Medizinische Hochschule Hannover Unfallchirurgische Klinik
(Direktor: Prof. Dr. med. C. Krettek)
Intraoperative 3D-Bildgebung als Entscheidungshilfe
Dissertation
zur Erlangung des Doktorgrades der Medizin an der Medizinischen Hochschule Hannover
vorgelegt von Timo Stübig aus Hameln
Hannover 2006
Angenommen vom Senat der Medizinischen Hochschule Hannover am: 24.10.2006
Gedruckt mit Genehmigung der Medizinischen Hochschule Hannover
Präsident:
Prof. Dr. Dieter Bitter-Suermann
Betreuer der Arbeit:
PD Dr. Tobias Hüfner
Referent der Arbeit:
Frau PD Dr. Gabriela von Lewinski Prof. Dr. Michael Galanski
Tag der mündlichen Prüfung: 24.10.2006
Promotionsausschussmitglieder:
Prof. Dr. Jürgen Klempnauer Prof. Dr. Johann Karstens Prof Dr. Claus Petersen
Inhaltsverzeichnis
INTRAOPERATIVE 3D-BILDGEBUNG ALS ENTSCHEIDUNGSHILFE... I INHALTSVERZEICHNIS... III
1 EINLEITUNG... 1
1.1 Bildgebung in der Traumatologie und Orthopädie... 1
1.1.1 Historische Entwicklung... 1
1.1.1.1 Röntgenstrahlung... 1
1.1.1.2 Intraoperative Bildgebung ... 1
1.1.1.3 Computertomografie ... 2
1.2 Derzeitiger Stand der Bildgebung in der Traumatologie ... 3
1.2.1 Präoperative Bildgebung ... 3
1.2.2 Postoperative Bildgebung... 5
1.2.3 Intraoperative Bildgebung... 6
1.2.4 Bildgebung mit einem 3D-Bildwandler... 8
1.3 Zielsetzung und Fragestellung... 12
2 MATERIAL UND METHODEN... 14
2.1 Material... 14
2.1.1 Tischsysteme ... 14
2.1.1.1 MAQUET Viwas ... 14
2.1.1.2 MAQUET Alphamaquet ... 15
2.1.2 Röntgenstrahlung ... 16
2.1.2.1 Eigenschaften und Erzeugung von Röntgenstrahlen ... 16
2.1.2.2 Bildwandler... 17
2.1.3 Computertomografie... 18
2.1.3.1 Grundlagen ... 18
2.1.3.2 Computertomografen in der Radiologie der MHH ... 19
2.1.3.3 Eigenschaften der CT-Bildgebung ... 19
2.1.3.3.1 Scanparameter... 19
2.1.3.3.2 Rekonstruktionsintervall ... 20
2.1.3.3.3 Rekonstruktionsalgorithmus... 20
2.1.3.3.4 Räumliche Auflösung ... 20
2.1.3.3.5 Darstellungsmöglichkeiten von Spiral-CT Datensätzen... 21
2.1.3.3.6 Multiplanare Rekonstruktionen (MPR) ... 21
2.1.3.3.7 Dreidimensionale Oberflächenrekonstruktion (SSD) ... 21
2.1.4 Siemens Siremobil Iso-C3D... 22
2.1.4.1 Spezifikationen und Eigenschaften... 22
2.2 Methoden ... 27
2.2.1 Intraoperative Scans... 27
2.2.1.1 Setup... 27
2.2.1.2 Dokumentation ... 27
2.2.1.3 Zeit ... 28
2.2.1.4 Bildqualität und klinischer Nutzen ... 28
2.2.2 Ein- und Ausschlusskriterien ... 31
2.2.3 Workflow... 32
2.2.3.1 Studieneinschluss ... 32
2.2.3.2 Workflow ... 32
2.2.3.3 Setup... 32
2.2.3.4 Lagerung und sterile Abdeckung ... 33
2.2.3.5 Zentrierung des Gerätes ... 33
2.2.3.6 Planung ... 35
2.2.3.7 Scan ... 36
2.2.3.8 Auswertung des Datenmaterials ... 37
2.2.4 Sterilitätsprüfung... 38
2.2.5 Lagerungsvermessungen ... 39
2.2.6 Abmessungen des benutzten Materials... 40
2.2.6.1 Abmessungen MAQUET Viwas ... 40
2.2.6.2 Abmessungen MAQUET Alphamaquet ... 41
2.2.6.3 Abmessungen Siemens Iso-C3D... 42
3 ERGEBNISSE... 43
3.1 Anzahl und Einordnung der Fälle ... 43
3.1.1 Patienteneinordnung ... 43
3.1.2 Scananzahl je Fall ... 44
3.1.3 Verteilung der Fälle auf verschiedene Monate ... 44
3.1.3.1 Erstes und zweites Halbjahr ... 44
3.1.3.2 Gesamt... 45
3.1.4 Operateure ... 46
3.1.4.1 Operateure erstes Halbjahr... 46
3.1.4.2 Operateure zweites Halbjahr ... 46
3.1.4.3 Anzahl der Fälle pro Operateur... 47
3.1.5 Einsatzzeitpunkt ... 48
3.1.6 Tischsysteme ... 48
3.1.7 Indikationen erstes Halbjahr 2003 ... 49
3.1.7.1 Verteilung auf bestimmte Operationsbereiche... 49
3.1.7.1.1 Obere Extremität ... 49
3.1.7.1.2 Wirbelsäule ... 50
3.1.7.1.3 Becken/Hüfte... 51
3.1.7.1.4 Gelenkbereich Ober-/Unterschenkel... 51
3.1.7.1.5 Fuß ... 53
3.1.8 Indikationen zweites Halbjahr 2003 ... 54
3.1.8.1 Verteilung auf bestimmte Operationsbereiche... 54
3.1.8.1.1 Obere Extremität ... 54
3.1.8.1.2 Wirbelsäule ... 55
3.1.8.1.3 Becken/Hüfte:... 56
3.1.8.1.4 Gelenkbereich des Ober-/Unterschenkels ... 57
3.1.8.1.5 Fuß ... 58
3.1.9 Bewertung der Bildqualität und Nutzen durch die Operateure... 59
3.1.10 Revisionen... 62
3.1.11 Besonderheiten/ Probleme ... 68
3.1.12 Zeitbedarf der Untersuchung ... 70
3.1.13 Strahlungsexposition ... 71
3.1.14 Sterilitätsprüfung... 74
3.2 Lagerungsmessungen ... 75
3.2.1 MAQUET Alphamaquet Tischsystem ... 76
3.2.2 MAQUET Viwas Tischsystem... 78
3.2.3 Lagerungstechniken im Operationssaal ... 80
3.2.3.1 Wirbelsäule ... 80
3.2.3.2 Becken ... 80
3.2.3.2.1 Rückenlage ... 81
3.2.3.2.2 Seitenlage ... 81
3.2.3.3 Knie ... 82
3.2.3.4 Fuß und Unterschenkel... 82
3.2.3.4.1 Rückenlage ... 83
3.2.3.4.2 Seitenlage ... 83
3.2.3.5 Obere Extremität ... 84
4 DISKUSSION ... 85
4.1 Intraoperative Bildgebung mit einem 3D-Bildwandler ... 89
4.1.1 Fallzahl und Anzahl der Operateure ... 89
4.1.2 Lagerung ... 90
4.1.3 Zeitbedarf der Untersuchung ... 93
4.1.4 Durchführung eines Scans ... 93
4.1.5 Sterilitätsprüfungen... 95
4.1.6 Strahlungsexposition ... 98
4.1.7 Bildqualität ... 100
4.1.8 Revisionen... 104
4.2 Kosten ... 107
4.2.1 DRG-Einführung ... 107
4.2.2 Kostendiskussion... 108
4.2.2.1 Jährliche Kosten... 108
4.2.2.2 Revisionskosten ... 109
4.2.2.3 Zeitbedarf und Kosten durch intraoperativen 3D Scan... 113
4.2.2.4 Erlösminderung durch notwendige Revisionsoperation ... 113
4.2.2.5 Kostenegalisierung... 114
4.3 Ausblick ... 118
5 ZUSAMMENFASSUNG ... 119
6 LITERATURVERZEICHNIS ... 121
7 ANHANG... 131
7.1 Erklärung... 131
7.2 Curriculum vitae ... 132
7.3 Veröffentlichungen... 133
7.3.1 Vorträge... 133
7.3.2 Abstracts ... 133
7.3.3 Poster ... 133
7.4 Abkürzungsverzeichnis ... 134
7.5 Danksagung... 135
1 Einleitung
1.1 Bildgebung in der Traumatologie und Orthopädie
1.1.1
Historische Entwicklung
1.1.1.1 Röntgenstrahlung
Der Würzburger Professor der Physik Wilhelm Konrad Röntgen (1845 - 1923) entdeckte am 08.11.1895 bei Experimenten mit Kathodenstrahlröhren eine bis dahin unbekannte Art von Strahlen. Im Januar des Jahres 1896 stellte Röntgen seine Entdeckung anhand eines Vortrages mit dem Titel: „Über eine neue Art von Strahlen“ [107] einer physikalisch-medizinischen Sondersitzung in Würzburg vor.
Die ersten medizinisch indizierten Aufnahmen wurden schon im Januar des Jahres 1896 erstellt, es ließen sich jedoch zunächst nur Extremitäten darstellen.
Im Februar 1896 wurde dann das erste Fluoroskop entwickelt, wenige Monate später waren auch Thorax- und Abdomenaufnahmen möglich. Mitte 1897 wurden erste Fachzeitschriften veröffentlicht, die sich mit dieser Thematik beschäftigten [21].
Am 10. Dezember 1901 erhielt Röntgen für die Entdeckung der Röntgenstrahlen den ersten Nobelpreis für Physik [21].
Konrad Röntgens Entwicklung der Röntgenstrahlung hat die traumatologische Diagnostik revolutioniert, welche sich im letzten Jahrhundert vornehmlich auf die Anwendung konventioneller Röntgenaufnahmen beschränkte. Die Therapie von Verletzungen des Skelett- und Bandapparats, der Gelenke und Weichteile wäre in einer Vielzahl der Fälle, ohne Röntgenstrahlung nicht durchzuführen [125].
1.1.1.2 Intraoperative Bildgebung
In der traumatologischen Chirurgie des letzten Jahrhunderts wurden über dem Gelenk zentrierte Fäden, die Auskunft über die Achse der Extremität nach operativer Versorgung gaben, benutzt. Weiterhin wurde ein Seitenvergleich der Beinlänge als einfache intraoperative Versuche der Qualitätsprüfung eingesetzt.
Um etwa 1930 wurde zur Kontrolle erstmals intraoperatives Röntgen angewendet [122].
Anfangs waren nur statische Aufnahmen im Anschluss an die Osteosynthese möglich; mittels mobiler Strahlenquellen wurden Folienaufnahmen in einem im
Vergleich zu heute erheblichem Zeitaufwand angefertigt. Jedoch waren diese die ersten objektiven postoperativen Dokumentationsinstrumente [122].
Vor etwa 50 Jahren folgte als nächste Stufe der weltweite Einzug des Bildverstärkers in die Operationssäle. Es war nun dem Chirurgen erstmals möglich, Röntgendarstellungen des Operationsfeldes selbst zu erzeugen, um seine Operationsschritte in Echtzeit zu kontrollieren. Diese ersten Bildwandler konnten zunächst nur für die Dauer der Strahlung ein Bild anzeigen, und besaßen keine Dokumentationsfunktion, ermöglichten jedoch aufgrund der neuen Visualisierungsmöglichkeiten neue Operationsverfahren.
Die Bildwandler der neuesten Generationen verfügen standardmäßig über Speicher- und Holdfunktionen und haben meist auch Netzwerkfähigkeiten [122].
1.1.1.3 Computertomografie
Mit der Einführung der Computertomografie in 70er Jahren durch Hounsfield und MacCormack [54] gab es eine völlig neue und anfänglich ungewohnte Betrachtungsebene von Verletzungen des Bewegungsapparates. Es handelte sich zudem um das erste vollständig digitale Schnittbildverfahren.
Zu Beginn konnten durch die langen Scanzeiten und die begrenzten Messfelder nur Schädelaufnahmen durchgeführt werden [65]. Nach Weiterentwicklung der Technik wurde im Jahre 1974 der Ganzkörperscan eingeführt. Etwa zehn Jahre später wurden die ersten multiplanaren Reformationen und erste 3D- Rekonstruktionen möglich. Diese konnten jedoch erst durch die im Jahre 1989 in die klinische Routine eingeführte und heute noch gebräuchliche Spiral-CT-Technik adäquat dargestellt werden [45].
Ab dem Jahre 1998 gab es dann die ersten klinischen Untersuchungen am Mehrzeilen-Spiral-CT, das im Gegensatz zur früheren Spiral-CT ein Vielfaches an Detektorzeilen besitzt (heutzutage sind 16 Leisten oder mehr Standard) und somit zu einer weiteren Reduktion der Scanzeiten führte [15]. Mit dieser neuen Spiral- CT-Technik ist es möglich, zum Beispiel während eines Atemzuges des Patienten, ganze Körperabschnitte abzubilden und Aussagen zu knöchernen Strukturen und Weichteilen zu treffen.
1.2 Derzeitiger Stand der Bildgebung in der Traumatologie
1.2.1
Präoperative Bildgebung
Röntgenaufnahmen in 2 senkrecht zueinander stehenden Ebenen sind nach klinischer Befunderhebung skelettaler Verletzungen auch heute in vielen chirurgischen Zentren noch der erste und oftmals einzige bildgebende Schritt in der präoperativen traumatologischen Diagnostik [125].
Manche Frakturen sind konventionell erst durch Spezialaufnahmen wie Schräg- oder Zielaufnahmen darzustellen, zum Beispiel Kahnbeinserien bei Frakturen an der Handwurzel, Schrägaufnahmen bei Frakturen am Radiusköpfchen, Tunnelaufnahmen am Kniegelenk nach Frik [94], Schrägaufnamen bei Acetabulumfrakturen [78] oder Brodenaufnahmen [11] bei Calcaneusfrakturen. Sie dienen der übersichtlichen und überlagerungsfreien Darstellung komplexer Verhältnisse, die mit Aufnahmen in 2 Ebenen nicht immer sicher darzustellen sind.
Belastungsaufnahmen werden nur nach vorherigem Frakturausschluss durchgeführt. Sie dokumentieren die Folgen von Weichteilverletzungen in Form von Gefügelockerungen und Gelenkinstabilitäten [125].
Die Beurteilbarkeit reiner Übersichtsaufnahmen zum Beispiel am Becken wird jedoch vor allem durch komplexe anatomische Verhältnisse, Überlagerung der knöchernen Strukturen von Weichteilen oder eventuell Darmgasen limitiert. Auch eine Diagnostik von reinen Weichteilverletzungen ohne weiterführende bildgebende Mittel ist schwierig [125].
Verschiedene Autoren beschreiben, dass die Fraktureinteilungen (AO- Klassifikation) mittels klassischem Röntgen bei schwierigen Gelenkverletzungen nur mäßige inter- und intraindividuelle Reproduzierbarkeit aufzeigte, es wird von Unterschieden in bis zu 38 % der Fälle berichtet [2, 112, 116].
Andere Studien mit Auswertung präoperativer traumatologischer Befunde mittels klassischer Röntgenaufnahmen und anschließender CT-Untersuchung weisen darauf hin, dass in bis zu 64 % der Fälle eine Änderung der Frakturklassifikation (AO-Schema) nach einer CT erfolgt [17, 41, 81].
An Pilon-tibialen-Frakturen können mittels CT in 82 % der Fälle zusätzliche Informationen zur Fraktur wie zum Beispiel die richtige Anzahl der Fragmente und vorhandene Trümmerzonen gewonnen werden [118]. Weitere Studien zeigen, dass in der CT-Diagnostik am Becken bei Acetabulumfrakturen intraartikulär dislozierte Fragmente gegenüber Nativdiagnostik etwa 5mal häufiger dargestellt werden [10, 70] und bei der Notfalldiagnostik kann ein CT im Vergleich zum Röntgen in bis zu 18 % radiologisch an der HWS okkulte Frakturen entdecken [8, 79].
In anderen Veröffentlichungen wird anhand von durchgeführten Untersuchungen beschrieben, dass Maßaufnahmen in konventioneller Technik zur Diagnostik von Längenunterschieden, Achsen- und Rotationsfehlstellungen ungenauer als die Untersuchungen mittels Schnittbildverfahren wie CT oder MRT sind [117, 124].
An vielen Instituten wurde deswegen die konventionelle Bildgebung in der Skeletttraumatologie bei komplexen anatomischen Verhältnissen durch modernere Verfahren wie CT oder MRT zur Diagnostik ersetzt. Auch werden CT- oder MRT- Untersuchungen als zusätzliche Hilfe neben konventioneller Bilddiagnostik genutzt, zum Beispiel bei Acetabulumfrakturen [48, 56, 76, 78, 84, 119]. Die CT stellt für viele Frakturlokalisationen den Goldstandard dar, hierzu gehören unter anderem Beckenfrakturen, Wirbelsäulenfrakturen Acetabulumfrakturen und Frakturen aller großen Gelenke im Bereich der Extremitäten, aber zum Beispiel auch kleinere Gelenke wie zum Beispiel Frakturen des Fersenbeins [15, 29, 101, 110].
Bei der Computertomografie sind durch multiplanare Reformationen (MPR) und Oberflächendarstellungen (SSD = surface shaded display) eine exakte Frakturanalyse, -klassifikation und Therapieplanung möglich. Durch die 3D- Reformationen können wertvolle Informationen gewonnen werden, die durch konventionelles Röntgen nicht zur Verfügung stehen. Hier finden sich zum Beispiel die Stellung der Fragmente und der Gelenkflächen, Subluxations- oder Luxationsstellungen der Gelenke, Trümmerzonen und Impressionen, sowie andere komplexe Zusammenhänge, die in jeder Ebene sicher dargestellt und beurteilt werden können [9, 15, 55, 81, 86].
Betreffend der Strahlenexposition und Kostenintensivität, ist die Spiral-CT bei gelenkbeteiligten Frakturen der konventionellen Röntgendiagnostik bei bestimmten Fragestellungen nahezu gleichwertig. Bei den Becken- oder Acetabulumverletzungen führen die 5 Standardaufnahmen (Beckenübersichts-, Inlet-, Outlet-, Ala- und Obturatoraufnahmen) in konventioneller Technik zu annähernd den gleichen Kosten wie eine Spiral-CT des Beckens [15]. In einer weiteren Studie konnte bei Verletzungen der Hüftpfanne nachgewiesen werden, dass die effektive Strahlendosis bei 5 Standardaufnahmen mit 5,14 mSv im Vergleich mit 4,41 mSv der Spiral-CT sogar höher ist [62].
Als Argumente zum weiteren alleinigen Einsatz von klassischen Röntgenuntersuchungen bestehen in der Literatur vor allem die begrenzte Verfügbarkeit von CT-Geräten, logistische Probleme aus bestimmten Bereichen heraus (Notfallaufnahme, Operationssaal) und eine geringere Empfindlichkeit für Metallartefakte [125].
1.2.2
Postoperative Bildgebung
Nach Repositionen von Luxationen oder der Osteosynthese von dislozierten Frakturen ist eine primäre radiologische Beurteilung mit konventionellen Untersuchungstechniken bisher unverzichtbar. Sie wird mit einer mobilen Strahlenquelle und Bildkassetten vorgenommen, da hier die höchste Bildqualität bei konventioneller radiologischer Bildgebung zu erwarten ist und damit auch eine sichere Archivierung [122].
Wie auch in der präoperativen Diagnostik wird nach Versorgung komplexer Strukturen und Gelenkflächen oftmals zusätzlich eine postoperative Computertomografie durchgeführt [42, 82]. Dort werden dann manchmal Gelenkstufen, nicht repositionierte Knochenfragmente oder falsche Implantatlagen gefunden, die in der intraoperativen Bildgebung nicht dargestellt werden konnten [22]. Mittels neuester CT-Generationen ist es im Gegensatz zur konventionellen Radiologie auch möglich, eine gradgenaue postoperative Achsanalyse in allen Ebenen, die Implantatlage in allen Ebenen, das genaue Repositionsergebnis von Gelenkflächen, eine Rotationskontrolle sowie eine exakte Bestimmung der Knochenlänge im Seitenverhältnis durchzuführen [15, 82, 124].
1.2.3
Intraoperative Bildgebung
Intraoperative Bildgebung gewinnt mit dem zunehmenden Einsatz minimal- invasiver Verfahren stetig an Bedeutung [72]. Da zum Beispiel die korrekte Schraubenlage und optimale Rekonstruktion der Gelenkflächen bei osteosynthetischer Therapie, vor allem in lasttragenden Gelenken, die Voraussetzung für eine adäquate postoperative Therapie und ein optimales Behandlungsergebnis ist [4, 25, 82, 122].
Zur Kontrolle der Fragmentreposition bei Frakturen ist die Visualisierung mittels Röntgenaufnahmen das häufigste durchgeführte Verfahren. Röntgenaufnahmen in konventioneller Technik in orthogonalen Ebenen können sowohl prä- und postoperativ, aber auch intraoperativ vorgenommen werden. Die intraoperative Durchführung von Röntgenaufnahmen mittels Film-Folien-Systemen kann jedoch zu Problemen in der Sterilität führen, außerdem ist sie sehr zeitintensiv. Zudem muss für diese Schritte der Operationsablauf unterbrochen werden. Daher werden Film-Foliensysteme vor allem zur Dokumentation nach Abschluss der Operation angefertigt.
Zur direkten Visualisierung des Operationsablaufes in der Traumatologie wird intraoperativ heutzutage vor allem die Durchleuchtung mittels steril gehaltenen fahrbaren C-Bogen-Geräten genutzt, die die Lage von Osteosynthesematerialien einschätzen lässt [122, 125]. Die Visualisierung ist jedoch beschränkt durch die zweidimensionale Bildgebung und durch den Operationszugang [55]. Daher stellt die Visualisierung der Frakturversorgung besonders bei geschlossenen Operationsverfahren ein Problem dar [103, 126]. Außerdem ist die Bildqualität der Fluoroskopie im Vergleich zur herkömmlichen Radiografie vermindert. Da ein Summationsbild erzeugt wird, können überlagernde Strukturen besonders im Gelenkbereich, wo manchmal schwierige anatomische Situationen vorherrschen, die Beurteilung durch den Operateur beeinflussen. Zudem kann eine korrekte Platzierung von Implantatmaterial bei Bildgebung in einer Ebene keine Sicherheit garantieren. Zur sicheren Beurteilung sind das Drehen des Bogens und zusätzliche Aufnahmen in der zweiten Ebene notwendig. Ein weiteres Problem sind die begrenzten räumlichen Abbildungsmöglichkeiten, lange Röhrenknochen können nicht durch eine einzelne Aufnahme abgebildet werden.
Die intraoperative Beurteilung der Repositionsqualität mit reiner Bildwandlerkontrolle alleine ist bei Acetabulumfrakturen häufig schon schwer möglich [72]. Außerdem ist zur Beurteilung der Implantatlage in allen 3 Raumebenen eine Röntgenkontrolle in 2 Ebenen nötig. So wurde in der Wirbelsäulen- und Beckenchirurgie schon von bis zu zehn Minuten Strahlungszeit pro eingebrachter Schraube berichtet [114, 123]. Es wurde jedoch in anderen Studien anhand mittels postoperativer CT-Untersuchungen analysiert, dass bei der Platzierung von Pedikelschrauben nach herkömmlicher transpediculärer, durchleuchtungskontrollierter Verschraubung erhebliche Fehlplatzierungen in bis zu 40 % der Fälle auftreten [61, 77].
Eine andere Möglichkeit der intraoperativen Bildgebung mit direkter Visualisierung der Reposition der Gelenkfläche ist die Arthroskopie [108]. Sie wurde Anfang der 80er Jahre für Frakturen des tibialen Plateaus eingeführt [13, 16, 60]. Mittels Arthroskopie ist es heutzutage möglich, eine Vielzahl von Gelenken zu untersuchen [71, 87]. Besondere Vorteile bietet die Arthroskopie bei Beteiligung von Weichteilstrukturen. Die Knorpeloberfläche kann zudem inspiziert und ertastet werden, jedoch ist bei Frakturen die Reposition der Gelenkfläche offenen Verfahren unterlegen [91]. Eine flächendeckende Anwendung der Beurteilung bestimmter Gelenke durch Arthroskopie wie zum Beispiel der Hüftgelenke hat aufgrund der schwierigeren Technik zum Beispiel bisher aber noch nicht stattgefunden. Auch können zum Beispiel aufgrund der weiten Strecke von Einstichstelle zu Gelenk bei manchen Arthroskopien nur restriktiv intraoperative Maßnahmen und Manöver durchgeführt werden [108] .
Erst postoperative Schnittbildgebung kann dann die auch für den Operateur unerwarteten Stufen- oder Spaltbildungen in der Gelenkfläche oder fehlplatzierte Schrauben sicher offenbaren [74, 122, 125]. Diese Schwierigkeiten führten dazu, dass der Einsatz intraoperativer CT in der Traumatologie zugenommen hat, auch wenn sie bisher nur sehr bedingt verfügbar ist [12, 34, 74, 85, 122, 125].
Neue verfügbare Systeme sind das AWIGS (advanced workplace for image guided surgery, Firma MAQUET, Raststatt) und das Sliding Gantry System der Firma Siemens, Erlangen. Mit diesen alternativen Konzepten soll ermöglicht werden, intraoperative CT in einem standardisierten Ablauf durchführen zu können. Hierfür sind spezielle bauliche Maßnahmen und zusätzlich spezialisiertes
Personal erforderlich, außerdem stehen die Computertomografen dann Routineuntersuchungen in der radiologischen Klinik nicht zur Verfügung. Die hohen Investitionskosten stehen somit nur sehr wenigen Zentren zur Verfügung [122].
Da andere mobile intraoperative CT-Anlagen jedoch sehr teuer sind und außerdem logistische Probleme (Radiologe und MRTA in den OP, jeweils neues Einmessen des mobilen CT, unzureichendes Platzangebot im OP) auftreten [122], setzte sich zunächst die computernavigierte Chirurgie als Hilfe zur zweidimensionalen Bildgebung durch, deren Entwicklung von der Neurochirurgie ausgeht. Dadurch kann zum Beispiel bei transpediculärer Verschraubung an der Wirbelsäule die Fehllage von 40% auf unter 10 % reduziert werden [30, 77]. Als Datensätze dienen einerseits präoperativ mit der CT ermittelte Verfahren sowie intraoperative fluoroskopiebasierte Navigation.
Die CT-basierten präoperativen Verfahren werden heutzutage neben Operationen an der Wirbelsäule, dem Mittelgesicht, den Nasennebenhöhlen und anderen Hirnarealen vor allem bei perkutaner Schraubenosteosynthese am Beckenring, dislozierten Frakturen am hinteren Beckenring, am Os sacrum und bei Acetabulumfrakturen eingesetzt. Auch über die computerassistierte Frakturversorgung des Calcaneus wurde schon berichtet [23, 85, 89].
Präoperative Datensätze können jedoch repositionsbedingte Lageveränderungen nicht berücksichtigen [34, 93], deshalb sind CT-Datensätze in der Traumatologie, wo aufgrund von Repositionen immer neue anatomische Verhältnisse vorherrschen, Grenzen gesetzt [106]; die durchleuchtungsgestütze Navigation hat jedoch eine wesentlich schlechtere Auflösung als CT-Datensätze [51, 90].
1.2.4
Bildgebung mit einem 3D-Bildwandler
Mit dem von der Firma Siemens, Erlangen entwickeltem Gerät mit der Bezeichnung Siemens Siremobil Iso-C3D steht seit etwa 2002 ein Gerät zur Verfügung, dass die Vorteile der intraoperativen 3D-Schnittbildgebung an knöchernen Strukturen mit der Mobilität und Sterilität eines reinen C-Arm- Bildwandlers verbindet.
Der C-Arm-Bildverstärker ist in der Lage, multiplanare 3D-Rekonstruktionen in wenigen Sekunden nach Bildakquisition anzeigen. Dies soll es dem Operateur ermöglichen, intraoperativ das Repositonsergebnis zu analysieren, intraartikuläre Lage von eingebrachtem Material auszuschließen oder im anschließenden Schritt zu korrigieren.
Wegen der CT-ähnlichen Bildqualität können Knochen und Gelenkoberflächen theoretisch gut dargestellt werden, sodass die Methode bereits einen hohen Stellenwert bei traumatologisch-orthopädischen Eingriffen an manchen Zentren genommen hat.
Verschiedene Autoren haben sich bisher in Studien mit dem Gerät und seinen Anwendungsmöglichkeiten auseinander gesetzt.
Die Bildqualität des Iso-C3D wurde im Vergleich zur CT in mehreren Studien an Leichenpräparaten beurteilt [25-27, 35, 46, 72-75, 80, 105, 106, 111, 121, 123].
Dort zeigte sich, dass an Knie-, Hand-, Ellenbogen- und Sprunggelenk die Visualisierung mit der einer CT vergleichbar und auch an der LWS, BWS und HWS eine gute Abbildung möglich war. Die reine Bildqualität zeigte am dem Stammskelett und an den großen Gelenken im Vergleich zur CT allerdings etwas schlechtere Ergebnisse. [105, 106]. Das Schultergelenk erzielte bei den Untersuchungen die schlechtesten Ergebnisse, da es dort zu Lagerungsproblemen kam und der C-Arm mit dem Tisch kollidierte. Frakturen konnten an einem Hochkontrastmodell bis zur minimalen Frakturspaltbreite (makroskopisch gerade noch sichtbar, manuell digital keine Stufenbildung tastbar) mittels Iso-C und CT erkennbar dargestellt werden.
Eine andere Veröffentlichung, die sich mit der Bildgebung am Kniegelenk mit den verschiedenen Modalitäten beschäftigte, konnte zeigen, dass die 3D-C-Arm- Bildgebung in Hinblick auf Frakturart und Ausmaß der CT gleichwertig und signifikant besser im Vergleich zur konventionellen Radiologie ist [74, 105] und besonders bei komplexen Frakturen der Durchleuchtung überlegen scheint [74].
Bei Versuchen am Gesichtsschädel konnte eine Vergleichbarkeit von CT und Iso- C3D im Hinblick auf Erkennbarkeit knöcherner Strukturen [46] gezeigt werden.
2005 wurde eine weitere Studie veröffentlicht, die die Bildqualität bei einem Scan von menschlichen Schädeln zwischen dem Iso-C3D und einem neuen, in der
Kieferchirurgie eingesetzten und für diese optimiertem Computertomografen, dem NewTom 9000 (Firma QR Srl, Italien) verglich. Der Autor konnte aufzeigen, dass es zwischen diesen beiden Systemen in der Bildqualität keine statistisch signifikanten Unterschiede bei der Bildqualität und der klinischen Beurteilbarkeit gab. Metallartefakte wurden von dem benutzten Computertomografen besser dargestellt, während das Iso-C3D besser die mandibulären Kondylen darstellen konnte [111].
Auch in der Bildgebung am Becken konnte mittels Iso-C3D eine geeignete klinische Darstellbarkeit der knöchernen Strukturen gezeigt werden. Die Darstellung der Spongiosastruktur und der Weichteile war jedoch nicht sicher nicht möglich [72, 123].
Ferner wurde die Beurteilbarkeit von Implantatmaterial untersucht. Diese wurde vor und nach der Implantation als signifikant schlechter als bei der Bildgebung mittels CT bewertet. Auch wurden vermehrt Metallartefakte beobachtet. Aber die diagnostische Aussagekraft war im Vergleich mit der Spiral-CT auf einer Stufe und wurde auch durch das eingebrachte Material nicht verändert [75].
Eine andere Studie bezog sich auf eine Beurteilung von extra- sowie intraartikulären Schraubenlagen am Talus. Die Güte der erhobenen Iso-C3D- Befunde wurde mit CT- und konventionellen Röntgenuntersuchungen verglichen.
Die Analyse der Schraubenlage zeigte im Iso-C und CT gleichwertige Ergebnisse.
Den Einschätzungen der Untersucher nach waren das Iso-C3D und die Computertomografie reinen zweidimensionalen bildgebenden Verfahren wie konventionellem Röntgen und Fluoroskopie deutlich überlegen. Allerdings zeigte die Iso-C-Bildgebung die schlechteste Bildqualität im Vergleich der 3 Untersuchungsmodalitäten [26, 27]. Die Diagnose fehlplatzierter Osteosyntheseschrauben im Talus-Schraubensynthese-Modell konnte mit der CT und dem Iso-C3D gleich häufig gestellt werden, während mittels konventioneller Durchleuchtung eine stark signifikante erhöhere diagnostische Unsicherheit zu verzeichnen war [26].
Verschiedene Autoren haben sich näher mit der Strahlenexposition des Iso-C3D an Leichenpräparatenbeschäftigt. Am Sprunggelenk liegt sie, wiedergegeben durch die Dosislängenprodukte (DLP) mit dem Standardprotokoll kleine Extremitäten von
39,9 mGy x cm, in vergleichbarer Größenordnung mit einer Niedrigdosis-Spiral-CT der Extremitäten, die bei einer Schichtdicke von 2 mm Werte für das Dosislängenprodukt von 37,4 mGy x cm erreicht [26]. Für die Darstellung von großen Extremitäten und die Erfassung von Rumpfabschnitten ist die Strahlenexposition des Iso-C3D etwas höher als die der Spiral-CT. Das Standardprotokoll für große Extremitäten des Iso-C3D führt zu einer Strahlenexposition mit einem Dosislängenprodukt (DLP) von 73,1 mGy x cm [26, 105]. Ein durchgeführter Scan an großen Gelenken verursacht im Vergleich zur Niedrigdosis-Spiral-CT 85% mehr Strahlung liegt aber bei weniger als 50% der Strahlenexposition einer Spiral-CT von einer zehn cm langen Strecke an der Lendenwirbelsäule mit einem Wert von 171 mGy x cm [105].
Die Streustrahlendosis ist im Vergleich zu einer Spiral-CT auf das Vierfache bis Fünffache erhöht [26]. Bei Untersuchungen mit dem Iso-C3D wurden Werte zwischen 8 µSv bei dem Standardprotokoll kleine Extremitäten und 100 µSv im Automatikbetrieb bei Untersuchungen an der LWS gemessen, während eine Niedrigdosis-CT zur Streustrahlungswerten zwischen 4 µSv für die Extremitätenabbildung und mit einer Schichtdicke von 2mm zu 26 µSv für ein Standardprotokoll der LWS führte. Diese hohe Streustrahlung des 3D- Bildwandlers kann vermieden werden, wenn der Sicherheitsabstand von 3,5 m zum Gerät eingehalten wird [26].
1.3 Zielsetzung und Fragestellung
Verschiedene Veröffentlichungen konnten zeigen, dass die konventionelle Röntgendiagnostik zwar oftmals noch klinischer Standard ist, in vielen Zentren aber gerade bei Gelenkbeteiligung und komplizierten funktionell-anatomischen Verhältnissen eine zusätzliche digitale Schnittbilddiagnostik wie die CT durchgeführt wird. Sie hat sich bei vielen Frakturen in der präoperativen Diagnostik sowie auch als postoperative Untersuchung zur Klärung des Repositionsergebnisses und der Stellung der Implantatlage durchgesetzt und gilt als Goldstandard bei vielen Untersuchungsregionen und Frakturarten.
Anhand mehrerer Untersuchungen konnte dargestellt werden, dass eine rein konventionelle Röntgendiagnostik oftmals zur exakten Frakturkanalyse nicht ausreichend ist, es konnte auch aufgezeigt werden, dass die postoperativen röntgenologischen Untersuchungsmethoden in der Unfallchirurgie gerade bei Beteiligung von meta- und epiphysären Strukturen nicht ohne Schnittbildgebung wie CT oder MRT vorzustellen sind, da bei der konventionellen Röntgendiagnostik ein reines Summationsbild im Grenzfall keinen verlässlichen Informationsgehalt bietet.
Schwierigkeiten für den Operateur ergeben sich im Rahmen der intraoperativen Diagnostik. Es helfen diesem bei der Urteilsfindung bisher nur die Arthroskopie, die nur die Betrachtung des Gelenkbinnenraumes zulässt oder die konventionelle Fluoroskopie. Da intraoperative Computertomografen sehr selten vorzufinden sind, ist nach postoperativen radiologischen CT-Untersuchungen oftmals eine erneute Operation nötig, um Korrekturen vorzunehmen.
Seit 2002 ist das von der Firma Siemens, Erlangen entwickelte Gerät Siemens Siremobil Iso-C3D auf dem Markt. Dieses ermöglicht es, dreidimensionale Schnittbilder operativ herzustellen und die nach kurzer Zeit zu anzuzeigen.
Das Ziel dieser prospektiv angelegten Studie war es, die vorhandenen bildgebenden Studien von Leichenpräparaten an klinischen Patienten zu kontrollieren und den intraoperativen klinischen Nutzen zu bewerten. Es soll im Speziellen untersucht werden, ob die zusätzlichen diagnostischen Möglichkeiten zu Modifizierungen oder zu Korrekturen des Operationsergebnisses führen. Die Hypothese ist, dass das Gerät intraoperative Fehler bei der Rekonstruktion der
knöchernen Strukturen oder Implantatfehllagen aufzeigen kann, die mit konventionellen Bildwandlern in der intraoperativen Bildgebung nicht sichtbar waren.
Darüber hinaus war ein Teilaspekt der Studie, den Zeitbedarf der Untersuchung (Unterbrechungszeit der Operation) zu überprüfen.
Zusätzlich war die Frage zu klären, ob eine optimale Eingliederung in den OP- Betrieb hinsichtlich Sterilität zu gewährleisten ist.
2 Material und Methoden
_________________________________________________________________
2.1 Material
2.1.1
Tischsysteme
2.1.1.1 MAQUET Viwas
In der Unfallchirurgischen Klinik der Medizinischen Hochschule Hannover waren zum Zeitpunkt der Studie verschiedene Tischsysteme der Firma MAQUET in Benutzung.
Das erste vorgestellte System ist das OP-System MAQUET Viwas. Die Tischauflage besteht komplett aus Kohlefaserverbundstoffen (Abbildung 3) und ist mittels verstellbarer OP-Säulen in ein Bodenschienensystem (Abbildung 1) integriert. Somit ist einen anstoßfreier Zugang zu dem Untersuchungsgebiet möglich (Abbildung 2), da die Säulen auf dem Schienensystem je nach Untersuchungsgebiet aus dem Schwenkbereich des C-Arms entfernt werden können.
Abbildung 1
Viwas-Bodenschienensystem mit verstellbaren Operationstischsäulen. Das linke und das rechte Bild zeigen die maximal möglichen Bewegungen in der Bodenschiene.
Abbildung 2
Je nach Operationszugang können die mobilen Tischsäulen verschoben werden, um eine anstoßfreie Bewegung um den Patienten zu ermöglichen.
2.1.1.2 MAQUET Alphamaquet
In einem anderen Operationssaal der Unfallchirurgischen Klinik der Medizinischen Hochschule Hannover ist das Tischsystem Alphamaquet der Firma MAQUET in installiert. Dieses besteht aus einer feststehenden Säule mit der Bezeichnung Alphamaquet 1150.01 (Abbildung 4) und 2 verschiedenen Auflagesystemen. Die Metalltische haben die Bezeichnung: Alphamaquet 1150.30 (Abbildung 5).
Weiterhin gibt es auch für diese OP-Säule eine Auflagefläche aus Kohlefaserverbundstoffen (CFK) mit der Bezeichnung Alphamaquet 1150.16 (Abbildung 6).
Abbildung 3
Ansicht des Tisches und der Auflagefläche des MAQUET Viwas- Systems in Längsrichtung.
Abbildung 6
Auflagefläche MAQUET Alphamaquet 1150.16, Carbontisch Abbildung 4
MAQUET-OP-Säule Alphamaquet 1150.01
Abbildung 5
MAQUET-Metalltisch Alphamaquet 1150.30
(Abbildung aus [83])
2.1.2
Röntgenstrahlung
2.1.2.1 Eigenschaften und Erzeugung von Röntgenstrahlen
Röntgenstrahlen sind elektromagnetische Strahlen mit kleinerer Wellenlänge als das sichtbare Licht, sie entstehen beim Aufprall von Elektronen auf Materie [109].
Bei Röntgenröhren werden mithilfe einer Glühkathode, an der eine Heizspannung UH anliegt, in einem evakuierten Glaskolben Elektronen (Primärelektronen) durch ein elektrisches Feld auf eine Anode, an der Beschleunigungsspannungen (Röhrenspannung) UR zwischen 20 und 150 kV (Diagnostik) bzw. bis zu 300 kV oder mehr (Therapie) anliegen, bewegt (Abbildung 7)[20].
Beim Aufprall stoßen diese beschleunigten Primärelektronen andere Elektronen aus den inneren Schalen der Atome des Anodenmaterials heraus (Sekundärelektronen). Die hierbei entstandenen Löcher in den inneren Schalen eines Atoms werden wieder aufgefüllt, indem ein Elektron aus einer äußeren Schale den frei gewordenen Platz einnimmt. Dabei wird eine für jede Atomart charakteristische Strahlung frei (monochromatische Strahlung). Der Aufprallpunkt der Primärelektronen auf die Anode wird auch Brennfleck oder Fokus genannt und ist möglichst klein zu halten, da durch die Größe dessen die spätere Auflösung bestimmt wird [20, 104].
Die Anodenspannung UR bestimmt die Härte und damit das Durchdringungsvermögen der Strahlung [109]. Je höher die Anodenspannung ist, desto kleiner ist die Wellenlänge der erzeugten Röntgenstrahlung. Kurzwellige Röntgenstrahlen durchdringen den Körper wesentlich besser. Sie werden harte Röntgenstrahlung genannt. Analog wird langwellige Röntgenstrahlung als weiche Röntgenstrahlung bezeichnet.
Abbildung 7
Erzeugung von Röntgenstrahlung (modifizierte Abbildung aus [109])
Wie stark die erzeugte Röntgenstrahlung im Gewebe absorbiert wird, hängt von der Dichte und den beteiligten Atomarten des durchstrahlten Volumens ab.
Allgemein nimmt die Strahlenintensität mit der Eindringtiefe ins Gewebe stark ab.
Als Maß für diese Eigenschaft dient die so genannte Halbwertsdicke. Sie gibt die Wegstrecke durch das Material an, bei der die anfängliche Intensität auf die Hälfte zurückgegangen ist [20].
2.1.2.2 Bildwandler
Der Röntgenbildverstärker hat zwei Aufgaben: möglichst verlustfreie Umwandlung der in der Röntgenprojektion enthaltenden Information in ein sichtbares Bild und Verstärkung der Helligkeit [47].
Im Röntgenbildverstärker (einer Hochvakuumröhre) wird das hinter dem Patienten entstehende Strahlungsbild in ein Elektronenbild umgewandelt. Die Röntgenstrahlung tritt hierbei durch ein Eingangsfenster in die evakuierte Aufnahmeröhre ein. Danach trifft die Strahlung auf den Röntgendurchleuchtungsschirm, in dem die Umwandlung von Röntgenstrahlung in sichtbares Licht stattfindet. Die Röntgenstrahlen werden absorbiert und lösen ca.
2000 Lichtquanten pro Röntgenquant aus. Diese Lichtquanten treffen nachfolgend die Fotokathode und setzen dabei per Fotoeffekt Photoelektronen frei. Die frei werdenden Elektronen werden in dem Hochvakuumgerät in einem elektrischen Feld mit etwa 25 kV beschleunigt, gebündelt und auf einen Ausgangsleuchtschirm gelenkt. Dort entsteht ein sichtbares Bild. Dieses kann dann mit einem Detektor aufgenommen und auf Bildschirmen dargestellt werden [47]. Auf diese Weise wird die Betrachtung der untersuchten Region in Echtzeit möglich. Dynamische Vorgänge wie zum Beispiel das Platzieren von Sonden oder Spickdrähten können somit unter gleichzeitiger Röntgenkontrolle dargestellt werden [20].
Abbildung 8
Ein in der Unfallchirurgie der MHH gebräuchlicher C-Bogen-Bildverstärker. Der Ziehm Vista der Firma Ziehm Imaging, Nürnberg.
2.1.3
Computertomografie
2.1.3.1 Grundlagen
Die Computertomografie erstellt transversale Schichtaufnahmen (Computertomogramme), die differenzierte Körperquerschnitte abbilden, indem aus verschiedenen Winkeln Röntgenstrahlen appliziert werden. Die Computertomogramme sind keine direkten Aufzeichnungen der Intensitätsverteilung wie Projektionsradiogramme, sondern die bildliche Rekonstruktion von Projektionsmessungen der Schwächungsunterschiede, die über Rechenprozesse erfolgen. Dabei ordnet ein Computer den Punkten einer Bildmatrix rechnerisch Werte zu, die auf einem elektronischen Sichtgerät in ein Grautonbild umgesetzt werden [14].
Die Schwächungswerteskala umfasst Werte von +3000 bis -1000 Hounsfield- Einheiten (HE) (Abbildung 9), die bei der Bilddarstellung in 10 bis 30 graduierte Graustufen übertragen werden können. Dabei hängt die Zahl der Dichtewerte pro Grauton von der Fensterbreite ab [14].
Wasser hat dabei den Wert 0 HE (= Hounsfield-Einheiten), Luft hat –1000 HE und Knochen 3000 HE, deshalb erscheinen Knochen auf dem Röntgenbild hell [20].
Im Rahmen der Spiral-CT-Technik werden die Daten während der Bewegung kontinuierlich erfasst. Die Voraussetzung hierfür schafft eine kontinuierlich rotierende Röhren-Detektor-Einheit [68, 69] (siehe Abbildung 10).
Abbildung 9
Hounsfield-Einheiten (Abbildung aus [66, 67])
2.1.3.2 Computertomografen in der Radiologie der MHH
Die Klinik für diagnostische Radiologie (Direktor: Prof. Dr. M. Galanski) verfügte im Studienzeitraum 2003 über zwei Mehrzeilen-Spiral-CT. Das eine war ein Produkt der General Electric Company, Medical Systems USA, der Computertomograf Lightspeed QX/i. Der Detektor dieses Gerätes bestand aus einer Matrix aus einzelnen Elementen und erlaubte Schichtdicken von 4 x 1,25 mm bis 4 x 5 mm bei einer Rotationszeit von 0,8 Sekunden.
Das andere in der Medizinischen Hochschule Hannover im Jahre 2003 benutzte Gerät war das Somatom Volume Zoom der Firma Siemens, Erlangen. Es war mit einem so genannten adaptiven Detektor ausgestattet und besaß folgende technische Details: Schichtdicke von 2 x 0,5 mm, 4 x 1mm bis 4 x 5 mm bei einer Röhrenrotationszeit von 0,5 s.
2.1.3.3 Eigenschaften der CT-Bildgebung
In den nachfolgenden Unterpunkten sind in der CT-Diagnostik verbreitete und primär für diese entwickelte Verfahren erklärt. Diese stehen teilweise jedoch auch dem Iso-C3D zur Verfügung oder beeinflussen dessen Bildgebung.
2.1.3.3.1 Scanparameter
Variable Parameter bei der CT-Untersuchung sind Tischvorschub, Schichtdicke, das Rekonstruktionsintervall (auch Rekonstruktionsinkrement) und der Rekonstruktionsalgorithmus. Die erstgenannten drei Parameter werden zusammen angegeben.
Die nominelle Schichtdicke wird durch die Kollimatoren an der Detektorseite bestimmt. Sie gibt die Dicke der Schicht an, die während eines Untersuchungsvorganges betrachtet wird. Letztendlich wird durch sie die Auflösung in der z-Achse bestimmt (Patientenachse) [68, 96, 100].
Abbildung 10 Prinzip der Spiral-CT (modifizierte Abbildung aus [66])
2.1.3.3.2 Rekonstruktionsintervall
Das Rekonstruktionsintervall gibt den Abstand zwischen 2 berechneten axialen Schichten an. Somit ist es möglich, auch sich überlappende Schnitte zu berechnen, ohne dass die Patientendosis erhöht werden muss [99].
Überschneidende Berechnungen können erreicht werden, indem das Rekonstruktionsintervall kleiner gewählt wird als der Tischvorschub.
Dadurch wird bei der Spiral-CT, im Vergleich zur herkömmlichen CT, der Teilvolumeneffekt vermindert, welcher eine methodenbedingte Ungenauigkeit darstellt und durch Röntgenabschwächung in den entsprechenden Voxeln bestimmt wird.
Ein Voxel ist eine Volumeneinheit im Vergleich zum Pixel, das ein Bildelement in zweidimensionaler Betrachtung bezeichnet. Sie ergibt sich aus der Schichtdicke, der Matrixgröße und dem betrachteten Ausschnitt (Field of View = FOW). Dieses bedeutet, dass jeder Pixel einer CT-Untersuchung in planaren Bildern auf Berechnungen aus einem bestimmten Volumen beruht. Da in diesem Volumen verschiedene Gewebearten einbezogen werden, ist der Hounsfieldwert des betrachteten Pixels ein Mittelwert der beteiligten Gewebe [33, 100].
2.1.3.3.3 Rekonstruktionsalgorithmus
Während des Untersuchungsvorgangs, bei dem der Patient zur Röntgenröhre bewegt wird, entstehen Bewegungsartefakte, die durch spezielle Algorithmen vermindert werden.
Der 180°-Algorithmus interpoliert zum Beispiel zwischen den Untersuchungswerten der realen und einer versetzten virtuellen Spirale. Dieser Unterschied erhöht die Bildqualität vor allem bei multiplanaren Reformationen [19, 33, 45, 97].
2.1.3.3.4 Räumliche Auflösung
In der xy-Ebene, der axialen Ansicht, ist die Ortsauflösung der Spiral-CT mit der konventionellen CT gleich. In der z-Achse (Ortsauflösung in Richtung des Tischvorschubs) ist sie kleiner und von der effektiven Schichtdicke abhängig. Je geringer die Schichtdicke, desto besser die Auflösung in der Tiefenachse. Dieses beruht auf dem Teilvolumeneffekt. Dieser ist in der Spiral-CT durch überlappende Schichtrekonstruktionen jedoch geringer ist als in der konventionellen CT. [33, 97].
Dadurch werden auch die Rekonstruktionen in zwei- oder dreidimensionaler Form verzerrungsärmer und schärfer dargestellt.
2.1.3.3.5 Darstellungsmöglichkeiten von Spiral-CT Datensätzen
Die Daten einer Spiral-CT-Untersuchung sind infolge der kontinuierlichen Volumenerfassung vor allem für multiplanare Reformationen und dreidimensionale Rekonstruktionen geeignet. Schon aus den Datensätzen der vorherigen CT- Generationen wurden diese Ansichtsmodalitäten errechnet.
Bei der Bildbearbeitung werden die einzelnen Schichten vom Rechner zu einem Datenvolumen zusammengefasst. Dieser wird dann in Voxel umgerechnet, deren Höhe durch das Rekonstruktionsintervall bestimmt wird [33].
2.1.3.3.6 Multiplanare Rekonstruktionen (MPR)
Als multiplanare Rekonstruktionen werden Schnitte in frei wählbaren Richtungen durch das errechnete Datenvolumen gekennzeichnet. Für koronare und sagittale Reformationen werden die Voxel in dieser Ebene dargestellt, für schräge oder gekrümmte Ebenen aneinander liegende Voxel interpoliert [33]. Die gewünschte Schnittrichtung wird interaktiv an dem Monitor einer Workstation am Referenzbild erstellt.
Die berechneten Schnitte sind meist ein Voxel breit, jedoch kann die Dicke der Reformation auch beliebig gewählt werden. Somit ist es möglich, hier das Bildrauschen zu verringern und die Qualität des Bildes zu verbessern.
Die Bildqualität ist in Reformationen, die sich an der axialen Ebene orientieren am höchsten. Schnitte, die in Richtung der z-achse verlaufen, werden durch die Schichtdicke und das Rekonstruktionsinkrement bestimmt [64, 65].
2.1.3.3.7 Dreidimensionale Oberflächenrekonstruktion (SSD)
Zur Erstellung einer Oberflächenrekonstruktion ist es notwenig, eine Trennung des darzustellenden Objekts vom umgebenden Hintergrund vorzunehmen. Ein geeignetes Verfahren ist die Definition von CT-Werten als Schwellenwert oder Intervall. Dadurch werden nur Werte dargestellt, die in dieses Kriterium fallen.
Die Bildqualität ist wie die der MPR abhängig von Schichtdicke und Schichtabstand. Größengerecht werden nur Strukturen dargestellt, die größer als die effektive Schichtdicke sind. Somit werden mehr Anteile fehlerhaft dargestellt, je größer die Schichtdicke ist [33].
2.1.4
Siemens Siremobil Iso-C
3D2.1.4.1 Spezifikationen und Eigenschaften
Das Siemens Siremobil Iso-C3D (Abbildung 11) ist eine mobile C-Bogen-Röntgen- Bildverstärkeranlange, die mit den Betriebsfunktionen kontinuierliche und gepulste Durchleuchtung und digitaler Radiografie zur Erstellung digitaler Einzelaufnahmen ausgestattet ist. Außerdem können digitale Angiografien und Subtraktionsangiografien durchgeführt werden.
Das Gerät hat, im Vergleich zu vielen anderen Bildwandlern, die Möglichkeit, isozentische Orbitalbewegungen von 190° durchzuführen (Abbildung 12 und 13 links). Der Detektor ist hierbei symmetrisch zur Strahlenquelle auf einem halbkreisförmigen Metallarm montiert.
Das isozentrische Design stellt sicher, dass sich der Zentralstrahl bei sämtlichen Projektionswinkeln im Drehzentrum des C-Bogens befindet. Diese Isozentrität ist neben anderen Details wie zum Beispiel sehr präziser Bestimmung der Aufnahmegeometrie von jeder einzelnen Projektionsaufnahme, genauer Berücksichtigung und Korrektur der vom Bildverstärker erzeugten Bildstörungen
Abbildung 11
Siemens Siremobil Iso-C3D . Links die C-Bogen-
Bildverstärkeranlage, rechts die Workstation.
Abbildung 12
Isozentrische 190° Orbitalbewegung des Iso-C-Bogens im Operationssaal
und Anpassung der Rekonstruktionsalgorithmen bezüglich irregulärer Abtastbedingungen auch eine technische Grundlage für die intraoperative 3D- Bildgebung mit einem 3D-Bildwandler [38].
Rotiert man den C-Bogen, so ist beim Ico-C3Dein Isozentrum definiert, um das sich mit gleichem Abstand Strahlenquelle und Detektor drehen. Wenn man zum Beispiel ein Objekt im lateralen Strahlengang zuvor zentriert hat und den Bogen dann in den ap-Strahlengang dreht, so ist das Objekt aufgrund des isozentrischen Designs weiterhin automatisch zentriert.
Bei der gleichen Aktion an einem konventionellen Bildwandler ohne isozentrisches Design muss beim Ändern der Projektionswinkel sowohl vertikal als auch horizontal nachkorrigiert werden, um das abzubildende Areal im Zentrum des Strahlenganges einzustellen [38]. Wenn man ein Objekt im lateralen Strahlengang zentriert hat und in den ap-Strahlengang wechselt, so muss das C-Arm-Systems deckenwärts gefahren werden. Weiterhin muss der Bogen horizontal aus dem Operationsgebiet herausbewegt werden. (Abbildung 13 rechts).
Isozentrischer Bildwandler klassisches BV-Design
Abbildung 13
Die schwarzen Pfeile zeigen den maximal möglichen Bewegungsumfang der Bildwandler, die roten Punkte markieren das Zentrum des Zentralstrahls (schwarze Verbindungslinie zwischen Detektor und Strahlenquelle).
Links erfolgt die Darstellung der isozentrischen Rotation des Siemens Iso-C3D. Während der Drehung des C-Bogens befindet sich das Zentrum der zu untersuchenden Region bei jedem Winkelabstand im Zentrum des Strahlenganges.
Rechts eine Abbildung der Bewegungsmöglichkeiten eines konventionellen Bildwandlers ohne isozentrisches Design. Bei der Rotationsbewegung müssen zusätzlich vertikale und horizontale Nachjustierungen ausgeführt werden, um eine neue Zentrierung des Objektes zu gewährleisten.
Wenn ein Objekt im lateralen Strahlengang zentriert wurde und dann im ap-Strahlengang neu
eingestellt werden soll, muss eine Hebung des C-Arm-Systems erfolgen, außerdem muss der C-Bogen einige Zentimeter in horizontaler Richtung aus dem Operationsbereich herausgefahren werden.
Dann kommt es zu einer Überdeckung der rot markierten Punkte und das Zentrum des Zentrahlstrahls befindet sich an der gleichen Stelle.
Weitere technische Details:
Angulation: ± 190°
Horizontalhub: 20 cm Eintauchtiefe: 73 cm Schwenkbereich ± 10 cm
Vertikaler Hub: 40 cm, motorisch.
Im 2D-Modus kann das Gerät als normaler Bildwandler eingesetzt werden. Als Grundlage dient ein 17 cm-Bildverstärker mit einer Generatorleistung von 100 kV und 2,3 kW. Die Bildauflösung hat eine Matrix von 512 mal 512 Punkten. Unter Wahrung der Sterilität kann es somit intraoperativ im sowohl 2D-Modus als auch im 3D-Modus in Analogie zu den etablierten C-Bögen eingesetzt werden.
Außerdem ist das Iso-C3D mit einem integrierten Elektromotor für Orbitalbewegungen und einer Workstation mit der 3D-Bildberechnungssoftware SYNGO von Siemens bestückt, die ebenfalls in normalen CT-Systemen eingesetzt wird.
Der Elektromotor und die automatisierte Steuerung ermöglichen dem Gerät, einen automatischen Scan eines im Isozentrum positionierten Objektes von verschiedenen Winkeln um bis zu 190° auszuführen. Es entsteht ein 3D- Volumensatz. Dabei werden beim 190°-Scan im langsamen Scanmodus in 120 Sekunden im konstanten Winkelabstand 100 Projektionsaufnahmen angefertigt, die durch simultane Berechnungen des 3D-Bildrechners wenige Sekunden nach Bildakquisition zur Verfügung stehen. In diesem automatischen Modus entfallen bei einem langsamen Scan mit einer Durchlaufzeit von 120 Sekunden auf die direkte Strahlungszeit 40 Sekunden, bei einem schnellen Scan, bei dem 50 Projektionsaufnahmen mit einer Scandauer von 60 Sekunden erfasst werden, entstehen 20 Sekunden Strahlungszeit [38]. Die vom Hersteller voreingestellten Standardprotokolle für Scans kleine Gelenke werden mit den Einstellungen von 59 kV/ 1,9 mA durchgeführt, für große Gelenke ist eine Einstellung mit 62 kV und 3,4 mA vorgesehen.
Mit dem Siemens Iso-C3D ist es dann möglich, neben zweidimensionalen Röntgenbildern auch Schnittbilder wie zwei- und dreidimensionalen Rekonstruktionen zu erstellen.
Der 3D-Volumensatz besitzt einer Kubuslänge von etwa 119 mm, aus welchem Hochkontrastbilder als MP-Rekonstruktion in allen 3 Raumebenen errechnet und visualisiert werden. Die erstellten multiplanaren Rekonstruktionen besitzen eine annähernd isotrope Auflösung von 256 mal 256 Pixeln. Dieses erlaubt eine überlagerungsfreie Darstellung des Frakturverlaufes [73].
Dies resultiert in einer Voxelgrösse von 0,46 mm³ und entspricht einer maximalen Grenzauflösung von circa 9 Linienpaaren pro Zentimeter in jeder Ebene, während ein einfacher Spiral-CT in der z-Ebene nur 5 bis 6 Linienpaare darstellen kann [105, 106]. Moderne Computertomografen mit Multi-Slice-CT-Technik erreichen jedoch auch in der z-Ebene die gleich hohe Auflösung wie in der xy-Ebene [106].
Somit liegt diese Auflösung des Iso-C-Bildwandlers auch über der in den Leitlinien der Bundesärztekammer von 1992 für CT-Untersuchungen [14] im Hochkontrast geforderten Auflösung kleiner Bilddetails von weniger als 0.8 mm, was circa 6 Linienpaare pro Zentimeter entspricht [14, 105].
Die isozentrischen Projektionsaufnahmen werden über spezielle Rechenalgorithmen, den so genannten cone-beam-Algorithmen [38], die auf dem Feldkamp-Algorithmus [28, 38] basieren, in der Workstation in 3D-Bilder umgerechnet; die vorliegenden Rekonstruktionen erscheinen dann wie virtuelle Schnittbilder. Die Abbildungen sind Hochkontrastdarstellungen, sodass besonders starke Dichteunterschiede gut zur Darstellung kommen, wie zum Beispiel die Grenze zwischen Knochen und Weichteilen.
Während bei der CT zunächst axiale Aufnahmen gefertigt werden und sekundär über 2D- oder 3D-Rekonstruktionsverfahren koronare oder sagittale Projektionen entstehen, werden beim vom Iso-C3D erstellten Datensatz schon primär Bilder in allen 3 Raumrichtungen angezeigt.
Der linke Bildschirm visualisiert während des Scans die jeweils 100 simultan aufgenommenen Projektionsaufnahmen, wobei jeweils die zuletzt gefertigte Aufnahme abgebildet wird. Nach einem Scan werden nach einer kurzen Rechenzeit auf dem rechten Bildschirm dreidimensionale multiplanare
Rekonstruktionen in 4 Quadranten dargestellt (Abbildung 14), während auf dem linken Bildschirm die Strahlenexposition abgelesen werden kann.
In diesen 3D-Rekonstruktionen kann sich der Untersucher nun in allen Raumrichtungen mit der Computermaus im sogenannten Cine-Modus durch die erstellten Datensätze bewegen. Die Schichtdicke sowie die Abstände zwischen den errechneten Schichten sind variabel. Zur qualitativen Auswertung der Bilddaten stehen zudem von der CT bekannte Tools wie zum Beispiel Distanzmessung und Winkelmessung zur Verfügung. Neben den dreidimensionalen Bildern steht dem Chirurgen auch die Möglichkeit zur Verfügung, die zweidimensionalen sequenziellen Röntgenprojektionen als Filmsequenz zu betrachten.
Die Software basiert auf der von Siemens entwickelten SYNGO-Software, die es auch ermöglicht, Bilder anderer bildgebenden Verfahren im DICOM-Format darzustellen und zu bearbeiten. So können zum Beispiel präoperativ erstellte CT- Bilder auf dem Bildschirm visualisiert werden und zur intraoperativen Planung beitragen.
Die Daten, die während eines kompletten Durchlaufs erhoben werden, werden automatisch im DICOM-Format mit voller Kompatibilität zur Version 3.0 abgespeichert und stehen anderen Anwendungen wie zum Beispiel Bildbearbeitungsprogrammen oder mittels Netzwerkschnittstelle Navigationssystemen und krankenhausinternen Sicherungseinheiten zur Verfügung. Außerdem ist es möglich, die Bilder mit dem Drucker zu dokumentieren oder mittels integrierten CD-Brenners anschließend in elektronischer Form auf CD zu archivieren.
Abbildung 14
Foto der Workstation nach einem 3D-Scan Links eine Projektionsaufnahme, rechts die 3D-Rekonstruktion
2.2 Methoden
2.2.1
Intraoperative Scans
Vom Januar 2003 bis Januar 2004 wurden in der Unfallchirurgischen Klinik der Medizinischen Hochschule Hannover an 126 Patienten intraoperative Iso-C3D- Scans durchgeführt.
2.2.1.1 Setup
Das Gerät wurde zunächst im OP-Saal platziert und angeschlossen. Anschließend folgten ein kurzer Test und das Hochfahren des Gerätes.
Der Chirurg beschloss den Beginn des bildgebenden Verfahrens, nachdem er mit dem operativen Ergebnis nach konventioneller C-Arm-Fluoroskopie zufrieden war.
Zum Vergleich der entstandenen 3D-Schnittbilder standen ebenfalls präoperativ angefertigte CT-Bilder als Laserausdruck sowie Bilder des Fluoroskopes zur Verfügung.
Wir unterschieden vom Zeitpunkt der Untersuchung gesehen zwischen präoperativen Scans, die vor der sterilen Abdeckung durchgeführt wurden, intraoperativen Scans in steriler Umgebung und postoperativen Scans. Der Scan wurde dann „postoperativ“ genannt, wenn die Untersuchung direkt vor (steriler Umgebung) oder kurz nach der Hautnaht und sterilem Verband (unsterile Umgebung) durchgeführt wurde. Im Gegensatz zum intraoperativen Zeitpunkt, der vor allem als Hilfe zum als Entscheidungshilfe dienen sollte, war der postoperative Scan vor allem als reine Kontrolle beziehungsweise Dokumentation vorgesehen.
2.2.1.2 Dokumentation
Neben der reinen Auswertung und Dokumentation der Bilder wurden weitere Informationen analysiert und dokumentiert. Aufgezeichnet wurden: Datum des operativen Eingriffes, Name des Patienten, Name des Operateurs, Name des Mitarbeiters, der den Scan durchführte, Diagnose, Therapie, Einsatzzeitpunkt (präoperativ, intraoperativ, postoperativ) und die Art des Operationstisches (Metall oder Carbon) sowie der Saal, in dem der operative Eingriff stattfand. Weiterhin wurden die Anzahl der Bilder, die benötigt wurden, um das Ziel zu zentrieren, Gerätefehler, Anzahl der Scans, Lagerung des Patienten, Scanparameter, Strahlenexposition und Gesamtstrahlungszeit (BV und Iso-C3D) und eventuelle
Änderungen der operativen Vorgehensweise nach einem Scan dokumentiert (Abbildung 15).
2.2.1.3 Zeit
Es wurde zudem die Zeit dokumentiert, die für den Aufbau benötigt wurde und in welchem Maße die Operation für die Durchführung und Auswertung der Schnittbilder unterbrochen werden musste. Für den Aufbau wurden speziell der Transport des Gerätes in den Operationssaal, das Positionieren des Gerätes und das Befestigen der verschiedenen Kabelverbindungen notiert.
Im nächsten Zeitintervall wurde dokumentiert, wie lange das Abdecken des Operationsfeldes und das Einstellen und Zentrieren des Bildwandlers benötigten.
Die Zeit für einen schnellen Scandurchlauf beträgt etwa 60 Sekunden, die Zeit für einen langsamen Durchlauf etwa 120 Sekunden. Es wurden in unserer Studie ausschließlich langsame Scans durchgeführt, jedoch sollte für Bedienfehler in der Planungssoftware Möglichkeit gegeben werden, zu dokumentieren, dass anstatt eines langsamen Scans ein schneller Scan mit 50 Projektionen durchgeführt wurde. Als Nächstes wurde die Zeit gemessen, die die Workstation benötigt, um die dreidimensionalen Schnittbilder auf dem rechten Monitor darzustellen. Zur Auswertung wurde auch die Zeit des Einstellens der Ebenen auf dem Monitor gemessen, sowie die Zeit die der Operateur benötigte, um die Entscheidung zum Ergebnis zu fällen.
Es wurde dann die Zeit der Unterbrechung der Operation notiert, die sich aus der Zeit für das Abdecken, dem Zentrieren, der Zeit für den Scandurchlauf, der Rechenzeit der Workstation und der abschließenden Auswertung zusammensetzt.
2.2.1.4 Bildqualität und klinischer Nutzen
Der Operateur gab letztendlich seine subjektive Einschätzung zum klinischen Nutzen sowie eine Bewertung zur Bildqualität an.
Um die Bewertung der Bildqualität und der allgemeinen Zufriedenheit der Operateure mit dem Iso-C3D und dem Scanvorgang festzuhalten, wurde das VAS- System (Visuelle Analogskala) angewandt.
Verwendet wurde eine etwa 5 cm lange Scala mit einer Einteilung von 1 bis 5 Punkten. 1 Punkt bedeutete dabei ein sehr gutes und 5 Punkte ein mangelhaftes
Ergebnis. Es wurden vom jeweiligen Operateur nach dem VAS-Schema (0 bis 5 Punkte) folgende Punkte subjektiv bewertet:
Beispiele der Punkte für
die VAS-Vergabe Bildqualität Klinischer Nutzen 1 Punkt Sehr gute, hervorragende
Bildqualität
Vollkommene Zufriedenheit 3 Punkte Befriedigende Bildqualität Befriedigender klinischer
Nutzen 5 Punkte Mangelhafte Bildqualität Vollkommene
Unzufriedenheit
Tabelle 1
Bewertung der Bildqualität und des klinischen Nutzens anhand des VAS-Schemas
Abbildung 15
Dokumentationsbogen
2.2.2
Ein- und Ausschlusskriterien
Folgende Einschlusskriterien wurden definiert:
Patienten: Bei allen Patienten, die in der Unfallchirurgischen Klinik der Medizinischen Hochschule Hannover zwischen Januar 2003 und Dezember 2003 behandelt wurden, wurde ein möglicher Einschluss überdacht.
Operateure: Alle ärztlichen Mitarbeiter wurden in die Funktionen des Gerätes eingeführt und über die Möglichkeit der zusätzlichen intraoperativen 3D- Bildgebung informiert. Der verantwortliche Operateur beschloss am Vortag der Operation, ob er einen Iso-C3D-Scan wünscht.
Fälle: Sämtliche Frakturen des Körperstammes sowie der Extremitäten oder andere knöcherne Defekte, die an der Unfallchirurgischen Klinik der Medizinischen Hochschule Hannover operativ versorgt wurden.
Verfügbarkeit des 3D-Bildwandlers: Das Gerät wurde benutzt, insofern es nicht durch andere Forschungsarbeiten, zu Reparaturen oder Software-Updates benötigt wurde. Im April 2003 wurde ein Software-Update durchgeführt. Aufgrund dieses Updates stand das Gerät für 1 Woche nicht zur Verfügung.
Zeitpunkt: Das Gerät wurde nach Rekonstruktion und nach Einbringung von Implantaten genutzt, nachdem der Operateur unter konventioneller C-Arm- Kontrolle zur Zufriedenheit mit dem Ergebnis gekommen war.
Ausschlusskriterien:
Alle Operateure wurden in das Gerät eingewiesen und über die Möglichkeit und den Nutzen einer der zusätzlichen 3D-Bildgebung informiert. Des Weiteren wurde ihnen alle 8 Wochen kurz berichtet, in welchem Umfang das Iso-C3D bisher eingesetzt wurde.
Es wurden bewusst keine Ausschlusskriterien definiert, da die Entscheidung zum Einsatz bei den verantwortlichen Operateuren lag und dokumentiert werden sollte, ob der Nutzungsgrad der Operateure im Allgemeinen und im Speziellen auf bestimmte Diagnosen bezogen, über dem Studienzeitraum ansteigt.
2.2.3
Workflow
2.2.3.1 Studieneinschluss
Am Vortag der Operation wurde die Operationsdiagnose mit den Einschlusskriterien verglichen und dann gegebenenfalls vom Operateur der Einsatz des Iso-C3D festgelegt. Da zur Durchführung eines Scans einige Schritte in unsteriler Umgebung und einzelne Schritte in steriler Vorgehensweise nötig waren, war für die Durchführung der unsterilen Schritte zusätzliches medizinisches Fachpersonal nötig. Dieses wurde am Vortag informiert und stand dann meist ab Anfang der Operation bereit.
2.2.3.2 Workflow
Die Operation wurde normal durchgeführt und unterschied sich nicht zu einem Vorgehen ohne ISO-C3D-Einsatz. Der Operateur benutzte zur konventionell radiologischen Kontrolle der Operationsschritte einen normalen C-Arm- Bildverstärker. Es wurde entweder der Siemens Iso-C-Bogen im 2D-Modus eingesetzt oder C-Bogen-Geräte der Firma Ziehm Imaging, Nürnberg (Beispiel Abbildung 8, Kapitel 2.1.2.2) benutzt. Wenn inkorrekte Gelenkrekonstruktionen oder Implantatfehllagen mittels Abbildung durch den konventionellen Bildwandler bemerkt wurden, wurde sofort eine Korrektur durchgeführt. Danach erfolgte wiederum eine Beurteilung mittels konventionell radiologischer Durchleuchtung.
Diese Schritte wurden solange wiederholt, bis der Operateur mit dem Operationsergebnis unter Bildwandlerkontrolle zufrieden war.
2.2.3.3 Setup
Das Iso-C3D wurde am Anfang der Operation in den Operationssaal transportiert.
Falls bereits eine Ziehm-Bildverstärkeranlage im Einsatz war, die zur radiologischen Kontrolle benutzt wurde, wurde der Iso-C-Bogen auf der gegenüberliegenden Seite positioniert. Falls der Iso-C-Bogen zur konventionellen Bildwandlerkontrolle und zusätzlich im 3D-Modus eingesetzt werden sollte, wurde die 3D-Bildverstärker-Einheit möglichst auf der Operationsseite platziert. Der Sicherheitsabstand zum sterilen Operationstisch wurde gewahrt, um eine bestmögliche Sterilität zu gewährleisten (Abbildung 16).
Die zugehörige Workstation wurde ebenfalls in einem ausreichenden Sicherheitsabstand zum OP-Tisch platziert, und die Position so gewählt, dass der
Operateur möglichst ohne größere Veränderungen der Körperposition in der Lage war, die Bildschirme zu betrachten. Die Operation wurde dann nach Entscheidung des Operateurs unterbrochen.
2.2.3.4 Lagerung und sterile Abdeckung
Zur Vorbereitung des Scans im sterilen Arbeitsbereich wurden sterile Tische und andere sterile Gegenstände aus dem Einsatzbereich entfernt, um diese vor Unsterilität und Kontakt mit unsterilem Personal zu schützen. Der zu untersuchende Körperabschnitt des Patienten wurde dann in Tischmitte der Längsachse platziert, um einen reibungslosen Durchlauf des C-Armes zu ermöglichen. Anschließend wurde das Operationsgebiet von dem Operationsteam mit 2 großen unbenutzten sterilen OP-Tüchern abgedeckt, die an beiden Tischseiten fallen lassen wurden (Abbildung 17). Diese Tücher wurden mit elastischen Binden umschlungen und verknotet, sodass der schwenkende C-Arm nicht durch die Tücher blockiert wurde oder diese bei der Bewegung des C-Armes um 190° um das Zentrum mitbefördert wurden (Abbildung 18). Für Operationen mit Lagerung der kranken Extremität auf einen sterilen Carbon-Armtisch oder Operationen am Körperstamm stand nur diese Möglichkeit der sterilen Abdeckung zur Verfügung.
Eine weitere Möglichkeit, die von uns ab Oktober 2003 verwendet wurde, war das Abdecken mittels eines BV-Überzugs, der dann anstatt um den Bogen vom sterilen OP-Team über den Tisch und das Operationsgebiet gezogen wurde, und danach zusätzlich mit unbenutzten OP-Tüchern überdeckt wurde (Abbildung 19).
2.2.3.5 Zentrierung des Gerätes
Der Iso-C-Arm wurde anschließend in einer senkrechten zum Operationstisch stehenden Achse der Bildverstärkereinheit über den Tisch gefahren. Dann wurde mittels angebrachten Lasers das Isozentrum in anterior-posteriorem Strahlengang eingestellt (Abbildung 18).
Es folgte eine Röntgenaufnahme und gegebenenfalls eine Positionskorrektur des Bildwandlers und anschließend eine weitere Kontrollaufnahme in konventioneller Technik. Im Anschluss wurde der Bildwandler um 90 Grad in der Bogen-Führung bewegt, um mittels Laser und Durchleuchtungsaufnahmen die Positionierung im lateralen Strahlengang durchzuführen (Abbildung 20). Positionsänderungen
erfolgten dann mittels Bewegung des Tisches in vertikaler Position oder vertikaler Bewegung der C-Arm-Einheit.
Um einen reibungslosen Ablauf zu ermöglichen, wurde nach Zentrierung des Körperabschnitts noch eine manuelle Bewegung des Bogens um 190°
durchgeführt. Anfangs bereitete uns die korrekte Zentrierung des Isozentrums Probleme, da es häufig zu Blockierungen kam und teilweise noch nach steriler Abdeckung des Operationsgebietes Manipulationen an den Körperabschnitten durchgeführt werden mussten, um einen automatisierten Scan zu ermöglichen.
Abbildung 18
Umwickelung der Tücher mit sterilen Binden, Zentrierung im ap-Strahlengang. Rechts Abbildung im intraoperativen Einsatz.
Abbildung 16
Vorbereitung und Platzierung des C-Bogens außerhalb des Operationsgebietes
Abbildung 17
Abdecken des untersuchten Gebietes mit 2 sterilen großen OP- Tüchern
