Dreidimensionale Vermessung von Polyurethan

Diplomarbeit
Dreidimensionale Vermessung von
Polyurethan Schädelfräsmodellen auf Basis
von CT- und MRT- Datensätzen
eingereicht von
Jürgen Wallner
0433207
zur Erlangung des akademischen Grades
Doktor der gesamten Heilkunde
(Dr.med.univ.)
an der
Medizinischen Universität Graz
ausgeführt an der
klinischen Abteilung für
Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie
(Univ.-Prof. Dr. H. Kärcher)
unter der Anleitung von
Priv.-Doz. DDr. M. Feichtinger
OA. DDr. K. Reinbacher
(Abteilung für Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie)
und Mitarbeit von
G. Tscherne
Graz
Dezember 2010
-I-
-II-
Eidesstattliche Erklärung
Ich erkläre ehrenwörtlich, dass ich die vorliegende wissenschaftliche Arbeit in Schrift- und
Formgebung selbständig und ohne fremde Hilfe verfasst, andere als die angegebenen Quellen
nicht verwendet und die den benutzten Quellen wörtlich oder inhaltlich entnommenen Stellen als
solche kenntlich gemacht habe, weiters habe ich mich intensiv mit den beschriebenen
wissenschaftlichen Thematiken auseinandergesetzt.
Graz, am
Unterschrift
-III-
Danksagung und Dankbarkeit
D
ank ist Ausdruck eines bewussten Gefühls gegenüber Personen oder
Personengruppen, den es der Anerkennung empfangenen Wohlwollens und
der gleichnamigen Bereitschaft wegen zu vergelten dient.
Dankbarkeit orientiert sich am Gefühl der moralischen Verpflichtung einer Gabe,
an einer Gefälligkeit oder erbrachten Wohltat. Sie setzt voraus, dass der
Empfänger einer Wohltat etwas bekommt, das er nicht einfordern kann. Additiv
wird Dankbarkeit auch nicht zu selten dort erwiesen und erwartet, wo lediglich eine
Pflicht erfüllt wurde.
In Anbetracht dieser Tatsache gilt es, Priv.-Doz. DDr. Matthias Feichtinger und
besonders OA. DDr. Knut Reinbacher für die mehr als vorbildhafte, motivierende
und professionelle Unterstützung im Sinne der Möglichkeit, Durchführung und
Fertigstellung der folgenden wissenschaftlichen Arbeit, vor allem aber diesen für
die intensive Betreuung und aufgebrachte Zeit an dieser Stelle einfach still, …
… Danke zu sagen …
… „Denn keine Schuld ist dringender, als die, Dank zu sagen“ 1 ...
1
Cicero Marcus Tullius. Philippica (Philippische Reden gegen M. Antonius).
106-43 v Chr;1(5):11.
-IV-
Zusammenfassung
Titel:
Dreidimensional
vergleichende
Vermessung
von
Polyurethan
Schädelfräsmodellen auf Basis von CT- und MRT- Datensätzen
Einleitung und Begründung der Fragestellung:
Die 3D- Modellherstellung gewinnt bei ständiger Erweiterung der OP- Indikation
und rasch fortschreitenden technischen Entwicklungen in komplexen chirurgischen
Fällen zunehmend an Bedeutung. In der chirurgischen Befunderhebung ist die
Strahlenbelastung
radiologischer
Untersuchungen
immer
Thema
von
Diskussionen. In der vorliegenden Studie wurde die Möglichkeit der 3DModellherstellung auf Basis von magnetresonanztomographischen DICOMDatensätzen zur Operationsplanung in Frage gestellt.
Material & Methode:
Im Rahmen einer prospektiven Studie wurden 5 männliche Patienten (n = 5)
zwischen 47 und 84 Jahren (mittleres Alter = 65), an welchen im Rahmen der
Befunderhebung in zeitlicher Nahbeziehung sowohl Magnetresonanztomographieals auch Computertomographie- Datensätze des Gesichtsschädels erhoben
wurden, selektiert. Die selektierten Datensätze (CT und MRT) wurden aus
vorhandenen bildgebenden Untersuchungen der Tumornachsorgeambulanz an
der Universitätsklinik Graz ausgewählt. Es wurden pro Patient je zwei Modelle
angefertigt: eines anhand der MRT- Untersuchung und eines anhand der CTUntersuchung. Die gefrästen Modelle wurden, mit einem tastenden Verfahren
eines Koordinatenmessgerätes vergleichend, in 7 repräsentativen Distanzen
vermessen.
Resultate:
Die erhobenen Messpunkte wurden in den entsprechenden Modellen auf
dreidimensionaler Weise korrespondierend dargestellt. Der Korrelationskoeffizient
der gemessenen Distanzen zwischen CT- und MRT- Fräsmodellen war hoch, mit
ρ = 0.93 bis 0.97 (SD = 0,015) und einer mittleren Korrelation von ρ = 0,94.
-V-
Die Genauigkeit der auf CT- Datensätzen hergestellten Modelle war ähnlich jenen
auf Basis von MRT- Daten erzeugten.
Diskussion und Schlussfolgerung:
Auf MRT- Daten basierende Fräsmodelle zeigen adäquate Strukturgenauigkeit,
genau
wie
jene
Modellherstellung
auf
CT-
von
Datenbasis
knöchernen
erzeugte.
Strukturen
Die
dreidimensionale
basierend
auf
Magnetresonanztomographie- Untersuchungen ist bei genauer Selektion der
knöchernen Struktur möglich und kann gegebenenfalls als Basis für präoperative
Planungsprozesse oder zur Herstellung von individuellem Osteosynthesematerial
dienen. Die Notwendigkeit der genauen Selektion der knöchernen Struktur und die
Verwendung einer geringen Schichtdicke in den radiologischen Datensätzen ergibt
sich aus der Strahlenphysik und Bilddarstellung der Magnetresonanz. So fußt der
Erfolg dieser Studie sicher auch auf der exakten Auswahl der knöchernen
Struktur, um miteinander vergleichbare CT- und MRT- Fräsmodelle zu
produzieren. Die Herstellung von 3D- Modellen auf Grundlage von MRTDatensätzen stellte sich am gewählten Patientenkollektiv als technisch gut
durchführbar dar. Die klinische Relevanz dafür ergibt sich aus präoperativen
Planungsprozessen und der Herstellung von individuellem Osteosynthesematerial.
So findet die Operationsplanung, welche ein physisches Substrat und nicht die
reine Darstellung präoperativer Verhältnisse als Ziel hat, durch MRT- basierende
Fräsmodelle eine strahlungsarme Alternative.
Schlagwörter:
Dreidimensionaler Vergleich, 3D- Schädelfräsmodelle, CT- und MRT- Datensätze,
koordinative Vermessung ■
-VI-
Abstract
Title:
Three- dimensional comparative measurement of polyurethane milled- skull
models based on CT- and MRI- data sets.
Introduction and Purpose:
Due to constant enlargement of surgical indication and rapid progress of
technological developments, the 3D- model production gains in importance
especially in complex surgical cases. In surgical clinical results, the radiation
exposure in radiological examinations is always subject to debate. In the present
study, the feasibility of producing 3D- models based on magnetic resonance
imaging DICOM- data sets for surgical planning has been questioned.
Material and Methods:
In the context of temporarily related clinical results 5 male patients (n = 5)
between 47 and 84 years of age (mean age = 65) were selected in a prospective
study, after both magnetic resonance and computed tomography data sets of the
facial bones were collected. The selected data sets (CT and MRI) were chosen
from existing imaging studies at the cancer follow- up outpatient clinic at the
university clinic of Graz. Thus, two models per patient were prepared: one based
on the MRI- examination and one based on the CT- scan. The milled models were
compared in a coordinative surveying procedure within 7 representative distances
using a tentative measurement method.
Results:
The collected measurement points in the various models were depicted in a threedimensional corresponding manner. The correlation coefficient of the measured
distances
between
milled
CT-
and
MRI-
models
was
high,
with ρ = 0.93 to 0.97 (SD = 0,015) and a mean correlation of ρ = 0.94.
The accuracy of CT- data sets based models was similar to those based on MRIdata.
-VII-
Discussion and Conclusion:
MRI- based three dimensional milled models provided adequate structure
accuracy as those on CT- based. The 3D- model production of bony structures
based on magnetic resonance studies is possible by accurate selection of the
bony structure and can serve if needed as a general basis for preoperative
planning processes or preparation of individually made osteosynthetic material.
Radiation physics and imaging technique of the magnetic resonance requires a
very precise selection of the bony structure and the use of a low slice thickness in
the radiological data sets. Thus, the success of this study also rests on the
accurate selection of the bony structures, to produce comparable milled CT- and
MRI- models. The production of three- dimensional models based on MRI- data
sets at the selected patient population constituted itself as a technical well
practicable feasibility. The clinical relevance therefore was found in preoperative
planning processes and preparation of individually made osteosynthetic material.
The operation plan which has a physical substrate and not a mere representation
of preoperative conditions as a target, finds by using milled MRI- based models, a
low- radiation alternative.
Keywords:
Three- dimensional comparison, 3D- milled- skull models, CT- and MRI- data sets,
coordinative measurement ■
-VIII-
Glossar- und Abkürzungsverzeichnis
®
= registered sign (= registriert, lizensiert)
^
= hochgestellt/über
∑
= Summation
x
= Multiplikation
3D
dreidimensional
ant.
anterior (= anatomische Ansichtsbezeichnung)
ax.
axial
bild.
bildlich
bsp.
beispielsweise
bzw.
beziehungsweise
ca.
zirka (= ungefähr)
caud.
caudal (= anatomische Richtungsbezeichnung)
cm
Zentimeter
corn.
coronar (= anatomische Ebenenbezeichnung)
cran.
cranial (= anatomische Richtungsbezeichnung)
CT
Computertomographie
röntgenologisches,
(=
auf
computergesteuertes
ionisierenden
Strahlen
basierendes Schnittbildverfahren)
dext.
dexter (= rechts)
dors.
dorsal (= anatomische Ansichtsbezeichnung)
etc.
et cetera
f.
folgend
ff.
fortfolgend
front.
frontal (= anatomische Ebenenbezeichnung)
Gonion
= Mitte zwischen Körper und aufsteigendem Ast am
Unterkiefer
Gy
Gray (= Energiedosis ionisierender Strahlung)
HE
Hounsfield Einheit (= Strahlenabsorptionswert von
Geweben)
horiz.
horizontal
HU (engl.)
Hounsfield Unit (= HE)
-IX-
hyperdens, hyperintens = Bildbereich in CT (hyperdens) u. MRT (hyperintens)
mit vermehrter optischer Dichte des umliegenden
Gewebes o. der normalen Dichte d. Struktur
hypodens, hypointens
= Bildbereich in CT (hypodens) u. MRT (hypointens) mit
verminderter
optischer
Dichte
des
umliegenden
Gewebes o. der normalen Dichte d. Struktur
Hz
Hertz (= Einheit der Frequenz)
isodens, isointens
= Bildbereich in CT (isodens) u. MRT (isointens) mit
gleichwertiger
optischer
Dichte
des
umliegenden
Gewebes o. der normalen Dichte d. Struktur
KFO
Kieferorthopädie
lat.
lateral (= anatomische Ansichtsbezeichnung)
li.
links
lt.
laut (= wie)
m
männlich
Max
Maximum
max.
maximal
Median
Medianwert
med.
medial (= anatomische Ansichtsbezeichnung)
median
= anatomische Ebenenbezeichnung
mGy
Milli- Gray (= 0.001Gy)
mHz
Megahertz (= 1000Hz)
Min, min.
Minimum, minimal
Mittel
Mittelwert
mm
Millimeter
MR
die Magnetresonanz
MRT
die Magnetresonanztomographie
(= Kernspintomographie)
mSv
Milli- Sievert (= 0.001Sv)
n
Anzahl/Fallzahl
osseointr.
osseointegriert (= in Knochenstruktur eingesetzt)
osteosynth. Material
osteosynthetisches Material (= Osteosynthesematerial,
knochenersetzendes Material)
-X-
p
Korrelationskoeffizient nach Pearson (= statistische
Größe)
post.
posterior (= anatomische Ansichtsbezeichnung)
re.
rechts
s.
siehe
s.a.
siehe auch
sagg.
saggital (= anatomische Ebenenbezeichnung)
Scan (no.), scannen (v.) = A/abtasten von Oberflächen
SD
Standardabweichung (deut.), standard deviation (engl.)
(= statistische Größe)
sin.
sinister (= links)
Softw.
Software (= funktionsbestimmendes Betriebsprogramm
eines Computers)
STL
Stereolithographie
(=
maschinelle,
schichtweise
Herstellung eines Prototypen)
Sv
Sievert (= Einheit der Effektiv- oder Organdosis)
u./a. (engl.)
und/and
u.a.
unter anderem
v.a.
vor allem
vergl.
vergleiche
vertik.
vertikal
w
weiblich
z.B.
zum Beispiel
-XI-
Inhaltsverzeichnis
Seite
1. Einleitung
1
1.1. Allgemeiner Teil
1
1.1.1. Begründung der Fragestellung
1
1.1.2. Zielsetzung
5
1.1.3. Einschränkung und Abgrenzung
6
1.2. Grundlagen zu Verständnis und Vorstellung
8
1.2.1 Anatomische Struktur und Aufbau des Schädels
8
1.2.2. Anatomische Struktur und Aufbau des Unterkiefers
11
1.3. Radiologische Verfahren
13
1.3.1. Die Computertomographie in Funktionsweise
und Bildentstehung
13
1.3.2. Die Magnetresonanztomographie: Kernspintomographie
in Funktionsweise und Bildentstehung
17
1.3.3. CT und MRT: Bildgebungen mit Vor- und
Nachteilen im Vergleich
22
1.3.4. Allgemeine Darstellung und Knochendarstellung in der
CT und der MRT
24
2. Material und Methoden
27
2.1. Patientengut und Auswahl der Datensätze
27
2.2. Die Herstellung des Werkstücks in Form des Fräsmodells
30
2.3. Das Vermessungsverfahren
32
3. Ergebnisse und Resultate
39
4. Diskussion, Reflexion und Implikation
43
5. Schlussfolgerung
46
6. Verzeichnisse
48
6.1. Referenzen
48
6.2. Abbildungen
52
6.3. Tabellen
54
7. Anhang
55
8. Lebenslauf
59
-1-
1. Einleitung
1.1. Allgemeiner Teil
1.1.1. Begründung der Fragestellung
A
us
Polyurethanblöcken
dreidimensionale
maschinell
hergestellte,
häufig
verwendete,
(3D) Schädelfräsmodelle finden seit Mitte der achtziger
Jahre als computerassistierte Schädelstrukturmodellierungen Verwendung (1). Sie
stellen einen wichtigen Stützpfeiler in der exakten, präoperativen Planung
komplexer Operationen im Mund-, Kiefer- und Gesichtsbereich dar, wobei die
Computertomographie (CT) dafür stets als das unterstützende Mittel der Wahl
Verwendung
fand
(2).
Durch
die
Möglichkeit
der
dreidimensionalen
Modellherstellung von anatomischen Strukturen auf computertomographischer
Basis werden Diagnosestellung, therapeutische Planung, chirurgisches Vorgehen
und definitive Behandlung in der Tumorchirurgie, Traumatologie und Implantologie
im
Mund-,
Prozessen
Kiefer-
und
(Tumorchirurgie),
asymmetrischen
dreidimensionalen
Gesichtsbereich
alveolärer
Malformationen
Atrophie
erleichtert
Veranschaulichung
(5)
bei
oder
(1,3,4).
auf
Basis
neoplastischen
kongenitalen
und
Möglichkeit
der
gefrästen
oder
Die
von
stereolithographischen Modellen (6) hilft bei der wirklichkeitsgetreuen, plastischen
Darstellung räumlicher Verhältnisse und führt so zu verminderter Operationszeit
und verbesserten Resultaten (7). Computer- basierende diagnostische Mittel aller
Art, wie die CT, gewinnen dabei durch erweiterte Einsatzspektren im Lichte der
Diagnosestellung,
technischen
Operationsplanung
Fortschritts
und
zunehmend
an
Therapieform
Bedeutung,
im
da
Rahmen
sie
des
suffiziente
Informationen und Details für die präoperative Planung im Sinne von Simulation,
Visualisierung und Darstellung dreidimensionaler Verhältnisse liefern (4). Der
rasch fortschreitende Entwicklungsprozess der Bilderzeugungstechnik, wie der
von Computertomographie und Magnetresonanztomographie (MRT), erlauben es,
anatomische, physiologische und pathologische Gegebenheiten mit maximaler
Authentizität bildlich wiederzugeben (8). So finden die Verfahren von CT und MRT
neben ihrem diagnostischen Haupteinsatzgebiet, der Schnittbildbeurteilung, auch
-2-
bei der Beschaffung von Bilddaten für die Konstruktion und Herstellung von
soliden 3D- Modellen des menschlichen Schädels und dessen knöchernen
Strukturen ein weiteres Einsatzgebiet (9).
Stereolithographische Biomodellierung, wie sie anhand von Fräsmodellen als
plastische Replikanten anatomischer Strukturen im maxillär- facialen Bereich zur
Anwendung
otologischen,
kommt,
hat
auch
vasculären
und
sinunasalen
die
intraoperative
Verwendungsgebiete,
wobei
im
orthopädischen,
neurochirurgischen,
Forschungsfeld
Genauigkeit
weitere
durch
deren
präoperative Nutzung (Planung, Visualisierung, Simulation) erhöht wird (10).
Die in der Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie eingesetzten 17-20cm großen
Schädelfräsmodelle sind dabei Abbild der knöchernen Strukturen ihres Originals
und skizzieren dieses lebensecht mit sämtlichen Gesichtsknochen nach nichtinvasivem Prinzip modellhaft nach.
Die folgenden Abbildungen (Abb. 1A, 1B, 1C) geben die beschriebenen
dreidimensionalen Planungsmodelle beispielhaft wieder:
A
B
C
Abb. 1: Planungsmodelle
Darstellung von dreidimensionalen Planungsmodellen in Form von Schädelfräsmodellen
A: Ansicht von frontal B: Ansicht von lateral C: Ansicht von lateral, hinten
-3-
Um die Herstellung dieser Modelle möglichst exakt an ihr reales Vorbild
anzupassen, werden im klinischen Alltag dazu Datensätze2 aus radiologischcomputertomographischen Verfahren verwendet.
Als spezielle Indikationen, bei denen dieses modellbasierende, dreidimensionale
Planungsprinzip im Mund-, Kiefer- und Gesichtsbereich zum Einsatz kommt,
erweisen sich vor allem totale Mittelgesichts- und Mandibular- Osteotomien in
verschiedenen
Segmenten,
asymmetrische
Deformitätsrekonstruktionen
im
Schädel- Gesichtsbereich, komplexe Osteotomien des gesamten Schädels, sowie
die Planung von Lippen-, Kiefer-, Gaumenspaltkorrekturen bei Patienten im
Kindesalter (6).
Unweigerlich lässt sich die dabei im Vorfeld auftretende Strahlenexposition durch
die Computertomographie (vgl. 1.3.1.), die in ihrer Durchführungsanzahl in den
vergangenen Jahren einen fortwährenden Anstieg verzeichnet3 (11), um die
notwendigen Daten zur Produktion des Schädelmodells zu gewinnen, nicht
vermeiden. So stellt im Lichte der ca. 600.000 jährlich in den USA durchgeführten
CT- Untersuchungen4 die dabei auftretende ionisierende Strahlung vor allem für
Kinder ein hohes Krebsmortalitätsrisiko dar, höher als jenes, dem Erwachsene bei
gleicher Strahlenexposition ausgesetzt sind. Dieses Risiko erfährt bei derselben
Strahlenbelastung mit sinkendem Alter (v.a. unter 15 Jahren) eine stetige
Steigerung (11).
Da die 3D- Modellherstellung nun bei ständiger Erweiterung der OP- Indikation
und rasch fortschreitenden, technischen Entwicklungen zunehmend an Bedeutung
gewinnt (8) und da die während einer Spiral- CT (vielfache Schichten) des
Schädels vorherrschende Strahlenabsorption der Organe um ein Zehnfaches
höher ist, als bei einer konventionellen Tomographie (singuläre Schicht) - vor
allem im Bereich der großen Drüsen am Kopf (Speicheldrüsen) (2) - wird in dieser
Studie
eine
strahlungsarme,
qualitativ
gleichwertige
Alternative
für
die
notwendigen bildgebenden Daten zur dreidimensionalen Modellfertigung gesucht.
Äquivalente Strahlendosen reichen von 0.11mSv bei Scans des Knochens der
2
Software- basierend werden DICOM- Datensätze zur Herstellung der 3D- Modelle verwendet und
die digitalen Bilddaten in diesem Dateiformat der Fräsmaschine zur Herstellung zugeführt.
3
CT Untersuchungen des Abdomens und des Beckens stiegen bei Kindern unter 15 Jahren in den
USA im Zeitraum der Jahre 1996-1999 um 92% (11).
4
Bei jährlich 600.000 in den USA durchgeführten CTs an Kindern unter 15 Jahren sterben ca. 500
an den dadurch induzierten Krebsfolgen (11).
-4-
Maxilla bis zu 20mSv bei Scans der Speicheldrüsen im Bereich der
Mandibula (12).
Das Schnittbildverfahren der MRT erlaubt in gleicher Weise wie das der CT den
direkten Erwerb tomographischer Information in jeder gewünschten Ebene, jedoch
ohne Auftreten von ionisierender Strahlung (13).
Deshalb soll anhand eines Vergleiches das Fräsmodellfertigungsprinzip auf CTBasis in Frage gestellt und mit jenem auf MRT- Basis, auch im Fall von schon
vorhandenen MRT- Daten, in Korrelation gesetzt werden, um so den Aspekt der
ionisierenden Strahlung auf Grund einer alternativen bildgebenden Datenquelle zu
eliminieren und um schlussendlich Patienten bei zuletzt genannter Anwendung die
Strahlenaussetzung zu ersparen.
1.1.2. Zielsetzung
Ziel dieser prospektiven Studie ist es, die fertigen 3D- Fräsmodelle auf CT- Basis
mit jenen auf MRT- Basis in gleicher Weise und in möglichst nahem
Realitätsbezug des klinischen Ablaufs zu vergleichen, um so sicherzustellen, dass
die Modellfertigung anhand des strahlungsarmen, bildgebenden Verfahrens der
MRT genauso gelingt wie mit dem Prinzip der CT.
Während der für diese Studie notwendigen Materialrecherche sollen die
Ressourcen zur Durchführung direkt aus dem unveränderten Spitalsalltag
kommen, um mit dem daraus resultierenden Ergebnis eine realitätsgetreue
Aussage über den Nutzen, Gebrauch und mögliche relevante Implikationen für
die praktische Zukunft treffen zu können.
MRT- basierende Datensätze wurden schon bei direkten gegenüberstellenden
Messungen an knöchernen Strukturen, wie Femur (14-16), Mandibula oder
Kiefer (13,17-19), im Vergleich zu jenen von der CT- stammenden, in Relation
gesetzt. Die geometrische Genauigkeit von CT und MRT wurde dabei in Bezug
auf die direkten Osteometriewerte als zueinander kompatibel eingestuft (18,20).
Aus diesem Grund ist von einer deutlichen Korrelation (Zusammenhang) zwischen
den
auf
CT-
und
MRT-
basierenden
Fräsmodellen
bei
regelrechtem
Herstellungsprozess (vgl. 2.2.) auszugehen.
Die im Rahmen der durchzuführenden Studie aufgestellte Hypothese beschreibt
deshalb eine vergleichbare, ähnliche Strukturmodellierung mit einem Trend zur
-5-
Abhängigkeit (Zusammenhang) und im Idealfall das Vorliegen der nach CT- und
MRT- Datensätzen angefertigten 3D- Modelle in identer Art und Weise, sowie die
mögliche Gleichheit in deren Aussehen und Exaktheit der Herstellung.
Die Abmessungen der Fräsfabrikate des gleichen Patienten sollen sich dabei nicht
voneinander unterscheiden und die knöchernen Strukturen der MRT- Modelle
sollen sich ident zu denen auf CT- Basis verhalten, um die gleiche Qualität zur
präoperativen Planung bei beiden bildgebenden Datenquellen zu gewährleisten.
Die MRT kann somit als eine vollwertige, jedoch strahlungsarme Alternative für die
dreidimensionale Modellproduktion angesehen werden und anstelle der CT in der
präoperativen Planung bei gegebener Indikation zum Einsatz kommen, zumal das
radiologische Verfahren der MRT in seiner Genauigkeit der Bilddarstellung dem
der CT gleichwertig ist und so genug an Präzision für den operativen
Planungsvorgang mit sich bringt (18).
1.1.3. Einschränkung und Abgrenzung
Limitation besteht vor allem im physikalischen Prinzip der strahlungsarmen
Alternative selbst, denn die Bildgebung der MRT stellt knöcherne Strukturen, die
das fertige 3D- Modell wiedergibt, hypointens (21,22) und somit kontrastärmer dar,
als das Verfahren der CT. Da die Knochen des Gesichtsschädels genauso wie
Luft arm an positiv geladenen Wasserstoffionen (Protonen) sind, werden diese
zum einen unklarer identifizierbar wiedergegeben, und lassen sich zum anderen
oft schwer von den umgebenden luftgefüllten Hohlräumen im Gesichtsbereich
unterscheiden und abgrenzen (22). Dieser Umstand kann zu einem höheren
Zeitfaktor bei der Produktion eines auf MRT- Daten basierenden 3D- Modells
führen, da, anders als bei computertomographischen Datensätzen5, hier die zu
fräsenden Knochenstrukturen manuell, stück- und schichtweise im dargestellten
radiologischen Bild begrenzt werden müssen, um so die Knochenkonturverläufe
der digitalen Abbildung in korrekter Form an die Fräsmaschine übermitteln zu
können.
5
Bei auf CT- basierenden Bildern lässt sich die Begrenzung der zu fräsenden Knochenstrukturen
am Gesichtsschädel nahezu vollautomatisch einstellen, da auf Grund des hohen Kontrastes
zwischen hypertensem Knochen und restlichem Gewebe die Computersoftware technisch in der
Lage ist, diese Strukturen zu erkennen und somit im Bild vorab einzugrenzen. Dies ist im MRT
nicht möglich, da der Kontrastunterschied zwischen Knochen und Umgebung oft zu wenig stark
ausgeprägt ist.
-6-
Da der Gesichtsschädel, vor allem aber die Anatomie der Nasennebenhöhlen,
sehr feine Knochenlamellen besitzt, kann sich diese manuelle Begrenzung des
Knochens bei MRT- Datensätzen weiters als stark einschränkend erweisen, weil
Strukturverläufe bestimmter Regionen möglicherweise nicht erkennbar oder
beurteilbar sind.
Die Durchführung der MRT benötigt besonders im Bereich kleiner Schichtbreiten
mehr Zeit als der Untersuchungsablauf einer CT, mehr Zeit, die im MRT zu
vermehrten Bewegungsartefakten und Limitationen (vgl. 1.3.2.) auf Grund von
Nervosität oder klaustrophobischen Ängsten der Patienten führen kann (13). Dies
gilt vor allem für Kinder, die durch ionisierende Strahlen (bei CT) besonders
gefährdet sind (11) und für die vordergründig deshalb eine strahlungsarme
Alternative (MRT) gefunden werden soll.
Als wesentlicher Faktor ist auch auf die Selektion der infrage kommenden CT- und
MRT- Bilder zu achten, denn bei jedem ausgesuchten Patienten muss eine
entsprechende CT und eine gleichwertige MRT des Gesichtsschädels in geringer
Schichtdicke und mit geeigneten Knochenstrukturen im radiologischen Bild bereits
vorhanden sein.
Das
Herstellungsverfahren
Planungsmodellen
auf
CT-
(Fräsverfahren)
und
MRT-
von
dreidimensionalen
stellt
bei
Basis
regelrechtem
Fertigungsvorgang kein Hindernis im Produktionsablauf dar, denn sofern die
notwendigen Datensätze vorhanden sind, unbedeutend ob die Daten auf CT oder
MRT basieren, ist es möglich, 3D- Modelle mit einer Wiederholgenauigkeit von bis
zu 0.1mm heranzufräsen (3) (vgl. 2.2.).
Weiters muss bei der Auswahl des Messverfahrens ein technisches Messgerät
gefunden
werden,
das
in
der
Lage
ist,
3D-
Modelle
von
Zentimetergröße (bis ca. 20 Zentimeter) an deren Innen- und Außenseite im
Millimeter- oder Submillimeterbereich zu vermessen. Die meisten Messmaschinen
dienen jedoch dazu, die Ausmaße von weitgehend kleineren (Millimeter- Bereich)
oder weitaus größeren (ab 50 Zentimeter aufwärts) Objekten zu bestimmen. So
gestaltet sich die Suche nach einem idealen Prinzip zur Ausdehnungsdarstellung
und Dokumentation der gefrästen Modelle als schwierig (vgl. 2.3).
-7-
1.2. Grundlagen zu Verständnis und Vorstellung
1.2.1. Anatomische Struktur und Aufbau des Schädels
Der Schädel, oder vielmehr das Cranium, wie dieser in seiner richtigen
lateinischen Bezeichnung definiert ist, bildet mit seinen 22 meist platten Knochen
die knöcherne Grundlage des gesamten Kopfes und ist nach außen hin von nur
relativ dünnem Weichgewebe und zarten Weichteilen bedeckt, die in ihrer
Gesamtheit den menschlichen Kopf mit allen Inhaltsgebilden darstellen (23).
Der Schädel wird in seiner anatomischen Struktur in der Regel geteilt. Aus dieser
Teilung gehen zwei sich auf die Schädelabschnitte beziehende separate Begriffe
hervor, über die jeder dieser Schädelhälften einzeln definiert werden kann.
Zum einen wird ein Gehirnschädel, das Cranium cerebrale oder Neurokranium
unterschieden, zum anderen ein Gesichts- oder Eingeweideschädel, das
Cranium faciale oder Cranium viscerale, in einem älteren Ausdruck auch als
Splanchnokranium bezeichnet (24).
Der zuerst genannte Gehirnschädel stellt eine für das Gehirn feste, aus hartem
Knochen bestehende Hülle dar. Er enthält in eigens dafür vorgesehenen
Knochenkapseln - dem paarig angelegten Felsenbein - das ebenfalls paarig
vorhandene Gehör- und Gleichgewichtsorgan (24).
Die Hirnkapsel, die im Gehirnschädel gelegen ist und das Hirn selbst umgibt, weist
eine rundliche, ellipsoide, eiförmige Gestalt auf. Das Dach des Schädels, die
Calvaria, verläuft in einem konvexen Bogen, anders als der Grund des Schädels,
die Basis cranii, die sich im Verhältnis dazu mit einer flachen Hülle umgibt.
Die dazwischen liegende, trennende Grenze ist eine nicht festgelegte künstliche
Linie. Am Gehirnschädel liegend, wird je eine Scheitel-, Hinterhaupts-, Stirn- und
Schläfengegend unterschieden (25).
Der zuletzt benannte Gesichtsschädel bildet die knöcherne Basis für das Gesicht
und stellt eine ideale Grundlage für das Seh- und Riechorgan dar, die beide in
diesem Knochen, sowie in Nasen- und Nasennebenhöhlen enthalten sind. In
seinem unteren Drittel finden sich die, in die Mundhöhle hineinstehenden Zähne.
Der Gesichtsschädel begrenzt den ersten beginnenden Teil des Speise- und
Luftweges und bildet die Pfeiler, die den Druck des Aufbisses beim Kauen
-8-
gleichmäßig verteilen, um die dabei auftretenden, punktuellen Kräfte zu
reduzieren (24).
Die Begrenzung zwischen Gesichts- und Hirnschädel bildet eine fein verlaufende
paarig angelegte Linie, die am leichtesten in der seitlichen Ansicht zu sehen ist.
Sie windet sich vom Oberrand des äußeren Gehörganges in Richtung ventral, zum
Oberrand der Augenhöhle. Die Höhlen, in denen sich Nase und Augen befinden,
werden gleichzeitig zum einen von Gehirn- und zum anderen von Gesichtsschädel
begrenzt (24).
Während der menschlichen Entwicklung (Wachstum), vor allem gegen das
Erwachsenenalter hinstrebend, ändert sich das Verhältnis von Gesichts- und
Hirnschädel derart, dass der Hirnschädel in seiner Wachstumsgeschwindigkeit
zurückbleibt, der Gesichtsschädel hingegen schnell an Größe zunimmt, sodass
der Anteil desselben am Kopf überwiegt. Die Füllmenge des Hirnschädels beim
Neugeborenen ist ungefähr 30mal größer als jene des Gesichtsschädels. Beim
Erwachsenen reduziert sich dieses Verhältnis später auf 3:1 (26).
Die folgende Abbildung (Abb. 2) zeigt eine anatomische Übersicht des
menschlichen Schädels:
Abb. 2: Schädel 1; modifiziert nach (27)
Anatomische Darstellung des menschlichen Schädels mit der Unterteilung in Gesichts- und
Hirnschädel, Ansicht von lateral
1 Os parietale, 2 Linea temporalis superior, 3 Linea temporalis inferior, 4 Tuber parietale, 5 Sutura
lambdoidea, 6 Meatus acusticus externus, 7 Condylus occipitalis, 8 Processus styloideus,
9 Processus condylaris (mandibulae), 10 Processus coronoideus (mandibulae), 11 Angulus
mandibulae, 12 Basis mandibulae, 13 Corpus mandibulae, 14 Foramen mentale, 15 Protuberantia
mentalis, 16 Spina nasalis anterior, 17 Os nasale, 18 Os lacrimale, 19 Os ethmoidale, 20 Os
frontale, 21 Sutura coronalis, 22 Sutura squamosa
-9-
Der Gehirnschädel stellt in seinem geometrischen Erscheinungsbild eine Art
Hohlkugel dar, die an der Vorder- und Hinterseite entlang ihrer Längsachse
ausgezogen scheint. An seinem Dach besteht er aus regelmäßig angeordneten,
etwa ähnlich dicken, platten Knochenteilen, die an ihrer Außenseite von einer eher
massiveren, nach außen eng gedrungenen Schicht und an ihrer Innenseite von
einer gleichnamigen, jedoch schmäleren, nach innen kompakten Bedeckung
umgeben sind (28).
Die folgende Abbildung (Abb. 3) zeigt eine anatomische Darstellung des
menschlichen Schädels:
Abb. 3: Schädel 2; modifiziert nach (29)
Anatomische Übersicht des menschlichen Schädels, Ansicht von frontal
1 Squama frontalis, 2 Foramen supraorbitale, 3 Os parietale, 4 Os temporale, 5 Os lacrimale,
6 Foramen infraorbitale,7 Concha nasi (nasalis) media + Concha nasi (nasalis) inferior, 8 Ramus
mandibulae,9 Corpus mandibulae, 10 Foramen mentale, 11 Spina nasalis anterior, 12 Maxilla,
Processus alveolaris, 13 Vomer, 14 Os ethmoidale, Lamina perpendicularis, 15 Margo
infraorbitalis, 16 Fissura orbitalis inferior, 17 Os zygomaticum, 18 Os sphenoidale, Ala major, 19
Os sphenoidale, Ala minor, 20 Fissura orbitalis superior, 21 Os frontale, Processus zygomaticus,
22 Os frontale, Pars orbitalis, 23 Sutura coronalis, 24 Margo supraorbitalis, 25 Maxilla, Processus
frontalis, 26 Os nasale
Der Gesichtsschädel dient der Nahrungsaufnahme und Atmung, wobei die Art der
Nahrung, sowie die des Kauens und der Nahrung selbst formgebend auf das
Kauwerk wirken. Gehirn- und Gesichtsschädel unterliegen somit bestimmten
Eigengesetzen, die ihre Formgebung beeinflussen (30).
Die massive Entwicklung der Großhirnrinde des Menschen bewirkt eine enorme
Ausbuchtung des Schädels nach vorn und nach hinten. Da die Schädelbasis
gleichzeitig in gewisser Form eine Abknickung erfährt und das Kauwerk reduziert
ist, erhält der menschliche Schädel so eine Sonderform (30).
-10-
Zur vollständigen Formstruktur des Gesichtsschädels tragen weiters zum großen
Teil die Zahl und Größe der Zähne, der Kauapparat, die Kaumuskulatur, die
Körpergröße und schließlich auch gewisse Umweltfaktoren (Nahrungsaufnahme)
bei (30).
1.2.2. Anatomische Struktur und Aufbau des Unterkiefers
Der Unterkiefer, die Mandibula, befindet sich in seiner Lokalisation an der Front
des Schädels und ist ein markanter Knochen dieser Skelettstruktur, der in seiner
Erscheinung für den Menschen typisch ist. Er besteht in seinem groben Gerüst
aus zwei großen Teilen, die im ersten menschlichen Lebensjahr auf knöcherner
Basis fest und unverschiebbar miteinander verwachsen (31).
Die Mandibula imponiert viereckig und besitzt eine mediale und laterale
Oberfläche. Diese ist abgesehen von einigen Kanten von glatter Struktur. Die
hintere Kante des Ramus und die untere Kante des Corpus der Mandibula
vereinigen sich zum Kieferwinkel, dem Angulus mandibulae (32).
Der
Ramus
mandibulae
endet
an
seiner
obersten
Stelle
mit
einem
Gelenksfortsatz, dem Processus condylaris und einem spitzen Muskelfortsatz,
dem Processus coronoideus, dazwischen liegt die Incisura mandibulae. Der
Gelenksfortsatz besitzt einen querovalen Kopf, das Caput mandibulae, und einen
Hals,
das
Collum
mandibulae,
der
an
seiner
Vorderseite
eine
kleine
grubenähnliche Einbuchtung aufweist. Die Außen- und Innenflächen des paarig
aufsteigenden Kieferastes sind aufgeraut, um den Muskeln des Kiefers Ansatz zu
bieten (31,32).
Der Kieferwinkel, der zwischen der Basalfläche des gleichnamigen Körpers und
der Hinterseite des Astes angenommen wird, ist mit 90-140 Grad definiert (31).
-11-
Die folgende Abbildung (Abb. 4A, 4B) zeigt den Unterkiefer in einer anatomischen
Übersicht:
Abb. 4: Unterkiefer (Mandibula); modifiziert nach (33)
Der Unterkiefer wird in einer anatomischen Darstellung schematisch gezeigt.
A: Ansicht von lateral, links B: Ansicht von medial, rechts
Der zentral gelegene Körper des Unterkiefers bildet in seiner Form und mit seinen
auslaufenden Ästen einen parabolähnlichen Bogen. Dieser kompakte Basalbogen
verdünnt sich in seinem Verlauf nach oben und wird dort als Alveolarbogen
bezeichnet.
An
der
Vorderseite
des
Parabols
ist
ein
in
Dreiecksform
hervorstehendes, auffallendes Feld zu erkennen, der Kinnvorsprung. Das stark
vorstehende und über dem restlichen Niveau liegende Kinn ist ein besonderes
Merkmal des humanoiden Skeletts (31).
Der Unterkieferknochen trägt außerdem mit seiner Pars alveolaria, in gleicher
Weise wie der Processus alveolaris des Oberkiefers, die zahlreichen Fächer für
die Wurzeln der Zähne, die in den Knochen verankert sind (31).
-12-
1.3. Radiologische Verfahren
1.3.1.
Die
Computertomographie
in
Funktionsweise
und
Bildentstehung
Die
Computertomographie
ist
ein
radiologisches,
computergestütztes,
diagnostisches, bildgebendes Verfahren, bei dem mit einer Röntgenröhre und
einem speziellen Blendensystem ein ionisierender Fächerstrahl erzeugt wird, der
innerhalb der durchstrahlten Körperschicht, in Abhängigkeit von den dort
vorhandenen Strukturen, verschieden stark abgeschwächt wird. Die dabei
entstehende Schwächung wird in Form von Datensätzen einem Rechner zugeführt
und als grau- kontrastiertes Bild sichtbar gemacht (34).
Die Computertomographen der heutigen Zeit, in dritter und vierter Generation,
enthalten eine Röntgenröhre, die selbstständig frei rotierbar ist und somit jegliche
räumliche Position annehmen kann. Zusätzlich wird mit einem komplexen System
aus
verschiedenen
Blenden
ein
definierter
Strahl
des
Röntgenfeldes
ausgeblendet, wobei die Breite des Strahls genau der Dicke der geschnittenen
Körperschicht entspricht, die zuvor vom Untersucher angegeben wurde und die
somit erwünscht ist. Der Patient wird also bei diesem Verfahren von fächerförmig
angeordneten Röntgenstrahlen abgetastet.
Die Modelle der vierten Generation enthalten einen feststehenden Detektorkranz,
in dem die Röntgenröhre frei rotieren kann. Die Strahlenquelle vermag den
Patienten mittels dieser Methode also zur Gänze zu umkreisen und rotiert somit
um die Körperlängsachse des zu Untersuchenden (35).
-13-
Die folgende Abbildung (Abb. 5) zeigt die schematische Darstellung des
Bilderwerbs in einem Computertomographen:
Abb. 5: Bilderwerb des CT; modifiziert nach (36)
Schematische Darstellung des Bilderwerbs eines Computertomographen mit feststehendem
Detektorkranz und rotierender Strahlenquelle
Die Detektoren messen, während die Röntgenröhre Strahlung abgibt, die
Intensitätsunterschiede der unterschiedlich abgeschwächten Strahlungsteilchen
nach ihrem Durchtritt durch den Patienten. Anschließend werden diese Messdaten
vollautomatisch in elektrische Signale umgewandelt, digitalisiert und zuletzt durch
ein geeignetes Medium für das Auge als Schnittbild sichtbar gemacht (35).
Die Abschwächung der Strahlenteilchen in den Geweben hängt von der jeweiligen
Energie des Strahlungsspektrums und der Art, also der Dichte, des betroffenen
Gewebes ab (35). Die Strahlungsschwächung nimmt beim Durchtritt von Teilchen
mit niedriger Photonenenergie zu, so treten höher energetische Strahlungsteilchen
durch die betroffene Gewebestruktur hindurch, während niedrig energetische
zurückbleiben.
Infolgedessen
verändert
sich
die
Zusammensetzung
der
durchgetretenen Strahlen in derartiger Sicht, dass die Strahlung hinter dem
jeweiligen Objekt einen höheren Prozentanteil an hoch energetischen Teilchen
aufweist, als vor ihrer Schwächung durch eine Struktur (37).
Die Messung der Schwächung wird in jeder Winkelstellung der Strahlenquelle
vorgenommen.
Aus
den
verschiedenen
aufgenommenen
Winkelstellungen
der
Schwächungswerten
Röntgenröhre
ergibt
sich
aller
durch
Überlagerung das Bild der betroffenen Schicht (35).
Jedes Teil dieses zweidimensionalen Bildes, also jedes Pixel, steht für eine
dreidimensionale Volumseinheit, das Voxel. So besteht die dreidimensionale
-14-
Volumseinheit aus einem zweidimensionalen Pixel in Länge und Breite und in ihrer
Höhe aus der jeweiligen linearen Dicke der Schicht, in der sich die Volumseinheit
gerade befindet (35).
Um die Schwächung der Strahlen, die von Strahlungsenergie und Gewebedichte
abhängig ist, besser vergleichen zu können und den Einfluss der ionisierenden
Energie zu limitieren, kommt eine standardisierte Einheit zur Anwendung, die
Hounsfield- Einheit (38). Sie errechnet sich aus der Schwächung der durch ein
Gewebe durchgetretenen Strahlen und repräsentiert die dort vorherrschende
Dichte. Die dabei verwendeten Größen, auf die sich der dazu notwendige
Rechenvorgang bezieht, stellen als ersten festgelegten Punkt Wasser und als
zweiten Luft dar. Auf diese Weise erhält jede Gewebestruktur eine eigene,
spezifische Schwächungseinheit, die sich auf einer Skala, der Hounsfield- Skala,
mit den errechneten Dichtewerten auflisten lässt und standardisiert ist (35,38).
Die folgende Tabelle (Tab. 1) zeigt eine Auswahl wichtiger Gewebe mit ihren
zugeordneten Hounsfield- Einheiten (HE):
Gewebe
Hounsfield- Einheit (HE)
Luft
-1000 HE
Fett
-100-0 HE
Wasser
0 HE
Blut (koaguliert)
20-30 HE
Leber (nativ)
40-60 HE
Blutung (frisch)
70-90 HE
Leber (nach Kontrastmittelgabe)
150 HE
Spongiosa des Knochens
300 HE
Kompakta des Knochens
über 1000 HE
kalzifizierter Knochen
bis 1500 HE
Tab. 1: Gewebestruktur und Hounsfield- Einheit; modifiziert nach (34,35)
Auswahl in der Bilddarstellung wichtiger, physiologischer Gewebe mit den nach aufsteigender
Größe geordneten, zugehörigen Hounsfield- Einheiten (HE)
-15-
Diese
unterschiedlichen
Computertomogramm
als
Dichtewerte
repräsentieren
verschieden
kontrastierte
sich
im
Grauwerte.
fertigen
Da
das
menschliche Auge jedoch nur 20 verschiedene Graustufen unterscheiden kann,
wird bei deren Betrachtung auf Fenstereinstellungen zurückgegriffen, die nur
bestimmte, gewünschte Strukturen in ihrer Grauform darstellen. Dichtewerte
darüber und darunter werden nur als rein schwarz und rein weiß angezeigt (35).
Strukturen, deren Dichtemaße den Bezugsgrößen ähneln, werden isodens
genannt, Dichtemaße, die in höheren oder tieferen Bereichen der Bezugsgrößen
liegen, als dementsprechend hyper- oder hypodens bezeichnet. Im radiologischen
Bild treten diese Bereiche dann heller, weißer oder dunkler, schwärzer in
Erscheinung. Alle Farbdarstellungen sind jedoch lediglich Abstufungen der Farbe
Grau (35).
Um nun bei der Bildentstehung der CT aus jedem Winkel brauchbare
Schnittebenen zu erhalten, ermöglicht es modernen Computertomographen
heutzutage eine dauerrotierende Strahlenquelle, also eine Röntgenröhre, die
einen einer Spirale ähnlichen Verlauf um den sich langsam vorwärtsbewegenden
Untersuchungstisch
annehmen
kann,
Strahlen
aus
jeder
Raumstellung
abzugeben. Währenddessen werden bei diesem Vorgang die kontinuierlichen
Datensätze als kleine Volumseinheiten dokumentiert. So können durch spezielle
Rechenvorgänge verschiedene Schichten mit unterschiedlicher Dicke und in
variierendem Abstand zueinander als Bild digital dargestellt werden. Diese Geräte
werden deshalb unter anderem Spiral- Computertomographen genannt (35).
Bei dünnen Schichten von 1-2mm entsteht zusätzlich durch High ResolutionComputertomographen (HR- CT) ein sehr feines und hochauflösendes Bild, um
spezielle Strukturen besonders exakt darzustellen (35).
Obwohl
die
Computertomographen
in
ihren
technischen
Verfahren
und
Funktionsweisen enorm hoch entwickelt sind, lässt sich auf Grund des
physikalischen Funktionsprinzips die dabei auftretende Strahlenexposition, die
auch im kleinsten mSV Bereich eine Belastung durch Ionisation darstellt (11), nicht
vermeiden. Die tatsächliche Strahlenabsorption der Organe variiert auf Grund der
unterschiedlichen Beschaffenheit der durchstrahlten Gewebe, ist abhängig von
Geschlecht und Alter und deswegen in weichen Geweben anders als in harten
und bei Kindern höher als bei Erwachsenen (2,11). Somit ist auch das relative
Risiko des Auftretens von strahleninduzierten Neoplasien per Einheitsdosis bei
-16-
Kindern signifikant höher als bei Erwachsenen, massiv steigend bei geringer
werdendem Alter (von 15 Jahren abwärts) und sinkend bei steigenden
Lebensjahren (11).
Die durchgeführten Computertomographien machen heutzutage etwa ein Drittel
der medizinisch bedingten Strahlenexpositionen aus. Das Thorax- CT liegt mit der
von ihm ausgehenden Strahlenbelastung um 20-27mal über der konventionell
üblichen Thoraxübersichtsaufnahme. Die Strahlenbelastung, die dabei vom CT
abgegeben wird, beträgt bei 25 Schichten 5-16mSv (35).
Bei der CT des Gesichtsschädels stellen die großen Speicheldrüsen (Ohr- und
Mundspeicheldrüse)
-
bei
gemittelten
Strahlendosen
von
10.6mGy
im
Oberkiefer (Parotis) bzw. 12.9mGy im Unterkiefer (Submandibularis) - sowie Auge
und Schilddrüse die Gewebe mit der höchsten Strahlenabsorption des Kopfes und
Halses dar (2).
Da die Strahlenbelastung bei der CT um ein Vielfaches intensiver ist als bei
anderen bildgebenden Untersuchungen (konventionelle Tomographie, MRT,
Ultraschall), ist die Indikation für ein Computertomogramm stets kritisch zu
stellen (35).
Die CT liefert von fast jedem Bereich des Körpers morphologisch ausgezeichnete,
hochauflösende
Bilder,
jedoch
bringt
die
ionisierende
Strahlenbelastung
gesundheitliche Folgen mit sich (35).
1.3.2. Die Magnetresonanztomographie: Kernspintomographie in
Funktionsweise und Bildentstehung
Die Magnetresonanztomographie ist ein radiologisches, computergestütztes,
diagnostisches, bildgebendes Verfahren, das auf dem physikalischen Prinzip der
Magnetresonanz beruht. Im Gegensatz zur Computertomographie wird hierbei
keine ionisierende Strahlung verwendet, sondern die Energie gemessen, die unter
Einfluss eines von außen angelegten, starken, homogenen Magnetfeldes, bei
Relaxation des durch einen kurzen Hochfrequenzimpulses angeregten Kernspins
von positiv geladenen Wasserstoffionen, aus dem Körper in Form von
elektromagnetischen Wellen austritt. Durch Überlappung eines homogenen,
magnetischen, stärkeren Hauptfeldes mit einem zusätzlichen, schwächeren
Gradientenfeld werden Magnetresonanzmessungen ermöglicht, bei denen aus
-17-
den von der Feldstärke abhängigen Resonanzsignalen zusätzlich auf deren
Entstehungsort geschlossen werden kann (39).
Das Prinzip der Kernspintomographie leitet sich von Atomkernen mit ungerader
Nukleonenanzahl ab. Das Wasserstoffproton (positiv geladener Wasserstoff)
eignet
sich
hierbei
besonders
hervorragend
zur
Messung
dieser
Funktionsweise (22).
Jedes Proton ist positiv geladen und dreht sich mit einer bestimmten
Geschwindigkeit, die stoffabhängig ist, um seine eigene Achse. Dieses Phänomen
nennt man Eigendrehimpuls, die Rotation wird als Kernspin bezeichnet. Da diese
Ladung sich nun bewegt, induziert sie ein magnetisches Moment, ein
magnetisches Dipolmoment. Dadurch kommen, ausgehend von vielen Protonen,
mehrere magnetische Dipole zustande und somit verschiedene Magnetfelder, die
im menschlichen Körper, ähnlich einer Ansammlung vieler ungeordneter kleiner
Magnetfelder, in kompensierter Weise vorherrschen und in alle Raumrichtungen
verstreut, ohne systematische Ordnung ausgerichtet sind.
Liegt jedoch ein stärkeres homogenes Magnetfeld von außen an, so richten sich
die Dipole aus und zwar entlang ihrer eigenen magnetischen Feldlinien. In Summe
liegen die verschiedenen Teilchen dann in einem parallelen oder antiparallelen
System nebeneinander (vgl. Abb. 6) (22).
Die folgende Abbildung (Abb. 6) veranschaulicht das oben beschriebene, natürlich
vorkommende, physikalisch- magnetische Phänomen:
Abb. 6: magnetisches Phänomen; modifiziert nach (40)
Veranschaulichung des natürlich vorkommenden, physikalisch- magnetischen Phänomens in
schematischer Darstellung
-18-
Ein
außen
anliegendes
Magnetfeld
bestimmt
auch
die
Frequenz
und
Geschwindigkeit der sich um die eigene Achse drehenden Ladungen aller
Protonen, die sich gerade in diesem Feld befinden. Diese Frequenz richtet sich
nach dem Stoff und nach der Stärke des jeweiligen äußeren Feldes. So besitzen
Protonen verschiedener Stoffe unterschiedliche Frequenzen (22).
Wirkt nun ein Magnetfeld auf alle Protonen einer gewissen Region, so kommt es
durch die Ausrichtung und die gleiche Frequenz der Teilchen zu deren Resonanz
(bei Impulsen von 42MHz). Wird diese Frequenz weiter beibehalten, herrscht das
äußere Magnetfeld andauernd vor, können die sich darin befindenden Protonen
Energieimpulse
einer
externen
Quelle
aufnehmen.
Dieser
hochfrequente
Energieimpuls entspricht genau der Frequenz, mit der die Ladung rotiert (22).
Der zuvor bestimmte Frequenzimpuls bewirkt, dass die Magnetisierung der
Protonen um einen gewissen Winkel ausgelenkt wird. Durch die energetische
Auslenkung wird eine neuauftretende, messbare Quermagnetisierung eingeleitet.
Alle positiv geladenen Teilchen rotieren nun gleich um ihre Achse und befinden
sich in gleicher Lage. Bleibt die Energie dieses Hochfrequenzimpulses aus,
wandern die Protonen in ihren Ausgangszustand zurück und geben die zuvor
übertragene Energie wieder ab. Diesen Vorgang des Zurückkehrens nennt man
Relaxation, wobei jedes Teilchen eine Rückkehr der Magnetisierung in der Länge
und eine Rückkehr in die ursprüngliche Frequenz erfährt (22).
Die zuerst genannte Relaxation in die Längsmagnetisierung, Längsrelaxation,
geschieht unter Energieabgabe, während die zuletzt beschriebene Rückkehr in die
Ausgangsfrequenz des Protons, Querrelaxation, ohne Energieübertragung in die
Umgebung vonstatten geht. Die Längsrelaxation der Teilchen wird T1 oder SpinGitter-
Relaxation
genannt
und
findet
in
etwa
300-2000ms
statt.
Die
Querrelaxation oder Spin- Spin- Relaxation wird als T2 bezeichnet und dauert
etwa 30-150ms (22).
Dieser frei werdende Energieimpuls magnetischen Ursprungs, ausgehend von der
vorher erwähnten Längsrelaxation, wird rechnerisch erfasst, als Datensatz für die
Bilderzeugung genutzt und für das menschliche Auge digital sichtbar gemacht.
Da dieser Impuls jedoch klein ist, werden die Protonen öfters angeregt, um ihn so
leichter zu messen. Die ermittelten Signale der mehrmals angeregten Protonen
werden vor ihrer Verwertung gemittelt, um einen repräsentativen Wert zu erhalten.
Die Zeit, die zwischen zwei solchen Anregungsvorgängen verstreicht, nennt man
-19-
Repetitionszeit, während die Echozeit zwischen der energiereichen Anregung der
Teilchen und der Aufnahme des daraus entstehenden Signals liegt (35).
Die Helligkeitsunterschiede der Gewebe im fertigen MRT- Bild hängen von all
diesen
Faktoren
ab.
Die
Zeitspanne
der
Längsrelaxation
(T1),
der Querrelaxation (T2), die Protonendichte (Wassergehalt), die Repetitionszeiten
sowie die Echozeiten der Teilchen und der Sequenztyp sind maßgebend für den
Bildkontrast, in dem das MRT- Bild schlussendlich erscheint (22).
Der Sequenztyp (Gewichtung des MRT- Bildes) ist durch eine bestimmte
Pulssequenz, das sind mehrere Hochfrequenzimpulse hintereinander, definiert
und
äußert
sich
im
fertigen
Bild
durch
deutlich
erkennbare
Kontrastierungseigenschaften (22).
Im Folgenden (22) werden wichtige Sequenzen nach ihren Gewichtungen definiert
und ihre Darstellung im MRT- Bild theoretisch erklärt:
o T1- gewichtete Sequenzen sind durch kurze Repetitions- (400-800ms) und
Echozeiten (unter 30ms) definiert.
o T2- gewichtete Sequenzen sind durch längere Repetitions- (über 2000ms)
und Echozeiten (70-150ms) definiert.
o Protonendichte, das heißt Wassergehalt gewichtete Sequenzen sind durch
lange Repetitions- (über 2500ms) und kurze Echozeiten (unter 30ms)
definiert.
o Strukturen mit kurzen T1 (weiße Hirnsubstanz, Fett) erscheinen im fertigen
Bild hell, hyperintens, während Gewebe mit langen T1 (graue Hirnsubstanz,
Muskel) dunkel, hypointens imponieren.
o Strukturen mit langen T2 (Wasser) präsentieren sich hell, hyperintens,
während Gewebe mit kurzen T2 (Muskeln) dunkel, hypointens dargestellt
werden. Wasser weist dabei die längste T2 auf, deswegen treten auch
flüssigkeitsgefüllte Räume wie Liquor, Ödeme und Zysten hell, hyperintens
in Erscheinung.
o Strukturen mit hoher Protonendichte (Wasser, Bindegewebe) stellen sich
hell, hyperintens dar, während Gewebe mit geringer Protonendichte
(Knochen, Luft) dunkel, hypointens angezeigt werden.
-20-
Die folgenden Tabellen (Tab. 2, 3, 4) stellen die verschiedenen Gewebe in ihrer
bildlichen Wiedergabe gegenüber:
Gewebe
Kontrast
weiße Hirnsubstanz*
hell, hyperintens
Fett*
hell, hyperintens
graue Hirnsubstanz**
dunkel, hypointens
Muskel**
dunkel, hypointens
Tab. 2: Gewebe und Kontrastierung 1; modifiziert nach (22)
Gewebsstrukturen mit kurzen* und langen** T1 in ihrer bildlichen Kontrastierung
Gewebe
Kontrast
Wasser*, Liquor*, Ödeme*, Zysten*
hell, hyperintens
Muskel**
dunkel, hypointens
Tab. 3: Gewebe und Kontrastierung 2; modifiziert nach (22)
Gewebsstrukturen mit langen* und kurzen** T2 in ihrer bildlichen Kontrastierung
Gewebe
Kontrast
Wasser*
hell, hyperintens
Bindegewebe*
hell, hyperintens
Luft**
dunkel, hypointens
Knochen**
dunkel, hypointens
Tab. 4: Gewebe und Kontrastierung 3; modifiziert nach (22)
Gewebsstrukturen mit hoher* und geringer** Protonendichte in ihrer bildlichen Kontrastierung
-21-
Durch während des Verfahrens der Bildverarbeitung auftretende, störende
Einflüsse kann die Bildentstehung in Mitleidenschaft gezogen werden. Artefakte
sind dann die Resultate eines nicht optimal abgelaufenen Rechenprozesses (22).
Solche dabei typisch auftretende Artefakte (22) sind:
o Artefakte, die durch Bewegung des Patienten entstanden sind.
o Artefakte der großen Gefäße auf Grund von Pulsation oder Blutfluss
o Artefakte bei nicht genau zurückführbarer Ortskodierung
o Artefakte an Grenzstrukturen von beispielsweise Fett und Wasser
o Artefakte auf Grund von Inhomogenitäten im Magnetfeld
Das Verfahren der Magnetresonanz liefert Bildergebnisse im maximalen
Beurteilungsbereich in Bezug auf die Weichteile des menschlichen Körpers. So ist
das Prinzip beispielsweise unabdingbar für die exakte Diagnostik des Gehirns, von
Muskeln, Sehnen, Gelenken, Bandscheiben, Knochenmark oder des Myelons.
Auch die Beurteilung von Strukturen mit hohem Flüssigkeitsanteil auf Grund ihrer
hohen Menge an Wasserstoffionen gelingt im MRT gut (22).
Da dieses Verfahren ohne belastende Strahlung auskommt, hat es in der
radiologischen Bildgebung gegenüber anderen Untersuchungen seiner Art bei
adäquater Anwendung einen entscheidenden Vorteil.
1.3.3. CT und MRT: Bildgebungen mit Vor- und Nachteilen im
Vergleich
Die folgenden zwei Tabellen (Tab. 5, 6) fassen wichtige Vor- und Nachtteile dieser
beiden hoch entwickelten, radiologischen Bildgebungsverfahren (CT, MRT)
zusammen:
Computertomographie
Vorteile
Nachteile
kurze Untersuchungszeiten durch
Strahlenbelastung
spezielle Techniken (Spiral- CT)
(20-27mal höher als bei
konventionellem Thoraxröntgen,
5-16mSV bei 25 Schichten)
-22-
überlagerungsfreie und feine
keine ideale Weichteilbeurteilung
Querschnitte bei der Darstellung
innerer Organe und hervorragende
Beurteilung von Lungenparenchym und
Strukturen des Mediastinums
hervorragende Beurteilung von
grenzwertig bei der Beurteilung des
knöchernern Strukturen und
Hirnstammes, von kleinen Läsionen
Basisdiagnostik bei Schädel- Hirn-
und frischen Infarkten
Trauma (Blutungsausschluss)
Möglichkeit der dreidimensionalen
kritische Indikationsstellung und mit
Rekonstruktion (konventionelle
Bedacht festzulegende
Tomographie ist zweidimensional),
Untersuchungsparameter auf Grund
Verwendung bei bsp. präoperativer
der Strahlenbelastung
Planung, Schichtdicke sollte im Bereich
von 1-2mm liegen6
hohe Feinauflösung (anders als die
finanzielle Anschaffungskosten
MRT)
Registrierung von auch geringen
Darstellung nur in Transversalebenen
Unterschieden in der Dichte
(anders als bei der MRT)
Tab. 5: Computertomographie in Vor- und Nachteilen; modifiziert nach (35,41,42)
Vor- und Nachteile der Computertomographie werden gegenüberstellend gezeigt.
Magnetresonanztomographie
Vorteile
Nachteile
weder Strahlenexposition, noch
Verletzungsrisiken durch mögliche
ionisierend wirkende Strahlen auf den
angezogene Gegenstände auf Grund
Patienten
des starken Magnetfeldes
höchster Weichteilkontrast (gute
mögliche Artefaktbildung (bsp. durch
Darstellung von bsp. Gehirn oder
Bewegung, Pulsation oder an
Myelon)
chemischen Grenzflächen)
6
Die dreidimensionale Rekonstruktion ermöglicht die Erfassung und Beurteilung komplexer
Strukturen des rekonstruierten Bereiches. Um Diagnosen in einem rekonstruierten Bild zu sichern,
sollte die Schichtdicke bei multiplanarer Rekonstruktion im Bereich von 1-2mm liegen, um die
Feinheit dieses Bildes zu gewährleisten (42).
-23-
hohe Signalintensität bei Tumoren und
Kontraindikationen für magnetisierbare
Entzündungen
Gegenstände
Indikation bei Beurteilung von Becken
hoher Apparaturaufwand (limitierter
und Oberbauchorganen
Gebrauch in der Akutdiagnostik)
erste Wahl bei der Beurteilung von
grenzwertige Darstellung von Knochen,
Muskeln, Sehnen, Knorpeln, Knochen,
Knochenkortikalis auf Grund der dort
Bändern und Knochenmark
schwachen Signalgebung
Darstellung mittels physikalischer und
finanzieller Beschaffungsaufwand
biochemischer Eigenschaften
Darstellung von pathologischen
Kontraindikation bei adipösen oder
Körperfunktionen, bsp. von Blutfluss,
klaustrophobischen Patienten
Liquor und knochenumschlossenen
Strukturen (Hirn)
frei wählbare Schnittebene
hoher Zeitaufwand
geringer Kontrastmittel- Einsatz nötig
schlechte Darstellung von
und somit weniger Nebenwirkungen
Verkalkungen (anders als im CT)
Tab. 6: Magnetresonanztomographie in Vor- und Nachteilen; modifiziert nach (22,41)
Vor- und Nachteile der Magnetresonanztomographie werden gegenüberstellend gezeigt.
1.3.4. Allgemeine Darstellung und Knochendarstellung in CT und
MRT
CT und MRT sind beide routinemäßig radiologische Anwendungen, die in Bezug
auf ihre Bildauflösung und Präzisionsdarstellung vergleichbare hochwertige
Schnittbilder (18,19) der zu beurteilenden Strukturen liefern. Jedoch unterscheidet
sich die bildliche Wiedergabe der Knochenstrukturen und Weichteilgewebe auf
Grund der unterschiedlichen physikalischen Funktionsprinzipien.
In dieser Hinsicht sind kompakte Knochen und verkalkte Struktur in der MRT
immer hypointens in ihrer Darstellung und so viel detailärmer erkennbar, anders
als in der CT, deren anatomische Leitstruktur die kontrastreiche Darstellung des
Knochens ist (21).
Das Knochengewebe wird im CT signalstark, im MRT signalarm und deswegen
nicht derart deutlich beurteilbar erkennbar, es erscheint im CT kontrastreich, stets
-24-
abhängig von der Röntgendichte, und grenzt sich deutlich von umliegenden
Strukturen ab (21).
Da der Kompakta des Knochens ein Dichtemaß von 1000 HounsfieldEinheiten (HE) zugeordnet wird, wird diese auf Grund ihres zur Bezugsgröße
Wasser (HE = 0) höheren Dichtewertes im fertigen Schnittbild hyperdens
dargestellt. Der Knochen erscheint am CT- Bild in der Regel hell und imponiert in
weißlicher
Kontrasterscheinung
(35).
So
ist
die
CT
durch
hohe
Kontrastvisualisierung gut in der Darstellung von trabekulären Details und
knöchernen Strukturen (8,13).
In der MRT, allgemein bevorzugt bei der Beurteilung von Weichteilstrukturen (8),
hingegen präsentiert sich das Knochengewebe ähnlich dem Fettgewebe signalarm
oder signallos, es erscheint dunkel auf Grund seiner geringen dort vorhandenen
Protonendichte und liefert somit eine geringere Signalabgabe (18,22). Ebenso
werden Luft, eingetrocknetes Sekret, akute Blutungen und Myozytome in jeder
Bildgewichtung der MRT signalarm oder signallos dargestellt werden (21).
Jedoch ist die Knochenstruktur in ihrer Erkennung, wenn auch signalarm, im
hochauflösenden Bild gut gegen umliegendes Weichgewebe differenziert und
abgegrenzt (18). In jedem Fall eignet sich die Protonendichte, Wassergehalt
gewichtete Sequenz der MRT (vgl. 1.3.2.) am besten zur Beurteilung und
Darstellung von Knochengewebe und Knochenläsionen (16).
Die MRT zeigt die unterschiedlichen Grenzen zwischen Knochenstruktur und
umliegendem Weichgewebe (Muskulatur), sowie den Übergang zwischen
kortikaler und spongiöser Region innerhalb des Knochens bei exakter Beurteilung
in erkennbarer, aber schwer zu begrenzender Weise (9,13,18).
Ein weiterer Unterschied in der bildlichen Wiedergabe des Knochens wird bei
Beurteilung der Dicke
an
vorhandener Kortikalisstruktur von
endostalen
Knochenläsionen erkennbar. In der CT wird die Dicke der Kortikalis im Vergleich
zu deren realem Maß meist über-, in der MRT hingegen meist unterschätzt (16).
CT- und MRT- Bilder geben nicht die wahre Größe der geschnittenen
anatomischen Strukturen im Bild wieder, sondern variieren um einen bestimmten
Faktor. Der Grad dieses Ungenauigkeitsfaktors in Bezug auf die Korrelation
zwischen Schnittbild und Realität ist abhängig von der Größe und Anzahl der
Voxeleinheiten und somit von der Schichtdicke des radiologischen Bildes. Die
hohe Differenz zwischen Bild und Realität steigt mit den zunehmenden Maßen der
-25-
Voxelabmessungen und sinkt bei fallender Größe der einzelnen Voxel und somit
auch bei erhöhter Voxelanzahl (16).
Am Knochen des Kiefers gibt es zurzeit keine Primärindikation zur MRT, deshalb
wird bei knöchernen Strukturen zunächst ein Röntgenverfahren (wie die CT)
verwendet. Erst als weiteres Diagnostikum kommt die MRT zum Einsatz,
beispielsweise zur Beurteilung der Kaumuskeln. Auch die Unterscheidung
zwischen pneumatisierten Räumen und dem kompakten Knochen ist mit diesem
Verfahren schwer möglich. Die CT liefert eine höhere räumliche Auflösung als die
MRT und ist deswegen das Verfahren der Wahl bei Traumata und im
Schädelbasisbereich (41).
Bei
am
Messungen
Unterkieferknochen
durchgeführten
(Distanzlängenmessungen
am
direkten
osteometrischen
Kieferknochen),
die
mit
hochauflösenden Darstellungen dentaler CT- und MRT- Schnittbilder verglichen
wurden, korrelierten die dokumentierten Messwerte von CT und MRT in
erkennbarer Weise. Die Genauigkeit der Längenmessungen der Kieferknochen im
dentalen MRT ist (bei entsprechenden Distanzen) vergleichbar mit jenen der CT
und
auch
nicht
signifikant
unterschiedlich
zu
jenen
der
direkten
Osteometrie (mittlere Differenz unter 1mm) (18).
Die MRT des Gesichtschädels zeigt additiv auch exzellente, anatomische Details
in der Darstellung des Canalis mandibularis sowie von dessen nervalen
Inhaltsgebilden (17,19).
So erlaubt das Verfahren der MRT, das im Gegensatz zu dem der CT
routinemäßig keine Anwendung im Planungsvorgang der dentalen Implantologie
findet, in Bezug auf die Lokalisation von dabei wichtigen Strukturen (Canalis
mandibularis und nervale Darstellung) die ebenso gleichwertige Genauigkeit an
geometrischer Darstellung (20).
Die Bildqualität von Knochenstruktur in CT und MRT korreliert in weiten Teilen
stark, doch ist sie bei genauer Beurteilung und exakter Bearbeitung auf Grund der
physikalisch
unterschiedlichen
Funktionsprinzipien
(Strahlenphysik)
Kontrastierungen in der Wiedergabeart nicht ident (21,22,35,41).
-26-
und
Die folgende Tabelle (Tab. 7A, 7B) fasst wichtige Erkennungsmerkmale von
Knochenstrukturen im CT- und MRT- Bild noch einmal zusammen:
Computertomographie
Knochen,
hyperdens,
hell,
kalzifizierter Knochen
signalstark,
deutlich beurteilbar
(1000- 1500 HE)
kontrastreich
A
Magnetresonanztomographie
Knochen,
hypointens,
dunkel,
kalzifizierter Knochen
signalarm,
nicht deutlich beurteilbar
(geringe Protonendichte)
kontrastarm
B
Tab. 7: Erkennungsmerkmale von Knochenstrukturen; modifiziert nach (22,35,37,41)
Die Darstellungsart von Knochenstrukturen in CT (A) und MRT (B) wird, bezogen auf die
Kontrastierung und bildliche Wiedergabe, gezeigt.
A: bildliche Wiedergabe in der CT B: bildliche Wiedergabe in der MRT
2. Material und Methoden
2.1. Patientengut und Auswahl der Datensätze
W
ährend des klinischen Alltags wurden Patienten nach genauen Kriterien
ausgesucht, bei welchen im Rahmen des routinemäßigen Ablaufs bereits
eine CT und eine MRT des Gesichtsschädels durchgeführt worden war7 und beide
Bilddatensätze somit vollständig vorhanden waren. So wurden fünf Patienten
gewählt, deren radiologische Aufnahmen den gesuchten Grundsätzen genau
entsprachen.
Die Auswahl der Patienten orientierte sich dabei an speziellen Eigenschaften, die
die Voraussetzungen für die anschließende qualitative Modellherstellung und für
die folgende Gegenüberstellung der 3D- Modelle bildeten.
7
Die selektierten Datensätze (CT und MRT) wurden aus vorhandenen bildgebenden
Untersuchungen der Tumornachsorgeambulanz an der Universitätsklinik Graz ausgewählt.
-27-
Gesucht wurde nach CT- und MRT- Bildern des Gesichtsschädels desselben
Patienten mit massiver Knochenstruktur im Weichteilschlauch in der dargestellten
Abbildung ohne direkten Kontakt zu Luft und Fett. Weiters musste gesichert sein,
dass sowohl im CT-, als auch im MRT- Bild jedes Patienten keine knöchernen
Pathologien
vorhanden
waren,
knöcherne
Strukturen
bereits
Osteosynthesematerial oder Transplantate enthielten und in den ausgesuchten
Bildern keinerlei störende Artefakte, wie von metallischen Restaurationen
ausgehend (eher im CT Bildqualität reduzierend, als im MRT), zu finden
waren (21).
Um
zu
gewährleisten,
dass
in
vergangenen
Zeiträumen
keine
solche
Veränderungen am Kochen aufgetreten waren, wurden speziell CT- und MRTAbbildungen in zeitlicher Nahbeziehung präferenziert8, um die Knochenstrukturen
sowohl im CT-, als auch im MRT- Bild ident vorzufinden, da der folgende Vergleich
der gefertigten 3D- Modelle bei unterschiedlicher Knochengrundlage sonst nicht
möglich gewesen wäre.
In
weiterer
Folge
wurde
der
Unterkieferknochen
als
Referenz-
und
Repräsentationsstruktur des Gesichtsschädels ausgewählt, im digitalen Bild
isoliert und dem folgenden Fräsverfahren zugeführt. Denn einerseits stellt dieser
einen
markant
erscheinenden
und
individuumtypischen
Vertreter
des
menschlichen Schädels dar, andererseits bedurfte es für den angestrebten
Vergleich zur Beurteilung der Exaktheit der gefrästen, auf CT- und MRTbasierenden Modelle einer massiven Struktur jenes anatomischen Bereiches9.
Die digitale Weiterbearbeitung der radiologischen Datensätze (CT, MRT)10 fand
mit einer der Fräsmaschine zugehörigen Bildprozessierungssoftware statt (vgl.
2.2.), mit deren Hilfe die Grenzen der Knochenstrukturen erfasst wurden und
anschließend an die Maschine zur Modellherstellung transferiert wurden (43). Die
Selektierung des Knochens wurde in den CT- und MRT- Bildern anhand von
Axialschnitten
digital,
Knochenelemente
computerunterstützt
erfolgte
dabei
teils
begrenzt.
automatisch
Die
(CT)
Auswahl
der
durch
die
Software (Softwareselektierung), basierend auf den hohen Kontrastunterschieden
8
Lagen CT- und MRT- Untersuchung zeitlich zu weit auseinander, war es wahrscheinlich, dass im
vergangenen Zeitraum eine Veränderung am Knochen (Osteonekrose, Osteosynthesematerial
etc.) zu finden war.
9
Zur vergleichenden Vermessung der Modelle wurde der Unterkiefer als Repräsentationsstruktur
ausgewählt, da dieser den geforderten Kriterien (massiv, ohne knöcherne Pathologien etc.) am
besten entsprach.
10
CT, MRT: DICOM- Datensätze
-28-
zwischen Knochen und umliegendem Gewebe, und teils manuell (MRT), da die
Kontrastunterschiede für den Softwareprozess (Softwareselektierung) zu gering
waren.
Während
des
gesamten
Selektionsvorgangs
wurde
nur
auf
diejenigen
hochauflösenden, radiologischen CT- und MRT- Bilder zurückgegriffen, die die
größtmögliche Anzahl an Voxeleinheiten und so die geringste Schichtdicke
aufwiesen. CT- und MRT- Bilder mit großen Schichtbreiten und entsprechend
geringer Voxelanzahl führen zu ungenau beurteilbaren Schnittbildern (6) und
folglich zu Fräsmodellen von geringer Qualität. Aus diesem Grund waren die
Schichten der ausgesuchten CTs im Bereich von 1-2mm (6,16), die der MRTs im
Hinblick auf die folgende Herstellung der Fräsmodelle so oft wie möglich
unter 3mm, niemals jedoch über 4mm gelegen.
Dem abschließenden Vergleich wurden, entsprechend den beschriebenen
Kriterien, zehn dreidimensionale Fräsmodelle des Unterkieferknochens von fünf
Patienten (fünf Fälle, n = 5) zugeführt, die dann mittels des Verfahrens eines
Koordinatenmessgerätes (vgl. 2.3.), das sich am besten für den benötigten
Vergleich eignete, gegenüberstellend vermessen und beurteilt wurden.
In jedem Fall wurde auf ausschließlich bereits vorhandene radiologische
Bilder (CT, MRT) zurückgegriffen, um eine Simulation des klinischen Ablaufs
realitätsgetreu nachzustellen und um genau die Datensätze in die Studie
einfließen zu lassen, die im klinischen Alltag in der Regel Verwendung finden.
Die folgenden Abbildungen (Abb. 7A, 7B) zeigen stellvertretend eines der zehn
selektierten Modelle, das weiters auch im anschließenden vermessenden
Vergleich miteinbezogen wurde:
A
B
Abb. 7: Fräsmodell
Auswahl eines der selektierten Fräsmodelle auf einem Basissockel in Form der gefrästen
dreidimensionalen Mandibula
A: Ansicht von lateral B: Ansicht von lateral, hinten
-29-
2.2. Die Herstellung des Werkstücks in Form des
Fräsmodells
Die Modellierung11 der Fräsfabrikate (dreidimensionale Fräsmodelle) wurde auf
Basis der vorab bestimmten Datensätze von CT und MRT von einer eigens dafür
vorgesehenen Maschine12 durchgeführt, nachdem die Knochenstrukturen der
selektierten Bilder schichtweise teils automatisch (CT), teils manuell (MRT) zuvor
software-
technisch
radiologischen
konturiert
Scans
(CT,
worden
waren.
MRT)
wurden
Die
zur
digitalen
Daten
Vorbereitung
der
des
Modellproduktionsvorgangs mit der zugehörigen Betriebssoftware13 verarbeitet,
mit Hilfe dieser die bildlichen Schichtdaten dann auch an die Fräsmaschine zur
Herstellung der 3D- Modelle transferiert wurden (17).
Der dafür verwendete Fräsapparat findet genau wie das Verfahren von CT und
MRT im klinischen Ablauf routinemäßig Verwendung. Denn auf Grund der recht
kurz gehaltenen, absehbaren Produktionszeit (ca. vier Stunden) und des dafür
benötigten, überschaubaren Materials (Polyurethanblöcke), erweist sich dieses
Herstellungsprinzip als regelmäßig brauchbar.
Die Frästechnik selbst fußt auf einem computergesteuerten, maschinellen
Achsverfahren mit Fräskopf, durch das das Gerät in der Lage ist, jeden beliebigen
Punkt im Raum14 anzufahren. Bei diesem Prinzip wird ein quaderförmiger
Polyurethanblock, der in seinen Abmessungen größer ist als das spätere Modell,
in einen festen Rahmen der Maschine gespannt und unter Anwendung eines
zweistufigen Vorgangs, zunächst mit einem groben und anschließend einem
feinen Fräsmodul bearbeitet, um so das gewünschte Modell herzustellen. Das
fertige Fabrikat wird dabei genau nach den Maßen erzeugt, nach denen die
radiologischen
Bilder
zuvor
strukturiert
worden
sind
und
stellt
so
ein
dreidimensionales Abbild der selektierten, virtuellen Schichtaufnahmen dar. Das
Ergebnis ist bei normalem maschinellem Produktionsablauf (ca. vier Stunden) also
ein individuelles, den Eingabedaten gleichartiges, lebensechtes Fräsmodell, das
auf Grund seiner Herstellungsgenauigkeit und Strukturvarianten seinem Original in
11
Modellierung = Herstellung der 3D- Fräsmodelle: mittels der hauseigenen Fräsmaschine (Abt. f.
Mund-, Kiefer- u. Gesichtschirurgie, Universitätsklinik Graz)
12
Fräsmaschine: Endoplan® Fräseinheit (MDC, Kiel, Deutschland)
13
Bildverarbeitungs- u. Rekonstruktionssoftware: 3DV Technology®: Gesellschaft für 3DVisualisierung mbH (Kiel, Deutschland)
14
räumliche(r) Punkt(e) (P): allgemein definiert nach X,Y und Z mit P(x/y/z)
-30-
hohem Maße entspricht und in der präoperativen Planung der klinischen Chirurgie
im Schädelgesichtsbereich zum Einsatz kommt (6).
Die Anfertigung der 3D- Modelle und die Fräsmethode orientieren sich dabei
immer an der Qualität des dafür verwendeten Datenmaterials. Sind dafür
beispielsweise nur Daten mit hoher Schichtbreite (über 5 mm) und somit geringer
Voxelanzahl vorhanden, spiegelt sich dies zunächst im schichtweise, undeutlich
beurteilbaren radiologischen Bild (3) und anschließend in einem unfeinen
Fräsmodell wieder. Deshalb ist es für die Modellherstellung unabdingbar, Erfolg
versprechende
Datensätze
(genaue
Strukturkonturierung,
hochauflösende
radiologische Bilder, vgl. 2.1.) auszuwählen.
Die feine Kalibrierung von 0.1mm erlaubt es dem Fräsgerät, Oberflächenverläufe
an Fräsobjekten sehr genau zu bearbeiten und so realitätsgetreue, lebensechte
Modelle zur räumlichen Visualisierung zu produzieren. Die Strukturen der
Fräsfabrikate variieren in der Realität bei entsprechender Datenverwertung im
Mittel um 0.54mm in Bezug zu ihrem Original (44) und sind im Mittel größer als
dieses (3).
Die kleinstmögliche Fräshöhlung ist durch das Fräsmodul auf 2mm Durchmesser
beschränkt, das heißt der minimalste Radius eines gefrästen Lochs am
Bearbeitungsobjekt ist auf Grund der technischen Begrenzung niemals kleiner
als 1mm (1). Dies ist ein Limitierungssfaktor, der durch die Auswahl der
repräsentativen Knochenstruktur jedoch außer Acht gelassen werden kann, da,
durch den physiologischen Aufbau der Mandibula bedingt, keinerlei derart kleine
Höhlungen in dieser anatomischen Region zu modellieren sind.
Aus dem Achsaufbau der Maschine ergibt sich weiters, dass in sich geschlossene
Höhlen und Öffnungen nicht direkt, in einem Stück generiert werden können, da
dabei von außen kein Zugang für den Fräskopf besteht. Bei solch einer
Konstellation muss die geschlossene Kavität in zwei isolierten Vorgängen
präpariert und die Einzelstücke anschließend zusammengefügt werden (3).
Obwohl das Apparatwerk der Maschine in der Lage wäre, Bewegungen in fünf
verschiedenen Achsabläufen auszuführen, sind diese im Vierachsbereich
begrenzt, da die dazugehörige Software keine fünfte Raumachse zulässt. Auf
Grund der fehlenden fünften Achsbewegung ist es unmöglich, den Fräskopf an
steilen
Strukturen
in
der
XY-
Ebene
zu
neigen,
um
so
übermäßige
Schichtabfräsungen von 1mm in der Z- Achse zu vermeiden (3). Durch das Fehlen
-31-
dieser einen Achse entsteht also in der Modellproduktion ein systemischer
Fehler (3), der sich in einer vergleichenden Gegenüberstellung zum jeweiligen
Original nachweisen lassen würde. Es handelt sich hierbei jedoch um einen
konstant auftretenden Fehler, da die nicht existierende Bewegung der fünften
Achse bei keinem Fräsvorgang vorhanden ist, deshalb nimmt diese Inkorrektheit
keinen Einfluss auf die später stattfindende Vergleichsmessung der Modelle und
somit auch nicht auf das Ergebnis und die Kernaussage dieser Studie.
2.3. Das Vermessungsverfahren
Die durchgeführte Vermessung15 der gefertigten 3D- Fräsmodelle wurde mit einem
Portalmessgerät, Koordinatenmessgerät der Firma Zeiss®16, und in Anwesenheit
eines dafür geschulten Messtechnikers durchgeführt, da sich dieses Verfahren als
das technisch bestgeeignetste für einen Vergleich zweier Modelle (CT und MRT)
herausstellte. Die Auswahl der unterschiedlichen Messverfahren (optisch,
tastend etc.) war vorab stark begrenzt, da auf Grund der Größenausdehnung und
Beschaffenheit der Modelle praktisch nur ein professionelles Messprinzip in der
Lage war, die Maße der gefertigten Fräsfabrikate zu dokumentieren, das
Koordinatenmessverfahren.
Generell wird ein derartiges Messverfahren in technischen Betrieben zur
Erfassung von Distanzen und Ausdehnungen von unterschiedlichen, meist
metallenen
Werkstücken
oder
Sonderbauteilen
genutzt,
wobei
sich
die
Gesamtgröße der zu vermessenden Werkstückteile, ähnlich wie die der
Fräsmodelle, im Zentimeterbereich orientiert. Koordinatenmessgeräte werden in
der Regel zur Qualitätssicherung in der Industrie eingesetzt, da ihr Messspektrum
vielfältig brauchbar und anwendbar ist (Gehäuse, Hohlräume, Linsen usw.) (45).
Koordinatenmessgeräte gehören zur Gruppe der Portalmessgeräte, wobei sich
diese Bezeichnung auf die starre, verfahrbare Rahmenkonstruktion des Gerätes
bezieht.
Ein Koordinatenmessgerät bestimmt die Geometrie und Ausdehnung des zu
vermessenden Objektes anhand verschieden gesetzter Punkte mit Hilfe der
15
M&R Automation® GmbH (Grambach, Österreich)
Carl Zeiss IMT® GmbH (Oberkochen, Deutschland), Portalmessgerät: CONTURA 3D;
(ähnliche: UPMC CARAT, ACCURA;) Messsoftware: Calypso 4.0
16
-32-
kartesischen Koordinaten (X, Y, Z) im Raum. Aus der Verbindung zweier Punkte
lässt sich die Distanz dazwischen und so eine Größe am Objekt messen (45).
Die
folgende
Abbildung
(Abb.
8)
zeigt
eine
Gesamtansicht
eines
Koordinatenmessgerätes:
Abb. 8: Koordinatenmessgerät; modifiziert nach (46)
Gesamtansicht des Koordinatenmessgerätes: Zeiss®, Contura 3D
Das Prinzip des Koordinatenmessgeräts orientiert sich an einem tastenden
Verfahren17 an der Oberfläche des Messobjektes, bei dem ein flexibel steuerbarer
Stab mit einer gehärteten Kugel an seinem Ende, auf Grund eines automatischverfahrbaren Achsensystems innerhalb eines starren Portals befindlich, in der
Lage ist, jeden Punkt im Raum und somit auch am Objekt anzufahren. Der flexible
Stab des Tastarmes besteht dabei aus Keramik, während der kugelige Tastkopf,
also der eigentliche Messsensor selbst, aus Halbedelsteinen (Rubinkugel)
gefertigt ist. Durch Verwendung von solch hochwertigen Materialien und der
besonderen Feinmechanik der Achsensteuerung ist es dem Gerät möglich,
Positionsmessungen
und
Wiederholgenauigkeiten
von
bis
zu
1/1000mm
durchzuführen (47).
17
tastend: Koordinatenpunkte werden mit Hilfe eines Messtasters, der die Oberfläche des Objekts
dort zuvor berührt, angesteuert und so erfasst.
-33-
Die folgende Abbildung (Abb. 9) zeigt den kugeligen Messtaster eines
Koordinatenmessgerätes:
Abb. 9: Messtaster; modifiziert nach (48)
Tastkopf eines Portalmessgerätes in Form einer Rubinkugel
Beim Messvorgang wird der Messkopf (Rubinkugel) an die gewünschten
Positionen gelenkt, wobei jeder angetastete, berührte Punkt des Messobjektes
vom Gerät in Form einer Koordinate X, Y, Z gespeichert und so gemerkt wird.
Messunsicherheiten
können
beim
Antasten
zweier
Punkte
einer
Ebene
vorkommen, liegen aber im Mikrometerbereich und werden in der Regel
rechnerisch kompensiert (45,47).
Die folgende Abbildung (Abb. 10) zeigt die schematische Darstellung des
Messprinzips:
Abb. 10: Messprinzip; modifiziert nach (49)
Schematische Darstellung des Messprinzips eines Koordinatenmessgerätes
1 Hartsteinplatte (meist aus Granit), 2 Portal (starr), 3 Pinole, 4 Längenmesssystem (verfahrbare
Achsen), 5 Messkopf (Rubinkugel)
Die hergestellten 3D- Fräsmodelle wurden in einem technischen Messbetrieb der
Firma „M&R® GmbH“ mit einem dort stationären Koordinatenmessgerät
professionell
vermessen.
Dabei
wurden
zuvor
genau
festgelegte
Koordinatenpunkte (je Messobjekt 14 fixierte Punkte, vgl. 3.) an den Messobjekten
angesteuert, die dann zum anschließenden Vergleich herangezogen wurden, um
-34-
eine genaue Gegenüberstellung der Fräsobjekte zu erzielen. Die einzelnen
Anfangs- und Endpunkte einer Distanz während des Messvorgangs waren für
jedes Fräsfabrikat jeweils ident und vorab bereits fixiert worden 18. Die
vermessenen Strecken waren weiters stets gerade Linien, da sich diese auf Grund
der im Herstellungsvorgang festgelegten Oberflächenstrukturbeschaffenheit der
Modelle am idealsten konstruieren ließen.
Die folgenden Bilder (Abb. 11A, 11B, 12A, 12B) zeigen Ausschnitte und
Momentaufnahmen der durchgeführten Messvorgänge:
A
B
Abb. 11: Messvorgang 1
Der Messvorgang am Modell wird mit dem darüber abgebildeten Messtaster gezeigt.
A: Ansicht von oben, dorsal B: Ansicht von oben, lateral
A
B
Abb. 12: Messvorgang 2
Der Messvorgang wird bei fixiertem, eingespanntem Modell mit dem darüber abgebildeten
Messtaster gezeigt.
A: Ansicht von oben, lateral B: Ansicht von lateral
18
Mittels Progammspeicherungsprozessen ist das Messgerät (Koordinatenmessgerät) in der Lage,
sämtliche einmal eingestellte Positionen ohne Navigationsfehler, landkartenähnlich beliebig oft,
erneut anzufahren und abzurufen, unabhängig vom dabei zu vermessenden Objekt.
-35-
Die von den 14 bestimmten Punkten (Messpunkte) vermessenen 7 Strecken pro
Fräsobjekt schlossen die Raumrichtungen X, Y und Z in ihrem Verlauf mit ein, um
exakte und repräsentative Vergleichswerte in allen Hauptebenen (horizontal,
frontal, saggital) zu erhalten, weiters wurden auch anatomische Merkmale in den
Distanzverlauf eingebaut, um diese an allen Modellen reproduzieren zu können.
Die folgende Darstellung (Tab. 8) beschreibt die Position der 14 Punkte und den
Verlauf der vermessenen Strecken (Distanzen 1-7) an den Fräsmodellen:
Distanz 1: Verlauf vom tiefsten Punkt der Incisura mandibulae rechts zum
Angulus mandibulae der gleichen Seite, entsprechend dem rechts liegenden
Gonion (KFO).
Distanz 2:
Verlauf vom tiefsten Punkt der Incisura mandibulae links zum
Angulus mandibulae der gleichen Seite, entsprechend dem links liegenden
Gonion (KFO).
Distanz 3:
Verlauf an der Protuberantia mentalis von caudal nach kranial in
vertikaler Ebene.
Distanz 4:
Verlauf zwischen der Tuberositas pterygoidea der rechten Seite zur
gleichnamigen linken (vom rechten zum linken Gonion) in horizontaler Ebene.
Distanz 5:
Verlauf zwischen den jeweils streckenhalbierenden Punkten der
Distanzen 1 (re) und 2 (li) in horizontaler Ebene.
Distanz 6:
Verlauf vom caudalsten Punkt der Protuberantia mentalis zum
Angulus mandibulae der rechten Seite
Distanz 7:
Verlauf vom caudalsten Punkt der Protuberantia mentalis zum
Angulus mandibulae der linken Seite
Tab. 8: Distanzverlauf 1-7
Der Verlauf der vermessenen Strecken (1-7) an den CT- und MRT- Modellen ist wörtlich
beschrieben.
-36-
Die folgenden Abbildungen (Abb. 13, 14, 15, 16) zeigen die beschriebenen
Distanzen 1-7 in ihrem Verlauf in einer schematischen Darstellung:
Abb. 13: Distanz 1,2; modifiziert nach (50)
Mandibula, Ansicht von lateral, links
Verlauf der Distanzen 1 (re) und 2 (li) an der lateralen Seite des Ramus mandibulae
Der Einfachheit halber sind beide Distanzen in einer Darstellung (Abb. 13) gezeigt, da der Verlauf
der rechten Seite ident zu jenem der linken Seite ist.
Abb. 14: Distanz 3; modifiziert nach (50)
Mandibula, Ansicht von frontal
Verlauf der Distanz 3 an der frontalen Seite der Mandibula in vertikaler Ebene
-37-
Abb. 15: Distanz 4,5; modifiziert nach (51)
Mandibula, Ansicht von unten, aufgekippt
Verlauf der Distanzen 4 und 5 an der Unterseite der Mandibula in horizontaler Ebene
Abb. 16: Distanzen 6,7; modifiziert nach (50)
Mandibula, Ansicht von lateral, links
Verlauf der Distanzen 6 (re) und 7 (li) an der lateralen Seite der Basis mandibulae
Der Einfachheit halber sind wieder beide Distanzen in einer Darstellung (Abb. 16) gezeigt, da der
Verlauf der rechten Seite ident zu jenem der linken Seite ist.
-38-
3. Ergebnisse und Resultate
D
ie an jedem Modell vermessenen Distanzen (1-7) werden im Überblick zum
genauen Vergleich in den folgenden Darstellungen zusammengestellt.
Die Datentabelle (Tab. 9) zeigt alle aufgenommen Werte jeder Strecke, weiters
sind
statisch
relevante
Größen
sowie
repräsentative
Werte
aller
Fälle (Patienten; n = 5) zur Interpretation angegeben. Die sich darauf beziehenden
Diagramme
Strecken
zeigen
(1-7)
den
sowie
Korrelationsverlauf
die
(Abb.
17)
der
verglichenen
(Abb.
18)
auf
Grund
Größendifferenz
des
Herstellungsprozesses der CT- und MRT- Modelle.
Vorkommende Patientennamen sind aus Datenschutzgründen nur mit den Initialen
des Nach- und Vornamens dargestellt. Die vermessenen Distanzen sind weiters,
wenn nicht anders beschrieben, der Einfachheit der Tabellenschreibweise wegen
in der Einheit mm x 10 [:Millimeter multipliziert mit dem Faktor 10:] angegeben.
Von fünf ausgesuchten Patienten (fünf ausgesuchte Fälle) wurde je ein auf CTund MRT- Daten basierendes Fräsmodell (zehn Modelle) angefertigt und
entsprechend der Bildgebung in Korrelation gesetzt.
-39-
Die folgende Tabelle (Tab. 9) zeigt die dokumentierten Werte:
Tab. 9: dokumentierte Werte
Sämtliche gemessenen Daten (Distanz 1-7 der Modelle von CT und MRT) und statistisch relevante
Größen sowie repräsentative Werte sind vom untersuchten Kollektiv (n = 5) im Überblick
zusammengefasst.
(*
in
mm
x
10,
**
Standardabweichung,
***
**** Determinationskoeffizient, Name = Patientenname = Fall)
-40-
Korrelation
nach
Pearson,
Die folgende Abbildung (Abb. 17) zeigt den Verlauf der Korrelation der Distanzen
1-7):
Korrelationswert (Pearson)
Korrelationsverlauf
1
0,9
0,8
0,7
0,6
0,5
0,4
0,3
0,2
0,1
0
0,96935
0,93591
0,95891
0,93372
1
0,93066
2
3
0,93691
0,93185
4
5
6
7
Distanz (1-7)
Abb. 17: Korrelationsverlauf
Die Korrelationswerte aller Fälle (n = 5) werden entsprechend ihrer Distanzen im Verlauf (Linie)
dargestellt. Die Breite der Linie (Verlauf) stellt die durchschnittliche Standardabweichung dar.
(1 = vollständig, positiver Zusammenhang; 0 = kein Zusammenhang, keine Abhängigkeit)
Die Korrelation zwischen CT- und MRT- Modellen der Distanzen 1-7 zeigt
mit ρ19= 0.93 bis 0.97 (SD = 0,015) einen deutlichen Trend Richtung eines
positiven Zusammenhangs, wobei die Strecke (Distanz) 3 die höchste Korrelation,
die Strecke 4 den geringsten Korrelationswert aufweist (vgl. Abb. 17). Das
Bestimmtheitsmaß r^220 = 0.87 bis 0.94 (87%-94%; SD = 0,029) liefert einen
weiteren Trend Richtung eines linearen Zusammenhangs und repräsentiert eine
hohe Messgüte.
Die mittlere Korrelation der Distanzen 1-7 beschreibt den Wert ρ = 0,94 und gibt
wiederum
einen
eindeutigen
Trend
zur
Abhängigkeit
im
Rahmen
der
Streckenvermessung zwischen CT- und MRT- Modellen zurück. In sämtlichen
vermessenen
Distanzen
1-7
unterschreitet
der
den Wert ρ = 0.93 in keinem der angegeben Fälle.
19
20
Korrelationskoeffizient (Pearson; -1 bis 1)
Bestimmtheitsmaß, Determinationskoeffizient (0 bis 1; 0% bis 100%)
-41-
Korrelationskoeffizient
Die Größendifferenz der Fräsmodelle von CT und MRT reicht bei Betrachtung
jeder
einzelnen
Strecke
jedes
Falls
von
-5,9
bis
0,1mm
(größte
Differenz: Distanz 5, bzw. kleinste Differenz: Distanz 1).
Die Größendifferenz zwischen CT- und MRT- Modellen zeigt beim Vergleich der
Summen der jeweils gleichen Strecken aller Fälle (von CT und MRT) einen Trend
zugunsten der CT im Verhältnis 6:1 (vgl. Abb. 18).
Die folgende Abbildung (Abb. 18) stellt den Größenunterschied der Fräsmodelle
auf CT- und MRT- Basis dar:
Distanz (1-7)
Größendifferenz CT/MRT
7
4479
4494
6
4490
4517
3790
3735
5
4970
4976
4
1289
1376
3
2
2319
2340
1
2305
2334
0
1000
2000
CT MRT
3000
4000
5000
6000
Summe aller Fälle (je Distanz 1-7; mm x 10)
Abb. 18: Größendifferenz
Der Vergleich der Summen der jeweils gleichen Strecken (1-7) aller Fälle (n = 5) von CT- und
MRT- Modellen werden vergleichend gezeigt.
Im Mittel waren die auf CT- Basis erstellten Modelle größer als jene auf MRTBasis
erzeugten.
Die
Größendifferenz
der
mittleren
Summe
unter
Zusammenschau aller Distanzen (1-7) zwischen CT- und MRT- Modellen
gemeinsam beläuft sich auf 1,9mm (0,55%) zugunsten der CT. Durchschnittlich
sind die CT- Modelle denen der MRT gegenüber zu 99,45% ähnlich.
Die Summe der längsten vermessenen Strecke (Distanz 4) aller Patienten von CTund MRT- Modellen zeigt eine geringere Differenz (0,6mm) als die Summe der
kürzesten vermessenen Distanz 3 (8,7mm). Die größte Differenz der Summe aller
Fälle der jeweils gleichartigen Strecke von CT und MRT liefert Distanz 3 (8,7mm),
-42-
die geringste ergibt sich bei Distanz 4 (0,6mm) und somit bei der längsten aller
Strecken.
Das mittlere Alter der ausgesuchten Patienten beläuft sich auf 65 Jahre. Im
vorliegenden Kollektiv sind zufallsbedingt lediglich Männer vorhanden, da bei der
Datenselektion nicht auf geschlechtsspezifische Aspekte geachtet wurde, weil
diese keine Auswirkungen auf Bildgebung (CT, MRT) und Herstellungsverfahren
haben.
4. Diskussion, Reflexion und Implikation
D
er
durch
den
Korrelationskoeffizienten
(Korrelation,
Korrelationswert)
bestimmte Zusammenhang (Abhängigkeit) zwischen gefrästen CT- und
MRT- Modellen ist in sämtlich vermessenen Distanzen hoch. Aus diesem Grund
lässt sich damit ein eindeutiger Trend Richtung eines positiven Zusammenhangs
zwischen den auf zwei verschiedenen Datenquellen fußenden, produzierten
Modellen erkennen. CT- und MRT- Fräsmodelle sind in ihrer Genauigkeit stark
übereinstimmend und im Millimeterbereich vergleichbar. Das durchschnittliche
Bestimmtheitsmaß zeugt des Weiteren von einem ebenso hohen linearen
Zusammenhang und hoher Güte aller durchgeführten Messungen. Auf CT- und
MRT- Datensätzen erzeugte Fräsmodelle knöcherner Strukturen sind in der
Gegenüberstellung ähnlich gleichartig und in hohem Maße übereinstimmend,
sowohl in Korrelationswerten, als auch in Größendifferenzen, wie bereits schon
bei Gegenüberstellungen von CT- und MRT- Bilddaten im Rahmen von
Vergleichsmessungen an Femur und Kiefer bekannt wurde (50).
MRT- Bilder, die in der grundlegenden Darstellungs- und Auflösungsqualität
bestimmter Knochenstrukturen nicht signifikant unterschiedlich und vergleichbar
zu jenen der CT sind (18,20), liefern ein qualitativ ähnliches Substrat für
Fräsreplikate wie jene, die auf CT- Basis erzeugt worden sind und stellen deshalb
kein Ausschlusskriterium für eine strahlungsarme Datensatzgewinnung zur
dreidimensionalen präoperativen Planungsmodellherstellung dar.
Isoliert, signifikant hohe oder geringe Korrelationswerte bestimmter Distanzen
können im untersuchten Kollektiv in keinem der dokumentierten Fälle festgestellt
werden.
-43-
Ungenauigkeits-
und
Limitationsfaktoren
in
Bezug
auf
Modellvergleich,
Modellherstellung und praktische Anwendung, wie variierende Differenz- oder
Korrelationsunterschiede in Größe und Ausdehnung, fußen sicherlich auf der
Selektion der Knochenstrukturen selbst, da diese in Art und Weise der bildlichen
Darstellung
in
CT
(kontrastreich)
und
MRT
(kontrastarm)
nicht
ident
sind (44) (vgl. 1.3.4.). So bringt die Betrachtung der radiologischen Wiedergabe
vor allem bei den auf MRT- basierenden Datensätzen eine gewisse Subjektivität
mit
sich,
da
die
Bilddaten
teilweise
schwierig
zu
segmentieren
sind (21,22,35,41,42). Weiters wird die Isolierung des Knochens im digitalen
Schnittbild auch durch den softwarebedingten, manuellen Selektionsvorgang im
MRT (vgl. 2.1.) beschränkt, da dieser so nicht einheitlich festgelegt werden kann.
Fehlerhafte technische Aspekte, die gewichtende Differenzen zwischen CT- und
MRT-
Modellen
hervorrufen,
können,
ausgenommen
der
aus
Kompatibilitätsgründen der eingesetzten Software unmöglichen Bewegung der
fünften Raumachse und der daraus resultierenden fehlenden Neigung in der XYEbene des Fräskopfes (18) (vgl. 2.2.), ausgeschlossen werden, da sowohl das
Herstellungsprinzip der maschinellen Fräsung, als auch das koordinative
Messverfahren im Submillimeterbereich arbeiten (3,46) (vgl. 2.2., 2.3.).
Weiters werden sowohl der Modellvergleich selbst durch geringere Schichtdicken
in CT und MRT ausgehend von einer hohen Anzahl an Voxeleinheiten, als auch
die Selektion der zu fräsenden Strukturen in der bildlichen Darstellung erleichtert,
da der Grad an Ungenauigkeit mit geringer werdenden Schichten fällt und sich
Strukturen in der radiologischen Abbildung so deutlicher erkennbar zeigen und
von der umliegenden Umgebung klarer abzugrenzen sind (16,44,45). Geringe
Schichtbreiten (1mm) im CT und besonders im MRT führen zusätzlich zu exakten
Fräsmodellen (13) mit feiner Konturierung und zu hoher Vergleichsqualität der
Fräsobjekte. Jedoch ist es wegen der stetig steigenden Strahlenbelastung bei
fallenden Schichtbreiten praktisch unmöglich, diese im Verfahren der CT
unter 1mm zu senken (6,44).
Alternativ bestätigt die untersuchte Methode der Fräsmodellherstellung auf
MRT- Basis folgende Aspekte: 1. Die Bild- und Wiedergabequalität der
Knochendarstellung ist, wenn auch schwierig zu segmentieren (selektieren),
ausreichend. 2. Weichgewebe ist anders als im CT deutlich erkennbar und
beurteilbar. 3. Bildartefakte sind durch sorgfältiges Aussuchen des Bildmaterials
-44-
nicht vorhanden, jedoch auch im gesamten Selektionsvorgang nicht häufig
anzufinden gewesen. 4. Die maschinelle Herstellungszeit des Fräsmodells
von ca. vier Stunden (vgl. 2.2.) ist nicht umfangreicher als beim CT und somit
akzeptabel. 5. Sämtliches verwendete Bilddatenmaterial ist, wenn auch bereits
vorhanden gewesen, begründend durch das Funktionsprinzip der MRT, in jedem
der Fälle ohne ionisierende Strahlen gewonnen worden. 6. Im Mittel liegt eine
Variation von 0,54mm zwischen den auf CT- basierenden Modellen und dem
Original vor (2,11), deshalb ist auf Grund des hohen Korrelations- und
Übereinstimmungsfaktors von einem ähnlichen Differenzwert zwischen den auf
MRT-
basierenden
Fräsprodukten
und
den
dazugehörigen
Originalen
auszugehen.
Die Ergebnisse dieser Studie stimmen unter Einschluss aller gewonnenen
Erkenntnisse in hohem Maße mit jenen Analysen überein, die vor allem
Nasel et al. (3), Eggers et al. (18) sowie Tazuko et al. (20) in ihren Auswertungen
prospektiver Arbeiten darbieten.
Im Allgemeinen ist die Herstellung von dreidimensionalen Fräsmodellen auf Basis
von MRT- Datensätzen im Vergleich zu jenen der auf CT- Datenbasis produzierten
technisch und praktisch möglich (hohe Korrelation). Sie zeigt bei exakter Selektion
der
zu
fräsenden
Strukturen
bei
gegebenen
computerbasierenden
und
radiologischen Voraussetzungen adäquates Potential zur wirklichkeitsgetreuen
Anwendung im operativen Planungsfeld, da sowohl CT- und MRT- Bilder in
vergleichender Darstellung in vertretbar gleichartigen Bereichen liegen und bei
bestimmten Knochengrundstrukturen keine signifikanten Unterschiede in der
bildlichen
Darstellung
vorliegen
(44),
als
auch
die
technische
Herstellung (Fräsvorgang) in der Lage ist, MRT- Modelle in deren Genauigkeit
vergleichbar mit jenen der CT hervorzubringen.
-45-
5. Schlussfolgerung
D
auf
ie dreidimensionale Produktion von Fräsmodellen, deren Mittel der Wahl
stets das computertomographische Verfahren darstellte (18), erfährt mit dem
MRT-
Datensätzen
basierenden
Herstellungsprozess
eine
mögliche
strahlungsarme Alternative zur Visualisierung und Simulation von räumlichen
Verhältnissen und zur wirklichkeitsgetreuen Veranschaulichung im präoperativen
Planungsprozess (2). Es ist beim Produktionsverfahren der Fräsobjekte auf die
exakte Selektion der einzelnen Knochenstrukturen (5,6,21,22,35,52) und hohe
Auflösung des Schnittbildes (MRT) zu achten, um qualitativ hochwertige
Ressourcen (Bildmaterial) (41,42) für ein repräsentatives Fräsmodell zu
erhalten (13,16,44).
Im Lichte der ständigen Erweiterung der OP- Indikation und an steigenden
strahlenaussetzenden CT- Untersuchungen in den letzten Jahren (6) können auf
MRT-
Basis
hergestellte
Fräsreplikate
bei
gegebenen
technischen
Voraussetzungen (11) und entsprechender Indikation sowohl im präoperativen
Planungsvorgang bei komplexen Operationen, als auch im Herstellungsprozess
von individuellem Osteosynthesematerial im Mund-, Kiefer- und Gesichtsbereich
Verwendung finden (3,6). In deren Anwendungsrahmen kann die von der CT
ausgehende
Strahlungsexposition,
der
vor
allem
im
Kindesalter (v.a. unter 15 Jahren) ein besonders hoher Einflussgrad zugeordnet
wird (1,3,4,6), zur Gänze eliminiert werden und ist somit nicht zwingend im
präoperativen Planungsverfahren präsent.
Dreidimensionale auf MRT- Basis hergestellte Fräsmodelle zeigen an diesem
untersuchten Kollektiv eine geometrisch adäquate Strukturgenauigkeit und
Bildqualität wie jene, die auf CT- Basis erzeugt wurden (2,11).
Limitation erfährt diese Studie in der lediglich reinen Durchführung am
mandibulären Knochen, da dieser in Struktur und Aufbau weniger komplex
erscheint und Knochenstrukturen so exakter zu isolieren sind, als es jene des
gesamten Schädels wären. Weiters lassen sich höhere Aussagekraft und
Bestimmtheitsmaße
für
Übereinstimmungs-
und
Genauigkeitsfaktoren
bei
größerem Patientenkollektiv und Fallanzahl (n > 5) sicherer treffen, da diese
dadurch höhere Repräsentationswerte besitzen. Für eine tatsächliche praktische
Anwendung im klinischen Alltag bedarf es bei der Verwendung von auf MRT-46-
basierenden
Fräsmodellen
zur
präoperativen
Planung
noch
zusätzlicher
Forschungsnachweise, um deren Reproduzierbarkeit in der Realität zu prüfen.
Die Hypothese dieser Studie wurde in jedem Fall insofern bestätigt, da von einer
vergleichbar
ähnlichen
Strukturmodellierung
mit
eindeutigem
Trend
zur
Abhängigkeit (Zusammenhang) beider Herstellungsarten (CT und MRT) von
dreidimensionalen Fräsmodellen ausgegangen wurde. ■
-47-
6. Verzeichnisse
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6.2. Abbildungen
Referenz
Seite
Abb. 1:
Planungsmodelle
3
Abb. 2:
Schädel 1
(27)
9
Abb. 3:
Schädel 2
(29)
10
Abb. 4A, 4B:
Unterkiefer (Mandibula)
(33)
12
Abb. 5:
Bilderwerb des CT
(36)
14
Abb. 6:
magnetisches Phänomen
(40)
18
Abb. 7A, 7B:
Fräsmodell
Abb. 8:
Koordinatenmessgerät
(46)
33
Abb. 9:
Messtaster
(48)
34
Abb. 10:
Messprinzip
(49)
34
Abb. 11A, 11B:
Messvorgang 1
35
Abb. 12A, 12B:
Messvorgang 2
35
Abb. 13:
Distanz 1,2
(50)
37
Abb. 14:
Distanz 3
(50)
37
Abb. 15:
Distanz 4,5
(51)
38
Abb. 16:
Distanz 6,7
(50)
38
Abb. 17:
Korrelationsverlauf
41
Abb. 18:
Größendifferenz
42
29
(27) Lippert H. Kopf, Schädel. In: Urban & Fischer, editor. Lehrbuch Anatomie. 7
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(29) Lippert H. Kopf, Schädel. In: Urban & Fischer, editor. Lehrbuch Anatomie. 7
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-53-
6.3. Tabellen
Referenz
Seite
Tab. 1:
Gewebestruktur und Hounsfield- Einheit
(34,35)
15
Tab. 2:
Gewebe und Kontrastierung 1
(22)
21
Tab. 3:
Gewebe und Kontrastierung 2
(22)
21
Tab. 4:
Gewebe und Kontrastierung 3
(22)
21
Tab. 5:
Computertomographie in Vor(35,41,42)
22
(22,41)
23
und Nachteilen
Tab. 6:
Magnetresonanztomographie in Vorund Nachteilen
Tab. 7A, 7B:
Erkennungsmerkmale von
Knochenstrukturen
(22,35,37,41)27
Tab. 8:
Distanzverlauf 1-7
36
Tab. 9:
dokumentierte Werte
40
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-54-
7. Anhang
Im Folgenden sind Protokolle der Messungen und Programmtabellen angefügt.
Personennamen und Daten sind aus Datenschutzgründen unleserlich und nicht
erkennbar:
-55-
-56-
-57-
-58-
8. Lebenslauf21
Name:
Juergen Wallner
Date and place of birth:
03/12/1985
Voitsberg
Austria
Nationality:
AUSTRIA
Adress:
Foellingerstraße 50 A
8044 Graz
Austria
E-Mail:
[email protected]
[email protected]
21
Dezember 2010
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Education in Austria:
1992-1996:
- Elementary school, Graz
1996-2000:
- Secondary school, Bischoefliches Gymnasium, Graz
2000-2004:
- A-Level education, Bischoefliches Gymnasium,
Graz
2004-2010:
- Studies of human medicine, Medical University of
Graz
since 2008:
- Studies of dentistry, Medical University of Graz
Language skills:
English:
- University-level, written and spoken
French:
- High school-level, written and spoken
German:
- Native language
International practical placements:
May 2002:
- Dublin school of English, Irland, Dublin
August 2002:
- International school of English, USA, Miami
July 2003:
- Ecole superieure de francais de St. Raphael,
France, St.Raphael
August 2004:
- Queensland School of English, Australia, QLD,
Cairns
Clinics/ medical electives in Austria:
March 2006
- Trauma surgery dept., UKH Graz
February 2008:
- Trauma surgery dept., UKH Graz
September 2008:
- Radiology dept., Univ. Clinic Graz
August 2008:
- Internal medicine dept., BHB Graz
August 2009:
- Internal medicine dept., LKH Wagna
July 2009:
- General surgery dept., Elisabethinen Graz
September 2009:
- Maxillo-facial surgery dept., Univ. Clinic Graz
June 2010:
- General medicine, Dr. D. Wiesauer (GP), Graz
October 2010:
- ENT dept., Univ. Clinic Graz
International clinics/ specialised subjects and medical electives
February 2010:
- Children’s surgery dept., Univ. Clinic UKBB,
Schwitzerland, Basel
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July 2010:
- Cardiology dept., coronary care unit, Mater Hospital,
Australia, QLD, Brisbane
August 2010:
- Palstic surgery and maxillo-facial dept., Royal
Brisbane and Women Hospital, Australia, QLD,
Brisbane
Research studies and thesis:
since May 2010:
- Department of maxillo- facial surgery,
Univ. Clinic Graz, Med. Univ. Graz,
thesis: three-dimensional measurement of
polyurethane skull models based on CT- and MRIdata sets
Special skills/ additional qualifications:
2003:
- University of Cambridge First Certificate in English
since 2004:
- Part-time work at a local GP
November 2006:
- Additional trainship in medical economics and
business, Med. Univ. Graz
December 2007, 2008, 2009:
- Practical trainship in clinical-topographic anatomy,
department of anatomy, Med. Univ. Graz
since 2008:
- Regular assistance in operations in private
hospitals, Graz
2008:
- Additional trainship in clinical Case-based Learning,
Med. Univ. Graz
2008, 2009:
- Clinical trainship in medical english 1 a. 2, Med.
Univ. Graz
2009:
- Additional trainship in radiology a.
computertomography, Med. Uni Graz
November 2009:
- Practical trainship in communication and reaction
processes, department of economy, Graz
2010:
- Clinical trainship in surgical skills, Med. Univ. Graz
July, August 2010:
- Medical internship, University of Queensland,
Australia
Others:
2006:
- Certified skiing instructor and guide of the Republic
of Austria
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