Optimierung der Mikro-CT-Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze
INAUGURAL-DISSERTATION
zur Erlangung des Grades einer Doktorin der Veterinärmedizin -Doctor medicinae veterinariae-
(Dr. med. vet.)
vorgelegt von Ulrike Röher
Hamburg
Hannover 2011
Wissenschaftliche Betreuung: Univ.- Prof. Dr. Hermann Seifert
Fachgebiet Allgemeine Radiologie und Medi- zinische Physik
Univ.-Prof. Dr. Andrea Meyer-Lindenberg Klinik für Kleintiere
1. Gutachter: Univ.-Prof. Dr. Hermann Seifert
Univ.-Prof. Dr. Andrea Meyer-Lindenberg 2. Gutachter: Apl. Prof. Dr. Carsten Staszyk
Tag der mündlichen Prüfung: 08.02.2011
1. Einleitung ... 1
2. Literaturübersicht ... 3
2.1. Grundlagen der Mikro-Computertomographie (µCT) ... 3
2.1.1. Geschichte der µCT ... 3
2.1.2. Aufbau eines (Mikro-) Computertomographen ... 5
2.1.3. Physikalische Grundlagen der Computertomographie ... 6
2.2. Bildqualitätsparameter ... 13
2.2.1. Bildpunktrauschen ... 13
2.2.2. Signal-Rausch-Verhältnis ... 15
2.2.3. Auflösung ... 15
2.2.3.1. Ortsauflösung ... 15
2.2.3.2. Niedrigkontrastauflösung ... 17
2.2.4. Bildartefakte ... 17
2.2.4.1. Strahlaufhärtungsartefakte ... 18
2.2.4.2. Partialvolumenartefakte ... 19
2.2.4.3. Ringartefakte ... 20
2.2.4.4. Bewegungsartefakte ... 21
2.3. Messgröße der Strahlendosis in der CT ... 21
2.4. Unterschiede zwischen µCT und klinischer CT ... 22
2.5. Anwendungsbereiche der Mikro-CT ... 25
2.5.1. Präklinische Anwendung ... 25
2.5.1.1. In vitro-Untersuchungen ... 25
2.5.1.2. In vivo-Untersuchungen ... 26
2.5.2. Klinische Anwendung ... 28
2.6. Anwendung der µCT am humanen und tierischen Ohr ... 29
2.7. Anatomie des felinen Mittel- und Innenohrs ... 30
2.7.1. Das Mittelohr ... 31
2.7.1.1. Cavum tympani... 32
2.7.1.2. Gehörknöchelchen ... 33
2.7.1.3. Tuba auditiva ... 35
2.7.2. Das Innenohr ... 35
2.7.2.1. Knöchernes Labyrinth ... 36
2.7.2.2. Häutiges Labyrinth ... 38
2.8. Erkrankungen des Ohrs der Katze und die Bedeutung bildgebender Verfahren ... 40
2.8.1. Entzündungen ... 40
2.8.2. Nasopharyngeale Polypen ... 42
2.8.3. Taubheit ... 42
2.8.4. Vestibuläre Dysfunktion ... 44
2.8.5. Neoplasien ... 45
2.8.6. Derzeitige Anwendung der CT und µCT zur Diagnostik bei Ohr- erkrankungen ... 45
3. Material und Methoden ... 47
3.1. Material ... 47
3.1.1. Präparate für Messungen am µCT ... 47
3.1.2. Herstellung der histologischen Präparate ... 48
3.2. Der Mikro-CT (µCT) ... 52
3.2.1. Aufbau des Geräts ... 52
3.2.2. Physikalisch-technische Parameter des Geräts ... 57
3.3. Messungen am µCT ... 59
3.3.1. Kalibriermessungen ... 59
3.3.2. Messungen zur Optimierung der Scanparameter ... 60
3.3.2.1. Ermittlung der Scanzeiten und der Strahlendosis ... 62
3.3.2.2. Beurteilung der Artefakte ... 63
3.3.3. Darstellung der Anatomie ... 63
3.4. Bewertung der Bildqualität ... 64
3.4.1. Durchführung der Evaluation ... 64
3.4.2. Auswertung der Evaluationsergebnisse ... 66
3.5. Untersuchungen zur Anatomie des Katzenohres im µCT ... 66
3.5.1. Anatomische Strukturen in Hinblick auf Pathologien ... 67
3.5.2. Vergleich ausgewählter µCT-Bilder mit histologischen Präparaten . 67 3.6. Vergleichende Messungen am klinischen CT und am µCT ... 68
4. Ergebnisse ... 70
4.1. Messergebnisse zur Optimierung der Scanparameter ... 70
4.1.1. Scanzeiten ... 70
4.1.2. Strahlendosis (CTDI) ... 71
4.1.3. Artefakte ... 72
4.2. Ergebnisse der Bildevaluation ... 75
4.2.1. Bewertung des Rauschens ... 75
4.2.2. Bewertung des Kontrasts ... 76
4.2.3. Bewertung der Bilddetails ... 77
4.2.4. Bewertung der allgemeinen Bildqualität und diagnostischen Wertigkeit ... 78
4.3. Untersuchungen zur Anatomie des Katzenohres im µCT ... 80
4.3.1. Vergleich ausgewählter µCT-Bilder mit histologischen Präparaten . 80 4.3.1.1. Fazialisverlauf durch das Innenohr von rostral nach kaudal ... 81
4.3.1.2. Darstellung der Gehörknöchelchen von rostral nach kaudal ... 86
4.3.1.3. Übersichtsdarstellungen von rostral nach kaudal ... 93
4.4. Vergleich der klinischen CT mit der µCT ... 112
5. Diskussion ... 117
5.1. Präparate für Messungen am µCT ... 117
5.2. Messungen zur Optimierung der Scanparameter ... 118
5.2.1. Durchführung der Messungen ... 118
5.2.2. Diskussion der Messergebnisse ... 120
5.2.2.1. Scanzeiten ... 120
5.2.2.2. Strahlendosis (CTDI) ... 122
5.2.2.3. Artefakte ... 125
5.3. Diskussion der Bildevaluation ... 127
5.3.1. Auswahl der µCT-Bilder ... 127
5.3.2. Durchführung der Evaluation ... 127
5.3.3. Auswertung der Evaluationsergebnisse ... 129
5.4. Untersuchungen zur Anatomie des Katzenohres im µCT ... 131
5.4.1. Anatomische Strukturen in Hinblick auf Pathologien ... 131
5.4.2. Vergleich ausgewählter µCT-Bilder mit den histologischen
Präparaten ... 132
5.5. Vergleich der klinischen CT mit der µCT ... 138
5.6. Schlussfolgerungen für die Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze mit dem XtremeCT ... 143
6. Zusammenfassung ... 146
7. Summary ... 149
8. Anhang ... 152
9. Literaturverzeichnis ... 162
Abkürzungsverzeichnis
° Grad
A. Arteria
Abb. Abbildung
CCD Charge-Coupled-Device
CT Computertomographie/ Computertomograph CTDI Computed Tomography Dose Index
DICOM Digital Imaging and Communications in Medicine DIN Deutsches Institut für Normung e. V.
EDTA Ethylendiamintetraessigsäure
FAEP frühe, akustisch evozierte Potenziale
FG Fachgebiet
FOV Field of View
Ggl. Ganglion
HE Hounsfield-Einheiten
IEC International Electrotechnical Commission
Kap. Kapitel
keV Kilo-Elektronenvolt
LCD Liquid Crystal Display Ligg. Ligamenta = Bänder
M. Musculus
mAs Milliamperesekunde, Röhrenstrom-Zeit-Produkt MeV Mega-Elektronenvolt
mGy Milligrey
MRT Magnetresonanztomographie MÜF Modulationsübertragungsfunktion
N. Nervus
Rec. Recessus
ROI Region of Interest
SDLT Super Digital Linear Tape
SNR Signal to Noise Ratio = Signal-Rausch-Verhältnis
Tab. Tabelle
TFT Thin Film Transistor (Display) TiHo Stiftung Tierärztliche Hochschule
µCT Mikro-Computertomographie/Mikro-Computertomograph
1. Einleitung
Erkrankungen des Ohrs machen bei der Katze etwa 4 bis 7 % der gesamten Krank- heitsfälle aus. Bei mehr als der Hälfte der Krankheiten am Ohr sind das Mittel- oder Innenohr betroffen (KRAFT et al., 2003). Zu den wichtigsten Ohrerkrankungen gehö- ren die Otitis media et interna, Polypen, Neoplasien sowie Taubheit. Sie werden in den meisten Fällen erst im Spätstadium diagnostiziert, da mit herkömmlichen bildge- benden Verfahren wie Röntgen und Ultraschall vor allem das Innenohr nur schwer zugänglich ist. Auch mittels moderner Schnittbildverfahren wie klinischer Computer- tomographie (CT) und Magnetresonanztomographie (MRT) kann insbesondere das Innenohr aufgrund seiner geringen Größe bei der Katze nur unzureichend dargestellt werden.
Die Mikro-Computertomographie (µCT) ist ein Schnittbildverfahren, das auf densel- ben physikalisch-technischen Grundlagen wie die CT beruht und wird überwiegend im experimentellen Bereich eingesetzt. Der wesentliche Vorteil bei der Verwendung der µCT gegenüber der klinischen CT ist die deutlich höhere Ortsauflösung (ENGELKE et al., 1999; HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002; KALENDER, 2006).
Diese könnte zur besseren Visualisierung von anatomischen Strukturen und Verän- derungen im Bereich des Mittel- und Innenohrs beitragen. Bei der µCT wird zwischen in vitro- und in vivo-Bildgebung unterschieden, wobei letztere in der Forschung auch als Kleintierbildgebung bezeichnet wird (KALENDER, 2006).
Bisher verwendeten verschiedene Arbeitsgruppen (DECRAEMER et al., 2002; LANE et al., 2004; UZUN et al., 2007; POZNYAKOVSKIY et al., 2008) nur Präparate des gesamten oder von Anteilen des Ohrs verschiedener Spezies wie Gerbil, Katze oder Meerschweinchen sowie des Menschen für µCT-Untersuchungen, so dass die von ihnen genutzten Scanparameter nicht auf in vivo-Aufnahmen übertragen werden können. Nur eine Studie setzte den vollständigen Kopf einer euthanasierten Katze für ihre Versuche ein. Hierbei handelte es sich jedoch um den Test eines neu entwickel-
ten µCT-Geräts. Ihre Angaben zu den Scanparametern am kommerziellen µCT- Gerät sind unvollständig. Der Katzenkopf wurde aufgrund seiner geringen Größe und seiner dem Menschenschädel ähnlichen Form ausgewählt (WANG et al., 2005).
Neben dem Einsatz in der allgemeinen Diagnostik von Ohrerkrankungen könnte die in vivo-µCT auch in der Forschung am Ohr eine wichtige Rolle spielen. Als Modelltie- re für experimentelle Chirurgie im Bereich des Ohrs, wie z. B. die Entwicklung von Cochlea-Implantaten und Gehörknöchelchenersatz, werden häufig Katzen verwendet (BENITEZ et al., 1971; FRANZ et al., 1987, MIDDLEBROOKS u. SNYDER, 2007).
Die Nutzung der µCT als in vivo-Verfahren wäre eine Möglichkeit, die Anzahl der für die Versuche benötigten Tiere zu reduzieren. Die µCT sollte in Langzeitstudien für Verlaufsuntersuchungen angewendet werden, so dass die Zahl der zu tötenden Tiere für histologische Analysen herabgesetzt werden könnte (PAULUS et al., 2001;
HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002).
Da es bisher keine Untersuchungen zur optimalen Geräteeinstellung zur Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze im µCT gibt, war es Ziel der vorliegenden Unter- suchung, entsprechende Einstellungen des µCT (XtremeCT, Fa. Scanco Medical AG, Schweiz) herauszufinden. Durch Scans von Katzenköpfen sollen die Aufnahme- parameter, mit denen das Ohr bestmöglich abzubilden ist, ermittelt werden. Zudem soll festgestellt werden, ob eine adäquate Bildqualität und Erkennbarkeit der anato- mischen Details erreicht werden kann, um die µCT in Diagnostik und Forschung am Ohr der Katze einzusetzen. Durch den Vergleich von µCT-Bildern mit histologischen Präparaten des Mittel- und Innenohrs soll die Frage beantwortet werden, welche ana- tomischen Strukturen vom XtremeCT noch aufgelöst werden können. Dabei soll be- sonderer Wert auf die für Erkrankungen des Ohrs relevanten anatomischen Struktu- ren gelegt werden. Die Untersuchung eines Katzenkopfs mittels herkömmlicher CT und ein Vergleich der jeweils entstandenen Bilder soll zeigen, inwiefern die µCT Vor- teile gegenüber der klinischen CT bietet.
Abschließend gilt es zu klären, ob die hier gewonnenen Erkenntnisse als Grundlage für die in vivo-Untersuchung des Ohrs von Katzen mittels µCT dienen können.
2. Literaturübersicht
2.1. Grundlagen der Mikro-Computertomographie (µCT)
2.1.1. Geschichte der µCT
Die Computertomographie (CT) ist ein bildgebendes Verfahren, das eine sehr wichti- ge Rolle als diagnostisches Mittel in der Human- und Veterinärmedizin spielt (GIELEN u. VAN BREE, 2003; KALENDER, 2006). Der Patient oder das Objekt wird dabei in einzelnen digitalen Schichtbildern dargestellt, ohne die Überlagerung der verschiedenen Strukturen, wie es bei Radiographie und Fluoroskopie der Fall ist. Die CT wird auch als „Schnittbildverfahren“ bezeichnet.
Die Entwicklung der Computertomographie begann schon Anfang des 20. Jahrhun- derts. Die erste praktische Umsetzung gelang G. N. Hounsfield im Jahr 1972 (HOUNSFIELD, 1973). Seitdem wird auf diesem Gebiet immer weiter geforscht, um die Technologie zu verbessern. Ziele sind dabei stets vor allem die Erhöhung der Geschwindigkeit der Messungen und die Verbesserung der Bildqualität unter Redu- zierung der Strahlenbelastung (KALRA et al., 2004; KALENDER, 2006).
Anfang der 80er Jahre wurden aufgrund von Bemühungen, in der Computertomo- graphie eine höhere Auflösung zu erreichen, die ersten Mikro-CT (µCT)-Geräte ent- wickelt. Sie dienten zunächst ausschließlich der präklinischen Anwendung, und es handelte sich meistens um die so genannte in vitro-µCT, bei der nur Biopsien und Gewebeproben untersucht werden. Die ersten Versuche machten KUJOORY et al.
(1980). Sie fertigten eine Aufnahme der Niere einer Ratte an. Davon unabhängig führten BURSTEIN et al. (1984) Messungen an einer Maus durch. Das von ihnen entwickelte µCT-System aus rotierendem Objekttisch, stationärer Röntgenröhre mit Fächerstrahl sowie Detektor wird in dieser Form auch heute noch für in vitro-Untersu- chungen verwendet. FLANNERY et al. (1987, 1987a) verwendeten neben anderen
Forschungsgruppen eine auf Synchrotron-Technologie basierende Röntgenquelle, wodurch eine besonders hohe Ortsauflösung erreicht werden konnte.
Zur selben Zeit entwickelten FELDKAMP et al. (1984) an der Ford Motor Company (Physics Department, Dearborn, Michigan, USA) mit ihrem Kegelstrahl-Algorithmus eine neue Art der Faltung und Rückprojektion, die eine dreidimensionale Bildrekon- struktion ermöglichte. Der Feldkamp-Algorithmus ist heutzutage noch der am häu- figsten verwendete Rekonstruktionsalgorithmus (PAULUS et al., 2000). Außerdem entwickelten FELDKAMP et al. einen eigenen µCT-Scanner (FELDKAMP et al., 1989; KUHN et al., 1990), der ursprünglich industriell eingesetzt werden sollte, um die Feinstruktur von Keramikteilen von Turbinenmotoren zu untersuchen (RITMAN, 2004). Zusätzlich wurde er jedoch zunächst verwendet, um den subchondralen Kno- chen von Meerschweinchen mit Osteoarthritis zu analysieren (LAYTON et al., 1988).
Später fanden auch noch Untersuchungen der dreidimensionalen Struktur von hu- manen Beckenkammbiopsien und trabekulärem Knochen statt. Feldkamp et al. sind damit nicht nur Wegbereiter auf dem Gebiet der Kegelstrahlgeometrie, sondern auch bei der Anwendung der µCT in der Osteologie (ENGELKE et al., 1999).
Nach FELDKAMP et al. (1989) haben noch weitere Arbeitsgruppen µCT-Scanner in jeweils leicht abgewandelter Form konstruiert. Diese hatten Ortsauflösungen zwischen 20 und 100 µm und wurden immer noch vor allem für in vitro-Unter- suchungen verwendet (PAULUS et al., 2000). Die von RÜEGSEGGER et al. (1996) entworfene vollautomatische Desktop-µCT-Anlage wird auch heute noch verwendet und trug wesentlich zur weltweiten Verbreitung der µCT bei.
Dass die µCT zunächst primär im Bereich der Knochen angewendet wurde, lässt sich damit erklären, dass hier ein hoher Kontrast vorhanden ist und dadurch auch schon mit den früheren µCT-Scannern Aufnahmen mit guter Bildqualität gemacht werden konnten (LANGHEINRICH et al., 2004).
Heute sind µCT-Geräte von mehreren Firmen wie z. B. Scanco, Stratec, Skyscan oder GE HealthCare in verschiedenen Varianten kommerziell erhältlich. Der Firma Scanco gelang es, Scanner mit Kegelstrahlgeometrie zu produzieren, bei denen die Messzeiten deutlich verkürzt und die scanbaren Probendimensionen vergrößert wer- den konnten. Mit den neuesten Geräten ist es sogar möglich, in vivo-Messungen an
Versuchstieren mit einer Ortsauflösung zwischen 10 und 20 µm und klinische Unter- suchungen am Menschen mit einer Ortsauflösung bis zu 41 µm bei akzeptabler Strahlendosis durchzuführen (BROUWERS et al., 2007; BURROWS et al., 2010;
PROSTYAKOV et al., 2010; www.scanco.ch).
2.1.2. Aufbau eines (Mikro-) Computertomographen
Genau wie beim Röntgen werden bei der CT die Bilder mittels Röntgenstrahlung er- zeugt. Vorteil der CT ist allerdings, dass Schnittbilder angefertigt werden und somit keine Überlagerung verschiedener Strukturen erfolgt (HATHCOCK u. STICKLE, 1993; GIELEN u. VAN BREE, 2003).
Der CT besteht aus einer Untersuchungseinheit, der so genannten Gantry, einem Rechner für die Bildrekonstruktion sowie einer Bedienungseinheit mit Monitor zur Betrachtung der Röntgenbilder. Die Gantry besitzt eine Öffnung und beherbergt die Röntgenquelle und den Detektor, die sich gegenüber liegen. Je nach Gerätetyp rotie- ren Quelle und Detektor um das Messobjekt oder das Objekt selbst rotiert um die eigene Achse, während Röntgenquelle und Detektor ortsfest bleiben.
Die Strahlung wird bei der CT von einer Röntgenröhre emittiert, die verschiedene Fokusgrößen besitzen kann. Der Fokus wird kleiner gewählt, je geringer die Schicht- dicke und je höher die Ortsauflösung gewünscht ist. In der µCT werden daher Mikro- fokusröntgenröhren eingesetzt. Einige µCT-Geräte verwenden statt konventioneller Röntgenstrahlung Synchrotronstrahlung (s. Kap. 2.4).
Der Röntgenstrahl wird zunächst durch die Bleiumhüllung der Röntgenröhre auf die gewünschte Geometrie, d. h. Fächer- oder Kegelstrahl, eingegrenzt. Bei neueren µCT wird vor allem die Kegelstrahlgeometrie verwendet. Zwischen Röntgenquelle und Detektor sind verschiedene Blenden sowie ein Streustrahlenkollimator zur Ein- engung des Strahlenbündels und Reduktion der Streustrahlung angeordnet, was der Verbesserung der Bildqualität dient (KALENDER, 2006). Zusätzlich zum Einblenden erfolgt auch eine Filterung des Strahlenspektrums, um den Kontrast zu verbessern.
Hier werden vor allem Kupfer- und Aluminiumfilter verwendet. Die Zusatzfilter absor- bieren die niederenergetische Strahlung, die sonst nur zu einer Erhöhung der Patien-
tendosis, nicht aber zum Signal beitragen würde. Außerdem erfolgt auch eine Filte- rung der Röntgenstrahlung durch die Röntgenröhre selbst (EWEN, 1998;
KALENDER, 2006).
Der Patient bzw. das Messobjekt liegt während eines Scans zwischen Röntgenquelle und Detektor. Nachdem der Röntgenstrahl das Objekt durchquert hat, trifft er auf den Detektor des CT, der die Intensität des auftreffenden Röntgenstrahls in ein elektri- sches Signal umwandelt und verstärkt. Bei den Detektoren kann man zwischen Gas- ionisations- und Szintillationsdetektoren unterscheiden. Letztere werden inzwischen häufiger angewendet. Die einfallenden Röntgenquanten werden im Szintillationskris- tall in sichtbares Licht umgewandelt und dieses durch eine Linsen- oder Glasfaserop- tik auf einen photoelektrischen Wandler (im µCT einen CCD-Sensor) weitergeleitet.
Dieser wandelt das auftreffende Licht in ein elektrisches Signal um.
Eine weitere Unterscheidung bei Detektoren ist die Aufteilung in Einzeilen-, Mehrzei- len- und Flächendetektoren. Der Einsatz von Flächendetektoren in Kombination mit der Kegelstrahlgeometrie ermöglicht in der µCT die Durchführung von Volumenauf- nahmen und damit eine effizientere Nutzung der emittierten Röntgenstrahlen als bei Zeilendetektoren, woraus eine Verkürzung der Messzeiten folgt (HATHCOCK u.
STICKLE, 1993; RADÜ et al., 1994; EWEN, 1998; GIELEN u. VAN BREE, 2003;
KALENDER, 2006).
2.1.3. Physikalische Grundlagen der Computertomographie
Das Prinzip der CT beruht auf physikalischen Eigenschaften von Geweben, die zur Schwächung von Röntgenstrahlung führen. Diese Schwächung wird im CT festge- stellt, indem die Intensität der Strahlung nach Durchdringen des Objekts gemessen wird.
Bei den physikalischen Eigenschaften handelt es sich um die Fähigkeit zur Absorpti- on und Streuung von Photonen. Die Streuung von Strahlung erfolgt in Geweben durch klassische oder Rayleigh-Streuung sowie den Compton-Effekt, die Absorption durch den Photoeffekt, die Paarbildung und teilweise ebenfalls durch den Compton- Effekt. Da die Paarbildung allerdings erst bei Photonenenergien ab 1,02 MeV auftritt,
kann sie bei der diagnostisch angewandten Röntgenstrahlung außer Acht gelassen werden. Die Gesamtschwächung des Röntgenstrahls hängt bei Energien bis zu 100 keV vor allem vom Photoeffekt ab. Bei höheren Energien überwiegt der Compton- Effekt (EWEN, 1998; KRIEGER, 2002; RITMAN, 2004; STEPINA, 2006). Tritt ein Röntgenstrahl durch ein Objekt, wird er von den verschiedenen Gewebetypen unter- schiedlich stark geschwächt. Der Grad wird vom so genannten linearen Schwä- chungskoeffizienten, der gewebespezifisch ist, und der Schichtdicke bestimmt (Abb. 1). In einem homogenen Objekt ergibt sich die Schwächung P entsprechend
(1)
als Produkt aus Schwächungskoeffizient und Dicke der durchstrahlten Schicht.
Sie kann außerdem mit dem Absorptionsgesetz entsprechend
(2)
beschrieben werden, wobei I und die geschwächte bzw. ursprüngliche Intensität des Röntgenstrahls bezeichnen.
Abb. 1: Schwächung der Intensität I des Röntgenstrahls in einem Objekt in Abhän- gigkeit von der Schichtdicke d.
P = μ d
µ d
0
I I e -μ d
I0
d I0
I
0I
I
0d I
d
Der lineare Schwächungskoeffizient μ ist stark von der Energie des Röntgenstrahls abhängig und nimmt bei härterer bzw. energiereicherer Strahlung ab. Dadurch wird weichere Strahlung stärker absorbiert als höherenergetische, was zum Phänomen der Strahlaufhärtung führt (s. Kap. 2.2.4).
Beim konventionellen Röntgen erfolgt durch den vom Gewebe abgeschwächten Röntgenstrahl eine mehr oder weniger starke Schwärzung des Röntgenfilms. Damit wird die Gesamtabsorption der verschiedenen, vom Strahl entlang einer Linie durch- drungenen Gewebetypen dargestellt. In jedem quadratischen Bildpunkt oder Pixel (abgeleitet von „picture matrix element“) eines Röntgenbilds werden alle Strukturen, die sich im Strahlengang befinden, überlagert abgebildet, so dass nur eine relativ ungenaue Aussage über die verschiedenen Gewebetypen möglich ist (HATHCOCK u. STICKLE, 1993; EWEN, 1998; GIELEN u. VAN BREE, 2003; KALENDER, 2006).
Bei der CT erfolgt in einer Ebene eine hohe Anzahl von Messungen über einen Win- kelbereich von 180°. Der Computer kann die jeweilige Schwächung berechnen und somit die innere Struktur des Objekts bestimmen. Je mehr Projektionen in einem Winkelbereich von 180° erstellt werden, desto qualitativ hochwertiger wird das CT- Bild.
Im CT-Bild entspricht der Grauwert eines Pixels dem linearen Schwächungskoeffi- zienten innerhalb des entsprechenden Volumenelements (Voxel). Zum Verständnis der CT muss man sich vorstellen, dass jede aufgenommene Schicht eines Objekts aus quader- bzw. würfelförmigen Voxeln zusammengesetzt ist, die alle gleich groß sind. Jedes Voxel wird in der Bildebene von einem Pixel repräsentiert. Die Kanten- länge der Voxel ist von der Matrixelementgröße abhängig, die der Größe des Pixels entspricht, und der Schichtdicke, die der Kantenlänge in der dritten Dimension ent- spricht (Abb. 2) (HATHCOCK u. STICKLE, 1993; RADÜ et al., 1994; EWEN, 1998;
KRAMER, 2003; KALENDER, 2006). Quadratische Voxel werden als isotrop be- zeichnet (HOFER, 2008). Je kleiner die Voxel sind, desto mehr wird das Bild vom menschlichen Auge wie ein kontinuierliches und nicht aus Voxeln zusammengesetz- tes Bild wahrgenommen.
Abb. 2: Das CT-Schichtbild setzt sich aus vielen identischen Voxeln zusammen, wo- bei die Fläche Δx × Δy der Fläche eines Pixels entspricht.
Während eines Messvorgangs erfolgen in jeder neuen Position von Röntgenröhre und Detektor eine Durchstrahlung des Objekts und Messung der Intensität. Hieraus ergibt sich jedes Mal ein Intensitätsprofil, aus dem wiederum das Schwächungsprofil berechnet wird (Abb. 3).
Abb. 3: Prinzip der Computertomographie: Durchstrahlung des Objekts, Messung eines Intensitätsprofils, Umwandlung in ein Schwächungsprofil und Übertragung an den Bildrechner (modifiziert nach KALENDER, 2006).
Die Schwächungsprofile werden auch als Projektionen bezeichnet. Jedes von ihnen stellt den Projektionswert P bzw. bei Mehrzeilen- oder Flächendetektoren viele Pro- jektionswerte der Abschwächung des Röntgenstrahls durch das Objekt entlang der Linie zwischen Röntgenquelle und Detektor dar. Die Schwächung P ergibt sich ent- sprechend
(3)
wobei I0 die ursprüngliche und I die geschwächte Intensität bezeichnet (PAULUS et al., 2000; KALENDER 2006). Hierbei wird zur Vereinfachung angenommen, dass es sich um einen monochromatischen Röntgenstrahl und ein homogenes Objekt han- delt.
Die Schwächungsprofile werden an den Bildrechner weitergeleitet, wo das Schicht- bild erstellt wird. Dazu muss eine Rücktransformation der Projektionswerte erfolgen, um die linearen Schwächungskoeffizienten und damit die Dichte der einzelnen Voxel zu berechnen (HATHCOCK u. STICKLE, 1993). Der angewandte mathematische Algorithmus ist die Rückprojektion mit vorausgehender Faltung, die so genannte ge- filterte Rückprojektion. Bei Fächerstrahlgeometrie wird in der Regel eine Fourier- transformation durchgeführt. Viele µCT-Geräte haben jedoch inzwischen Kegel- strahlgeometrie. Hier ist die Rücktransformation komplizierter, und es wird am häu- figsten der von FELDKAMP et al. (1984) entwickelte oder ein ähnlicher Kegelstrahl- Algorithmus verwendet (PAULUS et al., 2000; HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002; KALENDER, 2006). Der Faltung geht noch eine Verarbeitung der Daten vo- raus, bei der kleinere Fehler korrigiert werden, um Artefakte zu vermindern und die Bildqualität zu verbessern. Die anschließende Faltung ist ein sehr wichtiger Prozess, da bei direkter Rückprojektion ein „verschmiertes“, also unscharfes Bild entsteht.
Wenn z. B. ein zylindrisches Objekt gescannt wird und eine Rückprojektion ohne vorherige Faltung erfolgt, dann erscheint der Querschnitt im Bild sternförmig statt rund (HOFER, 2008).
Die Faltung erfolgt mittels einer mathematischen Funktion, dem Faltungskern, für jede Projektion. Sie entspricht im Prinzip einer Hochpassfilterung, bei der niedrige Ortsfrequenzen unterdrückt werden, so dass nach positiven Signalen negative Ampli-
I0
P = ln I
tuden folgen. Dadurch können Punkte im Bild mit scharfen Kanten abgebildet wer- den. Durch die Wahl unterschiedlicher Faltungskerne kann die Bildcharakteristik be- einflusst werden. Es gibt glättend wirkende sowie kantenbetonende Faltungskerne.
Kantenbetonende Faltungskerne werden z. B. eingesetzt, wenn ein Objekt darge- stellt werden soll, in dem Bereiche mit geringen Schwächungsunterschieden an- einander grenzen. Dabei muss allerdings eine Verstärkung des Bildrauschens in Kauf genommen werden (s. Kap. 2.2.1). Bei glättenden Kernen wird das Rauschen dagegen abgeschwächt.
Auf die Faltung folgt die Rückprojektion. Ergebnis sind Zahlenwerte für jedes Voxel des CT-Bilds, die den linearen Schwächungskoeffizienten entsprechen. Bei der Rückprojektion handelt es sich wieder um eine Berechnung, die für jedes einzelne Schwächungsprofil durchgeführt wird (EWEN, 1998; KALENDER, 2006).
Für homogene Objekte sind die entsprechenden Gleichungen zur Rekonstruktion bereits oben aufgeführt. In einem inhomogenen Objekt muss für jede der n Teilstre- cken mit den Längen di mit unterschiedlichem Schwächungskoeffizient µi entlang der Linie, in welcher der Röntgenstrahl durch das Objekt verläuft, die Schwächung be- stimmt werden. Da diese Abschnitte wiederum jeweils homogen sind, gilt
(4)
Die vielen kleinen Abschnitte können auch als Integral über die Gesamtlänge ausgedrückt werden. Das entsprechende Linienintegral ergibt sich gemäß
(5)
wobei der lineare Schwächungskoeffizient an einer beliebigen Position entlang des Weges des Röntgenstrahls ist. Die Summe der Linienintegrale wiederum ergibt das Schwächungsprofil.
Da der lineare Schwächungskoeffizient eine Funktion der Photonenenergie E ist, muss zusätzlich noch entsprechend
n i i i=1
µ d
I
0e
d
d
0
μ d s
I I e0
µ s
(6)
über E integriert werden. Dabei bezeichnet Emax die Maximalenergie der Photonen.
Für die einzelnen Voxel wird auf diese Weise der lineare Schwächungskoeffizient berechnet (KALENDER, 2006).
Durch die Energieabhängigkeit von µ wäre ein Vergleich von Scans verschiedener Geräte und Einstellungen kaum möglich. Aus diesem Grund wird der Schwächungs- wert jedes Voxels (aus Gewebe) im Verhältnis zum Schwächungskoeffizienten von Wasser bei einer Photonenenergie von 73 keV als so genannte CT-Zahl entspre- chend
(7)
angegeben (HERMAN, 1979). Die CT-Zahl wird in Hounsfield-Einheiten (HE) ange- geben. Für Wasser wurde eine CT-Zahl von 0 HE festgelegt. Luft werden −1000 HE zugeordnet. Alle Gewebe haben CT-Zahlen relativ zu diesen Werten. Knochen hat z. B. CT-Zahlen bis zu 3000 HE. Lungengewebe und Fett absorbieren weniger Strah- lung als Wasser und haben deshalb negative CT-Zahlen. Nach oben hin ist die Hounsfield-Skala unbegrenzt. Einen CT-Wert von weniger als – 1000 HE können Gewebe jedoch nicht annehmen, da dies eine Verstärkung der Strahlungsintensität bedeuten würde (HATHCOCK u. STICKLE 1993; RADÜ et al., 1994; EWEN, 1998;
KALENDER, 2006; JOHNSON, 2007; PROKOP, 2002).
Den CT-Zahlen werden auf dem Monitor Grauwerte zugeordnet, damit eine Befun- dung des Bildes möglich ist. CT-Aufnahmen entstehen in der Regel mit einer Bittiefe von 12 Bit. Das entspricht 4096 Graustufen. Spezielle Betrachtungsmonitore für die Röntgendiagnostik haben meistens 10 – 11 Bit, also 1024 bzw. 2048 Graustufen. Da das menschliche Auge nur sehr viel weniger Graustufen unterscheiden kann und so eine Betrachtung aller CT-Zahlen im Bild in unterschiedlichen Graustufen unmöglich ist, wird die so genannte Technik der Fensterung angewendet. Hierbei wird die Grauwertskala nur einem bestimmten „Fenster“, d. h. einem Ausschnitt der Houns-
0 d Emax
0 0
- µ E d s
I = I E e
d E
Gewebe Wasser Wasser
CT-Zahl 1000HE
field-Skala zugeordnet. Welche CT-Werte als Graustufen dargestellt werden sollen, kann durch Veränderung des Fensters frei gewählt werden. Lage und Breite des Fensters können verändert werden. Unter der Lage versteht man die Position der Fenstermitte auf der Hounsfield-Skala, während mit der Fensterbreite der CT-Zahlen- Bereich bestimmt wird, der um die Fenstermitte herum als Graustufen angezeigt wird. Pixel, die CT-Zahlen haben, deren Wert ober- oder unterhalb des Fensters liegt, sind weiß bzw. schwarz gefärbt. Sollen vor allem knöcherne Strukturen befundet werden, wird ein weites Fenster eingestellt. Die Wahl eines engen Fensters maxi- miert den Gewebekontrast, ist also optimal für die Darstellung von Strukturen mit ge- ringen Schwächungsunterschieden (z. B. bei der Differenzierung von Weichgewe- ben).
2.2. Bildqualitätsparameter
Die Abbildungsleistung eines bildgebenden Systems wird durch verschiedene Fakto- ren beeinflusst. Dazu gehören die Untersuchungsparameter, zu denen bei der µCT das mAs-Produkt, die Röhrenspannung, die Zahl der Projektionen, die Matrixgröße des Detektors sowie die Zusatzfilter zählen. Des Weiteren spielen die Objektparame- ter eine Rolle, die vom Untersucher kaum beeinflusst werden können. Das ist z. B.
die Schwächung der Röntgenstrahlen durch das Objekt sowie Objektbewegungen.
Ein dritter Faktor sind die Rekonstruktionsparameter, wie der Faltungskern, Re- konstruktionsalgorithmus und der zur Rekonstruktion ausgewählte Bildausschnitt.
Die Bildqualität kann anhand mehrerer Parameter definiert und objektiv beurteilt wer- den. Nur bei einer hohen Bildqualität wird ein Objekt weitestgehend wirklichkeitsge- treu abgebildet, so dass anhand der CT-Bilder eine adäquate Befundung stattfinden kann (STEPINA 2006, SCHULMAN, 2010).
2.2.1. Bildpunktrauschen
Beim Bildpunktrauschen handelt es sich um eine Abbildungsstörung. Im CT-Bild äu- ßert sie sich in Form von Schwankungen in den Grauwerten bzw. CT-Zahlen, die
nicht mit dem abgebildeten Objekt in Zusammenhang stehen. Sie werden durch Zu- fallsprozesse verursacht, die zum Signal beitragen, und sind Fehler bei der Messung der Intensität des Röntgenstrahls. Bei heutigen µCT-Geräten entsteht das Pixelrau- schen vor allem durch das so genannte Quantenrauschen am Detektor, also durch Schwankungen in der Zahl der im Detektor nachgewiesenen Röntgenquanten, aber auch durch elektronisches Rauschen. Es verstärkt sich, wenn weniger Röntgenquan- ten auf den Detektor treffen, also bei starker Schwächung I0/I des Röntgenstrahls durch das Objekt, bei geringer Schichtdicke S und niedrigem Röhrenstrom-Scanzeit- Produkt Q (mAs). Nach KALENDER (2006) gilt:
(8)
wobei ε ein Maß für die Effizienz des Gesamtsystems darstellt. Auch der Faltungs- kern fA und die Rückprojektion haben Einfluss auf die Rauschintensität (s. Kap.
2.1.3).
Die Messung des Pixelrauschens kann mit Hilfe eines Wasserphantoms erfolgen. Da Wasser eine homogene Struktur aufweist, sollten idealerweise die CT-Werte jedes Voxels im CT-Bild gleich groß sein. Dies wird in Wirklichkeit nicht erreicht.
Das Pixelrauschen beeinflusst sehr stark die Niedrigkontrasterkennbarkeit im CT-Bild (s. Kap. 2.2.3). Kontrastarme Details können bei starkem Rauschen überdeckt wer- den. Um das Rauschen zu verringern, müssen mehr Röntgenquanten zum Detektor gelangen. Eine optimale Bildqualität durch geringes Pixelrauschen kann also nur durch Erhöhung des mAs-Produkts und damit auch der Dosis erreicht werden. Bei in vitro-µCT-Aufnahmen an Präparaten ist dies unproblematisch. Für in vivo- Messungen gilt allerdings das ALARA-Prinzip (engl. „as low as reasonably achievab- le“), d. h. die Strahlendosis soll so gering wie möglich gehalten werden (s. Kap.
2.5.1.2) (EWEN, 1998; KALENDER, 2006). Daher wird derzeit intensive Forschung zur Optimierung der Bildqualität im µCT in Abhängigkeit von der Strahlendosis be- trieben (FORD et al., 2003; STEPINA, 2006).
0 A
σ = f I /I
ε Q S
2.2.2. Signal-Rausch-Verhältnis
Das Signal-Rausch-Verhältnis (Signal-to-Noise-Ratio, SNR) ist ein wichtiges Maß für die Bildqualität im Hinblick auf das Pixelrauschen (EWEN, 1998; KALENDER, 2006) und ergibt sich entsprechend
(9)
Das Signal ist der Mittelwert der CT-Zahlen in einem homogenen Auswertebe- reich (region of interest, ROI). Das Rauschen entspricht den Schwankungen des Signals um diesen Mittelwert. Die Größe des Bildpunktrauschens wird üblicher- weise in Form der Standardabweichung vom Mittelwert angegeben. Objekte im CT- Bild können nur erkannt werden, wenn das Signal größer ist als das Rauschen (LAUBENBERGER u. LAUBENBERGER, 1999).
2.2.3. Auflösung
Bei der Auflösung wird zwischen der Hochkontrast- oder Ortsauflösung und der Nied- rigkontrastauflösung unterschieden. Als Kontrast bezeichnet man im Allgemeinen Unterschiede in der Helligkeit bzw. Intensität von zwei nebeneinander liegenden Bildpunkten (EWEN, 1998). In der Computertomographie handelt es sich um die ab- solute Differenz der CT-Zahlen zweier benachbarter Strukturen bzw. Regionen des CT-Bilds (KALENDER, 2006) oder anders ausgedrückt, wie gut eine Struktur gegen den Hintergrund abzugrenzen ist (STOCK, 2009).
2.2.3.1. Ortsauflösung
Die Orts- oder Hochkontrastauflösung ist die Fähigkeit eines bildgebenden Systems, kleine, dicht nebeneinander liegende Punkte bei starkem Kontrast räumlich vonein- ander getrennt darzustellen (STOCK, 2009). Man differenziert weiter in die Auflösung
SNR = P σ P
σ
σ
in der Bildebene und entlang der z-Achse, also in Abtastrichtung. Bei einer geringen Ortsauflösung erscheint das CT-Bild unscharf.
In der Bildebene wird die Ortsauflösung vor allem von geometrischen Einflussgrößen bestimmt. Hierzu zählen unter anderem die Fokusgröße, die Detektorapertur und die Fokusbewegung während der Aufnahme. Je größer der Fokus und die Detektoraper- tur sind, desto stärker ist die Unschärfe bzw. umso geringer ist die Auflösung (STEPINA, 2006). Bei µCT-Systemen mit Kegelstrahlgeometrie hängt bei geringer Fokusgröße die Auflösung des Systems von der Auflösung des Detektors sowie der entstehenden Randunschärfe ab (STOCK, 2009).
Der Rekonstruktionsalgorithmus und der Faltungskern haben ebenfalls Einfluss. Die maximale Ortsauflösung kann nur mit einem scharfen Faltungskern erreicht werden.
Die oben genannten Einflussgrößen können vom Untersucher verändert werden. Die Ortsauflösung kann jedoch noch von der Größe der Bildmatrix des Wiedergabemoni- tors begrenzt werden. Strukturen, die nur so groß wie ein Pixel sind, werden nicht mehr originalgetreu abgebildet, selbst wenn die Detektorauflösung ausreicht.
Die Auflösung in z-Richtung entspricht im Prinzip der Schichtdicke der CT-Aufnahme (EWEN, 1998; KALENDER, 2006).
Die Messung der Ortsauflösung kann direkt mit Hilfe von Lochmustern oder Recht- eckrastern erfolgen. Die Ermittlung ist jedoch subjektiv, da die Löcher je nach Be- trachter als noch getrennt oder nicht mehr einzeln abgebildet erachtet werden kön- nen. Eine indirekte, aber objektive Messung der Ortsauflösung kann durch Berech- nung der Modulationsübertragungsfunktion (MÜF) erfolgen. Bei diesem Verfahren wird ein dünner Draht gescannt. Dabei entsteht die so genannte Punktbildfunktion, die durch Fouriertransformation in die MÜF umgerechnet wird. Die MÜF gibt an, mit welchem Kontrast unterschiedliche Ortsfrequenzen, die in Linienpaaren pro mm (Lp/mm) gemessen werden, vom jeweiligen (µ)CT-Gerät wiedergegeben werden. Zur Angabe der maximalen Ortsauflösung wird von den Herstellern der CT-Geräte häufig die MÜF herangezogen. Hierbei wird die Auflösung als die jeweilige Ortsfrequenz bei einem bestimmten Prozentwert der MÜF angegeben. In der Literatur und in Produkt- spezifikationen der Hersteller wird die Ortsauflösung über Werte zwischen 2 und 10%
der MÜF spezifiziert (EWEN, 1998; KALENDER, 2006; www.scanco.ch). Meistens handelt es sich jedoch um den 10%-Wert (DIN EN 61223-2-6, 2008).
2.2.3.2. Niedrigkontrastauflösung
Die Niedrigkontrastauflösung ist die Fähigkeit, feinste Strukturen mit niedrigem Kon- trast getrennt voneinander darzustellen. Man kann sie von der Niedrigkontraster- kennbarkeit abgrenzen, die angibt, ob ein einzelnes, kleines Objekt mit geringem Kontrast zur Umgebung noch abgebildet wird (KALENDER 2006; STEPINA, 2006).
Niedrigkontrastauflösung und -erkennbarkeit sind vor allem vom Pixelrauschen (s. Kap. 2.2.1) bzw. dem SNR (s. Kap. 2.2.2) abhängig (KALENDER, 2006). Ist der Intensitätsunterschied geringer als die Rauschamplitude, ist das Objekt nicht mehr erkennbar (EWEN, 1998). Aber auch die Ortsauflösung (s. Kap. 2.2.3.1) des Sys- tems spielt eine Rolle, da die Niedrigkontraststrukturen sehr klein sein können.
Die Bestimmung der Niedrigkontrastauflösung kann nicht rein objektiv erfolgen. Es muss von einem Betrachter bewertet werden, ob z. B. die Löcher auf (µ)CT-Bildern eines Phantoms mit verschiedenen Bohrlochreihen noch getrennt wahrgenommen werden können. Die subjektive Natur dieser Ermittlung wird noch dadurch verstärkt, dass verschiedene Phantome auf dem Markt erhältlich sind, die zu unterschiedlichen Ergebnissen führen (SÜSS et al., 1999).
2.2.4. Bildartefakte
Die Bildqualität muss auch dahingehend beurteilt werden, ob es sich bei dem vorlie- genden Bild um ein wirklichkeitsgetreues Abbild des Objekts handelt. Künstlich er- zeugte Abweichungen werden als Artefakte bezeichnet. Die im rekonstruierten Bild dargestellten CT-Zahlen entsprechen in diesen Fällen nicht den eigentlichen Dichte- werten des Objekts (RADÜ et al., 1994; BARRETT u. KEAT, 2004).
Artefakte beeinträchtigen die qualitative und quantitative Auswertung von (µ)CT- Bildern und können die Eignung der Bilder zur Diagnostik einschränken. Ausreichen-
de Kenntnis und Erfahrung des Betrachters sind zur Identifikation von Artefakten nö- tig (BARRETT u. KEAT, 2004; KALENDER, 2006).
Die Artefaktbildung kann unterschiedliche Ursachen haben. Das Objekt selbst kann z. B. durch Bewegung oder durch in ihm enthaltene Strukturen hoher Dichte wie z. B.
Metall zu Artefakten führen. Auch das (µ)CT-Gerät kann beispielsweise durch Fehler in der Technik zur Artefaktbildung beitragen. Außerdem können Artefakte durch Probleme in den physikalisch-technischen Prozessen der Datenakquisition oder im mathematischen Prozess der Bildrekonstruktion auftreten. Im Folgenden werden die wichtigsten Artefakte erläutert.
2.2.4.1. Strahlaufhärtungsartefakte
Zu Strahlaufhärtungsartefakten kann es kommen, wenn der Röntgenstrahl auf ein Objekt oder Strukturen im Objekt mit besonders hoher Dichte trifft. Die Berechnun- gen zur Bildrekonstruktion erfolgen auf der Basis, dass es sich um monochromati- sche Strahlung handelt und somit ein linearer Zusammenhang zwischen der Ge- samtschwächung des Strahls und der Objektdicke besteht. Da aber der Röntgen- strahl in Wirklichkeit polychromatisch ist, ist die Linearität nicht gegeben (BISOGNI et al., 2007). Vielmehr kommt es beim Auftreffen eines solchen Strahls auf ein sehr röntgendichtes Objekt zu stärkerer Absorption der Photonen niedriger Energie als der höherenergetischen, wodurch die mittlere Energie des Strahls ansteigt und er „härter“
wird. Dieser Effekt wird für Weichgewebe von der Software der CT-Geräte automa- tisch korrigiert. Eine gleichzeitige Korrektur auch für Knochen ist allerdings nur mit hohem Aufwand möglich (KALENDER, 2006).
Die Strahlaufhärtung kann zu dunklen, hypodensen Zonen oder Streifen oder zum so genannten Cupping-Effekt führen. Letzterer tritt im zentralen Bereich von Objekten auf und kann für den Betrachter schwer feststellbar sein, da die Gewebe lediglich etwas dunkler dargestellt werden als in anderen Regionen des Objekts. Ursache ist, dass Röntgenstrahlen, die das Objekt zentral passieren, durch die größere zurückge- legte Strecke stärker aufgehärtet werden als solche, die nur im Randbereich verlau- fen. Dadurch entsteht ein radiärer Gradient im linearen Schwächungskoeffizienten
mit zu geringen Werten in der Mitte und hohen Werten in der Peripherie (BARRETT u. KEAT, 2004; STOCK, 2009).
Hypodense Zonen entstehen zwischen zwei besonders röntgendichten Strukturen.
Hier kommt es in der Position der Röntgenröhre, bei der der Strahl beide Objekte durchdringt, zu einer stärkeren Strahlaufhärtung im Gegensatz zu einer Position, in der nur eines der Objekte passiert wird. Ein wichtiges Beispiel ist der so genannte Hounsfield-Balken, der bei Aufnahmen des Schädels im Bereich zwischen den aus besonders hartem Knochen aufgebauten Ossa petrosa des Schläfenbeins entsteht (BARRETT u. KEAT, 2004; KALENDER, 2006; STOCK, 2009).
Eine Reduktion von Strahlaufhärtungsartefakten kann durch „Vorhärten“ des Rönt- genstrahls erreicht werden, z. B. durch den Einsatz von Metallfiltern (BARRETT u.
KEAT, 2004), oder durch die Erhöhung der mittleren Energie durch Wahl höherer kV- Zahlen. Außerdem existieren Rekonstruktionsalgorithmen, die zumindest teilweise die Strahlaufhärtung korrigieren (PAULUS et al., 2000).
2.2.4.2. Partialvolumenartefakte
Zur Entstehung von Partialvolumenartefakten kann es an Übergängen von röntgen- dichten Strukturen wie Knochen zu wenig dichten Materialien wie Weichgewebe kommen. Sie treten auch auf, wenn ein größeres Objekt mit hohem Kontrast nur zum Teil in die zu scannende Schicht hineinragt und sich dadurch nur teilweise im Strah- lengang befindet (LAUBENBERGER u. LAUBENBERGER, 1999; BARRETT u.
KEAT, 2004). Letztere Partialvolumenartefakte liegen in z-Richtung, während sich die erstgenannten in der Aufnahmeebene befinden und auch als Abtastartefakte be- zeichnet werden (KALENDER, 2006).
Wenn in einem Voxel Gewebe hoher und niedriger CT-Zahl zusammen liegen bzw.
aus verschiedenen Richtungen für das entsprechende Voxel sehr unterschiedliche Dichten gemessen werden, entstehen durch den vom Detektor gebildeten Mittelwert der Schwächungswerte in diesem Voxel „Widersprüche“ im Datensatz. Hieraus resul- tieren schließlich nach der Bildrekonstruktion die Artefakte (GLOVER u. PELC, 1979).
Durch den Partialvolumeneffekt können im (µ)CT-Bild verschiedene Arten von Arte- fakten auftreten. Es können z. B. dunkle oder helle Streifen, Verschattungen oder eine Verfälschung der Konturen von Strukturen auftreten (HATHCOCK u. STICKLE, 1993). Um Partialvolumenartefakte zu verringern, kann die während der Messung gewählte Schichtdicke vermindert werden. Der Nachteil ist jedoch, dass dadurch das Pixelrauschen verstärkt wird (s. Kap. 2.2.1). Dies kann allerdings nachträglich wieder herabgesetzt werden, indem mehrere dünne Schichten zu einer dickeren zusam- mengefasst werden (BARRETT u. KEAT, 2004; KALENDER 2006).
2.2.4.3. Ringartefakte
Bei dieser Artefaktart handelt es sich um konzentrisch um die Scanachse angeordne- te Kreise oder Halbkreise. Sie entstehen durch Fehler im Ansprechverhalten einzel- ner Detektorelemente. Dies kann z. B. durch vollständigen Ausfall oder auch unvoll- ständige Kalibrierung einzelner Detektorpixel der Fall sein. In modernen µCT- Scannern haben die Detektoren eine hohe Qualität. Die Artefakte treten aber den- noch auf, beispielsweise wenn die Detektorantwort aufgrund von Strahlaufhärtung nicht linear ist oder durch Veränderungen in der Empfindlichkeit der Detektorelemen- te (SIJBERS u. POSTNOV, 2004). Außerdem können Mängel in der Hardware, wie z. B. unterschiedliche Dicken der Szintillatoren, winzige lokalisierte Defekte in den Kristallen oder eine fehlerhafte Ausleseelektronik, vorliegen (JORGENSEN et al., 1998). Die Software der (µ)CT-Geräte ist gewöhnlich in der Lage, leichte Detektorva- riationen zu erkennen und zu korrigieren. Das Auftreten von Ringartefakten kann al- so auch aus Softwarefehlern resultieren. Im Allgemeinen sind Gasdetektoren, die nur aus einer Kammer bestehen, weniger anfällig für die Entstehung von Ringartefakten als Szintillationsdetektoren, die aus einzelnen Detektorelementen aufgebaut sind (s.
Kap. 2.1.2) (BARRETT u. KEAT, 2004).
Ringartefakte sind leicht als solche zu erkennen und spielen bei der Bildbeurteilung daher nur insofern eine Rolle, als dass sie im (µ)CT-Bild wichtige Strukturen überla- gern und so die Interpretation erschweren können. Wenn eine quantitative Auswer-
tung erfolgen soll, ist der Einfluss der Ringartefakte von größerer Bedeutung (RADÜ et al., 1994; BARRETT u. KEAT, 2004; SCHULMAN, 2010).
2.2.4.4. Bewegungsartefakte
Diese Artefakte basieren auf Bewegungen des Patienten bzw. Versuchstieres wäh- rend einer Aufnahme. Während willkürliche Bewegungen eingeschränkt werden kön- nen, sind andere nur schwer zu verhindern, wie z. B. Atmung oder Herzschlag. Es entstehen Verschattungen oder Streifen und unscharfe Konturen. Die Artefakte tre- ten dabei nicht nur lokal, sondern im gesamten Bild auf. Dies ist durch den Ablauf der Bildrekonstruktion bedingt (BARRET u. KEAT, 2004; KALENDER, 2006). Bei den meisten CT-Scannern erfolgt eine automatische Korrektur durch die Software. Es gibt auch andere Ansätze zur Verminderung von Bewegungsartefakten (BARRETT u.
KEAT, 2004).
2.3. Messgröße der Strahlendosis in der CT
Die in der CT international anerkannte Messgröße für die Strahlendosis ist der so genannte computertomographische Dosisindex (engl. „Computed Tomography Dose Index“, CTDI) (IEC, 2004). Beim CTDI handelt es sich um das Integral über das Do- sisprofil in der Rotationsachse (z-Achse) eines einzelnen Scans. Der CTDI be- schreibt die beim Scannen einer einzelnen Schicht applizierte Strahlendosis und be- rücksichtigt dabei nicht nur die innerhalb der eingeblendeten Schicht auftreffende Dosis, sondern auch Beiträge, die z. B. durch Streustrahlung verursacht werden (KRIEGER, 2002; PROKOP, 2002; KALENDER, 2006). Der CTDI wird mit Hilfe von 100 mm langen Ionisationskammern gemessen (CTDI 100), die sich entweder frei in der Gantryöffnung des CT befinden (CTDI in Luft, CTDI Luft) oder zentral sowie peri- pher in 10 mm Tiefe auf 12-, 3-, 6- und 9-Uhr-Position in einem zylindrischen CTDI- Phantom untergebracht sind. Die Standardphantome für die klinische CT bestehen aus Plexiglas und haben einen Durchmesser von 16 oder 32 cm, um den Schädel- bzw. Körperstammdurchmesser des Patienten zu repräsentieren (IEC, 1999). Die
Angabe des CTDI-Wertes erfolgt in der Einheit mGy, üblicherweise normiert auf ein Röhrenstrom-Zeit-Produkt von 1 mAs oder 100 mAs (BONGARTZ et al., 1998;
EWEN, 1998; KRIEGER, 2002; MORIN et al., 2003; IEC, 2004; KALENDER, 2006).
Der CTDI ist entsprechend
(10)
definiert (BONGARTZ et al., 1998; IEC, 2004). Dabei steht n für die Normierung des CTDI auf ein Röhrenstrom-Zeit-Produkt, das Subskript 100 für die Integrationslänge von 100 mm über das Dosisprofil in z-Richtung. Die Variable x gibt an, ob der entsprechende CTDI-Wert in Luft ( ), zentral ( ) bzw. peripher ( ) im Phantom gemessen oder gewichtet ( ) angegeben wurde. M ist die Anzahl der Schichten und die Schichtdicke.
Beim gewichteten CTDI (CTDIw) handelt es sich um einen Durchschnittswert für die im Phantomquerschnitt gemessene Strahlendosis. Er wird entsprechend
(11) berechnet.
Der CTDI-Wert kann verwendet werden, um die bei einer vollständigen Untersu- chung auf den Patienten einwirkende Strahlendosis abzuschätzen.
Von den CT-Herstellern wird der CTDI als einer der Systemparameter angegeben und bei Konstanz- und Abnahmeprüfungen regelmäßig überprüft. Dies muss auch bei µCT-Geräten erfolgen, die der Anwendung im humanmedizinischen Bereich die- nen. Da das Messfeld (Field of View, FOV) bei diesen Geräten jedoch deutlich gerin- ger ist (XtremeCT, Fa. Scanco Medical: 126 mm), werden anstelle der o. g. Phanto- me spezielle µCT-Phantome verwendet, die nur einen Durchmesser von 100 mm haben (SCANCO, 2005).
2.4. Unterschiede zwischen µCT und klinischer CT
Die µCT ist ein hochauflösendes, Hochgeschwindigkeits-Schnittbildverfahren, mit dem sowohl Knochen- als auch Fett- und Weichgewebe dargestellt werden können.
+ 50 mm
n 100,x
- 50 mm
CTDI = 1 D(z)dz
M S
D(z)
x = Luft x = c x = p
x = w S
nCTDI100,w=1 3nCTDI100,c+ 2 3nCTDI100,p
Sie basiert auf denselben physikalischen Grundlagen wie die klinische CT (s. Kap.
2.1.3). Allerdings gibt es zwischen beiden einige wesentliche Unterschiede.
Der wichtigste Unterschied liegt in der maximal erreichbaren Ortsauflösung (ENGELKE et al., 1999). Gegenwärtig werden bei klinischen Computertomographen isotrope Ortsauflösungen von bis zu 240 µm erreicht. Die Grenze zum µCT ist will- kürlich gewählt, üblicherweise werden jedoch Geräte mit einer Ortsauflösung unter 100 µm als µCT bezeichnet (HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002; STEPINA, 2006;
STOCK, 2009). Hier liegen die isotropen Ortsauflösungen je nach Gerätetyp bei 5 bis 50 µm. µCT-Scanner, die nur für in vitro-Messungen herangezogen werden, errei- chen höhere Auflösungen als solche, die für in vivo-Aufnahmen konzipiert sind.
Um diese hohe Ortsauflösung zu ermöglichen, unterscheiden sich die µCT-Geräte auch in ihrem Aufbau wesentlich von klinischen CT-Scannern. Beispielsweise kön- nen konventionelle Röntgenröhren aufgrund ihrer hohen Fokusgröße in der µCT nicht eingesetzt werden. Es sind spezielle Mikrofokusröntgenröhren mit Fokusgrößen unter 100 µm notwendig (ENGELKE et al., 1999). Durch den kleinen Fokus sind Auf- nahmen mit hoher Ortsauflösung bei geringer Randunschärfe erst möglich (HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002). Allerdings ist bei Mikrofokusröntgenröhren auch die Röhrenleistung im Vergleich zu konventionellen Röntgenquellen einge- schränkt, was eine verringerte Intensität der Strahlung bedeutet. Die maximale Orts- auflösung des Geräts hängt jedoch von der Strahlenintensität ab, also der Anzahl der Photonen auf einer bestimmten Fläche pro Zeiteinheit. Diese wiederum wird neben der Röhrenleistung auch von der Messzeit und der Probengröße bestimmt. Das im- pliziert, dass bei einem µCT im Vergleich zum konventionellen CT die Messzeiten höher und die Probendurchmesser deutlich kleiner sein müssen (ENGELKE et al., 1999; WANG et al., 2005). Daher ist auch das FOV von µCT-Geräten nur bis zu 12,5 cm groß (XtremeCT, Fa. Scanco Medical AG, Schweiz), während es bei klini- schen Computertomographen bis zu 70 cm beträgt. Je kleiner also eine Probe ist, desto geringer kann die Ortsauflösung bei akzeptabler Dauer der Messung gewählt werden.
Die Messzeiten betragen bei der konventionellen CT Millisekunden bis Sekunden. In der µCT können die Zeiten nur bis in den Sekundenbereich reduziert werden. Dies
ermöglicht die optimale Ausnutzung des Röntgenstrahls durch Verwendung der Ke- gelstrahlgeometrie in Verbindung mit Flächendetektoren. Die Anwendung von Flä- chendetektoren ist ein weiterer Unterschied zur klinischen CT, wo nur Mehrzeilende- tektoren eingesetzt werden. Die Kegelstrahlgeometrie findet man inzwischen in bei- den Gerätetypen.
In einigen µCT-Scannern kommt statt einer Mikrofokusröntgenröhre eine Synchro- tronstrahlenquelle zum Einsatz. Die emittierte Strahlung hat eine besonders hohe Intensität. Daher ermöglicht die Synchrotrontechnologie eine sehr hohe Ortsauf- lösung (< 5 µm) bzw. das Einhalten besonders kurzer Scanzeiten. Außerdem können spezielle Filter eingesetzt werden, die polychromatische zu fast monochromatischer Strahlung reduzieren, wobei die Synchrotronstrahlung eine immer noch ausreichende Intensität behält (DECRAEMER et al., 2003). Nachteile sind unter anderem, dass die benötigten Synchrotrone nicht zu transportieren sind und nur an wenigen Orten zur Verfügung stehen, so dass mit den Messungen auch hohe Kosten verbunden sind (ENGELKE et al., 1999).
Bezüglich ihres Anwendungsbereichs und daher auch des Aufbaus kann man die µCT-Scanner in zwei verschiedene Gruppen einteilen, die in vivo- und die in vitro- µCT (s. Kap. 2.5) (KALENDER, 2006). Letztere unterscheiden sich unter anderem dadurch, dass die Objekthalterung rotiert und das Röntgenquelle-Detektor-System ortsfest ist. In der in vivo-Bildgebung muss der Patiententisch stationär sein und die Gantry rotieren, damit der Patient über Schläuche mit Narkosegas versorgt werden kann (s. Kap. 2.5.1.1 und 2.5.1.2).
Außerdem ist bei einigen in vitro-Geräten die Lage des Objekts zwischen Quelle und Detektor variabel. Durch Veränderung des Abstands von Objekt zu Röntgenquelle kann die Vergrößerung beliebig eingestellt werden. Allerdings wird, bedingt durch die Brennfleckgröße, bei zunehmender Annäherung des Objekts an die Quelle das ent- stehende CT-Bild immer unschärfer. Außerdem darf das Projektionsbild nicht größer sein als der Detektor selbst, da sonst während der Bildrekonstruktion Artefakte ent- stehen (PAULUS et al., 2000; LANGHEINRICH et al., 2004).
2.5. Anwendungsbereiche der Mikro-CT
Bei der µCT kann man präklinische und klinische Anwendung unterscheiden. Außer- dem kann man beide weiter in die bereits erwähnten Gruppen in vivo- und in vitro- Bildgebung einteilen. Die hohe Auflösung und die Möglichkeit der nicht-destruktiven Analyse von Objekten oder Geweben macht die µCT zu einem extrem vielseitig ein- setzbaren Verfahren. Sie findet daher nicht nur im medizinischen Bereich Anwen- dung, sondern auch in der Industrie und Geologie. Sie wird z. B. in der Material- und Bauteilentwicklung (VAN KAICK u. DELORME, 2005) sowie in der Automobilindustrie herangezogen (BAUER et al., 2004).
2.5.1. Präklinische Anwendung
Die µCT kommt in der biomedizinischen Forschung mit immer weiter steigender Fre- quenz zum Einsatz. Während früher nur Gewebe, Organe oder Biopsiematerial un- tersucht, also die so genannten in vitro-Messungen durchgeführt wurden, gewinnt heutzutage die Kleintierbildgebung bzw. in vivo-Anwendung der µCT, bei der vor al- lem kleine Labortiere gescannt werden, an Bedeutung (PAULUS et al., 2000, 2001;
HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002; STOCK, 2009).
2.5.1.1. In vitro-Untersuchungen
Bei der Anwendung der µCT als in vitro-Verfahren werden vor allem Geräte verwen- det, bei denen die Gantry stationär ist und das Objekt rotiert. Außerdem kann mit Röntgenröhren gearbeitet werden, die einen besonders kleinen Fokus und damit ei- ne sehr hohe Ortsauflösung haben, da die längere Scandauer und höhere Strahlen- dosis bei nicht lebenden Objekten nur eine untergeordnete Rolle spielen.
Für die in vitro-µCT finden sich vielfältige Anwendungsgebiete. Sie dient z. B. der Messung von Strukturparametern des Knochens im Rahmen der Forschung auf dem Gebiet der Osteoporose (STENSTRÖM et al., 1998; DING et al., 2003; MacNEIL u.
BOYD, 2007) und Osteoarthritis (DEDRICK et al., 1993; KAPADIA et al., 1998) sowie
der tumorinduzierten Osteolyse an entsprechenden Tiermodellen (KURTH et al., 2000; KURTH u. MÜLLER, 2001). Hier werden sowohl ganze Knochen als auch klei- ne Knochenproben verwendet. Außerdem wird sie in Studien zum Abbau von Mag- nesium-Implantaten (VON DER HÖH et. al., 2006) herangezogen und kommt auch in der zahnmedizinischen Forschung zum Einsatz (LEE et al., 2008; WIERZBICKI et al., 2009).
Die Anwendung beschränkt sich aber nicht nur auf Knochen und andere kalzifizierte Gewebe. Es wird ebenfalls versucht, weitere Bereiche des Körpers darzustellen. Den Anfang machten BOYDE et al. (2000) mit der Darstellung eines vollständigen Maus- embryos.
Einige Arbeitsgruppen verwenden die in vitro-µCT in der vaskulären Grundlagenfor- schung an verschiedenen Organen. So wurden vor allem an Kunststoffpräparaten der entsprechenden Organe die Aufzweigung, Abmessungen und Mikroarchitektur des Koronargefäßsystems (JORGENSEN et al., 1998), Portalvenensystems (ANANDA et al., 2006; DEN BUIJS et al., 2006), der Nierengefäße (GARCIA-SANZ et al., 1998) und des Gefäßsystems der Plazenta (LANGHEINRICH et al., 2004a) dargestellt. In weiteren Arbeiten konnten LANGHEINRICH et al. (2004) zeigen, dass mit der µCT nicht nur die Anatomie dargestellt werden kann, sondern auch die Mög- lichkeit der klinischen Anwendung bei der Darstellung der Gefäße besteht. Es gelang ihnen, Stenosen im kardiopulmonalen Gefäßsystem abzubilden und verschiedene Gefäßparameter zu quantifizieren.
Ein weiteres wichtiges Einsatzgebiet, auf dem die µCT inzwischen verstärkt heran- gezogen wird, ist die Überprüfung der Wirksamkeit von Medikamenten vor ihrem kli- nischen Einsatz (KURTH et al., 2000; BATTAGLINO et al., 2007; LIU et al., 2008) sowie die genauere Untersuchung ihres Wirkungsmechanismus (DING et al., 2003).
2.5.1.2. In vivo-Untersuchungen
In der in vivo-µCT werden andere Scanner genutzt als zur in vitro-Bildgebung. Der größte Unterschied ist, dass die Tiere für die Aufnahmen in Narkose liegen. Da sie also über entsprechende Schläuche mit Anästhesiegas versorgt werden müssen,
wäre ein rotierender Objekttisch nicht praktikabel. Deshalb haben in vivo-µCT einen ähnlichen Aufbau wie klinische CT mit stationärem Patiententisch und rotierendem Röhre-Detektor-System (PAULUS et al., 1999; HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002; KALENDER, 2006).
Außerdem spielt bei in vivo-Messungen die Strahlendosis eine wichtige Rolle. Sie sollte schon aus Tierschutzgründen möglichst gering gehalten werden, da sie akute Auswirkungen haben und auch zu Tumoren und genetischen Langzeitschäden füh- ren kann. Andererseits muss natürlich eine ausreichend hohe Auflösung und Bild- qualität erreicht werden, um wichtige Bilddetails erkennen zu können. Zur Darstellung von kleinen Strukturen wie Basiseinheiten von Organen, z. B. Nephronen oder Kno- chentrabekeln, wird eine Ortsauflösung von mindestens 100 µm benötigt (RITMAN, 2007). Die Messungen sollten stets unter Beachtung des ALARA-Prinzips (engl. „as low as reasonably achievable“) geplant werden (KALENDER, 2006). Gerade bei Tie- ren, die wiederholt gescannt werden, muss die Strahlenexposition beachtet werden.
Dies trifft insbesondere für die Tumorforschung zu, wo das Tumorwachstum nicht durch die Strahlenexposition infolge der µCT-Untersuchungen beeinflusst werden darf (CARLSON et al., 2007).
Die Weiterentwicklung zur in vivo-µCT war für die Forschung ein wichtiger Schritt.
Auf diese Weise müssen die Versuchstiere bei Langzeitstudien, wie z. B. zur Erfor- schung von Krankheitsverläufen oder Erprobung von Medikamenten, nicht mehr wie zuvor zu bestimmten Zeitpunkten getötet, sondern können immer wieder mit diesem nicht-invasiven Verfahren untersucht werden. Veränderungen an Organen oder an- deren Strukturen sowie ihre weitere Entwicklung können somit langfristig im selben Tier kontrolliert werden. Dadurch werden in der Forschung deutlich geringere Tier- zahlen benötigt (PAULUS et al., 2001; HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002).
Die Versuchstierbildgebung wird ebenso vielfältig eingesetzt wie in vitro-Messungen.
Es werden beispielsweise Untersuchungen der Knochenmikroarchitektur und des Wachstums durchgeführt (DeCLERCK et al., 2004). Weitere wichtige Einsatzgebiete sind wie in der in vitro-Bildgebung die Forschung auf den Gebieten der Osteoporose
(BOYD et al., 2006; ZEBAZE et al., 2007; CAMPBELL et al., 2008) und der Os- teoarthritis (McERLAIN et al., 2008).
Es werden ebenfalls nicht nur Knochen, sondern auch Weichgewebe dargestellt. Die in vivo-µCT wird z. B. in der Tumorforschung eingesetzt (SAVAI et al., 2009).
PAULUS et al. (2000) haben festgestellt, dass verschiedene Tumore, unter anderem Knochen- und Lungentumore, in transgenen Mäusen mittels µCT darstellbar sind.
Weitere Studien haben sich mit der Darstellung der Lunge beschäftigt und zum Bei- spiel die Nachweisbarkeit von Lungentumoren (DeCLERCK et al., 2004) und Lun- generkrankungen im Allgemeinen (JOHNSON, 2007) untersucht. Auch hier wurden positive Ergebnisse im Hinblick auf die mögliche Unterscheidung von gesundem und erkranktem Lungengewebe erzielt.
Eine Studie von PERSY et al. (2006) zeigte, dass mittels in vivo-µCT an Ratten mit chronischem Nierenversagen eine mit dieser Erkrankung einhergehende Kalzifizie- rung der Aorta im Thoraxbereich dargestellt werden kann. Es lassen sich auch noch weitere Organe gut mittels der µCT darstellen, wie z. B. die Niere (ALMAJDUB et al., 2008) oder das Herz (BADEA et al., 2004; DETOMBE et al., 2008).
Wie bereits erwähnt, ist die Kleintierbildgebung auch bei der Erprobung der Wirk- samkeit von pharmazeutischen Präparaten ein sehr wichtiges Verfahren (BROUWERS et al., 2008; TSUTSUMI et al., 2008).
2.5.2. Klinische Anwendung
Die µCT wird heutzutage nicht mehr ausschließlich für präklinische Untersuchungen eingesetzt, sondern findet auch im klinischen Bereich Anwendung. So wird sie bei- spielsweise zur Osteoporosediagnostik und Überprüfung des Therapieverlaufs beim Menschen herangezogen. Dabei kommt sie sowohl in Form der in vitro-µCT durch das Scannen von kleinen Knochenproben (KAZAMA et al., 2009) als auch als in vivo- Verfahren (KAZAKIA et al., 2008) zum Einsatz. Bei letzteren findet das bislang für klinische Untersuchungen einzige kommerziell erhältliche XtremeCT der Fa. Scanco Medical AG (Schweiz) Anwendung. Auch in der Zahnheilkunde wird die µCT für klini- sche Zwecke verwendet. Haupteinsatzgebiete sind dabei die Planung der
Platzierung von Zahnimplantaten sowie die Diagnose von Zahninfektionen und Ent- zündungen von Implantaten (SUOMALAINEN et al., 2007).
2.6. Anwendung der µCT am humanen und tierischen Ohr
Im Bereich des Ohrs wird die µCT ebenfalls eingesetzt, bislang allerdings nur präkli- nisch. Mehrere Arbeiten haben sich damit befasst, die Anatomie des Mittel- und In- nenohrs oder bestimmter Strukturen mittels µCT möglichst detailliert darzustellen.
Sie verwendeten dabei Präparate von Menschen und verschiedenen Tierarten wie Gerbil, Meerschweinchen oder Katze (VOGEL, 1999; DECRAEMER et al., 2003;
LANE et al., 2004; ELKHOURI et al., 2006; POZNYAKOVSKIY et al., 2008). Andere Studien haben sich nicht auf die knöchernen Strukturen beschränkt, sondern es wur- den auch die Weichgewebe abgebildet (UZUN et al., 2007; SIM u. PURIA, 2008). Die Möglichkeit, Details des Ohrs mit Hilfe der µCT darzustellen, spielt im Hinblick auf die Forschung eine wichtige Rolle, z. B. zum Verständnis der Schallübertragung (VOGEL, 1999; DECRAEMER et al., 2003; POZNYAKOVSKIY et al., 2008; PURIA u.
STEELE, 2010). Auch für die klinische Anwendung in der Diagnostik und Therapie kann die µCT sehr nützlich sein, wie z. B. bei der Planung von Cochleaimplantaten (POSTNOV et al., 2006; LEE et al., 2010). Für die Forschung auf dem Gebiet der Therapie von Taubheit werden häufig Katzen herangezogen (BENITEZ et al., 1971;
FRANZ et al., 1987; KRETZMER et al., 2004; MIDDLEBROOKS u. SNYDER, 2007).
In einer Studie von POSTNOV et al. (2006) wurde an fixierten Schläfenbeinen ge- zeigt, dass die Anwendung der µCT bei der Entwicklung und korrekten Positionie- rung von Elektroden für Cochleaimplantate helfen kann.
Weitere Studien beschäftigten sich mit der Darstellbarkeit von pathologischen Verän- derungen im Bereich des Mittel- und Innenohrs. Eine Arbeit beschreibt beispielswei- se die Möglichkeit, Läsionen der Gehörknöchelchen zu zeigen (PARK et al., 2004), eine andere, genetisch bedingte Anomalien am Innenohr darzustellen (VAN SPAENDONCK et al., 2000).
Alle oben erwähnten Studien haben gemeinsam, dass nie der gesamte Kopf ge- scannt wurde. Es wurden immer mindestens das Schläfenbein oder Teile des Ohrs
ausgesägt und anschließend zur Messung verwendet. Die µCT-Aufnahmen entstan- den im Prinzip unter vereinfachten Bedingungen, da Weichgewebe und Knochen, die die relevanten Regionen umgeben, vor den Aufnahmen entfernt wurden. Es kann somit nicht angenommen werden, dass die Qualität der entstandenen Bilder bei in vivo-Aufnahmen reproduzierbar ist. Auch die Ortsauflösung, mit der die meisten Scans angefertigt wurden, kann bei µCT-Messungen am lebenden Tier nicht erreicht werden, da das Objekt in diesen Fällen größer ist als die in den Studien verwendeten Proben. Eine gleiche Ortsauflösung würde die Scanzeit und aufgenommene Strah- lendosis zu stark erhöhen (s. Kap. 2.4 und 2.5.1.1). Die Aufnahmeparameter können ebenfalls nicht übertragen werden.
WANG et al. (2005) arbeiten an einem klinischen µCT-Scanner, der der Aufnahme des menschlichen Os temporale und dabei der Darstellung von Mittel- und Innenohr dienen soll. Im Zuge der Entwicklung haben sie als einzige bereits µCT-Scans von ganzen Katzenköpfen angefertigt.
2.7. Anatomie des felinen Mittel- und Innenohrs
Das Ohr setzt sich aus drei verschiedenen Anteilen zusammen (Abb. 4): dem äuße- ren Ohr, zu dem die Ohrmuschel und der äußere Gehörgang gehören, dem Mittelohr, das aus Paukenhöhle (Cavum tympani), Gehörknöchelchen und Tuba auditiva be- steht sowie dem Innenohr, zu dem das knöcherne und das häutige Labyrinth gehö- ren. Das Ohr beherbergt das Gehör- und das Gleichgewichtsorgan (KÖNIG u.
LIEBICH, 2001; NICKEL et al., 2001).
