weiter dorsal im äußeren Gehörgang
Blickrichtung nach medial
Ansicht 3: Blickpunk retrotympanal vor der Eminentia pyramidalis Blickrichtung nach anterior
Ansicht 4: Blickpunkt im Ostium tubae auditivae Blickrichtung nach 45° lateral-posterior
Ansicht 5: Blickpunkt epitympanal an der medialen Wand des Cavum tympani in Höhe der Oberkanten von Hammerkopf und Amboßkörper
Blickrichtung nach lateral
Ansicht 6: Blickpunkt in Bodennähe des Hypotympanon
Blickrichtung nach kranial auf die zentral in der Ansicht abgebildeten Gehörknöchelchen
Die Ansichten 1 und 2 sind angelehnt an die Orientierung bei der konventionellen Otoskopie [Bottril et al. 1996, Karhuketo et al. 1997b].
In der Ansicht 2 ergab sich aufgrund perspektivischer Effekte durch den weiter nach mediodorsal verlagerten Blickpunkt eine verbesserte Beurteilbarkeit der Wandstrukturen des Retrotympanons [Neri et al. 2001].
Die Ansicht 4 stellt die Situation bei einer fiberoptischen Endoskopie nach, bei der das Endoskop über die Tuba auditiva vorgeschoben wird [Edelstein et al. 1994].
Abbildung 8: Die 6 Standartansichten der Virtuellen Endoskopie der normalen linken Seite beim Schwellenwert von –500 HU im Multiview-Modus. Der Mauszeiger symbolisiert den Blickpunkt im axialen (oben rechts), coronaren (unten rechts) und sagittalen (unten links) Schichtbild (9,6 cm DFOV). Die Blickrichtung ist vom Mauszeiger ausgehend als Linie dargestellt 1) Blick aus dem äußeren Gehörgang nach medial in das Cavum tympani. 2) Blick von weiter mediodorsal als in 1. 3) Blick von retrotympanal nach ventral. 4) Blick aus der Tuba auditiva nach 45°lateral-posterior. 5) Blick im Epitympanon nach lateral in Richtung Antrum mastoideum. 6) Blick aus dem Hypotympanon nach kranial.
2.3.3 3D-Darstellung der isolierten Ossikelkette mit Perspective Volume Rendering ( PVR)
Mit der Software Volume Rendering Version 2.0.8 gamma (GE) erfolgte auf einer Ultra1-Workstation (Sun Microsystems) die Nachbearbeitung der CT-Datensätze.
Anhand der axialen Schichtbilder wurde die Gehörknöchelchenkette mit ihrer Umgebung manuell segmentiert. Entsprechend den limitierenden Vorgaben der Software wurde eine Kugel mit dem geringst möglichen Durchmesser von 1,0 mm als Segmentationswerkzeug zur Markierung verwendet. Bei einem Rekonstruktions- inkrement von 0,3 mm war das akzidentelle Mitsegmentieren der, in den nach kranial und kaudal hin angrenzenden Schichten gelegenen, Strukturen nicht zu vermeiden.
Dieses machte eine sorgfältig ausgewählte Positionierung des Kugelvolumens in der zu segmentierenden Schicht unter Berücksichtigung der angrenzenden und nachfolgend zu segmentierenden Schichten für die Erstellung eines akkuraten Segmentationsvolumens zur Bedingung. Um die fälschliche Darstellung einer stapesähnlichen Struktur aus Weichteilgewebe zu verhindern, erfolgte die Segmentation des Stapes unter Einschluß des zwischen den beiden Schenkeln gelegenen Raumes (Abb. 9). Bei einem DFOV von 1,2 cm betrug die Fensterweite 4000 HU und die Fensterlage 800 HU.
Abbildung 9: PVR-Segmentationsbeispiel
A) Darstellung des schraffierten Segmentationsareales einer axialen CT-Schicht der rechten Seite.
B) Darstellung der normalen Gehörknöchelchenkette im PVR-Modus von
Die Darstellungsoptionen des 3D-Modus blieben in Analogie zum Surface Rendering, wie in Abschnitt 1.5.2 beschrieben, unverändert. Eine Transferfunktion mit einer linear von 0% bei -750 HU auf 30% bei -500 HU ansteigenden Opazität wurde angewandt. Von -500 HU an aufwärts betrug die Opazität kontinuierlich 30%, die Helligkeit wurde, wie von Calhoun et al. beschrieben, auf 100% gesetzt [Calhoun et al.
1999].
Als weitere Optionen wurden der Mehrfarbenmodus und die hochauflösende Darstellung ausgewählt. Nach Freigabe des Segmentationsvolumens zum Rendering- Prozeß, erfolgter Durchführung desselben und einer anschließenden Erosion der Oberfläche folgte die 3D-Darstellung in wiederum sechs standardisierten Ansichten (Abb. 21). Die räumliche Orientierung der CT-Datensätze blieb unverändert. Die Darstellung der Gehörknöchelchen erfolgte bei einem DFOV von 1,2 cm von superior, inferior, lateral, medial, anterior, posterior.
2.3.4 Bewertung der Darstellungsqualität relevanter anatomischer Strukturen Es wurden nur die relevanten anatomischen Strukturen bewertet, die in ihrer Ausprägung so konstant waren, daß sie bei dem limitierten Auflösungsvermögen der Untersuchungstechnik einer Bewertung zugänglich schienen. Im Vorfeld wurden die bewerteten 3D-Strukturen, die in der VE inklusive des Volume Rendering sichtbar waren, zum Abgleich mit den 2D-Strukturen mit dem Mauszeiger markiert. Die Identität und Lokalisation der markierten Strukturen wurde in den Schichtbildern bei einem DFOV von 3,2 cm durch Korrelation der Mauszeiger in axialer, coronarer und sagittaler Schichtung bei einer Fensterweite von 4000 HU und einer Fensterlage von 800 HU verifiziert.
Die 2D-Darstellungsqualität der 36 anatomischen Strukturen (Tab. 4) wurde in den axialen Schichten mit den DFOV-Einstellungen von 16 cm (Darstellungsverfahren A) und 9,6 cm (Darstellungsverfahren B) beurteilt.
Die 3D-Darstellungsqualität wurde jeweils bei -250 HU (Darstellungsverfahren C) und -500 HU (Darstellungsverfahren D) in den sechs Standardansichten der Virtuellen Endoskopie und im Volume Rendering (Darstellungsverfahren E) beurteilt (Tab. 3).
§ Nicht abgebildete oder nicht abgrenzbare Strukturen wurden mit 0 benotet.
§ Nicht vollständig abgebildete oder von benachbarten Strukturen deutlich eingeschränkt abgrenzbare Strukturen wurden mit 1 benotet.
§ Gut abgrenzbare Strukturen wurden mit 2 benotet.
Darstellungs-
verfahren: Dimensionalität: DFOV: Schicht-
dicke: Blenden- öffnungs- winkel:
Schwellen-
werte: Abkürzung:
A 2D 16.0 cm 1.25 mm - - DV-A
B 2D 9.6 cm 1.25 mm - - DV-B
C 3D - - 60º -250 HU DV-C
D 3D - - 60º -500 HU DV-D
E 3D - - - -750 bis
-500 HU DV-E
Tabelle 3: Parameter und Abkürzungen der zu vergleichenden 2D- und 3D-Darstellungsverfahren (Erläuterung siehe Text)
Tabelle 4: Anatomische Strukturen, deren Darstellungsqualität in der 2-D-Projektion mit der Darstellung in der VE inkl. der 3D-Projektion der isolierten Gehörknöchelchen verglichen
Nr. Struktur Abkürzung Nr. Struktur Abkürzung
1. Umbo u 19. Fenestra ovale fo
2. Manubrium mallei mm 20. Proc. cochleariformis pc
3. Proc. lateralis mallei plm 21. Fossula fenestra rotunda ffr
4. Collum mallei cm 22. Promontorium p
5. Caput mallei cam 23. Sinus tympani st
6. Lig. anterius mallei lam 24. Eminentia pyramidalis ep
7. Lig. superius mallei lsm 25. Tendo m. stapedius tms
8. Art. incudomalleolaris aim 26. Rec. facialis rf
9. Corpus incudis ci 27. Tuba auditiva ta
10. Proc. brevis incudis pbi 28. M. tensor tympani mtt
11. Proc. longus incudis pli 29. Tendo m. tensoris tympani tmtt
12. Proc. lenticularis incudis plei 30. Tegmen tympani tt
13. Lig. posterius incudis lpi 31. Rec. epitympanicus re
14. Art. incudostapedialis ais 32. Aditus ad antrum mastoideum aam
15. Caput stapedis cs 33. Antrum mastoideum am
16. Crus anterior stapedis cas 34. Hypotympanon h
17. Crus posterior stapedis cps 35. Attic sporn as
18. Basis stapedis bs 36. Meatus acusticus externus mae
Abbildung 10: Die verschiedenen Auswertungsmodi
A) Axiale Schichten, bei einem DFOV von 16 cm B) Axiale Schichten, bei einem DFOV von 9,6 cm
C+D) SR, im -250er und -500er HU-Modus, hier exemplarisch in der Schwellenwerteinstellung von -500 HU
E) Volume Rendering
2.4 2D- und 3D-Nachverarbeitungen der Datensätze bei den Untersuchungen zu den passiven Mittelohrimplantaten
2.4.1 2D-Nachverarbeitung bei den Untersuchungen zu den passiven Mittelohrimplantaten
Bei der Erstellung experimenteller Bildreihen von verschiedenen 2D- und 3D- Abbildungen gängiger Mittelohrprothesen wurden neben axialen Schichten auch für die jeweils dargestellte Prothese charakteristische, kurviplanare Schichten angefertigt. Dies bedeutet in Gegensatz zu multiplanaren Reformationen, daß dabei zur Veranschaulichung der Prothesenlage eine 2D-Bildrekonstruktion (Reformation) auf Basis der axialen Primärdaten in frei wählbarer, nicht orthogonal oder paraorthogonal zu den axialen Schichten stehenden Raumrichtung angefertigt wurde.
2.4.2 Virtuelle Endoskopie des Mittelohres und 3D-Darstellung der Ossikel- prothesen bei den Untersuchungen zu den passiven Mittelohrimplantaten Die Akquisition der MS-CT-Datensätze nach Implantation der Prothesen in die Leichenköpfe wurde analog der in Abschnitt 2.1 beschriebenen Akquisition durchgeführt. Zur VE und zur 3D-Darstellung der isolierten Ossikelkette und der Prothese wurden die in Abschnitt 1.5 erläuterten SR- und PVR-Nachverarbeitungs- algorithmen verwendet. Bei der Erstellung der experimentellen Bildreihen wurde je eine für die Pathologie repräsentative MIP-Ansicht angefertigt.
2.4.3 Experimentelle Bildreihen verschiedener 2D- und 3D-Abbildungen gängiger passiver Mittelohrprothesen
Aus den in Tab. 2 aufgelisteten Typen von partiellen und totalen passiven Mittelohrprothesen wurde eine eingeschränkte Anzahl stellvertretend ausgewählt. Von den Prothesen Nr. 1,2,3,6 und 7 wurde je eine axiale, eine kurviplanare und eine MIP- Schicht, eine SR- und eine PVR-Abbildung bei einerseits korrekter Prothesenlage und andererseits bei Prothesendislokation angefertigt. Diese Abbildungen wurden zu Bildreihen zusammengefügt. Die insg. 10 Bildreihen wurden 5 Ärzten aus der Abt.
Neuroradiologie der MHH zur Beurteilung der Darstellungsqualität der Verfahren bzgl.
der Identifikation des Prothesentyps und bzgl. der Bewertung der Prothesenlage vorgelegt.
2.5 Statistische Auswertungen
2.5.1 Versuchsdesign des Vergleiches zwischen 2D- und 3D-Darstellungen des Mittelohres in der klinischen Routine
Es handelt sich bei dem Vergleich zwischen 2D- und 3D-Darstellungen des Mittelohres um ein Versuchsdesign mit zwei Meßwiederholungsfaktoren (Innersubjektfaktoren) und einem Gruppierungsfaktor (Zwischensubjektfaktor). Die Meßwiederholungsfaktoren sind „Struktur“ mit insgesamt 36 Stufen (entsprechend den
2.5.2 Auswertung des Vergleiches zwischen 2D- und 3D-Darstellungen des Mittelohres in der klinischen Routine
Zur Prüfung der im Kapitel 1.6 formulierten Hypothesen werden zwei Varianzanalysen mit Meßwiederholungen [Bortz, 1999] gerechnet. In Varianzanalyse 1 werden diejenigen anatomischen Strukturen berücksichtigt, die unter Verwendung der verschiedenen 2D-Verfahren und der 3D-SR-Darstellungsverfahren abgebildet und nicht in der Varianzanalyse 2 ausgewertet werden. In Varianzanalyse 2 werden diejenigen Strukturen, die zusätzlich mit Hilfe des additiven 3D-PVR- Darstellungsverfahren abgebildet werden, erfaßt. Varianzanalyse 1 beinhaltet demnach 21 Stufen des Meßwiederholungsfaktors „Struktur“, den Meßwiederholungsfaktor
„Verfahren“ mit vier Stufen und den Gruppierungsfaktor „Diagnose“ mit zwei Stufen. In Varianzanalyse 2 gehen die Meßwiederholungsfaktoren „Struktur“ und „Verfahren“ mit 15 bzw. fünf Stufen ein und der Gruppierungsfaktor „Diagnose“ ebenfalls mit zwei Stufen.
Entscheidendes Argument für die Verwendung der Varianzanalyse ist ihre Robustheit gegenüber einfachen Voraussetzungsverletzungen bei einem erheblichen Informationsgewinn gegenüber in Frage kommenden nichtparametrischen Verfahren.
Um progressive Entscheidungen zu vermeiden, werden bei verletzter Sphärizitätsannahme korrigierte Freiheitsgrade und Signifikanzen (Greenhouse- Geisser) berücksichtigt [RZZN, 2000]. Zur Diskussion der Anwendung parametrischer Verfahren bei ordinalem Skalenniveau sei auf Niederée und Mausfeld [1996] verwiesen.
Die Berechnungen erfolgen mit Hilfe des Programmsystems SPSS 10.0.7 unter Verwendung der Prozedur „GLM“ (Allgemeines lineares Modell). Ebenfalls mit Hilfe des Programms werden zur Veranschaulichung der Ergebnisse Liniendiagramme erstellt.
Angegeben werden dabei die geschätzten Randmittel der jeweiligen Faktorstufen.
2.5.3 Versuchsdesign des Vergleiches zwischen 2D- und 3D-Darstellungen der Mittelohrprothesen im Experiment
Zur Prüfung, ob die beobachteten Häufigkeiten der Einschätzungen des am besten geeigneten Verfahrens sowohl für die Identifikation der Prothesen als auch für die Bestimmung ihrer Lage signifikant von einer Gleichverteilung abweichen, werden χ²-
Anpassungstests [Bortz, Lienert & Boehnke, 1990] gerechnet. Nicht-Entscheidungen bleiben dabei unberücksichtigt. Die Urteilskonkordanz wird in beiden Fällen durch das von Fleiss [1971] auf m > 2 verallgemeinerte Verfahren zur Bestimmung des Nominalskalen-κ von Cohen [1960] bestimmt.
2.5.4 Auswertung des Vergleiches zwischen 2D- und 3D-Darstellungen der Mittelohrprothesen im Experiment
Die Daten werden zur Veranschaulichung in Form von Balkendiagrammen dargestellt. Angegeben ist dabei die Anzahl der Einschätzungen des am besten geeigneten Verfahrens durch die Urteiler. Die Erstellung der Diagramme erfolgt ebenso wie die Berechnung der χ²-Anpassungstests mit Hilfe des Programmsystems SPSS 10.0.7.
3 Ergebnisse
3.1 Vergleich zwischen 2D- und 3D-Darstellungen des Mittelohres in der klinischen Routine (Varianzanalyse 1)
3.1.1 Zur Hypothese 1 (Kapitel 1.6)
Die Mittelwerte der Bewertung der Darstellungsqualität relevanter anatomischer Strukturen auf den verschiedenen Stufen des Innersubjektfaktors „Verfahren“ liegen zwischen 1,307 (Darstellungsverfahren A, DFOV 16.0 (DV-A)) und 1,434 (Darstellungsverfahren B, DFOV 9.6) (Tabelle 3).
Der Effekt „Verfahren“ ist auf dem 0,1%-Niveau signifikant [F(2,08; 203) = 29,984; p < 0,001]. Folglich hat die Wahl des Darstellungsverfahrens einen bedeutsamen Einfluß auf die Darstellungsqualität.
Es ist kein signifikanter Unterschied hinsichtlich der Bewertung der Darstellungsqualität relevanter anatomischer Strukturen zwischen dem Darstellungsverfahren B (DFOV 9.6) [MW = 1,434; 1,399 < KI95% < 1,469] und dem Darstellungsverfahren C (-250 HU) [MW = 1,429; 1,384 < KI95% < 1,475] festzustellen.
Bezüglich dieses Teiles der Ergebnisse läßt sich nicht auf eine höhere
VERFAHREN
DV-D DV-C
DV-B DV-A
Geschätztes Randmittel
1,46 1,44 1,42 1,40 1,38 1,36 1,34 1,32 1,30 1,28
Abbildung 11: Darstellungsqualität in Abhängigkeit vom gewählten Verfahren
3.1.2 Zur Hypothese 2 (Kapitel 1.6)
Die Abbildung 12 zeigt die Bewertung der Darstellungsqualität relevanter anatomischer Strukturen in Abhängigkeit von Struktur und Verfahren.
Die Interaktion der Faktoren „Struktur“ und „Verfahren“ ist signifikant [F(25,56;
146) = 6,413; p < 0,001].
Es bestehen unterschiedliche Effekte des Faktors „Verfahren“ auf die verschiedenen Stufen des Faktors „Struktur“.
Im Folgenden sind die Strukturen aufgelistet, bei denen ein 3D-Verfahren eine signifikant höhere Bewertung der Darstellungsqualität aufweist als die des jeweiligen 2D-Verfahrens mit der nächsthöheren Bewertung der Darstellungsqualität:
Lig. anterius mallei: DV-C [MW = 1,097; 0,986 < KI95% < 1,208] > DV-B [MW = 0,904; 0,783 <
KI95% < 1,026]
Lig. superius mallei: DV-C [MW = 0,974; 0,855 < KI95% < 1,093] > DV-B [MW = 0,782; 0,669 <
KI95% < 0,895]
Lig. posterius incudis: DV-C [MW = 0,830; 0,720 < KI95% < 0,941] > DV-B [MW = 0,674; 0,560 <
KI95% < 0,787]
Proc. cochleariformis: DV-D [MW = 1,181; 1,067 < KI95% < 1,295] > DV-B [MW = 0,862; 0,740 <
KI95% < 0,984]
Rec. facialis: DV-C [MW = 1,460; 1,361 < KI95% < 1,559] > DV-A [MW = 1,021; 0,906 <
KI95% < 1,137]
Hinsichtlich der Bewertung der Darstellungsqualität bei obengenannten Strukturen sind die 3D-Verfahren den 2D-Verfahren überlegen.
STRUKTUR
maeashamaamretttmttmtttarftmsepstpffrpcfolpilsmlam
Geschätztes Randmittel
2,5
2,0
1,5
1,0
,5
0,0
VERFAHREN
DV-A DV-B DV-C DV-D
Abbildung 12: Darstellungsqualität in Abhängigkeit vom gewählten Verfahren und der betrachteten Struktur
Abbildung 13: Exemplarische Darstellung der bewerteten Strukturen der gesunden linken Seite in den axialen Schichten mit einem DFOV 9.6 in 8 Ansichten (Fortsetzung auf folgender Seite):
01 Umbo, 02 Manubrium mallei, 03 Proc. lateralis mallei, 04 Collum mallei, 05 Caput mallei, 06 Lig.
anterius mallei, 07 Lig. superius mallei, 08 Art. incudomalleolaris, 09 Corpus incudis, 10 Proc. brevis incudis, 11 Proc. longus incudis, 12 Proc. lenticularis incudis, 13 Lig. posterius incudis, 14 Art.
incudostapedialis, 15 Caput stapedis, 16 Crus anterior stapedis, 17 Crus posterior stapedis, 18 Basis stapedis, 19 Fenestra ovale, 20 Proc. cochleariformis, 21 Fossula fenestra rotunda, 22
Promontorium, 23 Sinus tympani, 24 Eminentia pyramidalis, 25 Tendo m. stapedius, 26 Rec. facialis, 27 Tuba auditiva, 28 M. tensor tympani, 29 Tendo m. tensoris tympani, 30 Tegmen tympani, 31 Rec.
epitympanicus, 32 Aditus ad antrum mastoideum, 33 Antrum mastoideum, 34 Hypotympanon, 35 Attic sporn, 36 Meatus acusticus externus.
Fortsetzung der Abbildung 13: Bewertete Strukturen der gesunden linken Seite. Exemplarische Darstellung in den axialen Schichten mit einem DFOV 9.6 in 8 Ansichten (Fortsetzung von vorheriger Seite):
01 Umbo, 02 Manubrium mallei, 03 Proc. lateralis mallei, 04 Collum mallei, 05 Caput mallei, 06 Lig.
anterius mallei, 07 Lig. superius mallei, 08 Art. incudomalleolaris, 09 Corpus incudis, 10 Proc. brevis incudis, 11 Proc. longus incudis, 12 Proc. lenticularis incudis, 13 Lig. posterius incudis, 14 Art.
incudostapedialis, 15 Caput stapedis, 16 Crus anterior stapedis, 17 Crus posterior stapedis, 18 Basis stapedis, 19 Fenestra ovale, 20 Proc. cochleariformis, 21 Fossula fenestra rotunda, 22
Promontorium, 23 Sinus tympani, 24 Eminentia pyramidalis, 25 Tendo m. stapedius, 26 Rec. facialis, 27 Tuba auditiva, 28 M. tensor tympani, 29 Tendo m. tensoris tympani, 30 Tegmen tympani, 31 Rec.
epitympanicus, 32 Aditus ad antrum mastoideum, 33 Antrum mastoideum, 34 Hypotympanon, 35 Attic sporn, 36 Meatus acusticus externus
Abbildung 14: Surface-Rendering Standardansichten 1-6 der VE eines linken Mittelohres bei dem oberen Schwellenwert von -500 HU.
Sie dienen als Erläuterung zu Film 1auf der CD-ROM.
Die Numerierung der Strukturen entspricht denen in Abb. 11.
3.1.3 Zur Hypothese 3 (Kapitel 1.6)
3.1.3.1 Darstellungsqualität in Abhängigkeit von der betrachteten Struktur
Die Mittelwerte der Bewertung der Darstellungsqualität in Abhängigkeit von der betrachteten anatomischen Struktur liegen bei den in Varianzanalyse 1 ausgewerteten Darstellungsverfahren zwischen 0,114 (tms) und 1,978 (ta) (Tabelle 5).
Der Faktor „Struktur“ ist signifikant [F(11,56; 186) = 583,197; p < 0,001].
Somit ergeben sich bedeutsame Unterschiede hinsichtlich der Darstellungsqualität bei verschiedenen betrachteten Strukturen.
STRUKTUR
maeash
amaam
rett
tmttmtt
tarftms
epstp
ffrpc
fo
lpilsm
lam
Geschätztes Randmittel
2,0
1,5
1,0
,5
0,0
Abbildung 15: Darstellungsqualität in Abhängigkeit von der betrachteten Struktur
Unter Berücksichtigung der Ergebnisse aus Kapitel 3.1.1 und 3.1.2 sollte hinsichtlich der Bewertung der Darstellungsqualität der dort genannten Strukturen eine Ergänzung der 2D-Verfahren durch 3D-Verfahren erfolgen.
