Aus der Klinik für Unfallchirurgie im Zentrum Chirurgie der Medizinischen Hochschule Hannover
Die optische 3D-Navigation feinster Instrumente:
Eine Machbarkeitsstudie und Präzisionsanalyse
Dissertation
zur Erlangung des Doktorgrades der Medizin in der Medizinischen Hochschule Hannover
vorgelegt von Volker Stüber aus Alfeld (Leine)
Hannover, im Oktober 2014
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Angenommen vom Senat der Medizinischen Hochschule Hannover am 03.05.2016
Gedruckt mit der Genehmigung der Medizinischen Hochschule Hannover
Präsident: Prof. Dr. med. Christopher Baum.
Betreuer: Prof. Dr. med. Tobias Hüfner
Referent/Referentin: Prof. Dr. med. Thomas Herrmann
Koreferent(en)/Koreferentin(nen): Prof. Dr. med. Martin Lacher
Tag der mündlichen Prüfung: 03.05.2016
Promotionsausschussmitglieder:
Prof. Dr. med. Henning Windhagen Prof. Dr. med. Claus Petersen Prof. Dr. med. Michael Winkler
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Gewidmet meinen Eltern Evelyn Beyer und Martin Stüber
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Inhaltsverzeichnis
Einleitung 4
Zielsetzung 15
Material und Methoden 16
Navigierte Infiltrationspistole 16
Parallelführung zur Reduzierung der Scherkräfte 19
Konische Nadel 21
Studiendesign Präzisionsanalyse 22
Experimentelle Gruppen 23
Statistik 23
Anwender 26
Ergebnisse 27
Entwicklungen 27
Versuchsergebnisse 29
Versuchsreihe A (Ballistic Gel) 30
Versuchsreihe B (porcines Gewebe) 31
Ballistic Gel 33
Porcines Gewebe 33
Diskussion 36
Zusammenfassung 40
Abbildungsverzeichnis 42
Tabellenverzeichnis 44
Literatur 45
Lebenslauf 50
Erklärung 51
Publikation 52
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Einleitung
Mit dem Fortschritt in der radiologischen Bildgebung, hier insbesondere durch die Einführung der multiplanaren dreidimensionalen Schnittbildgebung (Spiral-CT), haben sich gerade in der Unfallchirurgie und Orthopädie aber auch in der Viszeralchirurgie und in anderen chirurgischen Fächern die Möglichkeiten der präoperativen Lokalisation von intrakorporalen Strukturen (z.B. Tumoren, Frakturen) wesentlich verbessert. Demgegenüber steht eine nach wie vor nur eingeschränkte Möglichkeit zur intraoperativen Bildgebung. Diese ist z.B. in der Unfallchirurgie und Orthopädie limitiert durch die, in der Regel, nur 2- dimensionale intraoperative Bildgebung (C-Bogen).
Computer-assistierte Chirurgie (CAS) wurde erstmals in den 1990er Jahren in der Unfallchirurgie und Orthopädie etabliert. Parallel mit der zunehmenden Standardisierung einzelner Eingriffe, insbesondere in der Unfallchirurgie und Orthopädie, hat das rechnergestützte Operieren, also die intraoperative Navigation, in den letzten 15 Jahren eine neue Bedeutung erfahren. Die rasche Entwicklung in der Navigations- und Bildgebungstechnologie verbesserten die intraoperative Kontrolle über Reposition, Reduktion und Implantatplatzierung. Die Einführung und Weiterentwicklung anwenderfreundlicher, individueller Software-Module für die verschiedenen standardisierten Eingriffe halfen, die Computer- assistierte Chirurgie sicher und zuverlässig zu machen. Trotz des enormen Fortschrittes, stellen die Bedienerfreundlichkeit und insbesondere die Zuverlässigkeit der Navigationssysteme unter bestimmten Voraussetzungen weiterhin ein Problem dar (1-5).
Die Computer-assistierte Chirurgie bzw. intraoperative Navigation basiert auf dem Abgleich von prä- oder intraoperativ generierten Bilddaten mit der tatsächlichen Anatomie des Patienten. Bei der optischen Navigation
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werden Informationen über die tatsächliche Anatomie des Patienten über eine Infrarotkamera gesammelt und in das System in Echtzeit übertragen. Die einzelnen Komponenten (knöcherne Strukturen, Instrumente und ggfs. Weichteile) werden vom Navigationsmodul registriert, verfolgt und im virtuellen Bilddatensatz (z.B. präoperatives CT) dargestellt. So kann der Operateur jederzeit die Position der Instrumente in Relation zur Anatomie des Patienten auf dem Monitor verfolgen. Auch eine Planung der Prozedur ist mit der Software möglich, diese kann dann während Operation im aktuellen Datensatz dargestellt oder ausgeblendet werden (1, 3, 6).
In der Becken- und Wirbelsäulenchirurgie ermöglicht die Computernavigation unter Anderem, auf größere Zugänge zu verzichten und somit den Blutverlust zu limitieren (z.B. Kocher-Langenbeck-Zugang im Vergleich zu erweiterten Zugängen) (1, 6, 7). Durch den vermehrten Einsatz der, in der Regel CT-basierten, Navigation konnte zusätzlich aber auch die Strahlenbelastung für den Patienten und den Chirurgen reduziert werden (8-11).
Es konnte weiter gezeigt werden, dass der Einsatz CT-basierter Navigation zu einer erhöhten Präzision bei Platzierung von Pedikelschrauben (z.B. im Wirbelsäulenbereich), sowie, wie oben bereits angesprochen, zu einer signifikanten Reduktion der Strahlenexposition führt (10, 12, 13). Insgesamt bietet die navigierte Chirurgie eine Verbesserung der intraoperativen Visualisierung mit der Möglichkeit eines Echtzeit-Monitorings von z.B. Ziel-Ansteuerung, Implantatplatzierung oder Frakturreposition mit hoher Präzision, ohne verlängerte Strahlenexposition für Personal und Patient.
Im Folgenden soll auf zwei wesentliche Anwendungsgebiete der CT- basierten Navigation (Becken- und Wirbelsäulenoperationen) näher
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eingegangen werden. Bei der typischen CT-basierten Navigation wird ein Bilddatentransfer, herrührend vom präoperativen CT, in das Navigationssystem überspielt. Dies kann entweder direkt, netzwerkbasiert oder über konventionelle Datenträger erfolgen. Ein wesentlicher Arbeitsschritt, welcher in Vorarbeiten in der Unfallchirurgie der MHH erforscht wurde, ist der aktive Datenabgleich im OP, also die sogenannte Registrierung (6-8, 14, 17). Hierbei handelt es sich um den Abgleich des präoperativ akquirierten Bilddatensatzes mit dem des tatsächlichen Patienten intraoperativ. Dies geschieht mit Hilfe von sogenannten Landmarks, also wesentlicher anatomischer Referenzmerkmale (hier Frakturlinien, Knochenfortsätze), die zwischen dem präoperativen Datensatz und dem intraoperativen Situs abgeglichen werden. Hierzu wird eine sog. Referenzbasis fest an einem Knochen montiert (Abb. 1).
Abb. 1: Positionierung von Referenzmarkern am Modell-Knochen
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Typischerweise wird eine Paar-Punkt-Registrierung durchgeführt, bei der intraoperativ mit einem Zeigeinstrument (Pointer) mindestens drei präoperativ geplante Landmarks angesteuert werden (Abb. 2).
Eine solche CT-basierte Navigation und hier insbesondere die Registrierung der Landmarks ist naturgemäß nur bei stabilen Frakturverhältnissen möglich, ansonsten kann es durch Lagekorrektur des Patienten (z.B. Transport aus dem CT in den OP und erneute Lagerung im OP) zu Verschiebungen kommen (1, 3, 7).
Abb. 2: Nach Fixierung der Referenzmarker am Patienten kann mit dem Zeigeinstrument (Pointer) die Paar-Punkt-Registrierung erfolgen.
Die verwendeten Instrumente, mit der Einschränkung, dass ab einer Unterschreitung eines gewissen Durchmessers Biegeverfälschungen auftreten können, werden ebenfalls referenziert und virtuell auf dem
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Monitor des Navigationssystems in Relation zum Patientendatensatz dargestellt. Dies geschieht, wenn die Instrumente nicht bereits im System gespeichert sind (z.B. Pointer), mit einem Referenzierungstool (in unserer Arbeit mit dem ICM4 der Firma BrainLab, Feldkirchen) (Abb.
3, 8)
Abb. 3: Wird das Referenzierungstool ICM4 (Fa. BrainLab, Feldkirchen) in das Sichtfeld des Navigationssystems gebracht, öffnet sich das Kalibrierungsmodul und jedes starre
Instrument kann in das System aufgenommen werden, wenn es mit einem Referenzstern versehen ist.
Eine Alternative stellt die 2D-Fluoroskopie-basierte Navigation dar. So kann beispielsweise ohne präoperativen Bildgebung, die eine wesentliche Strahlenbelastung für den Patienten bedeutet, nach einer
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erfolgten Reposition einer Fraktur, die Bilddaten-Akquisition mit dem C- Bogen durchgeführt werden und diese Daten dann in das Navigationssystem importiert werden. Die weitere Operation, z.B.
Platzierung von Implantaten, kann dann ohne weiteres Röntgen durchgeführt werden. Auch eine navigierte Frakturreposition ist in diesen Modulen möglich. Allerdings gilt, wie bei der 3D-basierten Navigation, dass die Bohrerbiegung (insbesondere von kleinkalibrigen Bohrern ohne Bohrhülse) nicht berücksichtigt werden kann (14, 15).
Mit dem Siremobile Iso-C3D (Fa. Siemens, Erlangen) steht seit 2002 ein mobiler C-Arm zur Verfügung, der die Möglichkeit zur intraoperativen 3D- Bildgebung in CT-ähnlicher Qualität offeriert. In einem halbautomatischen Scan akquiriert der C-Arm 50 oder 100 Fluoroskopie- Bilder eines Isozentrums von 12 cm³ Größe. Aus den erhobenen Bilddaten können dann multiplanare Rekonstruktionen erstellt und auf dem Bildschirm visualisiert werden. Standardisiert werden zunächst Rekonstruktionen in der axialen, coronaren und saggitalen Ebene erstellt, aber auch die Darstellung schräger Ebenen ist problemlos möglich. Der erhobene Bilddatensatz kann dann an ein herkömmliches optisches Navigationssystem, in unserer Arbeit das VectorVision System (Fa. BrainLab, Feldkirchen), übertragen werden. Auf dem Monitor des Navigationssystems kann nun die Prozedur, z.B. die Ansteuerung eines Tumors, die Trajektorie einer Bohrung oder die Platzierung eines Implantates, geplant werden (Abb. 11). Natürlich ist die Navigation auch ohne Planung möglich. Die verwendeten Instrumente (Biopsienadel, Bohrer, etc.) werden ebenfalls in Echtzeit in Relation zum Bilddatensatz bzw. zur Anatomie des Patienten in jeder Ebene dargestellt (5, 7, 16-18).
Die ileosakrale Schraubenosteosynthese stellt das Standardverfahren zur Versorgung instabiler Verletzungen des dorsalen Beckenringes dar.
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Die Platzierung der Schrauben ist, aufgrund der komplexen Anatomie, die aufgrund der Verletzung häufig auch noch von der Norm abweicht, eine große technische Herausforderung, auch für erfahrene Chirurgen.
Die Verwendung eines Navigationsmodules kann hierbei die Sicherheit und Genauigkeit der Schraubenplatzierung signifikant erhöhen und damit das Risiko für Implantat-assoziierte Komplikationen wie neurovaskuläre Schäden vermindern (7, 9, 19, 20). Auch die Strahlenbelastung für Personal und Patienten werden durch den Einsatz der Navigation in diesem Eingriff signifikant reduziert.
In der Wirbelsäulenchirurgie war Mitte der 1990er Jahre zunächst initiales Ziel, die Platzierung von Pedikelschrauben bei spinalen Fusionsoperationen zu optimieren (16, 21). Auch in der Wirbelsäulenchirurgie ermöglicht hierbei die intraoperative Navigation die Darstellung von Instrumenten, anatomischen Details und Objekten unter Reduzierung der sonst konventionell notwendigen Zugangsgröße (10, 13).
Die oben geschilderte erste Anwendung der navigierten Chirurgie, die rechnergestützte Platzierung von Pedikelschrauben, trug hierbei wesentlich zur Reduktion von Schraubenfehllagen und damit einhergehenden Komplikationen (z.B. Verletzungen der A. vertebralis mit arterieller und / oder venöser Blutung, Hämatom bis hin zu neurologischen Ausfällen) bei (22, 23). In verschiedenen Studien zum Vergleich der Schraubenlage bei einerseits nicht-navigierter Anwendung mit andererseits intraoperativer Navigation konnte eine klare Überlegenheit der Anwendung eines Navigationssystems gezeigt werden (12, 24, 25). Einige wenige randomisierte Studien zu diesem Thema existieren ebenfalls bereits, auch diese konnten klar zeigen, dass
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die Schraubenplatzierung unter Anwendung von intraoperativer Navigation genauer ist (11, 26, 27).
Sowohl (wie oben dargestellt) in der Unfallchirurgie als auch in der Tumorchirurgie (z.B. Tumorbiopsien) stellt die Verbiegung des Bohrers / der Biopsienadel insbesondere bei kleinen Durchmessern ein wesentliches Problem dar. Naturgemäß kann die reale Bohrer- oder Biopsienadel-Verbiegung bei einem navigierten Eingriff nicht mit abgebildet werden. Dies ist dadurch begründet, dass bei der optischen Navigation nur der Referenzstern am Instrument vom System erkannt und verfolgt werden kann. Somit sind die Module von einer konstanten räumlichen Beziehung zwischen Referenzstern und Instrumentenspitze abhängig. Bei Bohrungen am knöchernen Skelett kann eine zusätzlich navigierte Bohrhülse die Präzision erhöhen (15, 17, 28). Außerdem müssen zur Kontrolle der Lage der Bohrerspitze intraoperativ obligatorisch Röntgenaufnahmen durchgeführt werden. Dies bedeutet eine zusätzliche Strahlenbelastung, die Verwendung einer Bohrhülse erfordert eine Vergrößerung des Zugangs. Hier, aber gerade auch in der navigierten Tumordiagnostik, wäre eine bessere Einschätzung der Verbiegung (oder ein weitgehendes Verhindern der Verbiegung) der Biopsienadel ein wesentlicher Fortschritt.
In der Diagnostik von Tumorerkrankungen stellt die zielgenaue Probenentnahme mit möglichst kleinen Nadeln einen unverzichtbaren Diagnostikschritt dar. Zur Verbesserung der Zielgenauigkeit werden hier u.a. bereits elektromagnetisch geführte Zieltechniken eingesetzt. So wurde beispielsweise für die Verwendung bei ultraschallgestützten Biopsien ein elektromagnetischer Sensor an der Biopsienadelspitze eingegossen, welcher dann in Echtzeit eine Lokalisation der Nadelspitze mittels entsprechender Sensoren (Abb. 4) am Ultraschallkopf ermöglicht
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(29-31). Entsprechende Module stehen in der Orthopädie und Unfallchirurgie bis dato nicht zur Verfügung.
Abb. 4: Zielsensoren zur Lokalisation der elektromagnetisch markierten Biopsienadelspitze am Ultraschallkopf (31)
Bei CT-gesteuerten Biopsien bedingt allerdings eine Kontrolle der Lage der Biopsienadelspitze eine zusätzliche Strahlenbelastung. Hier wäre
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eine exakte Planung der Trajektorie auf der Basis der unmittelbar vor der Intervention durchgeführten Schnittbildgebung, wie sie bei der optischen Navigation möglich ist, wünschenswert. Sollte dann dieser Datensatz für die Intervention verwendet werden (und auf einen zweiten Scan während der Intervention verzichtet werden), wäre auch hier (wie bei der Verwendung dünner Bohrer in der navigierten Unfallchirurgie) eine möglichst geringe Abweichung der eingesetzten (dünnen) Biopsienadel vom geplanten Interventionsweg anzustreben.
Abb. 5: Nadelverbiegung bei definierten Widerständen (99,5 bzw. 127g)
In Abbildung 5 ist exemplarisch das Ausmaß der Verbiegung einer Feinnadel bei unterschiedlicher Druckbelastung gezeigt. Eine
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Gewichtsbelastung von 100g führt bereits zu einer deutlichen Abweichung der Nadelspitze. Je höher der (Gewebegegen-)Druck, desto größer die Nadelverbiegung.
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Zielsetzung
Thema dieser Arbeit ist daher die Frage, ob durch die Verwendung einer speziellen, in unserer Arbeitsgruppe selbst konstruierten, Vorrichtung (Device) sowie durch Modifikationen der Feinnadel selbst, die Verbiegung der Instrumentenspitze unter der Prozedur minimiert werden und somit eine ausreichende Präzision für eine klinische Applikation erreicht werden kann.
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Material und Methoden
Navigierte Infiltrationspistole
Abb. 6: CAD-Entwurf der Infiltrationspistole („Pain Gun“)
In Zusammenarbeit mit der Forschungswerkstatt der MHH wurde eine Infiltrationspistole (Abb. 6 und 7) entwickelt und gebaut, in welche eine herkömmliche 10 ml Luer-Lock Spritze (Becton-Dickinson, Heidelberg) (Abb. 7, Markierung 1) eingebracht werden kann. Durch Betätigung des Abzuges kann die gewünschte Menge an Schmerzmedikament in den Körper injiziert werden (Abb. 7, Markierung 4). Durch eine Stellschraube (Abb. 7, Markierung 5) ist eine stufenlose Dosierung des Medikamentes möglich. Beim Entwurf der „Pain Gun“ wurde vor allem auf ergonomische Handhabung und die Möglichkeit zu navigieren eingegangen. Während
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der Prozedur muss der Referenzstern immer für die Infrarotkamera des Navigationssystems sichtbar sein, gleichzeitig muss der Operateur das Instrument ohne Schwierigkeiten und Einschränkungen benutzen können. Da der Operateur während des Vorganges vornehmlich auf den Bildschirm schaut, muss außerdem die Benutzung ohne ständige optische Kontrolle möglich sein. Durch ein Pistolen-artiges Design, das einer Bohrmaschine, wie sie in unfallchirurgischen und orthopädischen Operationen verwendet wird, sehr ähnlich ist, konnten diese Kriterien gut erfüllt werden. Zudem ist durch die Analogie zu Pistole und Bohrer, die Anwendung auch für den Ungeübten problemlos möglich.
Abb. 7: Komponenten der Infiltrationspistole: 1 = Herkömmliche Luer-Lock Spritze, 2 = 0,8 mm Nadel, 3 = Referenzstern mit 3 Reflektorkugeln zur Anbindung an ein Navigations- system, 4 = Abzug zur Infiltration, 5 = Stellschraube zur Stufenlosen Dosierung.
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Mit Hilfe eines Referenzsternes, an dem drei Infrarot-Reflektoren (Abb. 7 Markierung 3) montiert sind, kann die Infiltrationspistole an ein chirurgisches Navigationssystem (Vectorvision, BrainLab, Feldkirchen) angebunden werden.
Zur Kalibrierung der Nadel wurde eine Hülse entwickelt, welche nach dem Aufsetzen die exakte Länge wie die Nadel aufwies und so eine Präzise Kalibrierung mit der ICM4 (Kalibrierungstool der Firma BrainLab, Feldkirchen) ohne Verbiegung ermöglichte (Abb. 3, 8 und 9).
Abb. 8: Unter Verwendung des Referenzierungstools (ICM4) kann jedes Instrument,
welches mit einem Referenzstern versehen ist, in das Navigationssystem eingespielt werden (als Beispiel hier die „Pain Gun“).
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Abb. 9: Kalibrierhülse oben. Nach dem Aufsetzen auf die Nadel (unten) schließt diese exakt mit der Spitze ab, so dass eine Kalibrierung möglich ist.
Parallelführung zur Reduzierung der Scherkräfte
Scher- und Biegekräfte, die während des Bohrens oder des Vorschiebens auftreten, führen mit abnehmenden Querdurchmesser des Instrumentes zu Verbiegungen und somit zum Abweichen von der Trajektorie (Abb. 5). Die größten Kräfte entstehen dadurch, dass der Operateur die geplante Trajektorie nicht orthogonal trifft und deshalb Kippbewegungen während des Vorantreiben des Instrumentes machen muss. Um diesen Kräften zu begegnen wurde, in Zusammenarbeit mit den Forschungswerkstätten der MHH, ein Parallelführungssystem entwickelt, welches an einen 3-dimensional beweglichen Arm fixiert ist, welcher wiederum am OP-Tisch befestigt ist (Abb. 12-14). Ziel der Entwicklung war es, dass der Anwender eine geführte Bewegung orthogonal zu der geplanten Trajektorie machen kann und so Scher- und Biegekräfte unter der Prozedur minimiert werden. Entsprechende Systeme sind bis dato nicht kommerziell erhältlich. In der Literatur sind entsprechende Ansätze nur aus der eigenen Arbeitsgruppe publiziert (15, 32).
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In unserem Versuchsaufbau wurde nach Bilddatenakquisition (Abb. 10), sowie Registrierung und Kalibrierung der Infiltrationspistole, das Parallelführungssystem am Tisch fixiert. In der Planungssoftware des Navigationssystems wurde nun eine Trajektorie geplant und anschließend der Bewegungsarm in dieser Richtung ausgerichtet und arretiert (Abb. 11, 12). Anschließend war nur eine Parallelverschiebung in der geplanten Trajektorie möglich, so dass Scherbewegungen und somit die Nadelbiegung deutlich reduziert werden konnten (Abb. 12-14).
Abb. 10: Zur Bilddatenakquisition wird der Quader ins Isozentrum des 3D-Bildwandler
„gelagert“. Es kann dann ein Scan angefertigt werden. Hierbei fährt der C-Bogen motorisiert um das Isozentrum und erstellt 50-100 Bilder. Ein Carbontisch ist obligat.
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Abb. 11: Die Achse der Infiltrationspistole (beige) wird entlang der geplanten Trajektorie (blaue Schraube) ausgerichtet. Dargestellt werden die üblichen Schnittebenen coronar, saggital und horizontal, sowie Querschnitte entlang der Achse (unten rechts).
Konische Nadel
Weiterhin wurde eine konische Nadel entwickelt, welche proximal einen Durchmesser von 2,5 mm und distal von 0,8 mm hatte. Hierdurch sollte die Verbiegung der Instrumentenspitze bei reduzierter Zugangsgröße auch bei konstanten Scher- und Biegekräften reduziert werden.
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Studiendesign Präzisionsanalyse
Zur Präzisionsanalyse wurde ein Plexiglasquader mit fest angebrachtem Referenzstern entwickelt und in Zusammenarbeit mit den Forschungswerkstätten der MHH gebaut (Abb. 10, 12-14). Dieser Quader simuliert in unserer Arbeit eine knöcherne Struktur, an der ein Referenzstern fixiert wurde. In der Versuchsreihe A wurde zur Gewebssimulation der Quader mit Ballistic Gel aus gehärteter Gelatine gefüllt (Abb. 12, 13). In der zweiten Versuchsreihe B wurde der Plexiglasquader zur Simulation von Haut, Muskeln und Sehnen mit Schweinegewebe (Krustenbraten) gefüllt (Abb. 10, 14).
Versuchsreihe A: Als Ziel wurden in das Ballistic Gel zwei Titantargets von 1 x 2 mm Größe positioniert. Die Datenakquisition erfolgte mit dem ISO-C 3D (Siemens, Erlangen) (Abb. 10). Beide Nadelformen (konventionelle bzw. konische Nadel) wurden jeweils freihändig und mit Parallelführungsschiene navigiert. Zur Navigation wurde eine Trajektorie im Navigationssystem geplant. Alle Versuche wurden 10-mal wiederholt.
Die Infiltrationspistole wurde mit Methylenblau und Kontrastmittel im Verhältnis von 1:1 gefüllt und kalibriert. Zur Kalibrierung wurde die oben beschriebene Hülse von 4 mm Breite verwendet (Abb. 9). Nach erfolgter Navigation wurde durch Betätigen des Abzugs der Pistole ca. 1 ml Kontrastmittel-Metylenblau-Gemisch injiziert (Abb. 14) und ein erneuter ISO-C 3D Scan gefahren (Abb. 10). Mit der Software Syngo (Siemens, Erlangen, Germany) wurde die Distanz zwischen Titantarget und Kontrastmittel ausgemessen.
Versuchsreihe B: Analog wurde mit dem porcinen Haut-Muskel-Gewebe verfahren. Auch hier wurden jeweils zwei Titantargets ins Gewebe eingelassen, die dann in der Versuchsreihe navigiert angesteuert wurden. Nach Infiltration wurde ebenfalls ein postinterventioneller Scan
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durchgeführt und in der Software der Abstand von Kontrastmittel- Zentrum zum Target gemessen.
Experimentelle Gruppen
Folgende experimentelle Gruppen (Tabelle 1) wurden definiert:
Tabelle 1: Experimentelle Gruppen (jeweils n=10)
klassische Infiltrationsnadel konische Infiltrationsnadel
Versuchsreihe A (Ballistic Gel)
A1: freihändig A2: mit
Führung A3: freihändig A4: mit Führung
Versuchsreihe B (Schweinegewebe)
B1: freihändig B2: mit
Führung B3: freihändig B4: mit Führung
Statistik
Aufgrund der Verwendung biologischer Zielgewebe (porcines Muskel- Hautgewebe) und des relativ komplexen Versuchsaufbaus (3D- Bildwandler, Navigationssystem, Pain-Gun, Parallelführungsschiene) wurde in dieser Arbeit die Anzahl der Experimente pro Versuchsreihe auf n = 10 beschränkt.
Die statistische Auswertung der Daten erfolgte mit Hilfe der SPSS Software (Fa. IBM, Ehningen).
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Abb. 12: Mit Hilfe der Parallelführungsschiene kann die Infiltrationspistole in der Trajektorie ausgerichtet werden.
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Abb. 13: Nach Arretierung der Führungsschiene kann über eine Parallelverschiebung das Target angesteuert werden.
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Abb. 14: Nachdem das Target angesteuert ist, wird über den Abzug der „Pain Gun“ das Methylenblau-Kontrastmittel-Gemisch appliziert.
Anwender
Die Versuchsreihen wurden jeweils zur Hälfte von einem Jungassistenten / Doktoranden und einem erfahrenen Chirurgen (Facharzt für Orthopädie und Unfallchirurgie) durchgeführt.
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Ergebnisse
Entwicklungen
Es wurde zunächst – in Zusammenarbeit mit den Forschungswerkstätten der MHH – eine navigierbare Injektionspistole entwickelt und gebaut. Um diese Infiltrationspistole („Pain-Gun“) (33) navigieren zu können, wurde sie mit einem Referenzstern versehen, der mit dem 3D- Navigationsmodul des VectorVision Systems der Firma BrainLab (Feldkirchen) kompatibel ist (Abb. 15a).
Abb. 15a: Konstruktionszeichnung der Infiltrationspistole („Pain Gun“)
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Über das Referenzierungstool ICM4 (Fa. BrainLab, Feldkirchen) kann die Infiltrationspistole im System registriert und kalibriert werden (Abb. 3, 8). So kann die Infiltration dreidimensional optisch navigiert werden.
Registrierung im Navigationssystem und Kalibrierung der „Pain Gun“
gestalteten sich problemlos. Durch das Design konnte das Instrument instinktiv genutzt werden. Die Positionierung der Infrarotkamera und des Monitors des Navigationssystems am kontralateral am „Kopfende“ des Untersuchungstisches war dem Anwender ein großer Bewegungsspielraum gegeben, ohne das die Kamera die Sicht auf das Instrument verlor. Durch das symmetrische Design war außerdem die Anwendung mit der linken und rechten Hand gleichsam möglich.
Abb. 15b: Konstruktionszeichnung der Parallelführungsschiene
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Ebenfalls in Zusammenarbeit mit der Forschungswerkstatt der MHH wurde eine Parallelführungsschiene entwickelt und gebaut. Diese bietet die Möglichkeit, die Infiltrationspistole frei im Raum auszurichten und zu arretieren. So kann in der Software des Navigationssystems eine Trajektorie für den Stich-/Biopsiekanal geplant werden und die Nadel dann mit Hilfe der Führungsschiene in dieser ausgerichtet werden. Nun kann die Nadel der Infiltrationspistole entlang der Trajektorie bis an das Target herangeführt werden, diese Bewegung wird auf dem Monitor des Navigationssystems in Echtzeit dargestellt (Abb. 11-14).
Schließlich wurde ein Quader entwickelt und gebaut, der in unserer Versuchsreihe den Patienten simuliert. Dieser wurde ebenfalls mit einem Referenzstern versehen (analog wird am Patienten eine Referenzklemme knöchern fixiert). Der Quader wurde mit Ballistic Gel bzw. porcinen Haut-Muskel-Gewebe gefüllt, in welche die Titantargets eingelassen waren. Diese Targets wurden in den Versuchen angesteuert.
Versuchsergebnisse
Insgesamt wurden die durchgeführten Versuche in zwei verschiedenen Versuchsreihen eingeteilt. In der Versuchsreihe A wurde die Abweichung der verschiedenen Infiltrationsnadeln in Ballistic Gel quantifiziert, in der Versuchsreihe B in porcinen Gewebe (Muskelfleisch mit Hautmantel).
Jede Versuchsreihe bestand aus 4 Gruppen: Jeweils mit konventioneller und mit konischer Nadelspitze, sowie freihändig und mit der eigens entwickelten Parallelführungsschiene (Tabelle 1).
Die Ergebnisse der Experimente sind in Tabelle 2 – 8 gezeigt: Es konnten handelsübliche Luer-Lock-Spritzen (Becton-Dickinson,
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Heidelberg) verwendet werden. Nach kurzer technischer Einarbeitungszeit mit dem Gebrauch des Nadelführungssystems, ergaben sich technische Probleme nur in Versuchsreihe B2. Die Versuchsreihe B2 musste aufgrund technischer Probleme ergebnislos abgebrochen werden. Der konische Nadelaufsatz konnte die Haut des porcinen Gewebes in Freihandtechnik nicht durchdringen, somit war ein Heranführen der Nadelspitze an das Target nicht möglich. Unter Verwendung der Parallelführungsschiene war ein Vorantreiben bis zum Target unter Deformierung des Gewebes möglich, die Präzision nahm dadurch jedoch ab (Tabelle 8).
Versuchsreihe A: (Ballistic Gel)
Tabelle 2: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer 0,8mm Infiltrationsnadel ohne Führung: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
Versuch Nr: 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
freihändig,
0,8mm Nadel 52 66 13 23 3 24 62 31 26 34
Tabelle 3: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer konischen Infiltrationsnadel ohne Führung: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
Versuch Nr: 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
freihändig,
konische Nadel 12 32 13 12 32 4 20 13 7 17
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Tabelle 4: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer 0,8mm Infiltrationsnadel und mit Parallelführungsschiene: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
Versuch Nr: 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Parallelführung,
0,8mm Nadel 0 0 0,6 0,9 2,1 0 1,5 0 0,9 1
Tabelle 5: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer konischen Infiltrationsnadel und der Parallelführungsschiene: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
Versuch Nr: 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Parallelführung,
konische Nadel 0 1,3 0 0 0 0 1,5 0,4 0,3 1,8
Versuchsreihe B (Schweinegewebe)
Tabelle 6: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer 0,8mm Infiltrationsnadel ohne Führung: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
Versuch Nr: 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
freihändig,
0,8mm Nadel 24 68 61 24 75 35 19 12 52 31
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Tabelle 7: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer 0,8mm Infiltrationsnadel und mit Parallelführungsschiene: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
Versuch Nr: 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Parallelführung,
0,8mm Nadel 0 0 0 0 0,2 0 1,3 0 0,6 0,8
Tabelle 8: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer konischen Infiltrationsnadel und mit Parallelführungsschiene: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
Versuch Nr: 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10
Parallelführung,
konische Nadel 0 0,9 3,8 0,8 2,1 0 1,1 0,5 0,3 0,6
Die errechneten Mittelwerte mit den jeweiligen Standardabweichungen sind in Tabelle 9 und 10 gezeigt.
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Ballistic Gel
Tabelle 9: Mittelwerte und Standardabweichungen (mm) der Versuchsreihe A (Ballistic Gel)
Mittelwert Standardabweichung Min Max
freihändig, 0,8mm Nadel 33,4 19,6 3 66
freihändig, konische Nadel 16,2 9,0 4 32
Parallelführung, 0,8mm Nadel 0,7 0,7 0 2,1
Parallelführung, konische Nadel 0,53 0,7 0 1,8
Porcines Gewebe
Tabelle 10: Mittelwerte und Standardabweichungen (mm) der Versuchsreihe B (porcines Haut-Muskel-Gewebe)
Mittelwert Standardabweichung Min Max
freihändig, 0,8mm Nadel 40,1 21,1 12 75
Parallelführung, 0,8mm Nadel 0,29 0,4 0 1,3
Parallelführung, konische Nadel 1,01 1,1 0 3,8
Zusätzlich werden die Ergebnisse nochmals graphisch dargestellt (Abbildungen 16a und 16b).
34 Abb. 16a: Ergebnisse Versuchsreihe A
Wie aus den Tabellen ersichtlich, betrug für die konventionelle Nadel der mittlere Abstand zwischen der Spitze der KM-Straße und dem Target 33,4mm (3-63mm). Im Gegensatz hierzu wurde bei Verwendung der Parallelführung (Abb. 12-14) dieser Abstand signifikant reduziert zu einem Mittelwert von 0,7mm (0-2,1mm). Dieser Unterschied war hochsignifikant (p<0,01). Diese Daten sind zusätzlich in Abbildung 16a dargestellt.
33,4
16,2
0,7 0,53 0
10 20 30 40 50 60
Abstand zum Target (mm)
Freihand Navigation 0,8 mm Nadel
Freihand Navigation konischer Nadelaufsatz Parallelführung 0,8mm Nadel
Parallelführung konischer Nadelaufsatz
35 Abb. 16b: Ergebnisse Versuchsreihe B
Bei Verwendung von Schweinegewebe (Versuchsreihe B; B1 gegen B2) ergab sich ein analoger Unterschied, die mittlere Distanz zwischen Target und KM-Spitze betrug bei freihändiger Injektion 40,1mm (12- 75mm), während diese Distanz auf einen Mittelwert von 0,29mm (0- 1,3mm) hochsignifikant (p<0,01) reduziert wurde, wenn die Parallelführungsschiene verwendet wurde (Abb. 16b).
Der Einsatz des konischen Nadelaufsatzes führte zwar dazu, dass das System rigider wurde, jedoch auch zur erheblichen Zunahme des Zugangstraumas. Durch die starke Gewebedeformierung während des Vorantreibens der konischen Nadel war die Präzision herabgesetzt (siehe Tabellen 3, 5 und 8).
40,1
0,29 1,01
0 10 20 30 40 50 60 70
Abstand zum Target (mm) Freihand Navigation 0,8 mm
Nadel
Parallelführung 0,8 mm Nadel
Parallelführung konischer Nadelaufsatz
36
Diskussion
Sowohl bei der Navigation dünner Bohrer ohne Anwendung einer Bohrhülse, als auch bei der konventionellen interventionellen Biopsie von Tumorherden unter Verwendung von Fein- oder Biopsienadeln ist derzeit ein kontinuierliches Monitoring des Stich-/Bohrkanalverlaufes notwendig.
Dies führt beispielsweise in der interventionellen Radiologie zu zusätzlich durchzuführenden CT-Schichten. In der Unfallchirurgie/Orthopädie kann dies zusätzliche Durchleuchtungszeiten (Strahlenbelastung für Personal und Patient) bedeuten.
Um hier eine Reduktion der Strahlenbelastung zu erreichen, wurden in jüngerer Zeit bereits elektromagnetisch-geführte Zieltechniken eingeführt. Zu erwähnen ist diesbezüglich der Einsatz von elektromagnetischen Sensoren an der Nadelspitze von Ultraschall- gestützten Biopsienadeln (29, 31, 34). Ricci et al. (34) konnten jedoch zeigen, dass die handgeführte, sog. optische Navigation bei Verwendung von Biopsienadeln mit ausreichendem Durchmesser ähnlich gute Ergebnisse wie die elektromagnetisch-geführten Systeme erreichen kann.
Nach wie vor ist allerdings die handgeführte, optische Navigation mit Biopsienadeln mit einem Durchmesser von weniger als 2,5mm nicht möglich, die Abweichungen sind hier zu groß (3, 6, 15, 17). Ursache ist die Verbiegung der schmalen Biopsienadeln / Bohrer im Gewebe, welche vom System nicht erkannt wird. In der Unfallchirurgie / Orthopädie kann die Verwendung von Bohrhülsen das Problem der Instrumentenverbiegung reduzieren, führt jedoch zu höherem Zugangstrauma (28).
In dieser Untersuchung haben wir unter Verwendung einer eigens konstruierten Infiltrationspistole, welche wir an ein kommerziell
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erhältliches optisches Navigationssystem (VectorVision, Brainlab, Feldkirchen) gekoppelt haben, eine Methode entwickelt, um auch bei feinsten Instrumenten, wie Infiltrationsnadeln (in unserer Arbeit 0,8mm Durchmesser) oder sehr dünnen Bohrern, eine signifikante Reduktion der Abweichung zwischen Feinnadelspitze und Zielstruktur zu erreichen.
Dies war sowohl im verwendeten Ballistic Gel als auch im porcinen Muskelgewebe möglich.
Unsere Daten zeigen, dass der Einsatz einer Kombination aus einer navigierbaren Infiltrationspistole („Pain Gun“) und einer Parallelführungsschiene potentiell die Strahlenbelastung des Operateurs reduzieren kann. Auch wenn in unserer Arbeit die Strahlenbelastung, wegen der fehlenden Kontrollgruppe, nicht aufgeführt wurde, kann von einer Reduktion ausgegangen werden, da erstens eine Reduktion der Strahlenbelastung bereits durch den Einsatz des Iso-C3D gegenüber dem CT erzielt werden kann, wie Ben-Shlomo et al. (37) beschrieben haben. Zweitens kann bei unserer Methodik der Operateur / Anwender den Strahlenbereich während des Scans verlassen, sodass dieser keiner Strahlung ausgesetzt wird. Weitere Arbeiten konnten zeigen, dass sowohl die Bilddaten-Qualität eines 3D-Bildwandlers (18, 36), als auch die Präzision der entsprechenden Navigation (35) dem CT ebenbürtig sind, bei reduzierter Strahlenbelastung.
Die von uns gemessenen Abweichungen sind vergleichbar mit denen von elektromagnetisch-geführten, Ultraschall-gestützten Systemen in anderen Untersuchungen (30). In einer Studie aus 2009 konnten Bruners et al. (30) zeigen, dass die mittlere Distanz zwischen Biopsienadel und Ziel bei Verwendung Ultraschall-gesteuerter Navigation bei 0,4mm ± 0,8mm lag, also vergleichbar mit unserer (Abb. 16a-16b) erreichten Abweichung. Dies entspricht den Ergebnissen anderer Studien (34).
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Eine Reduktion der Strahlenbelastung ließe sich auch durch die Verwendung eines konventionellen C-Bogens erzielen. Bei der Iso-C- Navigation ist jedoch, durch die an den 3D-C-Bogen gekoppelte Datenberechnung (multiplanare Bildgebung), im Vergleich zum zweidimensionalen C-Bogen, eine wesentlich bessere Genauigkeit bei der Navigation erreichbar (13, 20, 38, 39).
Führend ist naturgemäß die Frage, ob die von uns ex vivo gefundenen, sehr geringen Abweichungen bei dem navigierten Einsatz eines Spritzenhalters auch beim in vivo Einsatz am Patienten reproduzierbar sind. Während zu erwarten ist, dass die systemeigene Abweichung zwischen Ziel und Feinnadelspitze deutlich geringer sein wird, so können nichtdestotrotz patienteneigene Faktoren (z.B. Atmungsartefakte bzw.
Atembewegungsstörungen) diese Präzision beeinträchtigen. Ebenfalls muss berücksichtigt werden, dass für den navigierten Einsatz der Feinnadel / des Bohrers ganz entscheidend die stabile Applikation der Referenzklemme am Patienten ist. Hierzu wurden bereits non-invasive Referenzsterne entwickelt, welche unter Berücksichtigung potentieller Fehlerquellen durch Dislokation (z.B. Hautverschiebungen durch Bewegung) eine hohe Präzision ermöglichen (40). Ein zusätzlicher invasiver Zugang, wie beispielsweise die Referenzklemme für Wirbelsäuleneingriffe mit offener Fixation direkt an einem Proc. spinosus, ist für diese Applikation nicht zielführend. Von daher muss konstatiert werden, die endgültige Bedeutung für den späteren klinischen Einsatz derzeit noch nicht sicher eingeschätzt werden kann.
Die Verwendung der Parallelführungsschiene war der Freihandtechnik auch mit konischem Nadelaufsatz überlegen. Die Freihandtechnik mit konischem Nadelaufsatz entspricht hierbei a.e. den realen Bedingungen im OP-Saal, da der Einsatz von Bohrhülsen regelmäßig erfolgt bzw.
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auch Biopsienadeln (z.B. Tru Cut) freihändig eingesetzt werden.
Führungssysteme, wie das in unserer Arbeit entwickelte, sind in der Literatur kaum beschrieben (15, 32). Lediglich einige OP- Robotersysteme offerieren eine vergleichbare Möglichkeit zum geführten Einsatz eines Instrumentes. Mechanische Führungen, die mit einem optischen Navigationssystem gekoppelt werden, stehen kommerziell bis dato nicht zur Verfügung.
Die Überlegenheit der geführten Methode war erwartungsgemäß, da aber die Freihandtechnik mit Echtzeit-Monitoring des Stich- und Bohrkanals, die bis heute übliche Arbeitsweise in der Unfallchirurgie und Orthopädie sowie in der Tumordiagnostik ist, wurde in unserer Arbeit eine neue Technik mit der bestehenden verglichen.
Weitere Arbeiten müssten klären, ob die Parallelführung auch bei dickkalibrigen Bohrern der Freihandtechnik überlegen ist, z.B. durch Reduktion der OP-Zeit, Fehlbohrungen und der Strahlenbelastung von Personal und Patient. Außerdem ob sie Robotersystemen, wie z.B. dem MAKO (RIO Robotic Arm Interactive Orthopedic System, MAKO Surgical Corp., Stryker, Duisburg) ebenbürtig sind.
Zusammenfassend kann konstatiert werden, dass die von uns entwickelte Kombination aus optisch navigierbarer Infiltrationspistole und Parallelführungsschiene für die optische dreidimensionale Navigation feinster Instrumente (Feinnadeln für Biopsien oder Infiltrationen, dünne Bohrer) eine Präzision erbrachte, welche mit der von elektromagnetisch- geführten Systemen vergleichbar war.
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Zusammenfassung
Moderne multiplanare mehrdimensionale Schnittbildgebung (Spiral-CT) ermöglicht, in einem bisher nicht bekannten Maße, die exakte räumliche Zuordnung einzelner Körperstrukturen (topographische Zuordnung). Die systemimmanenten Möglichkeiten dieser Technologie bedingen, dass z.B. in der Unfallchirurgie und Orthopädie über navigierte Operations- Strategien versucht wird, einerseits die Genauigkeit von Frakturen- Repositionen zu verbessern, sowie andererseits auch die intraoperative Strahlenbelastung von Operateur und Patient zu minimieren.
Ebenfalls ermöglicht die verfeinerte 3-dimensionale Darstellung körperinterner Strukturen die genauere Durchführung von Feinnadelprozeduren wie Infiltrationen oder Biopsien, z.B. zur Tumordiagnostik.
Der Einsatz von optischer 3D-Navigation mit intraoperativer Bilddatenakquisition mithilfe eines 3D-C-Arms hat sich in einigen unfallchirurgischen und orthopädischen Operationen sehr bewährt.
Insbesondere bei schwierigen anatomischen Verhältnissen kann die Genauigkeit von z.B. Implantatplatzierungen erhöht und die Komplikationsrate vermindert werden.
Ein wesentliches Problem der navigierten Chirurgie bzw.
Gewebegewinnung ist die Verformung der Instrumente unter der Prozedur, hier insbesondere die Verbiegung dünnkalibriger Bohrer oder feiner Nadeln. Vorarbeiten in der eigenen Arbeitsgruppe haben gezeigt, dass eine zuverlässige Führung von Schrauben oder Biopsienadeln ab einem Durchmesser von weniger als 2,5mm nicht mehr möglich ist.
Um dieses Problem zu adressieren, entwickelten wir in unserer Arbeitsgruppe in Kooperation mit den Forschungswerkstätten der MHH eine spezielle Infiltrationspistole. Diese wurde einerseits mit einem Referenzstern versehen, an welchem sich drei infrarot-reflektierende
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Kugeln zur optischen Navigation in einer speziellen räumlichen Anordnung befanden (Referenzstern). Hierdurch konnte die Infiltrationspistole in ein herkömmliches Navigationssystem (VectorVision, BrainLab, Feldkirchen) integriert werden und eine optische 3D-Navigation in einem intraoperativ angefertigten CT- ähnlichen Bilddatensatz (Iso-C3D, Siemens, Erlangen) wurde möglich.
Andererseits wurde eine Parallelführungsschiene entwickelt, welche die Ausrichtung einer, im Navigationssystem und somit im Bilddatensatz des Patienten geplanten, Trajektorie frei im Raum ermöglichte. Anschließend konnte, durch die Verschiebung in der Schiene, die Spitze einer Feinnadel an ein Target heran navigiert werden.
Gegenstand der hier vorgelegten Arbeit ist die Evaluation der Genauigkeit von optisch-3D-navigierten Feinnadelprozeduren am Beispiel von Infiltrationen bzw. Target-Ansteuerungen unter Verwendung verschiedener Nadelformen (konventionell vs. konisch), einerseits in Freihandtechnik, sowie andererseits unter Verwendung der konstruierten Parallelführungsschiene.
Die erhaltenen Daten zeigten, dass insbesondere unter Verwendung der Parallelführungsschiene eine sichere optische Navigation der Feinnadeln bei mehrfachen Targetansteuerungen möglich war. Im Vergleich hierzu war die freihändig durchgeführte Infiltration sowohl in Ballistic Gel als auch in porcinen Muskelgewebe signifikant unzuverlässiger.
Die hier entwickelte Infiltrationspistole in Kombination mit der Parallelführungsschiene erlaubte in der 3D-navigierten Feinnadel- Prozedur eine wesentlich höhere Genauigkeit der durchgeführten Target-Ansteuerung im Vergleich zum freihändigen Vorgehen.
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Abbildungsverzeichnis
Abbildung Seite
Abb. 1: Positionierung von Referenzmarkern am Modell-
Knochen. 6
Abb. 2: Nach Fixierung der Referenzmarker am Patienten kann mit dem Zeigeinstrument (Pointer) die Paar-Punkt- Registrierung erfolgen.
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Abb. 3: Wird das Referenzierungstool ICM4 (Fa. BrainLab, Feldkirchen) in das Sichtfeld des Navigationssystems gebracht, öffnet sich das Kalibrierungsmodul und jedes starre Instrument kann in das System aufgenommen werden, wenn es mit einem Referenzstern versehen ist.
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Abb. 4: Zielsensoren zur Lokalisation der elektromagnetisch markierten Biopsienadelspitze am Ultraschallkopf (31). 12 Abb. 5: Nadelverbiegung bei definierten Widerständen (99,5
bzw. 127g). 13
Abb. 6: CAD-Entwurf der Infiltrationspistole („Pain Gun“). 16 Abb. 7: Komponenten der Infiltrationspistole: 1 =
Herkömmliche Luer-Lock Spritze, 2 = 0,8 mm Nadel, 3
= Referenzstern mit 3 Reflektorkugeln zur Anbindung an ein Navigationssystem, 4 = Abzug zur Infiltration, 5
= Stellschraube zur Stufenlosen Dosierung.
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Abb. 8: Unter Verwendung des Referenzierungstools (ICM4) kann jedes Instrument, welches mit einem Referenzstern versehen ist, in das Navigationssystem eingespielt werden (als Beispiel hier die „Pain Gun“).
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Abb. 9: Kalibrierhülse oben. Nach dem Aufsetzen auf die Nadel (unten) schließt diese exakt mit der Spitze ab, so dass eine Kalibrierung möglich ist.
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Abb. 10: Zur Bilddatenakquisition wird der Quader ins Isozentrum des 3D-Bildwandler „gelagert“. Es kann dann ein Scan angefertigt werden. Hierbei fährt der C- Bogen motorisiert um das Isozentrum und erstellt 50- 100 Bilder. Ein Carbontisch ist obligat.
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Abb. 11: Die Achse der Infiltrationspistole (beige) wird entlang der geplanten Trajektorie (blaue Schraube) ausgerichtet. Dargestellt werden die üblichen Schnittebenen coronar, saggital und horizontal, sowie Querschnitte entlang der Achse.
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Abb. 12: Mit Hilfe der Parallelführungsschiene kann die 24
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Infiltrationspistole in der Trajektorie ausgerichtet werden.
Abb. 13: Nach Arretierung der Führungsschiene kann über eine Parallelverschiebung das Target angesteuert werden. 25 Abb. 14: Nachdem das Target angesteuert ist, wird über den
Abzug der „Pain Gun“ das Methylenblau- Kontrastmittel-Gemisch appliziert.
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Abb. 15a: Konstruktionszeichnung der Infiltrationspistole („Pain
Gun“) 27
Abb. 15b: Konstruktionszeichnung der Parallelführungsschiene. 28 Abb. 16a: Ergebnisse Versuchsreihe A (Ballistic Gel). 34 Abb. 16b: Ergebnisse Versuchsreihe B (porcines Gewebe). 35
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Tabellenverzeichnis
Seite Tabelle 1: Experimentelle Gruppen (jeweils n=10) 23 Tabelle 2: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer
0,8mm Infiltrationsnadel ohne Führung: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
30
Tabelle 3: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer konischen Infiltrationsnadel ohne Führung: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
30
Tabelle 4: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer 0,8mm Infiltrationsnadel und mit Parallelführungsschiene: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
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Tabelle 5: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer konischen Infiltrationsnadel und der Parallelführungsschiene: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
31
Tabelle 6: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer 0,8mm Infiltrationsnadel ohne Führung: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
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Tabelle 7: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer 0,8mm Infiltrationsnadel und mit Parallelführungsschiene: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
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Tabelle 8: Ergebnisse der Versuche unter Verwendung einer konischen Infiltrationsnadel und mit Parallelführungsschiene: Abstand Titantarget zum Kontrastmittelzentrum in mm.
32
Tabelle 9: Mittelwerte und Standardabweichungen (mm) der
Versuchsreihe A (Ballistic Gel) 33
Tabelle 10: Mittelwerte und Standardabweichungen (mm) der Versuchsreihe B (porcines Haut-Muskel-Gewebe) 33
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Erklärung
zur Korrektur der Dissertation „Die optische 3D-Navigation feinster Instrumente: Eine Machbarkeitsstudie und Präzisionsanalyse“
Vorgelegt von Herrn Volker Stüber
Ich erkläre, dass ich die der Medizinischen Hochschule Hannover zur Promotion eingereichte Dissertation mit dem Titel “Die optische 3D- Navigation feinster Instrumente: Eine Machbarkeitsstudie und Präzisionsanalyse” in der Klinik für Unfallchirurgie unter Betreuung von Prof. Dr. med. T. Hüfner mit Unterstützung von Prof. Dr. med. M. Citak und in Zusammenarbeit mit den Forschungswerkstätten der MHH ohne sonstige Hilfe durchgeführt und bei der Abfassung der Dissertation keine anderen als die dort aufgeführten Hilfsmittel benutzt habe.
Die Gelegenheit zum Promotionsverfahren ist mir nicht kommerziell vermittelt worden.
Insbesondere habe ich keine Organisation eingeschaltet, die gegen Entgelt Betreuerinnen und Betreuer für die Anfertigung von Dissertationen sucht oder die mir obliegenden Pflichten hinsichtlich der Prüfungsleistungen für mich ganz oder teilweise erledigt.
Ich habe die Dissertation bisher an keiner in- oder ausländischen Hochschule zur Promotion eingereicht. Weiterhin versichere ich, dass ich den beantragten Titel bisher noch nicht erworben habe.
Die Ergebnisse der Dissertation sind in “Technology and Healthcare”
2010 Ausgabe 18 (267-273) publiziert.
Hannover den 10.03.2016
Volker Stüber
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