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Vergleichende Untersuchung konventioneller und digitaler intraoraler Röntgentechnik
in der Tierzahnmedizin
INAUGURAL – DISSERTATION
zur Erlangung des Grades eines Doktors der Veterinärmedizin (Dr. med. vet.)
durch die Tierärztliche Hochschule Hannover
Vorgelegt von Markus Eickhoff
aus Lennestadt
Hannover 2002
1. Gutachter: Univ.-Prof. Dr. Michael Fehr 2. Gutachter: Univ.-Prof. Dr. Peter Stadler
Tag der mündlichen Prüfung: 05.06.2002
meinen Eltern
1 Einleitung... 9
2 Literaturübersicht... 11
2.1 Geschichte und Prinzipien dentalen Röntgens... 11
2.1.1 Konventionelles dentales Röntgen in der Humanmedizin ... 11
2.1.2 Konventionelles dentales Röntgen in der Veterinärmedizin ... 17
2.1.3 Digitales dentales Röntgen in der Humanmedizin... 21
2.1.4 Digitales dentales Röntgen in der Veterinärmedizin... 25
2.2 Prinzip der Bildgewinnung in der dentalen Radiographie ... 26
2.2.1 Prinzip konventionellen dentalen Röntgens ... 26
2.2.2 Prinzip digitalen dentalen Röntgens... 27
2.3 Bildarchivierung... 36
2.3.1 Bildarchivierung in der konventionellen dentalen Radiographie... 36
2.3.2 Bildarchivierung in der digitalen dentalen Radiographie ... 36
2.3.3 Telemedizin... 38
2.4 Qualität dentalen Röntgens... 40
2.4.1 Prinzipien der Qualitätsbeurteilung ... 40
2.4.2 Qualität konventioneller dentaler Röntgenbilder... 47
2.4.3 Qualität digitalisierter konventioneller dentaler Röntgenbilder ... 49
2.4.4 Qualität digitaler dentaler Röntgenbilder ... 50
2.4.4.1 Allgemeines ... 50
2.4.4.2 Bildverbesserung ... 55
2.4.4.3 Bildrestaurierung... 59
2.4.4.4 Bildanalyse... 59
2.4.4.5 Bildkompression... 61
2.4.4.6 Bildsynthese... 61
2.4.4.7 Problemstellungen digitaler Technik ... 62
2.5 Gegenwärtiger Stand der digitalen Radiographie... 67
2.5.1 Humanmedizin ... 67
2.5.2 Tiermedizin... 68
3 Untersuchungsgut, Material und Methoden... 70
3.1 Untersuchungsgut ... 70
3.2 Geräteausstattung... 72
3.2.1 Konventionelles dentales Röntgen... 72
3.2.1.1 Dentale Röntgeneinheit ... 72
3.2.1.2 Filme ... 72
3.2.1.3 Entwicklungsmaschine... 73
3.2.1.4 Röntgenbildbetrachter... 74
3.2.2 Digitales dentales Röntgen ... 74
3.2.2.1 Dentale Röntgeneinheit ... 74
3.2.2.2 Sensoren... 74
3.2.2.3 PC-System... 75
3.2.2.4 Software... 76
4 Ergebnisse ... 90
4.1 Platzieren der Sensoren und Projektionsgeometrie ... 90
4.1.1 Hund ... 90
4.1.2 Katze... 90
4.1.3 Heimtiere (Kaninchen, Meerschweinchen, Chinchilla) ... 91
4.1.4 Exoten (Leguan, Schlange)... 91
4.2 Mehraufnahmen ... 91
4.3 Qualitative Bewertung konventioneller und digitaler Röntgenaufnahmen .. 92
4.3.1 Hund ... 92
4.3.2 Katze... 101
4.3.3 Heimtier... 107
4.3.4 Exot... 114
4.3.5 Qualitativer Vergleich in absoluten Zahlen... 120
4.3.6 Beste digitale Darstellung ... 121
4.3.7 Nachbearbeitungsoptionen ... 121
4.3.7.1 Kontrast- und Helligkeitsvariation... 121
4.3.7.2 Invertieren ... 122
4.3.8 Blooming ... 124
4.4 Dosisreduktion... 124
5 Diskussion ... 125
5.1 Platzierung der Sensoren... 125
5.1.1 Platzierung der Sensoren beim Hund ... 127
5.1.2 Platzierung der Sensoren bei der Katze... 127
5.1.3 Platzierung der Sensoren beim Heimtier... 128
5.1.4 Platzierung der Sensoren bei Exoten... 130
5.2 Qualität konventioneller und digitaler Röntgenaufnahmen im Vergleich .. 130
5.2.1 Hund ... 133
5.2.2 Katze... 134
5.2.3 Heimtier... 135
5.2.4 Exot... 136
5.3 Diagnostischer Nutzen digitaler Technik ... 137
5.4 Dosisreduktion... 138
5.5 Ökonomischer Nutzen digitaler Technik... 140
5.6 Ökologischer Nutzen digitaler Technik ... 145
5.7 Kommunikativer Nutzen digitaler Technik ... 145
5.8 Problemstellungen digitaler Bildgewinnung... 146
5.8.1 Sensoren... 146
5.8.2 Qualität... 147
5.8.3 Hardcopy und Papierausdruck... 151
5.8.4 Datensicherheit ... 152
5.8.5 Veterinärmedizinsche Adaptation... 153
5.8.6 Tierzahnheilkundliche Erwartungen ... 154
8 Literaturverzeichnis ... 161
A-DSL Asymmetric Digital Subscriber Line
ca. circa
CCD Charged Coupled Device CID Charge Induction Device
CMOS Complementary Metal Oxide Semiconductor
CMOS APS Complementary Metal Oxide Semiconductor Active Pixel Sensor DICOM Digital Imaging and Communications in Medicine
DIR Digital Image Ratio dpi dots per inch
DQE Detective Quantum Efficiancy DSR Digitale Subtraktions-Radiographie FDI Féderation Dentaire Internationale
ISO International Standardisation Organisation JPEG Joined Photographic Experts Group
kV Kilovolt
lp/mm Linienpaare pro Millimeter
mA Milliampere
mAs Milliampere-Sekunde Produkt
MB Mega Byte
MOS Metal Oxide Semiconductor mSv Millisievert
MTF Modulation Transfer Funktion
OK Oberkiefer
PC Personal Computer
PSP Photostimulable Phosphorplates RAM Random Access Memory
SNR Signal to Noise Ratio
Tab. Tabelle
TACT Tuned Aperture Computed Tomography
TCP/IP Transmission Control Protocol/Internet Protocol TFT Thin Film Transistor
TIFF Tagged Image File Format
UK Unterkiefer
1 Einleitung
Eine stetig sich weiterentwickelnde Veterinärmedizin hat insbesondere in den letzten beiden Jahrzehnten zu einer Diversifikation der einzelnen medizinischen Sparten geführt. Vom allgemein praktizierenden Tierarzt mit gemischtem Klientel, der sowohl die Wüstenrennmaus als auch den Holsteiner Kaltblüter adaequat behandeln muss, bis hin zu einem Veterinär, der sich in vielen sehr spezialisierten Bereichen einer durch die Fortschritte in der Humanmedizin gestiegenen Erwartungshaltung seiner Klienten ausgesetzt sieht. Diesen Anforderungen kann er nur über eine Spezialisierung mit Beschränkung auf eine oder wenige Spezies sowie bestimmte medizinische Fachsparten gerecht werden.
Das positive Charakteristikum eines teils mit einer gewissen Latenz der Humanmedizin nachfolgenden veterinärmedizinischen Fortschrittes besteht in der Möglichkeit, schon erprobte Verfahren und Methoden zu übernehmen, zu modifizieren und ggf. zu verbessern. Auch die Tierzahnmedizin profitiert von den Errungenschaften der humanmedizinischen Zahnheilkunde. Vor allem im Bereich der Materialkunde können langjährige Erfahrungen der Humanmedizin meist komplikationslos übernommen werden. Viele Instrumente und Hilfsmittel sind jedoch deutlich auf den menschlichen Bedarf zugeschnitten, so dass allein schon aufgrund anatomischer und funktioneller Aspekte eine reibungslose Integration in die tiermedizinische Versorgung nicht möglich ist.
Das dentale Röntgen hat sich in der veterinärmedizinischen Zahnheilkunde wie in der Humanmedizin als unabdingbares diagnostisches Hilfsmittel erwiesen (VERSTRAETE et al. 1998a, b; GRACIS 2001). Die Bedeutung kann man daraus ersehen, dass die Erstellung eines vollständigen Zahnstatus „state of the art“
darstellt. Die digitale Radiographie stellt selbst in der Humanmedizin eine noch sehr junge, sich aber rasant entwickelnde Technik dar (PRESTON 1999; WHITE et al.
1999). Viele Fragestellungen, z. B. hinsichtlich Bildqualität oder Datensicherheit,
Die Zielsetzung dieser Arbeit ist die Beantwortung der Frage, ob das digitale dentale Röntgen als diagnostisches Hilfsmittel auch in der Veterinärmedizin Anwendung finden kann bzw. welche Vor- und Nachteile sich im Vergleich zur konventionellen Röntgentechnik ergeben. Der Einsatz des Sidexis-Systems der Firma Sirona (Deutschland) an der Klinik für kleine Haustiere der Tierärztlichen Hochschule Hannover beschränkt sich dabei in dieser Studie auf die Spezies Hund, Katze, Heimtiere und Exoten.
2 Literaturübersicht
2.1 Geschichte und Prinzipien dentalen Röntgens
2.1.1 Konventionelles dentales Röntgen in der Humanmedizin
Nur wenige Wochen nach Entdeckung der Röntgenstrahlen im Jahre 1895 durch Wilhelm Conrad Röntgen wurden die ersten Aufnahmen von Zähnen und Kiefer angefertigt (SONNABEND 1988). Hat sich seitdem im Einzelnen vieles geändert, so ist das zugrundeliegende Prinzip dasselbe geblieben.
Im Rahmen dieser Studie wird unter dentaler Radiographie insbesondere das intraorale dentale Röntgen verstanden. Andere Bereiche der zahnärztlichen Radiologie wie Panoramaschichtaufnahmen oder Fernröntgen werden aufgrund der zur Verfügung stehenden Geräteausstattung sowie des Grundansatzes dieser Arbeit nicht näher beleuchtet.
Zur Erstellung von dentalen Röntgenaufnahmen werden dentale Kleinröntgengeräte eingesetzt. Die Röntgenröhre ist zusammen mit allen anderen zur Stromerzeugung und Strommodifikation notwendigen Apparaturen im Röhrengehäuse untergebracht, welches inwandig mit einer Bleischutzfolie versehen ist. Die zur Erzeugung von Röntgenstrahlen notwendige Anode und Kathode befinden sich gemeinsam innerhalb eines Glaszylinders in der Röntgenröhre (SONNABEND 1988; RAHN 1989).
Die aufgrund der geringen Leistung dentaler Kleinröntgengeräte zur Anwendung kommende Festanode ist abgeschrägt, der Brennfleck hat eine Grösse von weniger als einem Quadratmillimeter. Sowohl die sich in der Röntgenröhre befindliche Draht- Kathode als auch die scheibenförmige Anode bestehen in der Regel aus Wolfram, um den bei Betrieb entstehenden Hitzebedingungen standhalten zu können (Schmelzpunkt Wolfram ca. 3400°C). Der für den Betrieb der Röntgenanlage
Schwankungen. Transformatoren sind notwendig, um den unterschiedlichen Anforderungen von Heizstrom (6-12 V) und Röhrenstrom (bis 90 V) gerecht zu werden (SONNABEND 1988; RAHN 1989).
Die Röhrenspannung dentaler Röntgengeräte bewegt sich zwischen 50 und 90 kV, die Heizstromstärke liegt zwischen 7 und 15 mA. Da diese Werte durch die Gerätekonzeption in der Regel unveränderlich sind, erfolgt die Beeinflussung der Belichtung immer nur über den Parameter Zeit. Moderne dentale Kleinröntgengeräte bieten eine auf humanmedizinische Belange abgestimmte Zeitschaltung an, bei welcher die Anpassung der Belichtung über eine prägnante Symbolgebung zur Patientenstatur erleichtert wird. Hauptsächlich definiert sich die Dauer der Belichtung jedoch über die zu röntgende Region, wobei der Zeitregler Molaren, Prämolaren, Canini und Frontzähne unterscheidet (RAHN 1989).
Die bei einer Röhrenspannung von 50-75 kV in der intraoralen zahnärztlichen Diagnostik zur Anwendung kommenden Röntgenstrahlen bezeichnet man als
„mittelhart“, d. h. diese elektromagnetischen Strahlen besitzen eine Wellenlänge von 0,025 nm bis 0,008 nm. Aluminiumfilter in einer Stärke von 1,5 mm bis 2,0 mm homogenisieren die erzeugte Strahlung, es kommt zu einer Strahlungsminderung bei gleichzeitiger Aufhärtung (RAHN 1989). Durch die Tubuslänge ist der Haut-Fokus- Abstand in der Regel vorgegeben und entspricht den Mindestanforderungen von 10 cm bei 50 kV bis 30 cm bei über 75 kV. Früher Verwendung findende Spitztuben sind aufgrund ungünstiger Strahlenschutzvoraussetzungen verboten. Das produzierte Nutzstrahlenkegelfeld darf maximal 6 cm betragen. Dieses wird über entsprechende Bleilochblenden sichergestellt (SONNABEND 1988; RAHN 1989). Die Montage im Betriebsraum erfolgt als Wand- oder Deckenmodell über einen schwenkbaren Arm, mobile Versionen werden nur selten verwendet.
Eine Standardisierung von Projektionsregeln für Zahngruppen gleichen Typs oder die anatomische Position erlaubt die Sicherung der Qualität von Röntgenaufnahmen.
Wiederholungsaufnahmen aufgrund geometrischer Unzulänglichkeiten können durch
Einhaltung der Projektionsregeln vermieden oder zumindest minimiert werden.
Grundlage der Erstellung von Projektionsvorgaben sind anatomische Fixpunkte und daran orientierte Hilfsebenen am Schädel, die eine räumliche Orientierung des Patienten ermöglichen. Beim Menschen dient als sagittaler Anhaltspunkt in der Regel die Medianebene, als horizontaler Anhalt die Frankfurter Horizontale oder die Campersche Ebene, als transversale Hilfe die Ohrvertikale (SONNABEND 1988;
RAHN 1989). Diese Ebenen sind folgendermaßen festgelegt:
Medianebene: sagittale Symmetrieebene
Frankfurter Horizontale: Ebene, die am oberen Rand des Porus acusticus externus und am unteren Rand der Orbita verläuft
Campersche Ebene: Ebene, die am oberen Rand des Porus acusticus externus und durch die Spina nasalis anterior verläuft
Ohrvertikale: Ebene, die senkrecht zur Frankfurter Horizontalen und durch die Mitte beider Pori acustici externi verläuft
Nach Orientierung des Patienten anhand dieser Ebenen kann durch eine standardisierte Gradeinteilung die gewünschte Projektion erreicht werden.
Projektionshilfen in Form von Metall- und Kunststoffgestängen sind eine weitere Hilfe zur Erzielung projektionstechnisch perfekter Aufnahmen. Zum einen entfällt für den Patienten das lästige Fixieren des dentalen Films mit der eigenen Hand, zum anderen findet der Zahnarzt über eine in der Halterung integrierte Führung schneller in die gewünschte Position. Im Folgenden sollen einige grundsätzliche Projektionsregeln der zahnärztlichen Radiographie dargestellt werden (SONNABEND 1988; RAHN 1989; HOFFMAN-AXTHELM 1995).
Das Einstellen des Röntgentubus erfolgt anhand der Ausrichtung des Zentralstrahls.
Der Zentralstrahl ist der Strahl, der ausgehend von der Brennfleckmitte die Mitte des Strrahlenaustrittfensters schneidet. Die Anatomie der Schädelknochen sowie die Masse und Dehnbarkeit betroffener Weichgewebe erlauben nicht die Anwendung
Paralleltechnik. Bei dieser Methode liegen Film- und Objektebene parallel zueinander, der Zentralstrahl steht senkrecht auf beiden. Bedingt durch zu geringe Gaumenhöhe oder Mundbodentiefe muss in bestimmten Kieferabschnitten von der Rechtwinkeltechnik abgewichen werden. Durch die Halbwinkeltechnik, bei welcher der Zentralstrahl senkrecht auf eine Winkelhalbierende von Film- und Objektebene trifft, kann eine annähernd isometrische Abbildung erzielt werden. Die sich aus dem Gesagten ergebenden Einstellwinkel des Zentralstrahls zur Bissebene können der folgenden Tabelle entnommen werden.
Tab. 1: Einstellwinkel des Zentralstrahls zur Horizontalen in der human- medizinischen Zahnheilkunde (RAHN 1989) (OK = Oberkiefer, UK= Unterkiefer):
Region Grad-Einstellung Projektionsrichtung
OK-Molaren 30-35° von kranial
OK-Prämolaren 40-45° von kranial
Caninus 45-50° von kranial
Inzisivi 45-55° von kranial
UK-Molaren 0-5° von kaudal
UK-Prämolaren 10-15° von kaudal
Caninus 20-25° von kaudal
Inzisivi 10-20° von kaudal
Auch unter Beachtung dieser Regeln ergeben sich jedoch projektionstechnische Problemstellungen. Bei Anwendung der Halbwinkeltechnik kann es aufgrund der in einem spitzeren Winkel auftreffenden Strahlung zur Überlagerung durch benachbarte knöcherne Strukturen kommen. So kann sich zum Beispiel im Bereich der Oberkiefermolaren der Jochbeinschatten über die Wurzeln projizieren. Die
Anwendung der Rechtwinkeltechnik ist jedoch aufgrund fehlender Gaumenhöhe nicht möglich – zumindest nicht, wenn der Film dem Zahn anliegen soll. Mit der Aufnahmetechnik nach LeMaster kann dieses Problem umgangen werden. Durch Befestigung einer Watterolle am koronalen Teil des dentalen Films wird die Distanz zum Objekt zwar erhöht, durch das höhere Gaumendach nahe der Medianen kann jedoch der Zentralstrahl flacher eingestellt werden, welches den Jochbogen aus dem Nutzstrahlenfeld bewegt. Eine Vergrösserung der abgebildeten Zähne muss aufgrund des grösseren Film-Objekt-Abstandes toleriert werden.
Aufbissaufnahmen von Oberkiefer- und Unterkieferfront dienen der Feststellung von Zahnverlagerungen oder dem Vorhandensein von Speichelsteinen oder Zysten. Eine isometrische Darstellung der Zähne ist bei dieser Form der Aufnahme in der Humanmedizin daher nicht das primäre Ziel, auf eine zahnbezogene Projektionsgeometrie wird hierbei verzichtet.
Die Anwendung der Parallaxe ermöglicht die Zuordnung von Objekten in der Tiefe des Strahlengangs. Durch gegenseitige Verschiebung von Objekten innerhalb der Bildebene durch Änderung der Projektionsrichtung in der Horizontalen kann darauf zurückgeschlossen werden, ob sich Objekte fokusnah oder fokusfern befinden.
Aus der unterschiedlichen Grösse der darzustellenden Strukturen ergibt sich zwangsläufig eine Grössenpalette dentaler Filme. Grösse 0 mit 22 mm x 35 mm dient zur Darstellung von Zähnen bei Kindern sowie Unterkieferfrontzähnen, Grösse 2 mit 31 mm x 41 mm ist das Standardformat dentaler Aufnahmen. Grösse 3 mit 27 mm x 54 mm weist eine zusätzliche Lasche auf, die zwischen den Zahnreihen fixiert werden kann und der Darstellung der koronalen Anteile der Seitenzähne dient. Man bezeichnet diese Form der Aufnahme als Bissflügeltechnik. Grösse 4 mit 57 mm x 76 mm dient der Erstellung von Aufbissaufnahmen. Im Sinne der Erzielung einer Dosisreduzierung werden fast ausschliesslich Röntgenfilme der derzeit höchsten Empfindlichkeitsklasse E verwendet. Verstärkerfolien finden aufgrund der Herabsetzung der Detailgenauigkeit keine Anwendung. Die erforderliche Dosis wird
über eine Eckenprägung der Filme verwechslungsfrei möglich (Abb. 1).
Abb. 1: Dentalfilmprägung: Eine Eckenprägung ermöglicht das verwechslungsfreie Zuordnen der Röntgenaufnahmen zum jeweiligen Kieferabschnitt
Nach Akquisition der Aufnahme wird der Film dem Entwicklungsprozess zugeführt.
Die Filmentwicklung geht in der Reihenfolge Entwicklerbad, Fixiererbad, Wasserbad und Lufttrocknung vonstatten, unabhängig davon, ob die Entwicklung manuell über das Eintauchen in verschiedene Tauchbäder oder maschinell über Röntgenfilm- entwicklungsmaschinen erfolgt.
Die fertiggestellten Filme können in entsprechenden Kartierungssystemen aufbewahrt werden, eine Kennzeichnung am Bild erfolgt entweder vor der Entwicklung mittels Bleistift oder nachträglich mittels Röntgenstift. Einer Verwechslung vorbeugende Informationen wie Patientenname und Datum der Aufnahme sind obligat, weitere Daten müssen den Röntgenbildern zugeordnet vermerkt werden können (RÖNTGENVERORDNUNG 1987)
Quadrant I OK rechts
Quadrant II OK links
Quadrant IV UK rechts
Quadrant III UK links
2.1.2 Konventionelles dentales Röntgen in der Veterinärmedizin
Die Anwendung der intraoralen dentalen Radiographie hat durch die rasante Weiterentwicklung der Tierzahnheilkunde enorme Verbreitung gefunden und stellt ein unabdingbares Diagnostikum dar (SAGER u. BIENIEK 1988; BELLOWS 1993).
Die inadaequate Diagnosestellung bei alleiniger Möglichkeit zu extraoralen Aufnahmen bereitete den Weg hin zu einer Tierzahnmedizin, die die Erstellung eines kompletten Zahnstatus bei Hund und Katze aufgrund der Fülle der akzidentiellen pathologischen Befunde als „state of the art“ ansieht (VERSTRAETE et al. 1998a, b).
Die Erstellung eines vollständigen Zahnstatus bei Hund und Katze wird durch folgende Statistik untermauert:
Tab. 2: Bedeutung der Erstellung eines vollständigen Zahnstatus (SAGER u.
BIENIEK 1988; BELLOWS 1993; VERSTRAETE et al. 1998a, b):
Röntgenaufnahmen von Zähnen mit klinischen Befunden beim Hund
Bestätigung 24,30%
zusätzliche Befunde 50,00%
zusätzliche wichtige Befunde 22,60%
ohne klinischen Wert 3,10%
Röntgenaufnahmen von Zähnen ohne klinische Befunde beim Hund
wichtige Befunde 27,80%
nebensächliche Befunde 41,70%
ohne klinischen Wert 30,50%
zusätzliche Befunde 53,90%
zusätzliche wichtige Befunde 32,20%
Röntgenaufnahmen von Zähnen ohne klinische Befunde bei der Katze
wichtige Befunde 41,70%
nebensächliche Befunde 4,80%
ohne klinischen Wert 53,50%
Die Vorteile dentalen Röntgens liegen, wie in der Humanmedizin auch, vor allem im Vermeiden der Superposition darzustellender anatomischer Strukturen sowie in der Detailgenauigkeit dentaler Filme, welche sich durch den Verzicht auf Verstärkerfolien erklärt.
Die dentale Röntgeneinrichtung der Tiermedizin unterscheidet sich nicht von seinem humanmedizinischen Pendant. Auch die dentalen Filme finden ohne Modifikation Verwendung. Hinsichtlich der Projektionsprinzipien sind jedoch speziesspezifische Unterschiede vorhanden. Aufgrund der Mannigfaltigkeit an Rassen mit unterschiedlichsten Kopfformen sowie sehr weit gefächertem Statur- und Gewichtsspektrum, ist die Angabe von standardisierten Projektionsregeln nur bedingt möglich. Der bei Hund und Katze sehr flache Gaumen verhindert die Annäherung an die Rechtwinkeltechnik, auch mit der Technik nach LeMaster ist dieses Problem nicht lösbar. Bei der Katze kommt es zu einer solch drastischen Überlagerung des Processus zygomaticus der Maxilla über die Prämolaren/Molaren Region, dass u. U.
bessere Ergebnisse erzielt werden, wenn der dentale Film extraoral plaziert wird.
Vordere Prämolaren sowie Oberkiefercanini und Oberkieferfrontzähne lassen sich mithilfe der Halbwinkeltechnik adaequat darstellen.
Eine gute Darstellung der Unterkieferfront inklusive der Canini lässt sich durch eine Aufbissaufnahme unter Beachtung der Halbwinkeltechnik erreichen. Der Seitenzahnbereich des Unterkiefers ist via Rechtwinkeltechnik diagnostizierbar.
Projektionsregeln sind bei standardisierter Lagerung auch in der Veterinärmedizin soweit entwickelt worden, dass Gradeinstellungen vorgegeben werden können (SHIPP u. FAHRENKRUG 1992; BIENIEK u. BIENIEK 1993; HARVEY u. EMILY 1993; WIGGS u. LOBPRISE 1997; MULLIGAN et al. 1998; VERSTRAETE et al.
1998a, b; DEFORGE u. COLMERY 2000). Da sich die in der Humanmedizin üblichen Hilfsebenen auf Hund und Katze nur schlecht übertragen lassen, müssen andere Referenzen gefunden werden. Als horizontale Hilfsebene dient bei Aufnahmen des Oberkiefers die Lage des Gaumendaches bzw. der Verlauf der Höckerspitzen der Seitenzähne. Werden diese Hilfspunkte in der Horizontalen oder Vertikalen ausgerichtet, können folgende Gradeinstellungen als Projektionsrichtlinien angesehen werden:
Tab. 3: Einstellwinkel des Zentralstrahls zur Horizontalen und Medianen beim Hund (MULLIGAN et al. 1998; DEFORGE u. COLMERY 2000). UK- Schneidezähne können in gleichbleibender Projektion zusammen mit dem UK-Eckzahn abgebildet werden. (OK = Oberkiefer, UK = Unterkiefer)
Region Lagerung Projektion zur Horizontalen
Projektion zur Medianen OK-Molaren Brustlage 45° von dorsal 90°
OK-Prämolaren Brustlage 45° von dorsal 90°
Caninus Brustlage 45-60° von dorsal 80° von rostral Inzisivi Brustlage 50-60° von dorsal 0°
UK-Molaren Seitenlage 60° von dorsal 90°
UK-Prämolaren Seitenlage 60° von dorsal 90°
Caninus Rückenlage 45-60° von dorsal 90°
Inzisivi Rückenlage 60° von dorsal 0°
Schneidezähne können in gleichbleibender Projektion zusammen mit dem UK-Eckzahn abgebildet werden. (OK = Oberkiefer, UK = Unterkiefer)
Region Lagerung Projektion zur Horizontalen
Projektion zur Medianen OK-Molaren
und Prämolaren
Brustlage 35° von dorsal 90°
Caninus Brustlage 45-60° von dorsal 80° von rostral Inzisivi Brustlage 60° von dorsal 0°
UK-Molaren und Prämolaren
Seitenlage 60° von dorsal 90°
Caninus Rückenlage 45-60° von dorsal 90°
Inzisivi Rückenlage 60° von dorsal 0°
Die benötigte Expositionsdosis richtet sich aufgrund der anatomischen Mannigfaltigkeit der Schädelformen nach dem Gewicht des Tieres, entsprechende Belichtungstabellen sind daher die Basis der korrekten Einstellung der Belichtungszeit (NEUMANN 1988).
Intraorale Einzelzahnaufnahmen an Kaninchen und Meerschweinchen sind in einer aktuellen Studie zum erstenmal beschrieben (BÖHMER 2001). Im Regelfall werden bei Heimtieren dentale Filme extraoral genutzt. Vor allem die Filmgrösse 4 mit 57 mm x 76 mm kommt hierbei zum Einsatz. Der Strahlengang ist laterolateral und dorsoventral, in Ausnahmefällen auch rostrokaudal. (WIGGS u. LOBPRISE 1995;
WIGGS u. LOBPRISE 1997). Eine eindeutige Zuordnung pathologischer Veränderungen ist bei extraoraler Aufnahmetechnik nur unter Schwierigkeiten möglich.
Da die radiologische Untersuchung am Kleintier vollständig unter Anästhesie erfolgt, ist die Fixation des Films – anders als in der Humanmedizin – nur passiv möglich.
Die Verwendung der Fixations- und Projektionshilfen der Humanmedizin ist nur bedingt möglich, da das sekodonte Gebiss von Hund und Katze eine sichere Fixierung des entsprechenden Kunststoffaufbisses zwischen den Zahnreihen nicht gewährleistet. Einfache Hilfsmittel wie Papiertücher oder Tupfer erfüllen durchaus denselben Zweck, es besteht aber auch die Möglichkeit spezielle Fixationshilfen käuflich zu erwerben (Flexi-Film Holders, Dr. Shipp´s Laboratories, Beverly Hills, USA) (MULLIGAN et al. 1998) .
In der Veterinärmedizin haben sich insbesondere halbautomatische Röntgenfilmentwicklungsmaschinen (chair side developer) durchgesetzt. Sie können im Behandlungsraum betrieben werden, benötigen keine Dunkelkammer und gewährleisten die ständige Anwesenheit des behandelnden Arztes am narkotisierten Tier. Im Vergleich mit vollautomatischen Entwicklungsgeräten stellen sie ausserdem eine kostengünstige Variante dar (SAGER u. BIENIEK 1988; BIENIEK u. BIENIEK 1993; WIGGS u. LOBPRISE 1997; MULLIGAN et al. 1998; DEFORGE u. COLMERY 2000).
2.1.3 Digitales dentales Röntgen in der Humanmedizin
Im Jahre 1987 wurde das erste filmlose intraorale Röntgensystem von F. Mouyen entwickelt und von der Firma Trophy auf den Markt gebracht (MOUYEN et al. 1989;
BENZ et al. 1990; BENZ u. MOUYEN 1991; BLENDL et al. 2000; SANDERINK u.
MILES 2000). Die Entwicklung digitaler Systeme erhielt insbesondere durch die Einführung der Computertomographie durch G. N. Hounsfield im Jahre 1973 einen enormen Schub, da diese deutlich die Vorteile digitaler radiologischer Bilder zeigte (YAFFE u. ROWLANDS 1997). Dem breiten Einsatz digitaler Systeme ging allerdings eine Verbesserung der Detektortechnologie, Computertechnologie und Displayauflösung voran (YAFFE u. ROWLANDS 1997).
Die Weiterentwicklung der digitalen Röntgentechnik in der Zahnmedizin liegt unter anderem darin begründet, dass die Reduktion der Dosis einen elementaren
Ursache der hohen Hautoberflächendosis ist der geringe Film-Fokus-Abstand in der dentalen Radiographie (YOUSSEFZADEH et al. 1999). Mit somatischen Schäden muss schon ab einem Wert von 0,5 Sv gerechnet werden (YOUSSEFZADEH et al.
1999). In diesem Zusammenhang ist von Interesse, dass dentale Aufnahmen ca.
25% aller medizinischen Röntgenaufnahmen ausmachen (BROWN 2001). Durch die Anwendung digitaler Aufnahmeverfahren konnte die benötigte Dosis im Vergleich mit einem Röntgenfilm der Empfindlichkeitsklasse E um 50 % – 90 % gesenkt werden (ROHLIN u. WHITE 1992; VAN DER STELT 1992; WENZEL u. GRONDAHL 1995;
TYNDALL et al. 1998; PFEIFFER et al. 2000; SANDERINK u. MILES 2000).
In der derzeit noch gültigen Röntgenverordnung vom 08.01.1987 sowie in der Strahlenschutzverordnung vom 20.07.2001 wird explizit die Vermeidung einer unnötigen Strahlenexposition des Menschen gefordert, die erforderliche Bildqualität muss allerdings gewährleistet sein (RÖNTGENVERORDNUNG 1987;
STRAHLENSCHUTZVERORDNUNG 2001).
Im Entwurf einer Verordnung zur Änderung der Röntgenverordnung und im zugehörigen Hintergrundpapier ist die Umsetzung der europäischen Richtlinien 96/29/Euratom vom 29.06.1996 (Grundnormen) und 97/43/Euratom vom 09.07.1997 (Patientenschutz) beschrieben. Primäres Ziel ist die Strahlenreduzierung durch eine verbesserte Qualitätssicherung. Der Dosisgrenzwert für die Bevölkerung soll von 1,5 mSv auf 1 mSv pro Kalenderjahr gesenkt werden, der Dosisgrenzwert für strahlenexponierte Personen von 50 mSv auf 20 mSv pro Kalenderjahr. Dennoch wird es in der medizinischen Diagnostik nicht zur Festlegung von Grenzwerten kommen. Die erforderliche Bildqualität soll jedoch mit einer möglichst geringen Strahlenexposition erreicht werden. An die Umsetzung von Referenzwerten auf europäischer Basis als Richtwerte im Sinne einer Qualitätssicherung wird gedacht (ENTWURF EINER VERORDNUNG ZUR ÄNDERUNG DER RÖNTGEN- VERORDNUNG 2001). Aus dem Blickwinkel der Dosisreduzierung liegt der Vorteil digitaler Verfahren in der geringeren benötigten Strahlendosis, in der Vermeidung unnötiger Doppelaufnahmen, da Belichtungsfehler minimiert werden können, und in
der Teleradiologie, welche eine einfache Methode der Befundübermittlung darstellt und damit Zweitaufnahmen unnötig macht (WENZEL 2000).
Seit Einführung der digitalen Radiographie wurden deren zugrundeliegende Systeme auf unterschiedlichen Wegen weiterentwickelt, wobei die genutzten Technologien massgeblich das Aussehen und die Masse der lichtsensitiven Sensoren bestimmten.
Heute gebräuchliche Detektoren, die die Basiselemente digitaler Radiographie darstellen, sind schon in früheren Jahren entwickelt worden. W.S. Boyle und G.E.
Smith entwickelten in den Bell Laboratorien seit dem Jahre 1966 Charge Coupled Device (CCD) Sensoren als Speicherchips für die Computerindustrie (YAFFE u.
ROWLANDS 1997; EXTREMTECH 2001). Nachdem die als primäres Ziel angestrebten Speichermöglichkeiten dieser Chips durch andere technische Entwicklungen schnell überholt wurden, versuchte man die Vorteile der CCD- Sensoren im Rahmen bildgebender Systeme zu nutzen. Der erste kommerzielle CCD-Sensor wurde im Jahre 1973 produziert. Bis zum Einsatz in der intraoralen Radiographie vergingen jedoch weitere 14 Jahre.
Da die konventionelle Radiographie bis zu diesem Zeitpunkt als „Goldstandard“ galt, mussten sich die Ergebnisse digitalen Röntgens hieran messen lassen. Die anfänglich noch nicht zufriedenstellende Auflösung digitaler Systeme führte im Nachfolgenden zu einer immer stärkeren Verkleinerung der lichtsensitiven Einzelelemente, der sogenannten Pixel (Akronym für picture element). Für den Einsatz in der Radiographie sind bis dato Pixelgrössen von bis zu 19,5 µm erzielt worden (YAFFE u. ROWLANDS 1997; SANDERINK u. MILES 2000). Als Konsequenz dieser stringenten Entwicklung werden digitale Aufnahmen in vielen aktuellen Studien hinsichtlich ihrer Ortsauflösung als gleichwertig angesehen (VERSTEEG et al. 1997a; YAFFE u. ROWLANDS 1997; TYNDALL et al. 1998;
LOMOSCHITZ et al. 1999; SANDERINK u. MILES 2000).
(ROPERSCIENTIFIC 2000). Sie sind daher in der Produktion wesentlich kostenintensiver als Complementary Metal Oxide Semiconductor (CMOS) Sensoren, eignen sich jedoch aufgrund einer hohen Auflösung, eines weiten dynamischen Spektrums, hoher Lichtsensitivität, geringen Rauschfaktors sowie einem hohen Mass an Linearität hinsichtlich des eintreffenden Signals hervorragend für den Einsatz in der digitalen Radiographie (YAFFE u. ROWLANDS 1997; EXTREMTECH 2001;
GREEN 2001; WILLIAMS 2001).
Die CMOS-Technologie wurde in den späten 60er Jahren entwickelt, ihr Anwendungsspektrum ist im Gegensatz zu CCD-Sensoren wesentlich weiter gefasst.
CMOS Sensoren sind aufgrund ihres weitverbreiteten Einsatzes in der Computertechnik in der Produktion wesentlich günstiger als CCD-Sensoren. Ihr Vorteil liegt vor allem darin, dass viele verschiedene Funktionen auf einem Chip vereint werden können, so kann z. B. auch die Konversion von analog zu digital via Analog-Digital-Wandler (Analog to Digital Converter, ADC) „on chip“ erfolgen, weiterhin sind Bildbearbeitungsfunktionen auf dem Chip integrierbar. Daraus folgt ein geringerer Platzbedarf in elektronischen Geräten. Hinzu kommt, dass CMOS- Sensoren weniger Energie benötigen als CCD-Sensoren. Nicht nur die Produktionsaufwendungen, sondern auch laufende Kosten lassen sich somit reduzieren (WILLIAMS 2001).
Hersteller bildgebender Systeme mit Priorität in der Bildqualität favorisieren die CCD- Technologie. Die Weiterentwicklung der CMOS Sensoren in den 90er Jahren hat den technischen Vorsprung der CCD-Sensoren jedoch kleiner werden lassen, so dass zukünftig unter dem Aspekt der Ökonomie mit dem verstärkten Einsatz von CMOS Sensoren in der medizinischen Diagnostik gerechnet werden muss (ROPERSCIENTIFIC 2000).
Die intraorale Positionierung der Sensoren folgt den Prinzipien des konventionellen Röntgens. Die Steifheit und Dicke der Sensoren sowie das zur Verbindung von Sensor und Röntgenbox notwendige Kabel machen allerdings eine Eingewöhnungsphase notwendig. Der Zeitaufwand für die Positionierung von Film oder Sensor unterscheidet sich jedoch nach Erlernen des Handlings nicht mehr vom Platzieren dentaler Filme (SANDERINK u. MILES 2000).
2.1.4 Digitales dentales Röntgen in der Veterinärmedizin
In der veterinärmedizinischen Zahnmedizin hat die Adaptation der digitalen Radiographie bisher auf Versuchsebene begonnen, wobei sich der Einsatz auf Hund und Katze beschränkt. Die nicht auf veterinärmedizinische Belange ausgelegten Sensorgrössen, im Besonderen das Fehlen einer Sensorgrösse entsprechend der dentalen Filmgrösse 4, sowie die Qualität digitaler Aufnahmen werden im aktuellen Schrifttum diskutiert (DUPONT 1997; GRACIS 2001).
2.2.1 Prinzip konventionellen dentalen Röntgens
In der konventionellen dentalen Radiographie erfolgt die Röntgenbildgewinnung nach folgendem Prinzip (RAHN 1989):
Über einen Heizstrom (6-12 V, 7-15 mA) wird die Kathode im hochevakuierten Glaszylinder der Röntgenröhre auf über 2000° Celsius erhitzt. Nachfolgend kommt es zum Austritt von Elektronen aus der Kathode, welche über die angelegte Röhrenspannung (50 – 90 kV) zur Anode hin beschleunigt werden. Das Abbremsen dieser korpuskulären Strahlung im Bereich der Anode führt zur Entstehung von elektromagnetischen Röntgenstrahlen. Deren Härte ist von der angelegten Röhrenspannung abhängig und entspricht der Strahlenqualität. Die Strahlenquantität ist proportional der Zahl der auftreffenden Elektronen auf der Anode und somit auch proportional der Röhrenstromstärke und der Zeit und damit dem mAs-Produkt. Die Röntgenstrahlung wird durch Filter in ihrer Intensität gemindert, gleichzeitig jedoch aufgehärtet und homogenisiert. Durch das kreisförmige Strahlenaustrittfenster mit integrierten Bleilochblenden tritt ein Nutzstrahlenbündel aus, welches auf der Haut maximal einen Durchmesser von 6 cm besitzt.
Zahnfilme sind aufgebaut aus einer Trägerschicht aus Acteylzellulose sowie beidseitig einer Haft- und Schutzschicht für die lichtempfindliche Emulsionsschicht. In dieser Emulsionsschicht befinden sich Silberbromidkristalle in einer Grösse von 0,3 µm bis 6,4 µm, die als lichtsensitive Einzelelemente fungieren (LAVELLE 1999;
LUDLOW u. MOL 2001; RAHN 1989). Dentalfilme sind in einer Kunststoffhülle licht- und flüssigkeitsgeschützt eingeschweisst. In der Kunststoffverpackung befindet sich weiterhin schwarze Pappe sowie rückseitig Bleifolie. Zur Orientierung der Filme findet sich ein Markierungspunkt, der bei Platzierung im Mund jeweils nach mesial ausgerichtet werden muss (Abb. 1). Bei dentalen Filmen handelt es sich sich durchweg um folienlose Filme, da durch die Verwendung von Verstärkerfolien die erforderliche Feinzeichnung von kleinen Objekten nicht gegeben ist.
Hat die Strahlung das darzustellende Objekt durchdrungen, führt das Strahlenrelief hinter dem Objekt zur Belichtung des Films. Das zugrundeliegende Prinzip ist die Transmission von Röntgenquanten durch die darzustellende Körperregion, bei der sich Kontraste durch die Variation der Dicke und der Zusammensetzung der Gewebe ergeben (YAFFE u. ROWLANDS 1997). Die Röntgenstrahlen lockern die Bindung des Silbers an das Brom. Die Entwicklerflüssigkeit führt den durch die Belichtung begonnenen Reduktionsprozess fort, das Brom des belichteten Silberbromids wird abgespalten. Das nicht reduzierte Silberbromid diffundiert beim Fixiervorgang aus der Emulsionschicht heraus. Nach Wässerung und Trocknung liegt das fertige Endprodukt, der unveränderliche, entwickelte Röntgenfilm vor. An den Stellen, an denen es durch die Röntgenstrahlendurchlässigkeit des Objektes zu einer Belichtung des Filmes gekommen ist, führt das vom Brom befreite elementare Silber zur Entstehung eines schwarzen Niederschlages. Stellen, die nicht belichtet wurden, sind nach Herauswaschen des unbelichteten Silberbromides hell. Stellen starker Schwärzung bezeichnet man als Transluzenz, Stellen geringer oder fehlender Schwärzung als Opazität.
2.2.2 Prinzip digitalen dentalen Röntgens
Die Erzeugung von Röntgenstrahlen erfolgt auch beim digitalen Röntgen mittels eines konventionellen Röntgenstrahlers. Aufgrund der geringeren benötigten Dosis muss der Zeitschalter, über welchen die Dosismenge bestimmt wird, auch minimale Expositionszeiten von 0,05 bis 0,01 Sekunden zulassen. Bei einzelnen älteren Fabrikaten ist dieses nicht möglich. Bei einer zu erwartenden Verbesserung digitaler Systeme muss von noch niedrigeren erforderlichen Strahlendosen ausgegangen werden (HAYAKAWA et al. 1999). Das austretende Nutzstrahlenbündel trifft nach Durchtritt durch das darzustellende Objekt nicht auf zufällig verteilte Silberbromidkristalle unterschiedlicher Grösse, sondern auf lichtsensitive Elemente mit defininierten Abmessungen in einem regelmässigen Gitter aus Reihen und Spalten (VAN DER STELT 2000). Die einzelnen Lichtdetektoren des Röntgensensors werden Pixel genannt. Der Begriff ist eine Abkürzung des aus dem
einer Graustufe. Vollständig weiss entspricht der Zahl 255, vollständig schwarz der Zahl 0. Die Zusammenstellung der einzelnen Pixelwerte in der Monitordarstellung führt zur Entstehung des digitalen Gesamtbildes (VAN DER STELT 2000).
Im Laufe der Entwicklung digitaler Radiographie haben sich insbesondere zwei Verfahren durchgesetzt, so dass sich die ausführliche Besprechung digitaler Verfahren im Folgenden auf diese beiden beschränken soll (VANDRE u. WEBBER 1995).
Photostimulierbare Phosphorplatten respektive Lumineszenzspeicherfolien stellen ein semi-direktes digitales System dar. Bei diesem Verfahren wird das auf die PSP auftreffende Strahlenrelief nicht direkt ausgewertet, sondern zuerst mittels Phosphorkristallen als latentes Bild gespeichert (VANDRE u. WEBBER 1995;
VERSTEEG et al. 1997a; VAN DER STELT 2000). Die Energieniveaus der in den Phosphorkristallen nach Exposition vorhandenen angeregten Elektronen werden in einem Nachverarbeitungsvorgang via eines Auslesegerätes, meist ein Helium-Neon- Laser, ausgewertet (WENZEL u. GRONDAHL 1995; VAN DER STELT 2000). Dieser Scan-Prozess dauert von ca. 30 Sekunden bis zu mehreren Minuten (WENZEL u.
GRONDAHL 1995; VERSTEEG et al. 1997a; MILES et al. 1999). Die gespeicherte Elektronenenergie wird durch das Zurückfallen der Elektronen auf ihr Ausgangsniveau in sichtbares Licht umgewandelt und über einen Photomultiplier verstärkt (SANDERINK u. MILES 2000). Der Output des Photomultipliers wird nachfolgend in Form elektrischer Signale weitergeleitet und im Analog-Digital- Wandler (Analog-to-Digital-Converter, ADC) in diskrete Pixelwerte umgewandelt (VAN DER STELT 2000). Photostimulierbare Phosphorplatten sind in den handelsüblichen Dentalfilmgrössen erhältlich (VANDRE u. WEBBER 1995; VAN DER STELT 2000).
Die Daten der Aufnahme werden an einen Personal Computer (PC) mit entsprechender Software weitergeleitet, die Darstellung des Bildes erfolgt am
Bildschirm. Die in der Regel anfänglich vorhandenen 4096 Graustufen werden für die Darstellung am Monitor auf 256 Graustufen reduziert. Durch das weite dynamische Spektrum der Lumineszenzspeicherfolien können auch unter- oder überbelichtete Aufnahmen in einen für das menschliche Auge differenzierbaren Bereich transferiert werden. Die Pixelgrösse von PSP liegt bei circa 60 µm bis 70 µm, ist somit in der Auflösung mitterweile weit von der Qualität von Röntgenbildern des nachfolgend beschriebenen Systems entfernt (VAN DER STELT 2000).
Die zweite Form digitaler Bildgewinnung, die sich in der medizinischen Diagnostik durchgesetzt hat und in grossem Masse Anwendung findet, arbeitet mit einem Charged coupled device (CCD) Sensor. In die deutsche Sprache übersetzt bedeutet dieses soviel wie „ladungsgekoppeltes Bauelement“. Ein CCD-Sensor ist vereinfacht gesehen ein Siliziumchip (KOSONOCKY u. SAUER 1975; MILES et al. 1999;
WILLIAMS 2001). Silizium stellt auch die stoffliche Grundlage der lichtsensitiven photoelektrischen Zellen dar (WENZEL 2000). Diese lichtsensitiven Elemente (Pixel) sind in einem regelmässigen Gitter in Reihen und Spalten angeordnet und besitzen eine definierte geometrische Struktur, sind daher alle von einheitlicher Grösse. Eine absolute Konformität ist aufgrund des natürlichen Wachstums der Siliziumkristalle bisher nicht erreicht worden.
Das auftreffende Röntgenlicht wird via der sensitiven Elemente des CCD-Sensors entweder direkt aufgenommen, oder aber ein vorgeschalteter Szintillator wandelt das Röntgenlicht in sichtbares Licht um, welches dem CCD-Sensor in der Regel über optische Fasern zugeleitet wird. Ohne Szintillator arbeiten die Systeme Sens A Ray (Regam, Schweden), Visualix (Gendex, Italien) und CDR (Schick Technologies, USA); sie können aufgrund des Verzichts auf die Szintillationschicht dünner gestaltet werden (VERSTEEG et al. 1997a). Mit Szintillator arbeiten die Systeme Sidexis (Sirona, Deutschland), Radio Visio Graphy (Trophy, Frankreich) und Flash Dent (Villa, Italien) (WENZEL u. GRONDAHL 1995; VERSTEEG et al. 1997a). Die Umwandlung von Röntgenphotonen in Photonen des sichtbaren Spektrums wird hinsichlich der Detektoreffizienz von bestimmten Autoren als Vorteil verstanden (VAN DER STELT 2000).
Ladungstransfer sowie die Umwandlung der Ladung in entsprechende Spannungsqualität. Lichtphotonen, die das darzustellende Objekt durchdrungen haben und auf den Sensor auftreffen, werden durch Pixel aufgefangen. Direkt proportional der Menge der auftreffenden Photonen kommt es zur Anregung von Elektronen des Siliziums. Die pro Photon erzielte Ladungsentstehung bezeichnet man als „System Gain“ (APOGEE 2001b). Die Speicherung der Elektronen und der Fluss der Information wird über Elektroden gesteuert, die aufgrund ihrer regulativen Tätigkeit auch als „Torwächter“ bezeichnet werden. Die Elektroden stellen einen Teil der MOS (Metal Oxide Semiconductor)-Kondensatoren dar, welche die Grundlage eines jeden CCD-Sensors darstellen. MOS-Kondensatoren bestehen aus einem Halbleiter, in der Regel Silizium, einem Dielektrikum als Nichtleiter, in der Regel Siliziumdioxid und einer Metallelektrode, in der Regel Polysilizium. Durch Anlegen einer Spannung kommt es zur Ausbildung von Senken respektive Wells in der Siliziumschicht, die der Ladungsspeicherung dienen (KOSONOCKY u. SAUER 1975; YAFFE u. ROWLANDS 1997; MILES et al. 1999). Die durch Photonen generierten Elektronen werden in die Wells gezogen, in welchen sie für die Weitergabe vorerst gespeichert werden (MILES 1999). Ein MOS-Kondensator dient vereinfacht also als Vorratsbehälter für durch Photonen erzeugte Ladungen.
Durch abgestimmte Spannungsänderungen regulieren die Elektroden die räumliche Verschiebung der durch die auftreffenden Photonen generierten Ladungspakete. Wie schon dargestellt, verwenden CCD-Sensoren zur Speicherung und Weiterleitung MOS-Kondensatoren. Ein grundlegender baulicher Unterschied zu CMOS Sensoren besteht daher nicht (KOSONOCKY u. SAUER 1975; MILES et al. 1999).
Der Ladungstransfer läuft immer in einer unveränderlichen Abfolge ab. Die Ladungen des Gitters werden in vertikaler Richtung von einer horizontalen Pixelreihe zur nächsten transportiert. Die letzte horizontale Reihe dient als horizontales Wechselregister, aus welchem die Ladungen in regelmässiger Folge aus dem Sensor herausbefördert werden.
Abb. 2: Funktionsprinzip CCD-Sensor:
Auslesen der Pixelzeilen in vertikaler Richtung. Aus der letzten horizontalen Reihe (horizontales Wechselregister) werden die Signale zum Analog-Digital-Wandler transportiert. Nach Digitalisierung der Werte kann das Röntgenbild am Monitor dargestellt werden.
Hierbei ist eine Uniformität hinsichtlich des Ansprechens des Sensors gefordert, damit die Sensitivität, also die Ladungsgenerierung pro eintreffender Photonen, nicht von Messung zu Messung variiert (YAFFE u. ROWLANDS 1997).
Durch die „Infektion“ benachbarter Pixel mit überschüssigen Elektronen kann es zur Entstehung von Bildartefakten kommen, die sich als schwarze, unregelmässige Flächen darstellen, dem sogenannten „Blooming“ (SANDERINK u. MILES 2000).
Durch Anti-Blooming Massnahmen wie „Overflow Wells“ oder „Anti-Blooming-Gates“
wird die ungewollte Elektronenabgabe an benachbarte Pixel vermieden, indem eine räumliche Distanz zwischen die einzelnen Pixel gebracht wird. Zwangsläufig geht durch diese Anti-Blooming-Maßnahmen sensitive Fläche des Sensors verloren.
Bevor die Ladungen den Sensor endgültig verlassen, werden sie zu einem analogen
1997; VAN DER STELT 2000). Das aus dem Sensor gelangende Signal wird zu einem ADC geschickt, der sich im Falle der CCD-Technik nicht auf dem Chip befindet (im Gegensatz zur CMOS-Technologie). Die Spannung wird entsprechend dem zur Verfügung stehenden Wertespielraum, dem dynamischen Spektrum, in eine bestimmte Anzahl von Graustufen konvertiert. Heutige Systeme stellen in der Regel 4096 Grauschattierungen zur Verfügung, entsprechend 12 bit (VAN DER STELT 2000). Erst der ADC konvertiert die analogen Signale in digitale Bytes, d. h., die im CCD-Sensor generierten Ladungen bleiben bis zur Konvertierung im ADC analog.
Dies stellt einen Vorteil im Vergleich mit CMOS Sensoren dar, da der Transfer der elektrischen Ladung ohne Interferenz mit anderen elektrischen Komponenten abläuft und damit von höherer Reinheit ist. Sind die Ladungen der einzelnen Pixel ausgelesen, werden sie automatisch zerstört, der Sensor steht für weitere Aufnahmen zur Verfügung (SANDERINK u. MILES 2000).
Im Gegensatz zu konventionellen Aufnahmen, bei welchen ein Silberbromidkristall im Grad der Schwärzung jeden erdenklichen Wert annehmen kann, ist das einzelne Pixel an einen bestimmten diskreten Wert gebunden. Für die Darstellung des Röntgenbildes am Monitordisplay muss ein Pixel jeweils einen Wert zwischen 0 (=
schwarz) und 255 ( = weiss) annehmen, da das Monitordisplay im 8 Bit Modus mit insgesamt 256 Graustufen arbeitet (VAN DER STELT 2000). Wie schon bei den PSP beschrieben, werden auch bei direkten digitalen Systemen die hohe Anzahl initialer Graustufen (z.B. 12 bit, entsprechend 4096 Grauwerten) für die Darstellung am Monitor durch einen systeminherenten Vorverarbeitungsschritt (Preprocessing Procedure) auf 256 Graustufen reduziert (MILES et al. 1999; SANDERINK u. MILES 2000).
Das initial grosse dynamische Spektrum, also die Anzahl der Grauschattierungen, verhindert Über- oder Unterbelichtungen. Die integrierte Dichtekontrolle passt das Bild an die Möglichkeiten des menschlichen Auges zur Differenzierung von Graustufen an (VAN DER STELT 2000). So können auch nach konventionellen
Gesichtspunkten unbrauchbare Aufnahmen so modifiziert werden, dass Dichteunterschiede wieder wahrgenommen werden können. Die systemimmanente Dichtekontrolle darf nicht mit einer Expositionskontrolle verwechselt werden, der Sensor erhält immer die ihm zugedachte Dosis (SANDERINK u. MILES 2000).
Da die Herstellung von CCD-Sensoren mit immer kleiner werdenden Pixeln sehr kostenintensiv ist, sind sie bisher nur in den Dentalfilm-Grössen 0 und 2 erhältlich, entsprechend 22 mm x 35 mm und 31 mm x 41 mm. Die Lebensdauer von CCD- Sensoren wird bei mindestens 30 000 Aufnahmen angesetzt (SANDERINK u. MILES 2000).
Neben diesen beiden etablierten Systemen gibt es folgende Ansätze zur Umsetzung digitaler Prinzipien in der dentalen Radiographie.
Die Verwendung von Complementary metal oxide semiconductor (CMOS) Sensoren ist eine kostengünstige Form der digitalen Bildgewinnung (MILES et al. 1999). Im Vergleich mit einem CCD-Sensor birgt dieses System allerdings Nachteile in Form erhöhten Bildrauschens sowie schlechterer Bildqualität bei lichtschwachen Bedingungen (MILES et al. 1999). Auf CMOS Sensoren werden im Rahmen ökonomischen Denkens zusätzliche Funktionen on-chip integriert. Dieses wird ermöglicht durch die im Gegensatz zu CCD-Sensoren einheitliche Versorgungsspannung. Akzessorische Bauelemente erhöhen allerdings die Störsignale und vermindern durch ihren Platzbedarf die sensitive Fläche der Pixel (FOTOLINE 1998; EXTREMTECH 2001; GREEN 2001). Die Modifizierung der Technik im Jahre 1993 hin zu einem System, welches die direkte Ladungstransformation jedes einzelnen Pixels in eine bestimmte Spannung ermöglicht, hat zu einer enormen Attraktivitätssteigerung der CMOS-Sensoren geführt. Hierdurch kann direkt auf bestimmte Bereiche oder Pixel zugegriffen werden, ohne wie im CCD-Sensor eine bestimmte Form eines Ausleserasters benutzen zu müssen. In Anlehnung an das Prinzip des Random Access Memory (RAM) eines Computers bezeichnet man den separaten Zugriff auf jedes einzelne Pixel als
„Random Pixel Addressing“. Weiterhin besitzt jedes Pixel eines CMOS-Sensors seine eigene Diode, Verstärker und Analog-zu-Digital-Wandler. Die Signale eines
modifiziert werden (MILES et al. 1999). Die sehr guten Anti-Blooming Eigenschaften der CMOS-Sensortechnik werden von MILES et al. (1999) beschrieben.
Complementary Metal Oxide Semiconductor Active Pixel Sensoren (CMOS-APS) stellen eine vielversprechende Verbesserung der herkömmlichen CMOS-Sensoren dar. Hierbei handelt es sich um eine Art „sehenden Mikrochip“ mit lichtempfindlichen Transistoren, die ausschliesslich mit digitalen Signalen arbeiten. Eine Konversion von analog zu digital als zusätzlichen Zwischenschritt per Analog-zu-Digital-Wandler gibt es bei dieser Form der digitalen Bildakquisition nicht mehr, der CMOS-APS Chip liefert direkt einen digitalen Code (ZÜRICH 2001). Basierend auf dieser Technologie ist derzeit ein dentales System auf dem Markt erhältlich (Schick Technologies, USA) (MILES et al. 1999).
Weniger Bedeutung konnten in der digitalen Radiographie bisher Bulk charge modulated device (BCMD) Sensoren und Thin film transistor (TFT) Sensoren erlangen. BCMD-Sensoren sind in der Produktion ähnlich günstig wie CMOS- Sensoren, in der Leistung CCD-Sensoren vergleichbar. Der Vorteil von TFT- Sensoren ist die Möglichkeit zur Herstellung sehr grosser Sensorflächen, diese Technik findet z. Zt. Verwendung in Flachbildschirmen (SANDERINK u. MILES 2000).
Digitale Systeme mit CCD, CMOS, CMOS APS oder TFT arbeiten mit sogenannten Echtzeitbildern (real time images), da die Bildinformation innerhalb kürzester Zeit, zumeist im Sekundenbereich, am Monitor zur Verfügung steht (VAN DER STELT 1992; VANDRE u. WEBBER 1995; VERSTEEG et al. 1997a; ANALOUI u.
STOOKEY 2000; SANDERINK u. MILES 2000; WENZEL 2000). Auf PSP basierende digitale Systeme dagegen werden aufgrund ihres Verarbeitungszwischenschrittes mit einer latenten Bildspeicherung nicht den Echtzeitsystemen zugeordnet, auch wenn die Darstellung am Monitor innerhalb einer
halben Minute möglich ist (MILES et al. 1999). Die Software bildgebender digitaler Verfahren bietet neben der Präsentation der reinen Bildinformation zusätzlich die Möglichkeit, Patientendaten und Befundung am Bild zu notieren (VAN DER STELT 2000).
2.3.1 Bildarchivierung in der konventionellen dentalen Radiographie
Die Aufbewahrung konventioneller dentaler Röntgenaufnahmen erfolgt mithilfe von Katalogisierungssystemen, meist bestehend aus Klarsichtfolien mit Einschubfächern entsprechender Grösse. Diese können handschriftlich oder über Etiketten klassifiziert und sortiert werden. Manche Systeme bieten die Möglichkeit zur Befundung der Bilder auf der Folie, in der Regel werden die nichtbildlichen Daten jedoch gesondert aufbewahrt. Sowohl in der Human- als auch in der Veterinärmedizin stellen Karteikästen oder –schränke derzeit immer noch das Aufbewahrungsmedium der Wahl dar. Diese Aufzeichnungen und die zugehörigen Röntgenaufnahmen sind 10 Jahre lang aufzubewahren (RÖNTGENVERORDNUNG 1987).
2.3.2 Bildarchivierung in der digitalen dentalen Radiographie
Im Gegensatz zur konventionellen dentalen Radiographie stellt nicht die „Hardcopy“, also ein entwickelter Röntgenfilm oder der Papierausdruck eines Röntgenbildes das Speichermedium dar, sondern die „Softcopy“. Unter Softcopy versteht man die Darstellung eines digitalen Röntgenbildes am Monitor. Die diesem Bild zugrundeliegenden Daten werden in Form eines bestimmten Dateiformates konserviert und sind jederzeit wieder abrufbar (ANALOUI u. BUCKWALTER 2000).
Die Speicherung erstellter Röntgenbilder erfolgt automatisch durch die Systemsoftware, so dass Daten nicht durch fehlerhafte Bedienung verlorengehen können (VANDRE u. WEBBER 1995; LOMOSCHITZ et al. 1999; ANALOUI u.
BUCKWALTER 2000; WENZEL 2000).
Bei der Archivierung von digitalen Röntgenbildern unterscheidet man die reversible, verlustfreie von der mit Datenverlust einhergehenden, irreversiblen Kompression.
Eine reversible, verlustfreie Kompression ist bis zu einem Verhältnis von 3:1 möglich, alles darüberhinausgehende ist mit Datenverlust verbunden (BENSON 2000;
JANHOM et al. 2000; MACMAHON et al. 1991). Prinzip der Datenkompression ist hierbei die Unterdrückung redundanter Information, welche keinerlei zusätzlichen diagnostischen Wert besitzt. Das Dateiformat der Wahl ist hierfür das Tagged Image File Format (TIFF).
Die irreversible Kompression entfernt im Gegensatz zur reversiblen Kompression nicht nur redundante Information, sondern entscheidet je nach Kompressionsfaktor, welche Bildinformation nicht erhaltenswert erscheint. Bei bestimmten dentalen Fragestellungen konnte mit Kompressionen von 27:1 gearbeitet werden, ohne dass ein diagnostischer Nachteil entstand. Andere Fragestellungen lassen solch hohe Kompressionen dahingegen nicht zu (YOUSSEFZADEH et al. 1999). Das Dateiformat dieses Speicherverfahrens ist das Joined Photographic Experts Group (JEPG) Format. Zur Übermittlung von digitalen Röntgenbildern per e-mail ist dieses Format gut geeignet, da geringere Datenmengen schneller übermittelt werden können. Aufgrund des heutzutage sehr schnellen Datenflusses sind Übertragungen von TIFF-Dateiformaten allerdings auch problemlos möglich. Das Komprimieren von Daten ist auch gesetzlich erlaubt, solange die diagnostische Aussagekraft erhalten bleibt (ENTWURF EINER VERORDNUNG ZUR ÄNDERUNG DER RÖNTGENVERORDNUNG 2001). Die Speicherung von Röntgenbildern im JEPG Format führt jedoch immer zu veränderten Grauwerten im Bild, z. T. kann dieses Phänomen auch bei der Speicherung im TIFF Format auftreten (GURDAL et al.
2001). Aber auch bei einer vorliegenden Transformation der Bilddaten sowie dem Verlust von Bildinformation durch die JEPG-Komprimierung kann nicht generell von einem schlechteren diagnostischen Ergebnis ausgegangen werden (JANHOM et al.
2000).
Nachdem die digitalen Röntgenbilder ihr Format zugewiesen bekommen haben, ist die Speicherung auf der Festplatte des jeweiligen PCs möglich. Eine digitale Einzelzahnaufnahme der Grösse 2 (31 mm x 41 mm) beansprucht als Datei circa 90 bis 400 kB (WENZEL u. GRONDAHL 1995; YOUSSEFZADEH et al. 1999; ANALOUI
Standard darstellen, was einer Speicherkapazität von ca. 60 Millionen Einzelzahnaufnahmen entspräche, bietet sich die Auslagerung von gespeicherten Röntgenbildern an (MILES u. RAZZANO 2000). Der auf dem PC freigewordene Speicherplatz steht für neue Aufnahmen wieder zur Verfügung.
Via digitaler Speichermedien wie Diskette, CD-ROM (Compact Disk-Read Only Memory), DVD (Digital Versatile Disk) oder MOD (Magneto-Optical Disk) können die Daten einfach gesichert werden. Ausgelagerte Bilder können bei Bedarf wieder eingelesen werden, die Software fragt automatisch nach der entsprechenden Diskette oder Disk. Es muss jedoch bei jeder Form der Speicherung von Röntgenbildern auf elektronischen Datenträgern sichergestellt sein, dass bildlich und inhaltlich kein Unterschied zu den Ursprungsdaten besteht (ENTWURF EINER VERORDNUNG ZUR ÄNDERUNG DER RÖNTGENVERORDNUNG 2001, HINTERGRUNDPAPIER ZUR NOVELLE DER RÖNTGENVERORDNUNG 2001).
Alle Daten müssen über den vorgeschriebenen Aufbewahrungszeitraum von 10 Jahren jederzeit verfügbar sein (RÖNTGENVERORDNUNG 1987).
2.3.3 Telemedizin
Die Telemedizin stellt ein Behandlungs- und Diagnoseverfahren dar, welches das Element der räumlichen Trennung impliziert (LOMOSCHITZ et al. 1999). Eine der wichtigsten Sparten der Telemedizin ist die Teleradiologie. Sie stellt definitionsgemäss die elektronische Übertragung von Röntgenbildern von einem Ort zum anderen zum Zwecke der Interpretation, Konsultation oder beidem dar (AMERICAN COLLEGE OF RADIOLOGY 1994). Da sie in hohem Masse mit der Archivierung digitaler Aufnahmen assoziiert ist, soll sie auch in diesem Zusammenhang besprochen werden. Neben ortsunabhängiger Bildinterpretation und Konsultation kann die Teleradiologie auch intrainstitutionelle Bedürfnisse abdecken, wie z. B. die Weitergabe von Röntgeninformation in den Operationssaal oder sie kann als Grundlage von Studentenausbildung oder prostgradueller Fortbildung
dienen (LOMOSCHITZ et al. 1999; ANALOUI u. BUCKWALTER 2000). Weiterhin sind Kopien ohne grossen Aufwand erstellbar, Röntenbilder können bei Verlust ohne Qualitätseinbusse jederzeit reproduziert und weitergeleitet werden. Bei Import fremder Bilder ist darauf zu achten, dass diese in Originalgrösse konserviert werden, um eine Verschlechterung der diagnostischen Qualität zu vermeiden (VERSTEEG et al. 1997b).
Die Grundlage für eine flächendeckende Nutzung der Teleradiologie musste durch einen einheitlichen Standard der Datenverarbeitung gewährleistet werden. Dieser wurde eingeführt mit dem „Digital Imaging and Communications in Medicine“
Standard (DICOM) und dem „Picture Archival and Communications System“ (PACS), durch welche die digitale Kommunikation zwischen verschiedenen Systemen ermöglicht wurde. DICOM dient als einheitliches Kommunikationsprotokoll und Bildformat für die Schnittstelle von Bildverarbeitungsprogrammen (SIEGEL 1999;
ANALOUI u. BUCKWALTER 2000; BENSON 2000). PACS ist ein System, um medizinische Bilder aufzunehmen, zu speichern, zu verteilen und darzustellen. Ein digitales System muss für die Nutzung im Sinne der Teleradiologie daher DICOM- kompatibel sein, um bidirektional das Senden und Empfangen von Bildern mittels PACS zu gewährleisten. Die Teleradiologie ist grosser Nutzniesser des Hochgeschwindigkeitinternets (z. B. A-DSL, Akronym für Asymmetric Digital Subscriber Line). Auch grosse Datenmengen können dort in kürzester Zeit transferiert werden, ggf. kann auf eventuell mit Informationsverlust verbundene Kompressionsverfahren verzichtet werden (SIEGEL 1999).
Der Gesetzgeber fordert, dass die elektronische Datenübertragung dem Stand der Technik entsprechen muss, es darf auf keinen Fall zu einer Beeinträchtigung der übermittelten Daten und Bilder kommen, ein Datenverlust muss ausgeschlossen sein. In der Humanmedizin muss der Betrieb einer Röntgeneinrichtung zur Teleradiologie genehmigt sein, die Konstanz der Übertragungsweges muss in regelmässigen Zeitabständen geprüft werden (ENTWURF EINER VERORDNUNG ZUR ÄNDERUNG DER RÖNTGENVERORDNUNG 2001).
2.4.1 Prinzipien der Qualitätsbeurteilung
Die Objektivierung der Beurteilung von Röntgenbildern stellt die Crux der vergleichenden Radiologie dar. Eine fehlende gemeinsame Basis hinsichtlich zu untersuchender Parameter sowie der Auswertungsmassstäbe verhindert eine Vergleichbarkeit der Ergebnisse (OESTMANN u. GALANSKI 1989). Vor allem die Verifizierung erhobener Befunde gestaltet sich problematisch. Diagnostik an Röntgenfilmen als Goldstandard respektive Referenz kann nur als Kompromiss gesehen werden, da diese rein subjektiv erfolgt (BLENDL et al. 2000). Somit ist zumindest die Anwendung gleicher Normen für eine Vergleichbarkeit unerlässlich (FARMAN 2000). Die histopathologische Verifizierung oder Falsifizierung der erhobenen röntgenologischen Befunde kann eine Möglichkeit zur Festlegung eines Goldstandards sein (WENZEL 2000).
Die Qualtiät von Röntgenaufnahmen wird hauptsächlich über physikalische Grössen wie Auflösung bzw. Ortsauflösung, Kontrast bzw. Kontrastauflösung und im Falle digitaler Aufnahmen auch über das Bildrauschen bestimmt (WENZEL 1993;
VERSTEEG et al. 1997a; BLENDL et al. 2000; FARMAN 2000; FARMAN u.
FARMAN 2001). Für lange Zeit wurde die Qualität von Röntgenaufnahmen allein anhand der Auflösung beurteilt. Als Mass hierfür dient die Darstellbarkeit von Linienpaaren pro Millimeter. Dentalfilme bieten eine Auflösung von 12-14 lp/mm (Linienpaare pro Millimeter) (VANDRE u. WEBBER 1995; VERSTEEG et al. 1997a;
WENZEL u. GRONDAHL 1995), andere Publikationen nennen eine Auflösung im Bereich von ca. 20 lp/mm (LUDLOW u. MOL 2001). Die Aufösung von Röntgenfilmen wird über die Korngrösse der Silberbromidkristalle bestimmt, die zwischen 0,3 µm und 6,4 µm liegt (RAHN 1989; LAVELLE 1999; LUDLOW u. MOL 2001). Die räumliche Auflösung digitaler Bilder wird durch die Pixeldimensionen bestimmt (WENZEL 1993; VERSTEEG et al. 1997a; YAFFE u. ROWLANDS 1997; TYNDALL et al. 1998; LOMOSCHITZ et al. 1999). Digitale CCD-Sensoren, die mit Pixeln in
einer Grössenordnung von 40 µm arbeiten, erzielen eine Auflösung von ca. 12 lp/mm. PSP erreichen dagegen nur eine Auflösung von 6 – 9 lp/mm (MILES et al.
1999).
Das Auflösungsvermögen des menschlichen Auges liegt bei einem angenommenen Betrachtungsabstand von 25 cm bei 5-6 lp/mm, also unter dem Auflösungsvermögen eines konventionellen und digitalen Systems bei Darstellung der Bilder im Format des Aufnahmemediums, also des Filmes oder des Sensors (SANDERINK u. MILES 2000; TYNDALL et al. 1998; VANDRE u. WEBBER 1995). Berücksichtigt man allerdings die am Monitor ca. 4-fach grössere Darstellung des digitalen Röntgenbildes, so wäre eine Auflösung von 24 lp/mm ideal. Dieser Wert ergibt sich aus der Multiplikation des Vergrösserungsfaktors 4 mit dem Auflösungsvermögen des menschlichen Auges von 6 Linienpaaren pro Millimeter. In der Endfassung der Bildschirmpräsentation wird man mit diesem Wert dem Limit des menschlichen Auflösungsvermögens gerecht (LENHARDT 2001).
Die Auflösung als alleinigen Parameter zur Beurteilung eines optischen Systems heranzuziehen ist allerdings unsinnig, da auch ein Bild mit hervorragender Auflösung bei schlechter Kontrastdarstellung nur ein wenig zufriedenstellendes Ergebnis liefern kann (WENZEL 2000). So wurde schon früh erkannt, dass bei digitalen Systemen insbesondere eine gute Kontrastperformance Basis einer guten Bildqualität ist (YAFFE u. ROWLANDS 1997). Der Kontrast bzw. die Kontrastauflösung wird bestimmt durch die Anzahl von Graustufen (WENZEL u. GRONDAHL 1995;
VERSTEEG et al. 1997a), d. h., die Intensitätsdimension wird bestimmt durch die Anzahl der Bits (YAFFE u. ROWLANDS 1997). Der Standard in der Anzahl initialer Graustufen bei Akquisition eines Röntgenbildes befindet sich bei den meisten digitalen Systemen in einer Grössenordnung von 4096 Grauschattierungen, entsprechend 12 Bit. Für die Darstellung am Monitordisplay wird diese hohe Anzahl von Graustufen auf eine Darstellung von 256 Grauschattierungen reduziert (VERSTEEG et al. 1997a). Kontrastdetaildiagramme von Prüfkörpern mit Bohrungen unterschiedlicher Tiefe und Durchmesser, die auf Röntgenaufnahmen zu beurteilen
hierfür mit Bohrungen unterschiedlicher Tiefe und Durchmesser versehen. Allerdings wird der Wert von Studien mit künstlichen Kavitäten im Sinne einer artifiziellen Karies auch als fragwürdig eingeschätzt (FARMAN 2000).
Die Kontrastübertragungsfunktion oder „Modulation Transfer Function“ (MTF) liefert die Verbindung von Kontrast und Auflösung, der Kontrast wird in Abhängigkeit von der Feinheit der Strukturen angegeben. Der Kontrast beträgt 100%, wenn Linien als schwarz und weiss unterschieden werden können. Der Kontrast zwischen nebeneinanderliegenden schwarzen und weissen Linien nimmt bei geringerem Auflösungsvermögen des abbildenden Systems ab, die Linien „verschwimmen“ bis hin zur Darstellung einer grauen Fläche. Das menschliche Auge kann Grauschattierungen nur unterscheiden, wenn der Kontrast grösser als 10% ist (GREEN 2001).
Abb. 3 : Kontrastabnahme bei Erhöhung der Objektauflösung
Der Kontrast zwischen unterschiedlichen Grauintensitäten nimmt bei zunehmender Auflösung (untere Reihe) ab.
Kontrastübertragungsfunktion (MTF)
0 20 40 60 80 100
0 5 10 15 20 25 30
Auflösung (lp/mm)
Kontrast (%) A
B
Abb. 4 : Kontrastübertragungsfunktion
Bei einer angenommenen Pixelgrösse von 40 µm und 20 µm respektive einer theoretischen Auflösung 12,5 lp/mm (Sensor A) und 25 lp/mm (Sensor B) zeigt sich, dass die Auflösung von Sensor A bei einem für das menschliche Auge notwendigen Kontrast von 10% bei 9-10 lp/mm liegt, die Auflösung von Sensor B bei 20 lp/mm.
Eine Objektstruktur, welche eine Auflösung von 10 lp/mm benötigt, wird durch Sensor B mit einem Kontrast von ca. 60% besser dargestellt als durch Sensor A mit einem Kontrast von weniger als 10%.
Nicht das maximale Auflösungsvermögen eines Systems ist demnach aussagekräftig, sondern die Kontrastwiedergabe im Bereich der Auflösungsgrenze des menschlichen Auges in der Endvergrösserung (WELANDER et al. 1994). Die Erkennung feinster Details kann somit bei exzellentem Auflösungsvermögen durch eine vergrösserte Darstellung verbessert werden. Die Erkennung von Details, welche nur einer niedrigeren Auflösung bedürfen, wird aufgrund der höheren MTF infolge kleinerer Pixeldimensionen des Sensors ebenfalls erleichtert (GREEN 2001). Die MTF kommt in der Zahnmedizin insbesondere bei der Beurteilung von Spalten, z.B.
des Parodontalspaltes, zum Tragen (BLENDL et al. 2000).
oder Pixelrauschen und dem Rauschen im elektronischen System, ist ein wichtiger Faktor der digitalen Bildgewinnung und wird mittels der Signal to Noise Ratio (SNR) erfasst. Unter Signal versteht man die nutzbare Bildinformation, unter Noise sind nicht nutzbare Störungen zu verstehen (VERSTEEG et al. 1997a). Das Pixel- oder Quantenrauschen erklärt sich durch eine nicht zu erreichende exakte Reproduzierbarkeit der Signale einzelner Pixel. Die Ursache des Quantenrauschens liegt in der statistischen Natur der Photonenproduktion, die einer Gauss-Verteilung folgt (WENZEL u. GRONDAHL 1995). Weiterhin ist die Zahl der auftreffenden Photonen in ein und demselben Pixel bei zwei aufeinanderfolgenden Expositionen nicht exakt dieselbe.
Unter Rauschen im elektronischen System sind unerwünschte Informationen zu verstehen, die zusammen mit der Pixelladung zum ADC transportiert und umgewandelt werden, und somit die diagnostische Information verschleiern. Sie können ihre Ursache im Sensor selber haben, aber auch in jedem anderen Bereich des elektronischen Systems (z. B. im PC). Bei Beurteilung des Sensors ist im Besonderen der „Dark Count“ beachtenswert. Hierunter versteht man die Entstehung von Ladung im Pixel ohne äusseren Anlass. Er stellt ein wichtiger Parameter in der Bewertung der Sensorqualität dar. Weiterhin kann durch Hitzeentstehung im Sensor (Thermisches Rauschen) oder eine ungünstige Expositionszeit das Rauschen erhöht werden, auch die Bildkompression hat Einfluss auf das Gesamtrauschen (GREEN 2001). Als typische SNR-korrelierte Strukturen versteht man kariöse und periapikale Läsionen (BLENDL et al. 2000).
Die durch sehr sensitive Sensoren möglich gewordene Dosisreduzierung bewirkt eine Verschiebung der SNR zuungunsten der Signalübermittlung (VELDERS et al.
1996; LOMOSCHITZ et al. 1999). Zusätzlich führt die zur Verbesserung der Ortsauflösung erwünschte Verkleinerung der Pixel zu weniger lichtsensitiven Einzelelementen, da ein extrem kleines Pixel auch nur geringe Mengen an Photonen
auffangen kann. Da das Pixelrauschen im Wert unbeeinflusst bleibt, verkleinert sich die SNR. Abhilfe schaft man durch sogenanntes „pixel binning“, einen Prozess, bei welchem nebeneinanderliegende Pixel zu einem grösseren Pixel zusammengefasst werden (APOGEE 2000; ROPERSCIENTIFIC 2000). Verbindet man also z. B.
jeweils zwei horizontale und vertikale Pixel zu einem Superpixel, so vervierfacht man die Lichtempfindlichkeit, aber reduziert das Auflösungsvermögen auf die Hälfte.
Gleichzeitig wird das Ausleserauschen um den Faktor vier vermindert, da letztendlich nur das Superpixel ausgelesen werden muss. Das Quantenrauschen der Pixel bleibt allerdings unbeeinflusst. Nach Sättigung des Sensors durch eine bestimmte Anzahl von Photonen führt jede weitere Strahlendosis zu einer Rauscherhöhung und damit zu einer kleineren SNR (VERSTEEG et al. 1997a). Zur Erzielung bestmöglicher Qualität digitaler Röntgenbilder ist daher trotz der systemimmanenten Möglichkeit zur Korrektur überbelichteter Bilder eine optimale Dosis voranzustellen. Die SNR-Werte verschiedener digitaler Sensoren können aufgrund unterschiedlicher technischer Konzeption stark divergieren (ATTAELMANAN et al. 2001)
Ist es günstig, mittels der Kontrastübertragungsfunktion MTF Kontrastauflösung und Ortsauflösung in Zusammenhang zu sehen, so bietet es sich auch an, das Rauschen nicht als losgelöste Grösse zu betrachten. Die DQE, die „Detective Quantum Efficiency“, verbindet die Parameter Kontrast und Rauschen miteinander (Abb. 5).
Die DQE stellt als Funktion des Objektdetails einen qualitativen Parameter digitaler Sensoren für die Effizienz des Transfers eines Signals und begleitenden Rauschens vom Eingang zum Ausgang des bildgebenden Systems dar (BLENDL et al. 2000).
Gefordert ist eine gute und damit hohe DQE bei klinisch relevanter Ortsauflösung.
