Tierärztliche Hochschule Hannover Optimierung der Mikro
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Tierärztliche Hochschule Hannover Optimierung der Mikro-CT-Darstellung des Mittelund Innenohrs der Katze INAUGURAL-DISSERTATION zur Erlangung des Grades einer Doktorin der Veterinärmedizin -Doctor medicinae veterinariae(Dr. med. vet.) vorgelegt von Ulrike Röher Hamburg Hannover 2011 Wissenschaftliche Betreuung: Univ.- Prof. Dr. Hermann Seifert Fachgebiet Allgemeine Radiologie und Medizinische Physik Univ.-Prof. Dr. Andrea Meyer-Lindenberg Klinik für Kleintiere 1. Gutachter: Univ.-Prof. Dr. Hermann Seifert Univ.-Prof. Dr. Andrea Meyer-Lindenberg 2. Gutachter: Apl. Prof. Dr. Carsten Staszyk Tag der mündlichen Prüfung: 08.02.2011 Inhaltsverzeichnis 1. Einleitung ............................................................................................................ 1 2. Literaturübersicht ................................................................................................ 3 2.1. Grundlagen der Mikro-Computertomographie (µCT) .................................. 3 2.1.1. Geschichte der µCT ........................................................................... 3 2.1.2. Aufbau eines (Mikro-) Computertomographen ................................... 5 2.1.3. Physikalische Grundlagen der Computertomographie ....................... 6 2.2. Bildqualitätsparameter .............................................................................. 13 2.2.1. Bildpunktrauschen ........................................................................... 13 2.2.2. Signal-Rausch-Verhältnis ................................................................ 15 2.2.3. Auflösung ......................................................................................... 15 2.2.3.1. Ortsauflösung ............................................................................... 15 2.2.3.2. Niedrigkontrastauflösung .............................................................. 17 2.2.4. Bildartefakte ..................................................................................... 17 2.2.4.1. Strahlaufhärtungsartefakte ........................................................... 18 2.2.4.2. Partialvolumenartefakte ................................................................ 19 2.2.4.3. Ringartefakte ................................................................................ 20 2.2.4.4. Bewegungsartefakte ..................................................................... 21 2.3. Messgröße der Strahlendosis in der CT.................................................... 21 2.4. Unterschiede zwischen µCT und klinischer CT ......................................... 22 2.5. Anwendungsbereiche der Mikro-CT .......................................................... 25 2.5.1. Präklinische Anwendung ................................................................. 25 2.5.1.1. In vitro-Untersuchungen ............................................................... 25 2.5.1.2. In vivo-Untersuchungen ................................................................ 26 2.5.2. Klinische Anwendung ...................................................................... 28 2.6. Anwendung der µCT am humanen und tierischen Ohr ............................. 29 2.7. Anatomie des felinen Mittel- und Innenohrs .............................................. 30 2.7.1. Das Mittelohr.................................................................................... 31 2.7.1.1. Cavum tympani............................................................................. 32 2.7.1.2. Gehörknöchelchen ....................................................................... 33 2.7.1.3. Tuba auditiva ................................................................................ 35 2.7.2. Das Innenohr ................................................................................... 35 Inhaltsverzeichnis 2.8. 2.7.2.1. Knöchernes Labyrinth ................................................................... 36 2.7.2.2. Häutiges Labyrinth ........................................................................ 38 Erkrankungen des Ohrs der Katze und die Bedeutung bildgebender Verfahren .................................................................................................. 40 2.8.1. Entzündungen.................................................................................. 40 2.8.2. Nasopharyngeale Polypen ............................................................... 42 2.8.3. Taubheit ........................................................................................... 42 2.8.4. Vestibuläre Dysfunktion ................................................................... 44 2.8.5. Neoplasien ....................................................................................... 45 2.8.6. Derzeitige Anwendung der CT und µCT zur Diagnostik bei Ohrerkrankungen ................................................................................... 45 3. Material und Methoden ..................................................................................... 47 3.1. Material ..................................................................................................... 47 3.1.1. Präparate für Messungen am µCT................................................... 47 3.1.2. Herstellung der histologischen Präparate ........................................ 48 3.2. Der Mikro-CT (µCT) .................................................................................. 52 3.2.1. Aufbau des Geräts ........................................................................... 52 3.2.2. Physikalisch-technische Parameter des Geräts ............................... 57 3.3. Messungen am µCT .................................................................................. 59 3.3.1. Kalibriermessungen ......................................................................... 59 3.3.2. Messungen zur Optimierung der Scanparameter ............................ 60 3.3.2.1. Ermittlung der Scanzeiten und der Strahlendosis ......................... 62 3.3.2.2. Beurteilung der Artefakte .............................................................. 63 3.3.3. 3.4. Darstellung der Anatomie ................................................................ 63 Bewertung der Bildqualität ........................................................................ 64 3.4.1. Durchführung der Evaluation ........................................................... 64 3.4.2. Auswertung der Evaluationsergebnisse ........................................... 66 3.5. Untersuchungen zur Anatomie des Katzenohres im µCT ......................... 66 3.5.1. Anatomische Strukturen in Hinblick auf Pathologien ....................... 67 3.5.2. Vergleich ausgewählter µCT-Bilder mit histologischen Präparaten . 67 3.6. Vergleichende Messungen am klinischen CT und am µCT ....................... 68 Inhaltsverzeichnis 4. Ergebnisse........................................................................................................ 70 4.1. Messergebnisse zur Optimierung der Scanparameter .............................. 70 4.1.1. Scanzeiten ....................................................................................... 70 4.1.2. Strahlendosis (CTDI) ....................................................................... 71 4.1.3. Artefakte .......................................................................................... 72 4.2. Ergebnisse der Bildevaluation ................................................................... 75 4.2.1. Bewertung des Rauschens .............................................................. 75 4.2.2. Bewertung des Kontrasts ................................................................. 76 4.2.3. Bewertung der Bilddetails ................................................................ 77 4.2.4. Bewertung der allgemeinen Bildqualität und diagnostischen Wertigkeit ......................................................................................... 78 4.3. Untersuchungen zur Anatomie des Katzenohres im µCT ......................... 80 4.3.1. 4.4. 5. Vergleich ausgewählter µCT-Bilder mit histologischen Präparaten . 80 4.3.1.1. Fazialisverlauf durch das Innenohr von rostral nach kaudal ......... 81 4.3.1.2. Darstellung der Gehörknöchelchen von rostral nach kaudal ........ 86 4.3.1.3. Übersichtsdarstellungen von rostral nach kaudal ......................... 93 Vergleich der klinischen CT mit der µCT ................................................. 112 Diskussion ...................................................................................................... 117 5.1. Präparate für Messungen am µCT .......................................................... 117 5.2. Messungen zur Optimierung der Scanparameter ................................... 118 5.2.1. Durchführung der Messungen ....................................................... 118 5.2.2. Diskussion der Messergebnisse .................................................... 120 5.3. 5.2.2.1. Scanzeiten .................................................................................. 120 5.2.2.2. Strahlendosis (CTDI) .................................................................. 122 5.2.2.3. Artefakte ..................................................................................... 125 Diskussion der Bildevaluation ................................................................. 127 5.3.1. Auswahl der µCT-Bilder ................................................................. 127 5.3.2. Durchführung der Evaluation ......................................................... 127 5.3.3. Auswertung der Evaluationsergebnisse ......................................... 129 5.4. Untersuchungen zur Anatomie des Katzenohres im µCT ....................... 131 5.4.1. Anatomische Strukturen in Hinblick auf Pathologien ..................... 131 Inhaltsverzeichnis 5.4.2. Vergleich ausgewählter µCT-Bilder mit den histologischen Präparaten ..................................................................................... 132 5.5. Vergleich der klinischen CT mit der µCT ................................................. 138 5.6. Schlussfolgerungen für die Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze mit dem XtremeCT ........................................................................ 143 6. Zusammenfassung ......................................................................................... 146 7. Summary ........................................................................................................ 149 8. Anhang ........................................................................................................... 152 9. Literaturverzeichnis......................................................................................... 162 Abkürzungsverzeichnis Abkürzungsverzeichnis ° Grad A. Arteria Abb. Abbildung CCD Charge-Coupled-Device CT Computertomographie/ Computertomograph CTDI Computed Tomography Dose Index DICOM Digital Imaging and Communications in Medicine DIN Deutsches Institut für Normung e. V. EDTA Ethylendiamintetraessigsäure FAEP frühe, akustisch evozierte Potenziale FG Fachgebiet FOV Field of View Ggl. Ganglion HE Hounsfield-Einheiten IEC International Electrotechnical Commission Kap. Kapitel keV Kilo-Elektronenvolt LCD Liquid Crystal Display Ligg. Ligamenta = Bänder M. Musculus mAs Milliamperesekunde, Röhrenstrom-Zeit-Produkt MeV Mega-Elektronenvolt mGy Milligrey MRT Magnetresonanztomographie MÜF Modulationsübertragungsfunktion N. Nervus Rec. Recessus ROI Region of Interest SDLT Super Digital Linear Tape SNR Signal to Noise Ratio = Signal-Rausch-Verhältnis Tab. Tabelle Abkürzungsverzeichnis TFT Thin Film Transistor (Display) TiHo Stiftung Tierärztliche Hochschule µCT Mikro-Computertomographie/Mikro-Computertomograph Einleitung 1 1. Einleitung Erkrankungen des Ohrs machen bei der Katze etwa 4 bis 7 % der gesamten Krankheitsfälle aus. Bei mehr als der Hälfte der Krankheiten am Ohr sind das Mittel- oder Innenohr betroffen (KRAFT et al., 2003). Zu den wichtigsten Ohrerkrankungen gehören die Otitis media et interna, Polypen, Neoplasien sowie Taubheit. Sie werden in den meisten Fällen erst im Spätstadium diagnostiziert, da mit herkömmlichen bildgebenden Verfahren wie Röntgen und Ultraschall vor allem das Innenohr nur schwer zugänglich ist. Auch mittels moderner Schnittbildverfahren wie klinischer Computertomographie (CT) und Magnetresonanztomographie (MRT) kann insbesondere das Innenohr aufgrund seiner geringen Größe bei der Katze nur unzureichend dargestellt werden. Die Mikro-Computertomographie (µCT) ist ein Schnittbildverfahren, das auf denselben physikalisch-technischen Grundlagen wie die CT beruht und wird überwiegend im experimentellen Bereich eingesetzt. Der wesentliche Vorteil bei der Verwendung der µCT gegenüber der klinischen CT ist die deutlich höhere Ortsauflösung (ENGELKE et al., 1999; HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002; KALENDER, 2006). Diese könnte zur besseren Visualisierung von anatomischen Strukturen und Veränderungen im Bereich des Mittel- und Innenohrs beitragen. Bei der µCT wird zwischen in vitro- und in vivo-Bildgebung unterschieden, wobei letztere in der Forschung auch als Kleintierbildgebung bezeichnet wird (KALENDER, 2006). Bisher verwendeten verschiedene Arbeitsgruppen (DECRAEMER et al., 2002; LANE et al., 2004; UZUN et al., 2007; POZNYAKOVSKIY et al., 2008) nur Präparate des gesamten oder von Anteilen des Ohrs verschiedener Spezies wie Gerbil, Katze oder Meerschweinchen sowie des Menschen für µCT-Untersuchungen, so dass die von ihnen genutzten Scanparameter nicht auf in vivo-Aufnahmen übertragen werden können. Nur eine Studie setzte den vollständigen Kopf einer euthanasierten Katze für ihre Versuche ein. Hierbei handelte es sich jedoch um den Test eines neu entwickel- 2 Einleitung ten µCT-Geräts. Ihre Angaben zu den Scanparametern am kommerziellen µCTGerät sind unvollständig. Der Katzenkopf wurde aufgrund seiner geringen Größe und seiner dem Menschenschädel ähnlichen Form ausgewählt (WANG et al., 2005). Neben dem Einsatz in der allgemeinen Diagnostik von Ohrerkrankungen könnte die in vivo-µCT auch in der Forschung am Ohr eine wichtige Rolle spielen. Als Modelltiere für experimentelle Chirurgie im Bereich des Ohrs, wie z. B. die Entwicklung von Cochlea-Implantaten und Gehörknöchelchenersatz, werden häufig Katzen verwendet (BENITEZ et al., 1971; FRANZ et al., 1987, MIDDLEBROOKS u. SNYDER, 2007). Die Nutzung der µCT als in vivo-Verfahren wäre eine Möglichkeit, die Anzahl der für die Versuche benötigten Tiere zu reduzieren. Die µCT sollte in Langzeitstudien für Verlaufsuntersuchungen angewendet werden, so dass die Zahl der zu tötenden Tiere für histologische Analysen herabgesetzt werden könnte (PAULUS et al., 2001; HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002). Da es bisher keine Untersuchungen zur optimalen Geräteeinstellung zur Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze im µCT gibt, war es Ziel der vorliegenden Untersuchung, entsprechende Einstellungen des µCT (XtremeCT, Fa. Scanco Medical AG, Schweiz) herauszufinden. Durch Scans von Katzenköpfen sollen die Aufnahmeparameter, mit denen das Ohr bestmöglich abzubilden ist, ermittelt werden. Zudem soll festgestellt werden, ob eine adäquate Bildqualität und Erkennbarkeit der anatomischen Details erreicht werden kann, um die µCT in Diagnostik und Forschung am Ohr der Katze einzusetzen. Durch den Vergleich von µCT-Bildern mit histologischen Präparaten des Mittel- und Innenohrs soll die Frage beantwortet werden, welche anatomischen Strukturen vom XtremeCT noch aufgelöst werden können. Dabei soll besonderer Wert auf die für Erkrankungen des Ohrs relevanten anatomischen Strukturen gelegt werden. Die Untersuchung eines Katzenkopfs mittels herkömmlicher CT und ein Vergleich der jeweils entstandenen Bilder soll zeigen, inwiefern die µCT Vorteile gegenüber der klinischen CT bietet. Abschließend gilt es zu klären, ob die hier gewonnenen Erkenntnisse als Grundlage für die in vivo-Untersuchung des Ohrs von Katzen mittels µCT dienen können. Literaturübersicht 3 2. Literaturübersicht 2.1. Grundlagen der Mikro-Computertomographie (µCT) 2.1.1. Geschichte der µCT Die Computertomographie (CT) ist ein bildgebendes Verfahren, das eine sehr wichtige Rolle als diagnostisches Mittel in der Human- und Veterinärmedizin spielt (GIELEN u. VAN BREE, 2003; KALENDER, 2006). Der Patient oder das Objekt wird dabei in einzelnen digitalen Schichtbildern dargestellt, ohne die Überlagerung der verschiedenen Strukturen, wie es bei Radiographie und Fluoroskopie der Fall ist. Die CT wird auch als „Schnittbildverfahren“ bezeichnet. Die Entwicklung der Computertomographie begann schon Anfang des 20. Jahrhunderts. Die erste praktische Umsetzung gelang G. N. Hounsfield im Jahr 1972 (HOUNSFIELD, 1973). Seitdem wird auf diesem Gebiet immer weiter geforscht, um die Technologie zu verbessern. Ziele sind dabei stets vor allem die Erhöhung der Geschwindigkeit der Messungen und die Verbesserung der Bildqualität unter Reduzierung der Strahlenbelastung (KALRA et al., 2004; KALENDER, 2006). Anfang der 80er Jahre wurden aufgrund von Bemühungen, in der Computertomographie eine höhere Auflösung zu erreichen, die ersten Mikro-CT (µCT)-Geräte entwickelt. Sie dienten zunächst ausschließlich der präklinischen Anwendung, und es handelte sich meistens um die so genannte in vitro-µCT, bei der nur Biopsien und Gewebeproben untersucht werden. Die ersten Versuche machten KUJOORY et al. (1980). Sie fertigten eine Aufnahme der Niere einer Ratte an. Davon unabhängig führten BURSTEIN et al. (1984) Messungen an einer Maus durch. Das von ihnen entwickelte µCT-System aus rotierendem Objekttisch, stationärer Röntgenröhre mit Fächerstrahl sowie Detektor wird in dieser Form auch heute noch für in vitro-Untersuchungen verwendet. FLANNERY et al. (1987, 1987a) verwendeten neben anderen 4 Literaturübersicht Forschungsgruppen eine auf Synchrotron-Technologie basierende Röntgenquelle, wodurch eine besonders hohe Ortsauflösung erreicht werden konnte. Zur selben Zeit entwickelten FELDKAMP et al. (1984) an der Ford Motor Company (Physics Department, Dearborn, Michigan, USA) mit ihrem Kegelstrahl-Algorithmus eine neue Art der Faltung und Rückprojektion, die eine dreidimensionale Bildrekonstruktion ermöglichte. Der Feldkamp-Algorithmus ist heutzutage noch der am häufigsten verwendete Rekonstruktionsalgorithmus (PAULUS et al., 2000). Außerdem entwickelten FELDKAMP et al. einen eigenen µCT-Scanner (FELDKAMP et al., 1989; KUHN et al., 1990), der ursprünglich industriell eingesetzt werden sollte, um die Feinstruktur von Keramikteilen von Turbinenmotoren zu untersuchen (RITMAN, 2004). Zusätzlich wurde er jedoch zunächst verwendet, um den subchondralen Knochen von Meerschweinchen mit Osteoarthritis zu analysieren (LAYTON et al., 1988). Später fanden auch noch Untersuchungen der dreidimensionalen Struktur von humanen Beckenkammbiopsien und trabekulärem Knochen statt. Feldkamp et al. sind damit nicht nur Wegbereiter auf dem Gebiet der Kegelstrahlgeometrie, sondern auch bei der Anwendung der µCT in der Osteologie (ENGELKE et al., 1999). Nach FELDKAMP et al. (1989) haben noch weitere Arbeitsgruppen µCT-Scanner in jeweils leicht abgewandelter Form konstruiert. Diese hatten Ortsauflösungen zwischen 20 und 100 µm und wurden immer noch vor allem für in vitro-Untersuchungen verwendet (PAULUS et al., 2000). Die von RÜEGSEGGER et al. (1996) entworfene vollautomatische Desktop-µCT-Anlage wird auch heute noch verwendet und trug wesentlich zur weltweiten Verbreitung der µCT bei. Dass die µCT zunächst primär im Bereich der Knochen angewendet wurde, lässt sich damit erklären, dass hier ein hoher Kontrast vorhanden ist und dadurch auch schon mit den früheren µCT-Scannern Aufnahmen mit guter Bildqualität gemacht werden konnten (LANGHEINRICH et al., 2004). Heute sind µCT-Geräte von mehreren Firmen wie z. B. Scanco, Stratec, Skyscan oder GE HealthCare in verschiedenen Varianten kommerziell erhältlich. Der Firma Scanco gelang es, Scanner mit Kegelstrahlgeometrie zu produzieren, bei denen die Messzeiten deutlich verkürzt und die scanbaren Probendimensionen vergrößert werden konnten. Mit den neuesten Geräten ist es sogar möglich, in vivo-Messungen an Literaturübersicht 5 Versuchstieren mit einer Ortsauflösung zwischen 10 und 20 µm und klinische Untersuchungen am Menschen mit einer Ortsauflösung bis zu 41 µm bei akzeptabler Strahlendosis durchzuführen (BROUWERS et al., 2007; BURROWS et al., 2010; PROSTYAKOV et al., 2010; www.scanco.ch). 2.1.2. Aufbau eines (Mikro-) Computertomographen Genau wie beim Röntgen werden bei der CT die Bilder mittels Röntgenstrahlung erzeugt. Vorteil der CT ist allerdings, dass Schnittbilder angefertigt werden und somit keine Überlagerung verschiedener Strukturen erfolgt (HATHCOCK u. STICKLE, 1993; GIELEN u. VAN BREE, 2003). Der CT besteht aus einer Untersuchungseinheit, der so genannten Gantry, einem Rechner für die Bildrekonstruktion sowie einer Bedienungseinheit mit Monitor zur Betrachtung der Röntgenbilder. Die Gantry besitzt eine Öffnung und beherbergt die Röntgenquelle und den Detektor, die sich gegenüber liegen. Je nach Gerätetyp rotieren Quelle und Detektor um das Messobjekt oder das Objekt selbst rotiert um die eigene Achse, während Röntgenquelle und Detektor ortsfest bleiben. Die Strahlung wird bei der CT von einer Röntgenröhre emittiert, die verschiedene Fokusgrößen besitzen kann. Der Fokus wird kleiner gewählt, je geringer die Schichtdicke und je höher die Ortsauflösung gewünscht ist. In der µCT werden daher Mikrofokusröntgenröhren eingesetzt. Einige µCT-Geräte verwenden statt konventioneller Röntgenstrahlung Synchrotronstrahlung (s. Kap. 2.4). Der Röntgenstrahl wird zunächst durch die Bleiumhüllung der Röntgenröhre auf die gewünschte Geometrie, d. h. Fächer- oder Kegelstrahl, eingegrenzt. Bei neueren µCT wird vor allem die Kegelstrahlgeometrie verwendet. Zwischen Röntgenquelle und Detektor sind verschiedene Blenden sowie ein Streustrahlenkollimator zur Einengung des Strahlenbündels und Reduktion der Streustrahlung angeordnet, was der Verbesserung der Bildqualität dient (KALENDER, 2006). Zusätzlich zum Einblenden erfolgt auch eine Filterung des Strahlenspektrums, um den Kontrast zu verbessern. Hier werden vor allem Kupfer- und Aluminiumfilter verwendet. Die Zusatzfilter absorbieren die niederenergetische Strahlung, die sonst nur zu einer Erhöhung der Patien- 6 Literaturübersicht tendosis, nicht aber zum Signal beitragen würde. Außerdem erfolgt auch eine Filterung der Röntgenstrahlung durch die Röntgenröhre selbst (EWEN, 1998; KALENDER, 2006). Der Patient bzw. das Messobjekt liegt während eines Scans zwischen Röntgenquelle und Detektor. Nachdem der Röntgenstrahl das Objekt durchquert hat, trifft er auf den Detektor des CT, der die Intensität des auftreffenden Röntgenstrahls in ein elektrisches Signal umwandelt und verstärkt. Bei den Detektoren kann man zwischen Gasionisations- und Szintillationsdetektoren unterscheiden. Letztere werden inzwischen häufiger angewendet. Die einfallenden Röntgenquanten werden im Szintillationskristall in sichtbares Licht umgewandelt und dieses durch eine Linsen- oder Glasfaseroptik auf einen photoelektrischen Wandler (im µCT einen CCD-Sensor) weitergeleitet. Dieser wandelt das auftreffende Licht in ein elektrisches Signal um. Eine weitere Unterscheidung bei Detektoren ist die Aufteilung in Einzeilen-, Mehrzeilen- und Flächendetektoren. Der Einsatz von Flächendetektoren in Kombination mit der Kegelstrahlgeometrie ermöglicht in der µCT die Durchführung von Volumenaufnahmen und damit eine effizientere Nutzung der emittierten Röntgenstrahlen als bei Zeilendetektoren, woraus eine Verkürzung der Messzeiten folgt (HATHCOCK u. STICKLE, 1993; RADÜ et al., 1994; EWEN, 1998; GIELEN u. VAN BREE, 2003; KALENDER, 2006). 2.1.3. Physikalische Grundlagen der Computertomographie Das Prinzip der CT beruht auf physikalischen Eigenschaften von Geweben, die zur Schwächung von Röntgenstrahlung führen. Diese Schwächung wird im CT festgestellt, indem die Intensität der Strahlung nach Durchdringen des Objekts gemessen wird. Bei den physikalischen Eigenschaften handelt es sich um die Fähigkeit zur Absorption und Streuung von Photonen. Die Streuung von Strahlung erfolgt in Geweben durch klassische oder Rayleigh-Streuung sowie den Compton-Effekt, die Absorption durch den Photoeffekt, die Paarbildung und teilweise ebenfalls durch den ComptonEffekt. Da die Paarbildung allerdings erst bei Photonenenergien ab 1,02 MeV auftritt, Literaturübersicht 7 kann sie bei der diagnostisch angewandten Röntgenstrahlung außer Acht gelassen werden. Die Gesamtschwächung des Röntgenstrahls hängt bei Energien bis zu 100 keV vor allem vom Photoeffekt ab. Bei höheren Energien überwiegt der ComptonEffekt (EWEN, 1998; KRIEGER, 2002; RITMAN, 2004; STEPINA, 2006). Tritt ein Röntgenstrahl durch ein Objekt, wird er von den verschiedenen Gewebetypen unterschiedlich stark geschwächt. Der Grad wird vom so genannten linearen Schwächungskoeffizienten, der gewebespezifisch ist, und der Schichtdicke bestimmt (Abb. 1). In einem homogenen Objekt ergibt sich die Schwächung P entsprechend P = μ d (1) als Produkt aus Schwächungskoeffizient µ und Dicke d der durchstrahlten Schicht. Sie kann außerdem mit dem Absorptionsgesetz entsprechend -μd I I0 e (2) beschrieben werden, wobei I und I 0 die geschwächte bzw. ursprüngliche Intensität des Röntgenstrahls bezeichnen. I0 I d I0 d Abb. 1: Schwächung der Intensität I des Röntgenstrahls in einem Objekt in Abhängigkeit von der Schichtdicke d. 8 Literaturübersicht Der lineare Schwächungskoeffizient μ ist stark von der Energie des Röntgenstrahls abhängig und nimmt bei härterer bzw. energiereicherer Strahlung ab. Dadurch wird weichere Strahlung stärker absorbiert als höherenergetische, was zum Phänomen der Strahlaufhärtung führt (s. Kap. 2.2.4). Beim konventionellen Röntgen erfolgt durch den vom Gewebe abgeschwächten Röntgenstrahl eine mehr oder weniger starke Schwärzung des Röntgenfilms. Damit wird die Gesamtabsorption der verschiedenen, vom Strahl entlang einer Linie durchdrungenen Gewebetypen dargestellt. In jedem quadratischen Bildpunkt oder Pixel (abgeleitet von „picture matrix element“) eines Röntgenbilds werden alle Strukturen, die sich im Strahlengang befinden, überlagert abgebildet, so dass nur eine relativ ungenaue Aussage über die verschiedenen Gewebetypen möglich ist (HATHCOCK u. STICKLE, 1993; EWEN, 1998; GIELEN u. VAN BREE, 2003; KALENDER, 2006). Bei der CT erfolgt in einer Ebene eine hohe Anzahl von Messungen über einen Winkelbereich von 180°. Der Computer kann die jeweilige Schwächung berechnen und somit die innere Struktur des Objekts bestimmen. Je mehr Projektionen in einem Winkelbereich von 180° erstellt werden, desto qualitativ hochwertiger wird das CTBild. Im CT-Bild entspricht der Grauwert eines Pixels dem linearen Schwächungskoeffizienten innerhalb des entsprechenden Volumenelements (Voxel). Zum Verständnis der CT muss man sich vorstellen, dass jede aufgenommene Schicht eines Objekts aus quader- bzw. würfelförmigen Voxeln zusammengesetzt ist, die alle gleich groß sind. Jedes Voxel wird in der Bildebene von einem Pixel repräsentiert. Die Kantenlänge der Voxel ist von der Matrixelementgröße abhängig, die der Größe des Pixels entspricht, und der Schichtdicke, die der Kantenlänge in der dritten Dimension entspricht (Abb. 2) (HATHCOCK u. STICKLE, 1993; RADÜ et al., 1994; EWEN, 1998; KRAMER, 2003; KALENDER, 2006). Quadratische Voxel werden als isotrop bezeichnet (HOFER, 2008). Je kleiner die Voxel sind, desto mehr wird das Bild vom menschlichen Auge wie ein kontinuierliches und nicht aus Voxeln zusammengesetztes Bild wahrgenommen. Literaturübersicht 9 Abb. 2: Das CT-Schichtbild setzt sich aus vielen identischen Voxeln zusammen, wobei die Fläche Δx × Δy der Fläche eines Pixels entspricht. Während eines Messvorgangs erfolgen in jeder neuen Position von Röntgenröhre und Detektor eine Durchstrahlung des Objekts und Messung der Intensität. Hieraus ergibt sich jedes Mal ein Intensitätsprofil, aus dem wiederum das Schwächungsprofil berechnet wird (Abb. 3). Abb. 3: Prinzip der Computertomographie: Durchstrahlung des Objekts, Messung eines Intensitätsprofils, Umwandlung in ein Schwächungsprofil und Übertragung an den Bildrechner (modifiziert nach KALENDER, 2006). 10 Literaturübersicht Die Schwächungsprofile werden auch als Projektionen bezeichnet. Jedes von ihnen stellt den Projektionswert P bzw. bei Mehrzeilen- oder Flächendetektoren viele Projektionswerte der Abschwächung des Röntgenstrahls durch das Objekt entlang der Linie zwischen Röntgenquelle und Detektor dar. Die Schwächung P ergibt sich entsprechend I0 I P = ln (3) wobei I0 die ursprüngliche und I die geschwächte Intensität bezeichnet (PAULUS et al., 2000; KALENDER 2006). Hierbei wird zur Vereinfachung angenommen, dass es sich um einen monochromatischen Röntgenstrahl und ein homogenes Objekt handelt. Die Schwächungsprofile werden an den Bildrechner weitergeleitet, wo das Schichtbild erstellt wird. Dazu muss eine Rücktransformation der Projektionswerte erfolgen, um die linearen Schwächungskoeffizienten und damit die Dichte der einzelnen Voxel zu berechnen (HATHCOCK u. STICKLE, 1993). Der angewandte mathematische Algorithmus ist die Rückprojektion mit vorausgehender Faltung, die so genannte gefilterte Rückprojektion. Bei Fächerstrahlgeometrie wird in der Regel eine Fouriertransformation durchgeführt. Viele µCT-Geräte haben jedoch inzwischen Kegelstrahlgeometrie. Hier ist die Rücktransformation komplizierter, und es wird am häufigsten der von FELDKAMP et al. (1984) entwickelte oder ein ähnlicher KegelstrahlAlgorithmus verwendet (PAULUS et al., 2000; HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002; KALENDER, 2006). Der Faltung geht noch eine Verarbeitung der Daten voraus, bei der kleinere Fehler korrigiert werden, um Artefakte zu vermindern und die Bildqualität zu verbessern. Die anschließende Faltung ist ein sehr wichtiger Prozess, da bei direkter Rückprojektion ein „verschmiertes“, also unscharfes Bild entsteht. Wenn z. B. ein zylindrisches Objekt gescannt wird und eine Rückprojektion ohne vorherige Faltung erfolgt, dann erscheint der Querschnitt im Bild sternförmig statt rund (HOFER, 2008). Die Faltung erfolgt mittels einer mathematischen Funktion, dem Faltungskern, für jede Projektion. Sie entspricht im Prinzip einer Hochpassfilterung, bei der niedrige Ortsfrequenzen unterdrückt werden, so dass nach positiven Signalen negative Ampli- Literaturübersicht 11 tuden folgen. Dadurch können Punkte im Bild mit scharfen Kanten abgebildet werden. Durch die Wahl unterschiedlicher Faltungskerne kann die Bildcharakteristik beeinflusst werden. Es gibt glättend wirkende sowie kantenbetonende Faltungskerne. Kantenbetonende Faltungskerne werden z. B. eingesetzt, wenn ein Objekt dargestellt werden soll, in dem Bereiche mit geringen Schwächungsunterschieden aneinander grenzen. Dabei muss allerdings eine Verstärkung des Bildrauschens in Kauf genommen werden (s. Kap. 2.2.1). Bei glättenden Kernen wird das Rauschen dagegen abgeschwächt. Auf die Faltung folgt die Rückprojektion. Ergebnis sind Zahlenwerte für jedes Voxel des CT-Bilds, die den linearen Schwächungskoeffizienten entsprechen. Bei der Rückprojektion handelt es sich wieder um eine Berechnung, die für jedes einzelne Schwächungsprofil durchgeführt wird (EWEN, 1998; KALENDER, 2006). Für homogene Objekte sind die entsprechenden Gleichungen zur Rekonstruktion bereits oben aufgeführt. In einem inhomogenen Objekt muss für jede der n Teilstrecken mit den Längen di mit unterschiedlichem Schwächungskoeffizient µi entlang der Linie, in welcher der Röntgenstrahl durch das Objekt verläuft, die Schwächung bestimmt werden. Da diese Abschnitte wiederum jeweils homogen sind, gilt µi di n I0 e i=1 (4) Die vielen kleinen Abschnitte können auch als Integral über die Gesamtlänge d ausgedrückt werden. Das entsprechende Linienintegral ergibt sich gemäß d I I0 e 0 μd s (5) wobei µ der lineare Schwächungskoeffizient an einer beliebigen Position entlang des Weges s des Röntgenstrahls ist. Die Summe der Linienintegrale wiederum ergibt das Schwächungsprofil. Da der lineare Schwächungskoeffizient eine Funktion der Photonenenergie E ist, muss zusätzlich noch entsprechend 12 Literaturübersicht d E max I= I0 E e - µ E d s 0 dE (6) 0 über E integriert werden. Dabei bezeichnet Emax die Maximalenergie der Photonen. Für die einzelnen Voxel wird auf diese Weise der lineare Schwächungskoeffizient berechnet (KALENDER, 2006). Durch die Energieabhängigkeit von µ wäre ein Vergleich von Scans verschiedener Geräte und Einstellungen kaum möglich. Aus diesem Grund wird der Schwächungswert jedes Voxels (aus Gewebe) im Verhältnis zum Schwächungskoeffizienten von Wasser bei einer Photonenenergie von 73 keV als so genannte CT-Zahl entsprechend Wasser CT-Zahl Gewebe 1000HE Wasser (7) angegeben (HERMAN, 1979). Die CT-Zahl wird in Hounsfield-Einheiten (HE) angegeben. Für Wasser wurde eine CT-Zahl von 0 HE festgelegt. Luft werden −1000 HE zugeordnet. Alle Gewebe haben CT-Zahlen relativ zu diesen Werten. Knochen hat z. B. CT-Zahlen bis zu 3000 HE. Lungengewebe und Fett absorbieren weniger Strahlung als Wasser und haben deshalb negative CT-Zahlen. Nach oben hin ist die Hounsfield-Skala unbegrenzt. Einen CT-Wert von weniger als – 1000 HE können Gewebe jedoch nicht annehmen, da dies eine Verstärkung der Strahlungsintensität bedeuten würde (HATHCOCK u. STICKLE 1993; RADÜ et al., 1994; EWEN, 1998; KALENDER, 2006; JOHNSON, 2007; PROKOP, 2002). Den CT-Zahlen werden auf dem Monitor Grauwerte zugeordnet, damit eine Befundung des Bildes möglich ist. CT-Aufnahmen entstehen in der Regel mit einer Bittiefe von 12 Bit. Das entspricht 4096 Graustufen. Spezielle Betrachtungsmonitore für die Röntgendiagnostik haben meistens 10 – 11 Bit, also 1024 bzw. 2048 Graustufen. Da das menschliche Auge nur sehr viel weniger Graustufen unterscheiden kann und so eine Betrachtung aller CT-Zahlen im Bild in unterschiedlichen Graustufen unmöglich ist, wird die so genannte Technik der Fensterung angewendet. Hierbei wird die Grauwertskala nur einem bestimmten „Fenster“, d. h. einem Ausschnitt der Houns- Literaturübersicht 13 field-Skala zugeordnet. Welche CT-Werte als Graustufen dargestellt werden sollen, kann durch Veränderung des Fensters frei gewählt werden. Lage und Breite des Fensters können verändert werden. Unter der Lage versteht man die Position der Fenstermitte auf der Hounsfield-Skala, während mit der Fensterbreite der CT-ZahlenBereich bestimmt wird, der um die Fenstermitte herum als Graustufen angezeigt wird. Pixel, die CT-Zahlen haben, deren Wert ober- oder unterhalb des Fensters liegt, sind weiß bzw. schwarz gefärbt. Sollen vor allem knöcherne Strukturen befundet werden, wird ein weites Fenster eingestellt. Die Wahl eines engen Fensters maximiert den Gewebekontrast, ist also optimal für die Darstellung von Strukturen mit geringen Schwächungsunterschieden (z. B. bei der Differenzierung von Weichgeweben). 2.2. Bildqualitätsparameter Die Abbildungsleistung eines bildgebenden Systems wird durch verschiedene Faktoren beeinflusst. Dazu gehören die Untersuchungsparameter, zu denen bei der µCT das mAs-Produkt, die Röhrenspannung, die Zahl der Projektionen, die Matrixgröße des Detektors sowie die Zusatzfilter zählen. Des Weiteren spielen die Objektparameter eine Rolle, die vom Untersucher kaum beeinflusst werden können. Das ist z. B. die Schwächung der Röntgenstrahlen durch das Objekt sowie Objektbewegungen. Ein dritter Faktor sind die Rekonstruktionsparameter, wie der Faltungskern, Rekonstruktionsalgorithmus und der zur Rekonstruktion ausgewählte Bildausschnitt. Die Bildqualität kann anhand mehrerer Parameter definiert und objektiv beurteilt werden. Nur bei einer hohen Bildqualität wird ein Objekt weitestgehend wirklichkeitsgetreu abgebildet, so dass anhand der CT-Bilder eine adäquate Befundung stattfinden kann (STEPINA 2006, SCHULMAN, 2010). 2.2.1. Bildpunktrauschen Beim Bildpunktrauschen handelt es sich um eine Abbildungsstörung. Im CT-Bild äußert sie sich in Form von Schwankungen in den Grauwerten bzw. CT-Zahlen, die 14 Literaturübersicht nicht mit dem abgebildeten Objekt in Zusammenhang stehen. Sie werden durch Zufallsprozesse verursacht, die zum Signal beitragen, und sind Fehler bei der Messung der Intensität des Röntgenstrahls. Bei heutigen µCT-Geräten entsteht das Pixelrauschen vor allem durch das so genannte Quantenrauschen am Detektor, also durch Schwankungen in der Zahl der im Detektor nachgewiesenen Röntgenquanten, aber auch durch elektronisches Rauschen. Es verstärkt sich, wenn weniger Röntgenquanten auf den Detektor treffen, also bei starker Schwächung I0/I des Röntgenstrahls durch das Objekt, bei geringer Schichtdicke S und niedrigem Röhrenstrom-ScanzeitProdukt Q (mAs). Nach KALENDER (2006) gilt: σ = fA I0 /I ε Q S (8) wobei ε ein Maß für die Effizienz des Gesamtsystems darstellt. Auch der Faltungskern fA und die Rückprojektion haben Einfluss auf die Rauschintensität (s. Kap. 2.1.3). Die Messung des Pixelrauschens kann mit Hilfe eines Wasserphantoms erfolgen. Da Wasser eine homogene Struktur aufweist, sollten idealerweise die CT-Werte jedes Voxels im CT-Bild gleich groß sein. Dies wird in Wirklichkeit nicht erreicht. Das Pixelrauschen beeinflusst sehr stark die Niedrigkontrasterkennbarkeit im CT-Bild (s. Kap. 2.2.3). Kontrastarme Details können bei starkem Rauschen überdeckt werden. Um das Rauschen zu verringern, müssen mehr Röntgenquanten zum Detektor gelangen. Eine optimale Bildqualität durch geringes Pixelrauschen kann also nur durch Erhöhung des mAs-Produkts und damit auch der Dosis erreicht werden. Bei in vitro-µCT-Aufnahmen an Präparaten ist dies unproblematisch. Für in vivoMessungen gilt allerdings das ALARA-Prinzip (engl. „as low as reasonably achievable“), d. h. die Strahlendosis soll so gering wie möglich gehalten werden (s. Kap. 2.5.1.2) (EWEN, 1998; KALENDER, 2006). Daher wird derzeit intensive Forschung zur Optimierung der Bildqualität im µCT in Abhängigkeit von der Strahlendosis betrieben (FORD et al., 2003; STEPINA, 2006). Literaturübersicht 2.2.2. 15 Signal-Rausch-Verhältnis Das Signal-Rausch-Verhältnis (Signal-to-Noise-Ratio, SNR) ist ein wichtiges Maß für die Bildqualität im Hinblick auf das Pixelrauschen (EWEN, 1998; KALENDER, 2006) und ergibt sich entsprechend SNR = P σ (9) Das Signal P ist der Mittelwert der CT-Zahlen in einem homogenen Auswertebereich (region of interest, ROI). Das Rauschen σ entspricht den Schwankungen des Signals um diesen Mittelwert. Die Größe des Bildpunktrauschens σ wird üblicherweise in Form der Standardabweichung vom Mittelwert angegeben. Objekte im CTBild können nur erkannt werden, wenn das Signal größer ist als das Rauschen (LAUBENBERGER u. LAUBENBERGER, 1999). 2.2.3. Auflösung Bei der Auflösung wird zwischen der Hochkontrast- oder Ortsauflösung und der Niedrigkontrastauflösung unterschieden. Als Kontrast bezeichnet man im Allgemeinen Unterschiede in der Helligkeit bzw. Intensität von zwei nebeneinander liegenden Bildpunkten (EWEN, 1998). In der Computertomographie handelt es sich um die absolute Differenz der CT-Zahlen zweier benachbarter Strukturen bzw. Regionen des CT-Bilds (KALENDER, 2006) oder anders ausgedrückt, wie gut eine Struktur gegen den Hintergrund abzugrenzen ist (STOCK, 2009). 2.2.3.1. Ortsauflösung Die Orts- oder Hochkontrastauflösung ist die Fähigkeit eines bildgebenden Systems, kleine, dicht nebeneinander liegende Punkte bei starkem Kontrast räumlich voneinander getrennt darzustellen (STOCK, 2009). Man differenziert weiter in die Auflösung 16 Literaturübersicht in der Bildebene und entlang der z-Achse, also in Abtastrichtung. Bei einer geringen Ortsauflösung erscheint das CT-Bild unscharf. In der Bildebene wird die Ortsauflösung vor allem von geometrischen Einflussgrößen bestimmt. Hierzu zählen unter anderem die Fokusgröße, die Detektorapertur und die Fokusbewegung während der Aufnahme. Je größer der Fokus und die Detektorapertur sind, desto stärker ist die Unschärfe bzw. umso geringer ist die Auflösung (STEPINA, 2006). Bei µCT-Systemen mit Kegelstrahlgeometrie hängt bei geringer Fokusgröße die Auflösung des Systems von der Auflösung des Detektors sowie der entstehenden Randunschärfe ab (STOCK, 2009). Der Rekonstruktionsalgorithmus und der Faltungskern haben ebenfalls Einfluss. Die maximale Ortsauflösung kann nur mit einem scharfen Faltungskern erreicht werden. Die oben genannten Einflussgrößen können vom Untersucher verändert werden. Die Ortsauflösung kann jedoch noch von der Größe der Bildmatrix des Wiedergabemonitors begrenzt werden. Strukturen, die nur so groß wie ein Pixel sind, werden nicht mehr originalgetreu abgebildet, selbst wenn die Detektorauflösung ausreicht. Die Auflösung in z-Richtung entspricht im Prinzip der Schichtdicke der CT-Aufnahme (EWEN, 1998; KALENDER, 2006). Die Messung der Ortsauflösung kann direkt mit Hilfe von Lochmustern oder Rechteckrastern erfolgen. Die Ermittlung ist jedoch subjektiv, da die Löcher je nach Betrachter als noch getrennt oder nicht mehr einzeln abgebildet erachtet werden können. Eine indirekte, aber objektive Messung der Ortsauflösung kann durch Berechnung der Modulationsübertragungsfunktion (MÜF) erfolgen. Bei diesem Verfahren wird ein dünner Draht gescannt. Dabei entsteht die so genannte Punktbildfunktion, die durch Fouriertransformation in die MÜF umgerechnet wird. Die MÜF gibt an, mit welchem Kontrast unterschiedliche Ortsfrequenzen, die in Linienpaaren pro mm (Lp/mm) gemessen werden, vom jeweiligen (µ)CT-Gerät wiedergegeben werden. Zur Angabe der maximalen Ortsauflösung wird von den Herstellern der CT-Geräte häufig die MÜF herangezogen. Hierbei wird die Auflösung als die jeweilige Ortsfrequenz bei einem bestimmten Prozentwert der MÜF angegeben. In der Literatur und in Produktspezifikationen der Hersteller wird die Ortsauflösung über Werte zwischen 2 und 10% Literaturübersicht 17 der MÜF spezifiziert (EWEN, 1998; KALENDER, 2006; www.scanco.ch). Meistens handelt es sich jedoch um den 10%-Wert (DIN EN 61223-2-6, 2008). 2.2.3.2. Niedrigkontrastauflösung Die Niedrigkontrastauflösung ist die Fähigkeit, feinste Strukturen mit niedrigem Kontrast getrennt voneinander darzustellen. Man kann sie von der Niedrigkontrasterkennbarkeit abgrenzen, die angibt, ob ein einzelnes, kleines Objekt mit geringem Kontrast zur Umgebung noch abgebildet wird (KALENDER 2006; STEPINA, 2006). Niedrigkontrastauflösung und -erkennbarkeit sind vor allem vom Pixelrauschen (s. Kap. 2.2.1) bzw. dem SNR (s. Kap. 2.2.2) abhängig (KALENDER, 2006). Ist der Intensitätsunterschied geringer als die Rauschamplitude, ist das Objekt nicht mehr erkennbar (EWEN, 1998). Aber auch die Ortsauflösung (s. Kap. 2.2.3.1) des Systems spielt eine Rolle, da die Niedrigkontraststrukturen sehr klein sein können. Die Bestimmung der Niedrigkontrastauflösung kann nicht rein objektiv erfolgen. Es muss von einem Betrachter bewertet werden, ob z. B. die Löcher auf (µ)CT-Bildern eines Phantoms mit verschiedenen Bohrlochreihen noch getrennt wahrgenommen werden können. Die subjektive Natur dieser Ermittlung wird noch dadurch verstärkt, dass verschiedene Phantome auf dem Markt erhältlich sind, die zu unterschiedlichen Ergebnissen führen (SÜSS et al., 1999). 2.2.4. Bildartefakte Die Bildqualität muss auch dahingehend beurteilt werden, ob es sich bei dem vorliegenden Bild um ein wirklichkeitsgetreues Abbild des Objekts handelt. Künstlich erzeugte Abweichungen werden als Artefakte bezeichnet. Die im rekonstruierten Bild dargestellten CT-Zahlen entsprechen in diesen Fällen nicht den eigentlichen Dichtewerten des Objekts (RADÜ et al., 1994; BARRETT u. KEAT, 2004). Artefakte beeinträchtigen die qualitative und quantitative Auswertung von (µ)CTBildern und können die Eignung der Bilder zur Diagnostik einschränken. Ausreichen- 18 Literaturübersicht de Kenntnis und Erfahrung des Betrachters sind zur Identifikation von Artefakten nötig (BARRETT u. KEAT, 2004; KALENDER, 2006). Die Artefaktbildung kann unterschiedliche Ursachen haben. Das Objekt selbst kann z. B. durch Bewegung oder durch in ihm enthaltene Strukturen hoher Dichte wie z. B. Metall zu Artefakten führen. Auch das (µ)CT-Gerät kann beispielsweise durch Fehler in der Technik zur Artefaktbildung beitragen. Außerdem können Artefakte durch Probleme in den physikalisch-technischen Prozessen der Datenakquisition oder im mathematischen Prozess der Bildrekonstruktion auftreten. Im Folgenden werden die wichtigsten Artefakte erläutert. 2.2.4.1. Strahlaufhärtungsartefakte Zu Strahlaufhärtungsartefakten kann es kommen, wenn der Röntgenstrahl auf ein Objekt oder Strukturen im Objekt mit besonders hoher Dichte trifft. Die Berechnungen zur Bildrekonstruktion erfolgen auf der Basis, dass es sich um monochromatische Strahlung handelt und somit ein linearer Zusammenhang zwischen der Gesamtschwächung des Strahls und der Objektdicke besteht. Da aber der Röntgenstrahl in Wirklichkeit polychromatisch ist, ist die Linearität nicht gegeben (BISOGNI et al., 2007). Vielmehr kommt es beim Auftreffen eines solchen Strahls auf ein sehr röntgendichtes Objekt zu stärkerer Absorption der Photonen niedriger Energie als der höherenergetischen, wodurch die mittlere Energie des Strahls ansteigt und er „härter“ wird. Dieser Effekt wird für Weichgewebe von der Software der CT-Geräte automatisch korrigiert. Eine gleichzeitige Korrektur auch für Knochen ist allerdings nur mit hohem Aufwand möglich (KALENDER, 2006). Die Strahlaufhärtung kann zu dunklen, hypodensen Zonen oder Streifen oder zum so genannten Cupping-Effekt führen. Letzterer tritt im zentralen Bereich von Objekten auf und kann für den Betrachter schwer feststellbar sein, da die Gewebe lediglich etwas dunkler dargestellt werden als in anderen Regionen des Objekts. Ursache ist, dass Röntgenstrahlen, die das Objekt zentral passieren, durch die größere zurückgelegte Strecke stärker aufgehärtet werden als solche, die nur im Randbereich verlaufen. Dadurch entsteht ein radiärer Gradient im linearen Schwächungskoeffizienten Literaturübersicht 19 mit zu geringen Werten in der Mitte und hohen Werten in der Peripherie (BARRETT u. KEAT, 2004; STOCK, 2009). Hypodense Zonen entstehen zwischen zwei besonders röntgendichten Strukturen. Hier kommt es in der Position der Röntgenröhre, bei der der Strahl beide Objekte durchdringt, zu einer stärkeren Strahlaufhärtung im Gegensatz zu einer Position, in der nur eines der Objekte passiert wird. Ein wichtiges Beispiel ist der so genannte Hounsfield-Balken, der bei Aufnahmen des Schädels im Bereich zwischen den aus besonders hartem Knochen aufgebauten Ossa petrosa des Schläfenbeins entsteht (BARRETT u. KEAT, 2004; KALENDER, 2006; STOCK, 2009). Eine Reduktion von Strahlaufhärtungsartefakten kann durch „Vorhärten“ des Röntgenstrahls erreicht werden, z. B. durch den Einsatz von Metallfiltern (BARRETT u. KEAT, 2004), oder durch die Erhöhung der mittleren Energie durch Wahl höherer kVZahlen. Außerdem existieren Rekonstruktionsalgorithmen, die zumindest teilweise die Strahlaufhärtung korrigieren (PAULUS et al., 2000). 2.2.4.2. Partialvolumenartefakte Zur Entstehung von Partialvolumenartefakten kann es an Übergängen von röntgendichten Strukturen wie Knochen zu wenig dichten Materialien wie Weichgewebe kommen. Sie treten auch auf, wenn ein größeres Objekt mit hohem Kontrast nur zum Teil in die zu scannende Schicht hineinragt und sich dadurch nur teilweise im Strahlengang befindet (LAUBENBERGER u. LAUBENBERGER, 1999; BARRETT u. KEAT, 2004). Letztere Partialvolumenartefakte liegen in z-Richtung, während sich die erstgenannten in der Aufnahmeebene befinden und auch als Abtastartefakte bezeichnet werden (KALENDER, 2006). Wenn in einem Voxel Gewebe hoher und niedriger CT-Zahl zusammen liegen bzw. aus verschiedenen Richtungen für das entsprechende Voxel sehr unterschiedliche Dichten gemessen werden, entstehen durch den vom Detektor gebildeten Mittelwert der Schwächungswerte in diesem Voxel „Widersprüche“ im Datensatz. Hieraus resultieren schließlich nach der Bildrekonstruktion die Artefakte (GLOVER u. PELC, 1979). 20 Literaturübersicht Durch den Partialvolumeneffekt können im (µ)CT-Bild verschiedene Arten von Artefakten auftreten. Es können z. B. dunkle oder helle Streifen, Verschattungen oder eine Verfälschung der Konturen von Strukturen auftreten (HATHCOCK u. STICKLE, 1993). Um Partialvolumenartefakte zu verringern, kann die während der Messung gewählte Schichtdicke vermindert werden. Der Nachteil ist jedoch, dass dadurch das Pixelrauschen verstärkt wird (s. Kap. 2.2.1). Dies kann allerdings nachträglich wieder herabgesetzt werden, indem mehrere dünne Schichten zu einer dickeren zusammengefasst werden (BARRETT u. KEAT, 2004; KALENDER 2006). 2.2.4.3. Ringartefakte Bei dieser Artefaktart handelt es sich um konzentrisch um die Scanachse angeordnete Kreise oder Halbkreise. Sie entstehen durch Fehler im Ansprechverhalten einzelner Detektorelemente. Dies kann z. B. durch vollständigen Ausfall oder auch unvollständige Kalibrierung einzelner Detektorpixel der Fall sein. In modernen µCTScannern haben die Detektoren eine hohe Qualität. Die Artefakte treten aber dennoch auf, beispielsweise wenn die Detektorantwort aufgrund von Strahlaufhärtung nicht linear ist oder durch Veränderungen in der Empfindlichkeit der Detektorelemente (SIJBERS u. POSTNOV, 2004). Außerdem können Mängel in der Hardware, wie z. B. unterschiedliche Dicken der Szintillatoren, winzige lokalisierte Defekte in den Kristallen oder eine fehlerhafte Ausleseelektronik, vorliegen (JORGENSEN et al., 1998). Die Software der (µ)CT-Geräte ist gewöhnlich in der Lage, leichte Detektorvariationen zu erkennen und zu korrigieren. Das Auftreten von Ringartefakten kann also auch aus Softwarefehlern resultieren. Im Allgemeinen sind Gasdetektoren, die nur aus einer Kammer bestehen, weniger anfällig für die Entstehung von Ringartefakten als Szintillationsdetektoren, die aus einzelnen Detektorelementen aufgebaut sind (s. Kap. 2.1.2) (BARRETT u. KEAT, 2004). Ringartefakte sind leicht als solche zu erkennen und spielen bei der Bildbeurteilung daher nur insofern eine Rolle, als dass sie im (µ)CT-Bild wichtige Strukturen überlagern und so die Interpretation erschweren können. Wenn eine quantitative Auswer- Literaturübersicht 21 tung erfolgen soll, ist der Einfluss der Ringartefakte von größerer Bedeutung (RADÜ et al., 1994; BARRETT u. KEAT, 2004; SCHULMAN, 2010). 2.2.4.4. Bewegungsartefakte Diese Artefakte basieren auf Bewegungen des Patienten bzw. Versuchstieres während einer Aufnahme. Während willkürliche Bewegungen eingeschränkt werden können, sind andere nur schwer zu verhindern, wie z. B. Atmung oder Herzschlag. Es entstehen Verschattungen oder Streifen und unscharfe Konturen. Die Artefakte treten dabei nicht nur lokal, sondern im gesamten Bild auf. Dies ist durch den Ablauf der Bildrekonstruktion bedingt (BARRET u. KEAT, 2004; KALENDER, 2006). Bei den meisten CT-Scannern erfolgt eine automatische Korrektur durch die Software. Es gibt auch andere Ansätze zur Verminderung von Bewegungsartefakten (BARRETT u. KEAT, 2004). 2.3. Messgröße der Strahlendosis in der CT Die in der CT international anerkannte Messgröße für die Strahlendosis ist der so genannte computertomographische Dosisindex (engl. „Computed Tomography Dose Index“, CTDI) (IEC, 2004). Beim CTDI handelt es sich um das Integral über das Dosisprofil in der Rotationsachse (z-Achse) eines einzelnen Scans. Der CTDI beschreibt die beim Scannen einer einzelnen Schicht applizierte Strahlendosis und berücksichtigt dabei nicht nur die innerhalb der eingeblendeten Schicht auftreffende Dosis, sondern auch Beiträge, die z. B. durch Streustrahlung verursacht werden (KRIEGER, 2002; PROKOP, 2002; KALENDER, 2006). Der CTDI wird mit Hilfe von 100 mm langen Ionisationskammern gemessen (CTDI 100), der Gantryöffnung des CT befinden (CTDI in Luft, CTDI Luft) die sich entweder frei in oder zentral sowie peri- pher in 10 mm Tiefe auf 12-, 3-, 6- und 9-Uhr-Position in einem zylindrischen CTDIPhantom untergebracht sind. Die Standardphantome für die klinische CT bestehen aus Plexiglas und haben einen Durchmesser von 16 oder 32 cm, um den Schädelbzw. Körperstammdurchmesser des Patienten zu repräsentieren (IEC, 1999). Die 22 Literaturübersicht Angabe des CTDI-Wertes erfolgt in der Einheit mGy, üblicherweise normiert auf ein Röhrenstrom-Zeit-Produkt von 1 mAs oder 100 mAs (BONGARTZ et al., 1998; EWEN, 1998; KRIEGER, 2002; MORIN et al., 2003; IEC, 2004; KALENDER, 2006). Der CTDI ist entsprechend + 50 mm n CTDI100,x = 1 D(z)dz M S - 50mm (10) definiert (BONGARTZ et al., 1998; IEC, 2004). Dabei steht n für die Normierung des CTDI auf ein Röhrenstrom-Zeit-Produkt, das Subskript 100 für die Integrationslänge von 100 mm über das Dosisprofil D(z) in z-Richtung. Die Variable x gibt an, ob der entsprechende CTDI-Wert in Luft ( x = Luft ), zentral ( x = c ) bzw. peripher ( x = p ) im Phantom gemessen oder gewichtet ( x = w ) angegeben wurde. M ist die Anzahl der Schichten und S die Schichtdicke. Beim gewichteten CTDI (CTDIw) handelt es sich um einen Durchschnittswert für die im Phantomquerschnitt gemessene Strahlendosis. Er wird entsprechend n CTDI100,w =1 3 n CTDI100,c + 2 3 n CTDI100,p (11) berechnet. Der CTDI-Wert kann verwendet werden, um die bei einer vollständigen Untersuchung auf den Patienten einwirkende Strahlendosis abzuschätzen. Von den CT-Herstellern wird der CTDI als einer der Systemparameter angegeben und bei Konstanz- und Abnahmeprüfungen regelmäßig überprüft. Dies muss auch bei µCT-Geräten erfolgen, die der Anwendung im humanmedizinischen Bereich dienen. Da das Messfeld (Field of View, FOV) bei diesen Geräten jedoch deutlich geringer ist (XtremeCT, Fa. Scanco Medical: 126 mm), werden anstelle der o. g. Phantome spezielle µCT-Phantome verwendet, die nur einen Durchmesser von 100 mm haben (SCANCO, 2005). 2.4. Unterschiede zwischen µCT und klinischer CT Die µCT ist ein hochauflösendes, Hochgeschwindigkeits-Schnittbildverfahren, mit dem sowohl Knochen- als auch Fett- und Weichgewebe dargestellt werden können. Literaturübersicht 23 Sie basiert auf denselben physikalischen Grundlagen wie die klinische CT (s. Kap. 2.1.3). Allerdings gibt es zwischen beiden einige wesentliche Unterschiede. Der wichtigste Unterschied liegt in der maximal erreichbaren Ortsauflösung (ENGELKE et al., 1999). Gegenwärtig werden bei klinischen Computertomographen isotrope Ortsauflösungen von bis zu 240 µm erreicht. Die Grenze zum µCT ist willkürlich gewählt, üblicherweise werden jedoch Geräte mit einer Ortsauflösung unter 100 µm als µCT bezeichnet (HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002; STEPINA, 2006; STOCK, 2009). Hier liegen die isotropen Ortsauflösungen je nach Gerätetyp bei 5 bis 50 µm. µCT-Scanner, die nur für in vitro-Messungen herangezogen werden, erreichen höhere Auflösungen als solche, die für in vivo-Aufnahmen konzipiert sind. Um diese hohe Ortsauflösung zu ermöglichen, unterscheiden sich die µCT-Geräte auch in ihrem Aufbau wesentlich von klinischen CT-Scannern. Beispielsweise können konventionelle Röntgenröhren aufgrund ihrer hohen Fokusgröße in der µCT nicht eingesetzt werden. Es sind spezielle Mikrofokusröntgenröhren mit Fokusgrößen unter 100 µm notwendig (ENGELKE et al., 1999). Durch den kleinen Fokus sind Aufnahmen mit hoher Ortsauflösung bei geringer Randunschärfe erst möglich (HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002). Allerdings ist bei Mikrofokusröntgenröhren auch die Röhrenleistung im Vergleich zu konventionellen Röntgenquellen eingeschränkt, was eine verringerte Intensität der Strahlung bedeutet. Die maximale Ortsauflösung des Geräts hängt jedoch von der Strahlenintensität ab, also der Anzahl der Photonen auf einer bestimmten Fläche pro Zeiteinheit. Diese wiederum wird neben der Röhrenleistung auch von der Messzeit und der Probengröße bestimmt. Das impliziert, dass bei einem µCT im Vergleich zum konventionellen CT die Messzeiten höher und die Probendurchmesser deutlich kleiner sein müssen (ENGELKE et al., 1999; WANG et al., 2005). Daher ist auch das FOV von µCT-Geräten nur bis zu 12,5 cm groß (XtremeCT, Fa. Scanco Medical AG, Schweiz), während es bei klinischen Computertomographen bis zu 70 cm beträgt. Je kleiner also eine Probe ist, desto geringer kann die Ortsauflösung bei akzeptabler Dauer der Messung gewählt werden. Die Messzeiten betragen bei der konventionellen CT Millisekunden bis Sekunden. In der µCT können die Zeiten nur bis in den Sekundenbereich reduziert werden. Dies 24 Literaturübersicht ermöglicht die optimale Ausnutzung des Röntgenstrahls durch Verwendung der Kegelstrahlgeometrie in Verbindung mit Flächendetektoren. Die Anwendung von Flächendetektoren ist ein weiterer Unterschied zur klinischen CT, wo nur Mehrzeilendetektoren eingesetzt werden. Die Kegelstrahlgeometrie findet man inzwischen in beiden Gerätetypen. In einigen µCT-Scannern kommt statt einer Mikrofokusröntgenröhre eine Synchrotronstrahlenquelle zum Einsatz. Die emittierte Strahlung hat eine besonders hohe Intensität. Daher ermöglicht die Synchrotrontechnologie eine sehr hohe Ortsauflösung (< 5 µm) bzw. das Einhalten besonders kurzer Scanzeiten. Außerdem können spezielle Filter eingesetzt werden, die polychromatische zu fast monochromatischer Strahlung reduzieren, wobei die Synchrotronstrahlung eine immer noch ausreichende Intensität behält (DECRAEMER et al., 2003). Nachteile sind unter anderem, dass die benötigten Synchrotrone nicht zu transportieren sind und nur an wenigen Orten zur Verfügung stehen, so dass mit den Messungen auch hohe Kosten verbunden sind (ENGELKE et al., 1999). Bezüglich ihres Anwendungsbereichs und daher auch des Aufbaus kann man die µCT-Scanner in zwei verschiedene Gruppen einteilen, die in vivo- und die in vitroµCT (s. Kap. 2.5) (KALENDER, 2006). Letztere unterscheiden sich unter anderem dadurch, dass die Objekthalterung rotiert und das Röntgenquelle-Detektor-System ortsfest ist. In der in vivo-Bildgebung muss der Patiententisch stationär sein und die Gantry rotieren, damit der Patient über Schläuche mit Narkosegas versorgt werden kann (s. Kap. 2.5.1.1 und 2.5.1.2). Außerdem ist bei einigen in vitro-Geräten die Lage des Objekts zwischen Quelle und Detektor variabel. Durch Veränderung des Abstands von Objekt zu Röntgenquelle kann die Vergrößerung beliebig eingestellt werden. Allerdings wird, bedingt durch die Brennfleckgröße, bei zunehmender Annäherung des Objekts an die Quelle das entstehende CT-Bild immer unschärfer. Außerdem darf das Projektionsbild nicht größer sein als der Detektor selbst, da sonst während der Bildrekonstruktion Artefakte entstehen (PAULUS et al., 2000; LANGHEINRICH et al., 2004). Literaturübersicht 25 2.5. Anwendungsbereiche der Mikro-CT Bei der µCT kann man präklinische und klinische Anwendung unterscheiden. Außerdem kann man beide weiter in die bereits erwähnten Gruppen in vivo- und in vitroBildgebung einteilen. Die hohe Auflösung und die Möglichkeit der nicht-destruktiven Analyse von Objekten oder Geweben macht die µCT zu einem extrem vielseitig einsetzbaren Verfahren. Sie findet daher nicht nur im medizinischen Bereich Anwendung, sondern auch in der Industrie und Geologie. Sie wird z. B. in der Material- und Bauteilentwicklung (VAN KAICK u. DELORME, 2005) sowie in der Automobilindustrie herangezogen (BAUER et al., 2004). 2.5.1. Präklinische Anwendung Die µCT kommt in der biomedizinischen Forschung mit immer weiter steigender Frequenz zum Einsatz. Während früher nur Gewebe, Organe oder Biopsiematerial untersucht, also die so genannten in vitro-Messungen durchgeführt wurden, gewinnt heutzutage die Kleintierbildgebung bzw. in vivo-Anwendung der µCT, bei der vor allem kleine Labortiere gescannt werden, an Bedeutung (PAULUS et al., 2000, 2001; HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002; STOCK, 2009). 2.5.1.1. In vitro-Untersuchungen Bei der Anwendung der µCT als in vitro-Verfahren werden vor allem Geräte verwendet, bei denen die Gantry stationär ist und das Objekt rotiert. Außerdem kann mit Röntgenröhren gearbeitet werden, die einen besonders kleinen Fokus und damit eine sehr hohe Ortsauflösung haben, da die längere Scandauer und höhere Strahlendosis bei nicht lebenden Objekten nur eine untergeordnete Rolle spielen. Für die in vitro-µCT finden sich vielfältige Anwendungsgebiete. Sie dient z. B. der Messung von Strukturparametern des Knochens im Rahmen der Forschung auf dem Gebiet der Osteoporose (STENSTRÖM et al., 1998; DING et al., 2003; MacNEIL u. BOYD, 2007) und Osteoarthritis (DEDRICK et al., 1993; KAPADIA et al., 1998) sowie 26 Literaturübersicht der tumorinduzierten Osteolyse an entsprechenden Tiermodellen (KURTH et al., 2000; KURTH u. MÜLLER, 2001). Hier werden sowohl ganze Knochen als auch kleine Knochenproben verwendet. Außerdem wird sie in Studien zum Abbau von Magnesium-Implantaten (VON DER HÖH et. al., 2006) herangezogen und kommt auch in der zahnmedizinischen Forschung zum Einsatz (LEE et al., 2008; WIERZBICKI et al., 2009). Die Anwendung beschränkt sich aber nicht nur auf Knochen und andere kalzifizierte Gewebe. Es wird ebenfalls versucht, weitere Bereiche des Körpers darzustellen. Den Anfang machten BOYDE et al. (2000) mit der Darstellung eines vollständigen Mausembryos. Einige Arbeitsgruppen verwenden die in vitro-µCT in der vaskulären Grundlagenforschung an verschiedenen Organen. So wurden vor allem an Kunststoffpräparaten der entsprechenden Organe die Aufzweigung, Abmessungen und Mikroarchitektur des Koronargefäßsystems (JORGENSEN et al., 1998), Portalvenensystems (ANANDA et al., 2006; DEN BUIJS et al., 2006), der Nierengefäße (GARCIA-SANZ et al., 1998) und des Gefäßsystems der Plazenta (LANGHEINRICH et al., 2004a) dargestellt. In weiteren Arbeiten konnten LANGHEINRICH et al. (2004) zeigen, dass mit der µCT nicht nur die Anatomie dargestellt werden kann, sondern auch die Möglichkeit der klinischen Anwendung bei der Darstellung der Gefäße besteht. Es gelang ihnen, Stenosen im kardiopulmonalen Gefäßsystem abzubilden und verschiedene Gefäßparameter zu quantifizieren. Ein weiteres wichtiges Einsatzgebiet, auf dem die µCT inzwischen verstärkt herangezogen wird, ist die Überprüfung der Wirksamkeit von Medikamenten vor ihrem klinischen Einsatz (KURTH et al., 2000; BATTAGLINO et al., 2007; LIU et al., 2008) sowie die genauere Untersuchung ihres Wirkungsmechanismus (DING et al., 2003). 2.5.1.2. In vivo-Untersuchungen In der in vivo-µCT werden andere Scanner genutzt als zur in vitro-Bildgebung. Der größte Unterschied ist, dass die Tiere für die Aufnahmen in Narkose liegen. Da sie also über entsprechende Schläuche mit Anästhesiegas versorgt werden müssen, Literaturübersicht 27 wäre ein rotierender Objekttisch nicht praktikabel. Deshalb haben in vivo-µCT einen ähnlichen Aufbau wie klinische CT mit stationärem Patiententisch und rotierendem Röhre-Detektor-System (PAULUS et al., 1999; HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002; KALENDER, 2006). Außerdem spielt bei in vivo-Messungen die Strahlendosis eine wichtige Rolle. Sie sollte schon aus Tierschutzgründen möglichst gering gehalten werden, da sie akute Auswirkungen haben und auch zu Tumoren und genetischen Langzeitschäden führen kann. Andererseits muss natürlich eine ausreichend hohe Auflösung und Bildqualität erreicht werden, um wichtige Bilddetails erkennen zu können. Zur Darstellung von kleinen Strukturen wie Basiseinheiten von Organen, z. B. Nephronen oder Knochentrabekeln, wird eine Ortsauflösung von mindestens 100 µm benötigt (RITMAN, 2007). Die Messungen sollten stets unter Beachtung des ALARA-Prinzips (engl. „as low as reasonably achievable“) geplant werden (KALENDER, 2006). Gerade bei Tieren, die wiederholt gescannt werden, muss die Strahlenexposition beachtet werden. Dies trifft insbesondere für die Tumorforschung zu, wo das Tumorwachstum nicht durch die Strahlenexposition infolge der µCT-Untersuchungen beeinflusst werden darf (CARLSON et al., 2007). Die Weiterentwicklung zur in vivo-µCT war für die Forschung ein wichtiger Schritt. Auf diese Weise müssen die Versuchstiere bei Langzeitstudien, wie z. B. zur Erforschung von Krankheitsverläufen oder Erprobung von Medikamenten, nicht mehr wie zuvor zu bestimmten Zeitpunkten getötet, sondern können immer wieder mit diesem nicht-invasiven Verfahren untersucht werden. Veränderungen an Organen oder anderen Strukturen sowie ihre weitere Entwicklung können somit langfristig im selben Tier kontrolliert werden. Dadurch werden in der Forschung deutlich geringere Tierzahlen benötigt (PAULUS et al., 2001; HOLDSWORTH u. THORNTON, 2002). Die Versuchstierbildgebung wird ebenso vielfältig eingesetzt wie in vitro-Messungen. Es werden beispielsweise Untersuchungen der Knochenmikroarchitektur und des Wachstums durchgeführt (DeCLERCK et al., 2004). Weitere wichtige Einsatzgebiete sind wie in der in vitro-Bildgebung die Forschung auf den Gebieten der Osteoporose 28 Literaturübersicht (BOYD et al., 2006; ZEBAZE et al., 2007; CAMPBELL et al., 2008) und der Osteoarthritis (McERLAIN et al., 2008). Es werden ebenfalls nicht nur Knochen, sondern auch Weichgewebe dargestellt. Die in vivo-µCT wird z. B. in der Tumorforschung eingesetzt (SAVAI et al., 2009). PAULUS et al. (2000) haben festgestellt, dass verschiedene Tumore, unter anderem Knochen- und Lungentumore, in transgenen Mäusen mittels µCT darstellbar sind. Weitere Studien haben sich mit der Darstellung der Lunge beschäftigt und zum Beispiel die Nachweisbarkeit von Lungentumoren (DeCLERCK et al., 2004) und Lungenerkrankungen im Allgemeinen (JOHNSON, 2007) untersucht. Auch hier wurden positive Ergebnisse im Hinblick auf die mögliche Unterscheidung von gesundem und erkranktem Lungengewebe erzielt. Eine Studie von PERSY et al. (2006) zeigte, dass mittels in vivo-µCT an Ratten mit chronischem Nierenversagen eine mit dieser Erkrankung einhergehende Kalzifizierung der Aorta im Thoraxbereich dargestellt werden kann. Es lassen sich auch noch weitere Organe gut mittels der µCT darstellen, wie z. B. die Niere (ALMAJDUB et al., 2008) oder das Herz (BADEA et al., 2004; DETOMBE et al., 2008). Wie bereits erwähnt, ist die Kleintierbildgebung auch bei der Erprobung der Wirksamkeit von pharmazeutischen Präparaten ein sehr wichtiges Verfahren (BROUWERS et al., 2008; TSUTSUMI et al., 2008). 2.5.2. Klinische Anwendung Die µCT wird heutzutage nicht mehr ausschließlich für präklinische Untersuchungen eingesetzt, sondern findet auch im klinischen Bereich Anwendung. So wird sie beispielsweise zur Osteoporosediagnostik und Überprüfung des Therapieverlaufs beim Menschen herangezogen. Dabei kommt sie sowohl in Form der in vitro-µCT durch das Scannen von kleinen Knochenproben (KAZAMA et al., 2009) als auch als in vivoVerfahren (KAZAKIA et al., 2008) zum Einsatz. Bei letzteren findet das bislang für klinische Untersuchungen einzige kommerziell erhältliche XtremeCT der Fa. Scanco Medical AG (Schweiz) Anwendung. Auch in der Zahnheilkunde wird die µCT für klinische Zwecke verwendet. Haupteinsatzgebiete sind dabei die Planung der Literaturübersicht 29 Platzierung von Zahnimplantaten sowie die Diagnose von Zahninfektionen und Entzündungen von Implantaten (SUOMALAINEN et al., 2007). 2.6. Anwendung der µCT am humanen und tierischen Ohr Im Bereich des Ohrs wird die µCT ebenfalls eingesetzt, bislang allerdings nur präklinisch. Mehrere Arbeiten haben sich damit befasst, die Anatomie des Mittel- und Innenohrs oder bestimmter Strukturen mittels µCT möglichst detailliert darzustellen. Sie verwendeten dabei Präparate von Menschen und verschiedenen Tierarten wie Gerbil, Meerschweinchen oder Katze (VOGEL, 1999; DECRAEMER et al., 2003; LANE et al., 2004; ELKHOURI et al., 2006; POZNYAKOVSKIY et al., 2008). Andere Studien haben sich nicht auf die knöchernen Strukturen beschränkt, sondern es wurden auch die Weichgewebe abgebildet (UZUN et al., 2007; SIM u. PURIA, 2008). Die Möglichkeit, Details des Ohrs mit Hilfe der µCT darzustellen, spielt im Hinblick auf die Forschung eine wichtige Rolle, z. B. zum Verständnis der Schallübertragung (VOGEL, 1999; DECRAEMER et al., 2003; POZNYAKOVSKIY et al., 2008; PURIA u. STEELE, 2010). Auch für die klinische Anwendung in der Diagnostik und Therapie kann die µCT sehr nützlich sein, wie z. B. bei der Planung von Cochleaimplantaten (POSTNOV et al., 2006; LEE et al., 2010). Für die Forschung auf dem Gebiet der Therapie von Taubheit werden häufig Katzen herangezogen (BENITEZ et al., 1971; FRANZ et al., 1987; KRETZMER et al., 2004; MIDDLEBROOKS u. SNYDER, 2007). In einer Studie von POSTNOV et al. (2006) wurde an fixierten Schläfenbeinen gezeigt, dass die Anwendung der µCT bei der Entwicklung und korrekten Positionierung von Elektroden für Cochleaimplantate helfen kann. Weitere Studien beschäftigten sich mit der Darstellbarkeit von pathologischen Veränderungen im Bereich des Mittel- und Innenohrs. Eine Arbeit beschreibt beispielsweise die Möglichkeit, Läsionen der Gehörknöchelchen zu zeigen (PARK et al., 2004), eine andere, genetisch bedingte Anomalien am Innenohr darzustellen (VAN SPAENDONCK et al., 2000). Alle oben erwähnten Studien haben gemeinsam, dass nie der gesamte Kopf gescannt wurde. Es wurden immer mindestens das Schläfenbein oder Teile des Ohrs 30 Literaturübersicht ausgesägt und anschließend zur Messung verwendet. Die µCT-Aufnahmen entstanden im Prinzip unter vereinfachten Bedingungen, da Weichgewebe und Knochen, die die relevanten Regionen umgeben, vor den Aufnahmen entfernt wurden. Es kann somit nicht angenommen werden, dass die Qualität der entstandenen Bilder bei in vivo-Aufnahmen reproduzierbar ist. Auch die Ortsauflösung, mit der die meisten Scans angefertigt wurden, kann bei µCT-Messungen am lebenden Tier nicht erreicht werden, da das Objekt in diesen Fällen größer ist als die in den Studien verwendeten Proben. Eine gleiche Ortsauflösung würde die Scanzeit und aufgenommene Strahlendosis zu stark erhöhen (s. Kap. 2.4 und 2.5.1.1). Die Aufnahmeparameter können ebenfalls nicht übertragen werden. WANG et al. (2005) arbeiten an einem klinischen µCT-Scanner, der der Aufnahme des menschlichen Os temporale und dabei der Darstellung von Mittel- und Innenohr dienen soll. Im Zuge der Entwicklung haben sie als einzige bereits µCT-Scans von ganzen Katzenköpfen angefertigt. 2.7. Anatomie des felinen Mittel- und Innenohrs Das Ohr setzt sich aus drei verschiedenen Anteilen zusammen (Abb. 4): dem äußeren Ohr, zu dem die Ohrmuschel und der äußere Gehörgang gehören, dem Mittelohr, das aus Paukenhöhle (Cavum tympani), Gehörknöchelchen und Tuba auditiva besteht sowie dem Innenohr, zu dem das knöcherne und das häutige Labyrinth gehören. Das Ohr beherbergt das Gehör- und das Gleichgewichtsorgan (KÖNIG u. LIEBICH, 2001; NICKEL et al., 2001). Literaturübersicht 31 Abb. 4: Vereinfachte Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze; Pfeil – N. facialis (modifiziert nach GOTTHELF, 2004). 2.7.1. Das Mittelohr Das Mittelohr befindet sich in der Pars tympanica des Os temporale, die zusammen mit der Pars petrosa die Felsenbeinpyramide bildet, und wird gegen den äußeren Gehörgang, Meatus acusticus externus, durch das Trommelfell abgegrenzt. Das Trommelfell, Membrana tympani, überträgt die Schallwellen auf die Gehörknöchelchen. Es handelt sich um eine mehr oder weniger ovale, dreischichtige Membran, die über den Anulus fibrocartilagineus am knöchernen Anulus tympanicus befestigt ist. Bei der Katze erscheint das Trommelfell nach lateral in eine Spitze ausgezogen und wölbt sich stumpfkegelförmig in die Paukenhöhle vor. Am Trommelfellnabel, dem Umbo, ist der Hammerstiel in der Eigenschicht des Trommelfells befestigt (RADÜ et al., 1994; NICKEL et al., 2001). Der Flächeninhalt der Membrana tympani beträgt bei der Katze etwa 42 mm² (NUMMELA, 1995; NICKEL et al., 2001), die Dicke zwischen 5,5 µm zentral und 32 Literaturübersicht 30 µm nach dorsal sowie bis zu 56 µm im restlichen Bereich des Anulus (KUYPERS et al., 2005). 2.7.1.1. Cavum tympani Die Paukenhöhle ist ein knöcherner Hohlraum, der von einschichtigem Platten-, teilweise auch Flimmerepithel, ausgekleidet ist (ETTINGER u. FELDMAN, 2005). Sie wird in das dorsale Epitympanicum, das auch die Gehörknöchelchen beherbergt, das mittlere Mesotympanicum und das ventral gelegene Hypotympanicum eingeteilt. Letzteres wird auch als Bulla tympanica bezeichnet und stellt eine große, dünnwandige, oberflächlich glatte Knochenblase dar, die die Schädelbasis halbkugelig nach ventral überragt (Abb. 4). Sie ist durch ein von der Vorderwand entspringendes, horizontal verlaufendes Septum in eine dorsolaterale und eine ventromediale Etage unterteilt. Das Septum hat einen freien Rand, so dass die beiden Etagen über eine kleine, dorsal des runden Fensters gelegene Öffnung miteinander in Verbindung stehen (LITTLE u. LANE, 1986; KÖNIG u. LIEBICH, 2001; NICKEL et al., 2001). Die beiden Bullae eines Tieres können unterschiedlich groß sein und je nach Rasse in Größe und Form variieren (BENIGNI u. LAMB, 2006). Das Volumen der Bulla tympanica verändert sich nach DEFALQUE et al. (2005) in einem bestimmten Verhältnis zum Körpergewicht. Es beträgt bei der Katze etwa 0,9 cm³, wobei der Durchmesser immer unter 1 cm liegt (HARVEY et al., 2001). In das Cavum tympani wölbt sich von lateral das Trommelfell, von medial das Promontorium, das durch die Cochlea gebildet wird, sowie dorsal von diesem der Canalis facialis vor. Letzterer ist auf kurzer Strecke an seiner ventralen Seite eröffnet, so dass der Fazialisnerv nur von der membranösen Auskleidung der Paukenhöhle bedeckt ist (GOTTHELF, 2004). Der Nervus (N.) facialis ist ein Gehirnnerv. Aus der Schädelhöhle gelangt er durch den inneren Gehörgang, Meatus acusticus internus, in das Felsenbein (s. Kap. 2.7.2). Am Grund des Meatus acusticus internus beginnt der Canalis facialis, der durch das Felsenbein zieht und mit dem Foramen stylomastoideum kaudal vom knöchernen Ende des Meatus acusticus externus nach außen mündet. Literaturübersicht 33 In der medialen Wand der Paukenhöhle befindet sich rostrodorsal zwischen Canalis facialis und Promontorium das ovale Fenster oder Vorhoffenster. Über dieses kommuniziert das Vestibulum mit dem Innenohr. Es ist durch die Fußplatte des Steigbügels verschlossen (Abb. 4) und hat einen Flächeninhalt von 1,46 mm² (HEMILÄ et al., 1995). Etwas weiter ventral befindet sich das runde Fenster oder Schneckenfenster, das das Cavum tympani mit der Cochlea verbindet und von der Membrana tympani secundaria verschlossen ist (NICKEL et al., 2001). Diese besteht wie das Trommelfell aus drei Schichten und hat bei der Katze eine Dicke von 15 bis 20 µm (MIRISZLAI et al., 1978). Im rostromedialen Winkel der Paukenhöhle entspringt der rundliche Musculus (M.) tensor tympani, der das Trommelfell spannen kann. An der Paukenhöhlenwand zwischen dem Vorhoffenster und dem Canalis facialis liegt der M. stapedius (LITTLE u. LANE, 1986; NICKEL et al., 2001) (Abb. 4). Er zieht zum Steigbügelkopf und ist der kleinste quer gestreifte Muskel des Körpers (STEINITZ, 1907; GOTTHELF, 2004). Die Paukenhöhle wird außerdem noch von der Chorda tympani durchquert, einem dünnen Nerv, der vom N. facialis abzweigt, zwischen Hammerstiel und langem Ambossschenkel hindurch läuft (Abb. 4) und durch die Fissura petrotympanica wieder austritt (LITTLE u. LANE, 1986). Es ziehen noch verschiedene weitere Nerven und Nervenfasern durch das Cavum tympani. Sie verlaufen ungeschützt direkt unter der Mukosa, die die Bulla auskleidet, über das Promontorium (LITTLE u. LANE, 1986; GOTTHELF, 2004). 2.7.1.2. Gehörknöchelchen Die Ossicula auditus sind die kleinsten Knochen des Körpers (FOLOWOSELE et al., 2004), dienen der Schallübertragung und durchziehen die Paukenhöhle vom Trommelfell bis zum ovalen Fenster als abgewinkelte Kette (Abb. 5). 34 Literaturübersicht Crus breve des Amboss Crus longum des Amboss Linsenbein Schenkel des Steigbügels Ambosskörper Fußplatte des Steigbügels Kopf des Steigbügels Hammerhals Hammerkopf Hammerstiel Abb. 5: Aufbau der Gehörknöchelchen (modifiziert nach NICKEL et al., 2001). Der Hammer, Malleus, liegt am weitesten lateral und sein Stiel, Manubrium mallei, ist im Trommelfell verankert. Der Stiel geht mit dem Hals in einem stumpfen Winkel in den Hammerkopf über. Der Hammer hat verschiedene Fortsätze, die dem Ansatz von Bändern zu seiner Aufhängung im Epitympanicum dienen. Er ist über insgesamt drei Bänder am Dach der Paukenhöhle, dem Anulus tympanicus bzw. der Wand des Recessus epitympanicus befestigt. Außerdem setzt auf der Grenze zwischen Hammerstiel und -hals der M. tensor tympani an. Der Kopf des Hammers artikuliert über zwei Gelenkflächen mit dem Körper des Ambosses, Incus. Von diesem entspringen ein langer und ein kurzer Schenkel. Auch der Amboss wird von dünnen Ligamenta (Ligg.) in seiner Position gehalten. Der kurze Schenkel liegt fast horizontal, während der lange nach unten und leicht nach medial gekrümmt ist (LeCOUTEUR u. VERNAU, 1999; KÖNIG u. LIEBICH, 2001; NICKEL et al., 2001). Das Crus longum ist über den so genannten Pedikel, einen sehr dünnen Knochen, mit dem Linsenbein, Os lenticulare, ungelenkig verbunden. Das Lin- Literaturübersicht 35 senbein stellt somit kein eigenständiges Gehörknöchelchen dar (FUNNEL et al., 2005). Es besitzt eine Gelenkfläche für die Artikulation mit dem Kopf des Steigbügels, Stapes. DECRAEMER et al. (2003) stellten anhand von µCT-Aufnahmen eines Steigbügels der Katze fest, dass der obere Anteil des Steigbügelkopfes aus dickerem Knochen als der Rest des Stapes besteht. Der untere Abschnitt des Kopfes und die Schenkel sind ausgehöhlt und daher sehr dünn. In der Öffnung zwischen den Schenkeln ist die Membrana stapedis aufgespannt. Die Fußplatte stellt eine extrem dünne Knochenscheibe mit einer konvexen Außenfläche und einem aufgebogenen Rand dar (DECRAEMER et al., 2003). Ihr längster Durchmesser beträgt 1,72 mm x 1,08 mm (HEMILÄ et al., 1995). Sie verschließt das Vorhoffenster und ist mit einem Band an dessen Rand befestigt. 2.7.1.3. Tuba auditiva Die Tuba auditiva wird auch Hörtrompete oder Eustachische Röhre genannt. Sie ist zwischen 5 und 8 mm lang (ROSE, 1978; LeCOUTEUR u. VERNAU, 1999), verbindet das Mittelohr mit dem Pharynx und hat einen knöchernen rinnenförmigen und einen knorpeligen Anteil, der eine Röhre darstellt. Sie mündet ventral im rostralen Bereich des Cavum tympani (KÖNIG u. LIEBICH, 2001). 2.7.2. Das Innenohr Das Innenohr liegt in der Pars petrosa des Os temporale, dem Felsenbein, das aus dem härtesten Knochen des Körpers aufgebaut ist. Die gesamte Ausbuchtung, die das Innenohr beherbergt, ist ungefähr 15 mm lang (GOTTHELF, 2004). Neben dem Innenohr beherbergt das Felsenbein noch weitere anatomische Strukturen, von denen einige, wie der Meatus acusticus internus und der Canalis facialis bereits beschrieben wurden. Auch der N. trigeminus, der im Canalis nervi trigemini am Felsenbein entlang verläuft, gehört zu diesen Strukturen. Da sie nicht unmittelbar mit dem Ohr in Zusammenhang stehen, soll hier nicht weiter auf sie eingegangen 36 Literaturübersicht werden. Im Verlauf dieser Arbeit werden diese jedoch Teil der Beschriftung der µCTBilder sein (s. Kap. 4.3 und 4.4). Wie oben bereits erwähnt, besteht das Innenohr aus zwei Hohlraumsystemen, dem knöchernen und dem darin liegenden häutigen Labyrinth. Das häutige füllt das knöcherne Labyrinth fast vollständig aus. Zwischen beiden befinden sich die perilymphatischen Räume. Diese enthalten wässrige Perilymphe, sind von Bindegewebsfasern durchzogen, die das häutige am knöchernen Labyrinth befestigen, und sind mit Periost ausgekleidet. Sie stehen über die Aquaeductūs vestibuli und cochleae in Verbindung mit dem Cavum leptomeningicum der Schädelhöhle (NICKEL et al., 2001) (Abb. 6). 2.7.2.1. Knöchernes Labyrinth Zum knöchernen Labyrinth gehört ein zentraler Hohlraum, der Vorhof oder Vestibulum, dessen laterale Wand an die Paukenhöhle angrenzt. An der medialen Wand entspringt eine Knochenleiste, die das Vestibulum in eine kleinere, rostral gelegene und eine größere, kaudodorsale Nische unterteilt. Über das Vorhoffenster kommuniziert das Vestibulum mit der Paukenhöhle. Außerdem zieht der kurze, blind endende Meatus acusticus internus in Richtung Schädelhöhle, über den die Nn. facialis und vestibulocochlearis ins Innenohr eintreten. Eine Verbindung zur Schädelhöhle und damit zum Cavum leptomeningicum stellen der Aquaeductus vestibuli und cochleae, dünne Knochenkanäle, her (Abb. 4 und Abb. 6). Ein weiterer Abschnitt des knöchernen Labyrinths sind die Bogengänge, die sich nach kaudodorsal an den Vorhof anschließen (LeCOUTEUR u. VERNAU, 1999; KÖNIG u. LIEBICH, 2001; NICKEL et al., 2001). Es handelt sich um drei kleine, halbkreisförmige Röhrchen mit elliptischem Querschnitt (CURTHOYS et al., 1977), die sich an den Enden jeweils zu einer Ampulla ossea erweitern (Abb. 4 und Abb. 6). Sie sind in etwa rechtwinklig zueinander angeordnet, wobei der transversal liegende einen gemeinsamen Schenkel mit dem sagittal gelegenen Bogengang besitzt. Der dritte Gang liegt ungefähr horizontal. CURTHOYS et al. (1977) geben die Abmessungen der Bogengänge der Katze für den horizontalen als durchschnittlich 0,28 × 0,32 mm² Literaturübersicht 37 an, den vorderen 0,29 × 0,39 mm² und für den hinteren Bogengang als 0,28 × 0,35 mm². Die Ampullae haben einen Querschnitt von 0,89 × 1,08 mm². Der Kreis, den die Bogengänge beschreiben, hat einen Durchmesser von ca. 3 bis 4 mm (WYSOCKI, 2006). Die Schnecke, Cochlea, bildet einen weiteren Anteil des knöchernen Labyrinths. Sie ist ein Knochenkanal, der am Vorhof beginnt und sich bei Fleischfressern in fast drei Windungen spiralförmig um eine Achsenspindel aufrollt. Die erste Windung ist Sförmig gekrümmt, wodurch sie in der Paukenhöhle das Promontorium vorwölbt. Die Spindel, Modiolus, besteht aus spongiösem Knochen und ist kegelförmig. Ihre Basis zeigt nach dorsomedial und etwas kaudal, die Spitze daher nach ventrolateral und leicht rostral. Die Cochlea hat bei der Katze von der Basis der ersten Windung bis zu ihrer Spitze eine Höhe von 4,45 mm (WYSOCKI, 2001). Vom Modiolus entspringt eine dünne Knochenlamelle, Lamina spiralis, die den Canalis spiralis in die obere Vorhofstreppe (Scala vestibuli) und untere Paukentreppe (Scala tympani) unterteilt. Sie erreicht nicht die Außenwand, weshalb der Spalt durch eine dünne Bindegewebsschicht, die Lamina basilaris, überbrückt wird (Abb. 7). Die beiden Treppen stehen im so genannten Helicotrema, einem elliptischen Hohlraum, der die kuppelartige Spitze der Schnecke bildet, in Verbindung. Die Dicke der Lamina spiralis beträgt in der basalen Windung etwa 40 µm und reduziert sich zur Spitze der Cochlea hin auf ca. 11 µm (SHEPHERD u. COLREAVY, 2004). Die Scala vestibuli beginnt am Vorhof an der Steigbügelplatte und hat im Querschnitt eine Höhe von zunächst ca. 1,6 mm sowie eine Breite von ungefähr 1,9 mm. Zum Helicotrema hin verjüngt sie sich auf eine Höhe von 0,4 mm und eine Breite von 0,5 mm. Die Paukentreppe hat ihren Ursprung am runden Fenster an der Paukenhöhle. Sie hat an ihrem Beginn eine Höhe von ca. 0,25 mm, die erst auf bis zu 1,7 mm ansteigt und sich auf 0,4 mm an ihrem Ende reduziert, und eine Breite von 0,7 mm, die sich auf 2,25 mm erhöht und dann wieder auf 0,2 mm absinkt (WYSOCKI, 2001). 38 Literaturübersicht Ductus utriculosaccularis Abb. 6: Schematische Darstellung des Innenohrs. A: Knöchernes Labyrinth. B: Häutiges im knöchernen Labyrinth (modifiziert nach SAMUELSON, 2007). 2.7.2.2. Häutiges Labyrinth Das häutige Labyrinth enthält die im Gegensatz zur Perilymphe viskösere Endolymphe. Die Wand besteht aus einer dünnen bindegewebigen Lamina propria, der Basalmembran und einer einschichtigen Lamina epithelialis. Die hoch spezialisierten Epithelzellen dienen v. a. der Produktion der Endolymphe. Das häutige Labyrinth füllt, wie oben bereits beschrieben, das knöcherne nicht vollständig aus (Abb. 6). Anstelle des einheitlichen Vorhofs hat das häutige Labyrinth zwei Vorhofsäckchen, den Sacculus und den Utriculus, die durch einen engen Ductus utriculosaccularis miteinander verbunden sind. Hier zweigt auch der Ductus endolymphaticus ab, der durch den knöchernen Aquaeductus vestibularis bis zur Dura mater zieht und dort Literaturübersicht 39 blind endet (Abb. 4 und Abb. 6). An den Utriculus schließen die häutigen Bogengänge an (NICKEL et al., 2001). Abb. 7: Querschnitt durch eine Windung der Cochlea (modifiziert nach NICKEL et al., 2001). Die Ductūs semicirculares bilden zusammen mit Sacculus und Utriculus den Vestibularapparat, also das Gleichgewichtsorgan. Die Rezeptoren befinden sich in umschriebenen, verdickten Arealen in den Vorhofsäckchen sowie den Ampullae. Sie dienen der Wahrnehmung von Veränderungen der Lage des Kopfs im Raum und Umwandlung in nervöse Impulse (KÖNIG u. LIEBICH, 2001; NICKEL et al., 2001). Die häutige Schnecke, Ductus cochlearis, geht aus dem Sacculus hervor. Sie hat einen etwa dreieckigen Querschnitt, füllt nur einen sehr kleinen Teil der knöchernen Schnecke aus und endet in der Schneckenspitze blind (Abb. 6). Durch die von der Spindel entspringende Knochenlamelle und die Lamina basilaris wird sie nach ventral von der Paukentreppe getrennt. Ihre dorsale Wand und damit die Abgrenzung 40 Literaturübersicht zur Vorhofstreppe bildet die Membrana vestibularis, auch Reissnersche Membran genannt. Die Außenwand der häutigen Schnecke stellt das verdickte Ligamentum spirale cochleae dar, das fest mit dem Periost der Cochlea verwachsen ist (Abb. 7). Der Schneckengang ist das eigentliche Gehörorgan, da er das Sinnesepithel für die Gehörwahrnehmung, das Cortische Organ, beherbergt (KÖNIG u. LIEBICH, 2001; NICKEL et al., 2001) (Abb. 7). Der für Gleichgewichtssinn und Gehör notwendige Nerv ist der achte Gehirnnerv, N. vestibulocochlearis. Er tritt durch den Meatus acusticus internus in das Felsenbein ein und gelangt über Öffnungen an dessen Grund in die Cochlea und das Vestibulum (LeCOUTEUR u. VERNAU, 1999). 2.8. Erkrankungen des Ohrs der Katze und die Bedeutung bildgebender Verfahren 2.8.1. Entzündungen Es gibt viele Erkrankungen des Ohrs, die bei der Katze auftreten können. Besonders häufig kommen die Otitis media und interna vor. Eine Mittelohrentzündung kann sich aus einer Otitis externa, durch Neoplasien (s. Kap. 2.8.5), hämatologische Streuung von Bakterien sowie, was bei der Katze vor allem vorkommt, durch Ausbreitung einer respiratorischen Erkrankung über die Tuba auditiva oder nasopharyngeale Polypen (s. Kap. 2.8.2) entwickeln. Innenohrentzündungen wiederum entstehen aus einer Otitis media. Auftretende Symptome umfassen vermehrtes Kopfschütteln, Reiben oder Kratzen am Ohr, Schmerzen beim Abtasten des Kopfs und Hörstörungen. Außerdem können Schädigungen des Fazialisnerv und sympathischer Nervenfasern auftreten, die durch die Paukenhöhle verlaufen. Diese führen zum so genannten Horner-Syndrom mit Ptosis, Miosis, Enophthalmus und Nickhautvorfall (SHELL, 1988; HARVEY et al., 2001; LeCOUTEUR, 2003; GOTTHELF, 2004). Bei einer Innenohrentzündung kön- Literaturübersicht 41 nen die Tiere außerdem noch eine periphere vestibuläre Dysfunktion zeigen (s. Kap. 2.8.4). Die Diagnose erfolgt über eine klinische Untersuchung und Otoskopie, ergänzt durch bildgebende Verfahren. Hierbei spielt vor allem die Radiographie eine wichtige Rolle, die allerdings bei ca. 25 % der Fälle zu falsch negativen Ergebnissen führt (REMEDIOS et al., 1991; HARVEY et al., 2001). Inzwischen werden auch häufiger die CT und MRT herangezogen, da sie die Darstellung der Strukturen des Ohrs frei von Überlagerungen erlauben (SEITZ et al., 1996). Die Sensitivität der CT ist laut Studien von LOVE et al. (1995) sowie von ROHLEDER et al. (2006) höher als beim Röntgen, die Spezifität dagegen ein wenig geringer. Zudem führt die CT bei vollständiger Füllung der Bulla tympanica mit Flüssigkeit fälschlicherweise zum Eindruck einer Verdickung der Bullawand (BARTHEZ et al., 1996). Mehrere Arbeiten bestätigen dennoch, dass die CT einen hohen diagnostischen Wert bei der Darstellung des Mittelohrs sowie knöcherner Strukturen des Innenohrs hat, während die MRT zur Darstellung des gesamten Innenohrs einschließlich des Weichgewebes besser geeignet ist (SEITZ et al., 1996; GAROSI et al., 2003; BISCHOFF u. KNELLER, 2004; BENIGNI u. LAMB, 2006; POZNYAKOVSKIY et al., 2008). KING et al. (2007) bezeichnen die CT sogar als den Goldstandard zur Unterscheidung von Luft- und Flüssigkeitsfüllung der Bulla tympanica. Veränderungen, die bei Entzündung des Mittel- und Innenohrs auftreten, sind unregelmäßige Konturen der Paukenhöhle, Knochenzubildung und dadurch Verdickung der Wand der Bulla tympanica und Osteolyse sowohl der Bullawand als auch der Gehörknöchelchen, vor allem bei chronischen Entzündungsprozessen. Außerdem kann es zu Füllung der Paukenhöhle mit entzündlicher Flüssigkeit oder Granulationsgewebe, Verschattung des Hohlraums durch Verdickung der Schleimhautauskleidung und Ruptur des Trommelfells kommen. Am Innenohr kann es zu Knochenproliferation der Pars petrosa des Schläfenbeins sowie Obliteration der sonst flüssigkeitsgefüllten Räume des Labyrinths durch fibröses Material kommen (SHELL, 1988; GAROSI et al., 2003; LeCOUTEUR, 2003; BISCHOFF u. KNELLER, 2004; GOTTHELF, 2004). 42 2.8.2. Literaturübersicht Nasopharyngeale Polypen Bei nasopharyngealen Polypen handelt es sich um Zubildungen der Mukosa der Eustachischen Röhre, des Mittelohrs oder des Nasopharynx, die sich, gleich welchen Ursprungs sie sind, in diesen Regionen und bis in den Meatus acusticus externus ausdehnen. Die Ursache ist nicht geklärt, aber es werden chronische Entzündungen, kongenitale Missbildung oder ein genetischer Hintergrund in Betracht gezogen (LeCOUTEUR, 2003; ETTINGER u. FELDMAN, 2005). Bei Ausbreitung im Mittelohr treten die gleichen Symptome wie bei einer typischen Otitis media auf, die sich auch parallel durch Reizung aufgrund des Polypen entwickeln kann. Erscheinungen wie bei einer Otitis interna kommen vor, wenn der Polyp Druck auf das Schnecken- oder Vorhoffenster ausübt oder diese rupturiert (GOTTHELF, 2004). Zur Diagnostik von nasopharyngealen Polypen dienen Otoskopie, Röntgen und CT, wobei mit der CT nicht nur das Vorhandensein, sondern auch die genaue Ausdehnung des Polypen bestimmt werden kann (SEITZ et al., 1996). Typische Veränderungen sind Füllung der Paukenhöhle und gegebenenfalls auch des Nasopharynx sowie des Meatus acusticus externus mit Weichgewebe und Verdickung der Bullawand, Ruptur des Trommelfells, des Schnecken- sowie Vorhoffensters (SEITZ et al., 1996; GAROSI et al., 2003; GOTTHELF, 2004). 2.8.3. Taubheit Bei der Taubheit kann man eine periphere von einer zentralen Form unterscheiden. Die zentrale Taubheit hat ihren Ursprung im zentralen Nervensystem und steht somit nicht im Zusammenhang mit Erkrankungen des Ohrs. Die periphere Taubheit kann hinsichtlich ihrer Ursachen weiter unterteilt werden in erworben bzw. erblich und außerdem jeweils in eine sensorische und eine konduktive Form. Der erworbenen sensorischen Taubheit liegen Veränderungen im Innenohr zugrunde, die beispielsweise durch Otitis interna, Alter oder Lärm verursacht werden können. Eine erworbene konduktive Taubheit kann sich bei einer chronischen Entzündung des mittleren oder Literaturübersicht 43 äußeren Ohrs durch Verlegung des Meatus acusticus externus, Versteifung oder Ruptur des Trommelfells, Schädigung der Gehörknöchelchen oder Füllung der Paukenhöhle mit Flüssigkeit oder Entzündungsgewebe sowie als Folge eines Traumas entwickeln. Bei beiden Taubheitsformen kommen die der Grunderkrankung entsprechenden Symptome vor. Die Diagnose ist schwierig und eine Vermutung kann meistens nur durch die Besitzer des Tiers geäußert werden. Der endgültige Nachweis oder zumindest die Erhärtung des Verdachts kann bei Vorliegen einer auslösenden Erkrankung durch die entsprechende Diagnostik mittels bildgebender Verfahren erfolgen (STRAIN, 1996; HARVEY et al., 2001). Außerdem kann mit Hilfe von elektrophysiologischen Untersuchungen, der so genannten Audiometrie, die Taubheit festgestellt werden. Der Test erfolgt unter Vollnarkose des Patienten. Es werden Signale einer bestimmten Lautstärke und Frequenz appliziert und die Reaktion in Form elektrischer Potenziale (FAEP: frühe, akustisch evozierte Potenziale) abgeleitet. Auf diese Weise können das Vorhandensein und der Grad der Hörschädigung, jedoch nicht immer ihre Ursache festgestellt werden (STRAIN, 1996; ETTINGER u. FELDMAN, 2005; SCHACKS u. HAUSCHILD, 2005; VENKER-VAN HAGEN, 2006). Eine dritte Form der Taubheit ist die angeborene, sensorische Taubheit, die genetisch bedingt ist und bei weißen Katzen mit blauen Augen gehäuft auftritt. Sie entsteht durch Degeneration verschiedener Strukturen in der Cochlea, z. B. des Spiralganglions oder der Reissnerschen Membran (REBILLARD et al., 1981; HEID et al., 1998; RYUGO et al., 2003). Der degenerative Prozess manifestiert sich in unterschiedlichen Lebensaltern von direkt bei der Geburt bis mit ca. sechs Monaten. Bei dieser Taubheitsform kann eine Diagnose nur durch die Audiometrie oder histologisch bzw. pathologisch nach dem Tod des Tiers erfolgen. Kein bildgebendes Verfahren ist bislang in der Lage, die entsprechenden Veränderungen im Innenohr darzustellen. Wichtig ist diese Form der Taubheit, da sie dem so genannten WaardenbergSyndrom beim Menschen sehr ähnlich ist (VENKER-VAN HAGEN, 2006). Zur Forschung zu diesem Syndrom und auch auf dem Gebiet der Taubheit allgemein wird die Katze häufig als Modelltier eingesetzt. Es wird die Entwicklung der degenerativen Veränderungen sowie die Eignung zum Einsatz von Cochleaimplantaten untersucht 44 Literaturübersicht (HEID et al., 1998; RYUGO et al., 2003). Außerdem spielt die taube weiße Katze in der experimentellen Chirurgie im Rahmen der Implantatforschung eine bedeutende Rolle (KRETZMER et al., 2004; MIDDLEBROOKS u. SNYDER, 2007). In mehreren Studien, unter anderem bei WAGNER et al. (2009), wurde versucht, die korrekte Platzierung der Implantate mit Hilfe der CT festzustellen. POSTNOV et al. (2006) verwendeten bereits die µCT. Es wurden allerdings immer nur Präparate des Schläfenbeins für die Untersuchungen herangezogen. 2.8.4. Vestibuläre Dysfunktion Das vestibuläre Syndrom tritt bei Störungen im Gleichgewichtsorgan auf. Man unterscheidet wie bei der Taubheit eine periphere und eine zentrale Form. Bei der zentralen Form des Vestibulärsyndroms liegt die Ursache nicht im Bereich des Ohres. Periphere vestibuläre Dysfunktionen können idiopathisch oder ein Symptom anderer Erkrankungen sein. Dazu zählt beispielsweise eine angeborene Dysplasie oder Degeneration von Strukturen des Innenohrs, die häufig mit einer Taubheit einhergehen und bei Burma- und Siamkatzen beschrieben wurde (HARVEY et al., 2001). Auch ein Trauma, das zu Frakturen des Innenohrs geführt hat, kann Auslöser für das Vestibulärsyndrom sein (SCHUNK, 1988; JÄGER et al., 1997; HARVEY et al., 2001; LeCOUTEUR u. VERNAU, 1999). Die häufigsten Ursachen sind allerdings eine Entzündung des Innenohrs, Neoplasien sowie nasopharyngeale Polypen (s. Kap. 2.8.1, 2.8.2 u. 2.8.5) (THOMAS, 2000). Die Symptome werden durch Verlust des Gleichgewichtssinns verursacht. Bei peripheren vestibulären Störungen ist in der Regel nur eine Seite betroffen. Daher kommt es zu Fallen oder Rollen, Kreisbewegungen und Kopfschiefhaltung zur betroffenen Seite hin. Außerdem können Übelkeit bzw. Erbrechen, Nystagmus sowie Strabismus auftreten. Die Diagnose erfolgt wie bei den entsprechenden auslösenden Erkrankungen beschrieben. Bei einem Trauma kann eventuell auf dem Röntgenbild, meist aber erst im CT die Frakturlinie durch die Pars petrosa des Schläfenbeins dargestellt werden. Die Diagnose des idiopathischen peripheren Vestibulärsyndroms ergibt sich im Ausschlussverfahren (HARVEY et al., 2001; LeCOUTEUR, 2003). Literaturübersicht 2.8.5. 45 Neoplasien Neoplasien des Ohrs kommen bei der Katze relativ selten vor. Sie können aus Gewebe des Meatus acusticus externus, des Mittelohrs selbst oder aus Weichgewebe der Umgebung, beispielsweise den Speicheldrüsen, entstehen (GAROSI et al., 2003) und können sich auch bis auf das Innenohr erstrecken (VENKER-VAN HAGEN, 2006). Meistens handelt es sich um Plattenepithelkarzinome oder Adenome bzw. Adenokarzinome der Zerumen bildenden Drüsen (HARVEY et al., 2001). Zu den auftretenden Symptomen gehören alle, die auch bei Entzündungen des Ohrs vorkommen. Auch hier können Röntgen, CT und MRT zur Diagnose herangezogen werden. Veränderungen, die bei Neoplasien entstehen, sind ebenfalls denen bei Otitiden ähnlich. Es können Lyse und Konturveränderungen der Wand der Paukenhöhle, Knochenproliferationen, Verschattungen des Lumens der Paukenhöhle, Auflösung der Pars petrosa des Os temporale sowie Umfangsvermehrungen des umgebenden Weichgewebes auftreten (GAROSI et al., 2003; BISCHOFF u. KNELLER, 2004; GOTTHELF, 2004). 2.8.6. Derzeitige Anwendung der CT und µCT zur Diagnostik bei Ohrerkrankungen Die klinische CT wird regelmäßig zur Diagnose von Erkrankungen des Mittel- oder Innenohrs bei der Katze herangezogen. Vor allem bei Patienten, die aufgrund chronischer Krankheitsprozesse eventuell eine Operation benötigen, ist ihr Einsatz sinnvoll (BISCHOFF u. KNELLER, 2004). Häufig können die Erkrankungen erst in einem fortgeschrittenen Stadium festgestellt werden, da Veränderungen, die mit Hilfe der CT darstellbar sind, im späteren Verlauf der Krankheit entstehen. Mittels klinischer CT können ein abnormer Inhalt in normalerweise luftgefüllten Hohlräumen sowie Abweichungen in der Knochenstruktur festgestellt werden. Aufgrund der begrenzten Ortsauflösung der klinischen CT sind die entsprechenden Veränderungen jedoch erst ab einem gewissen Grad erkennbar. In der Diagnostik am Mittelohr ist die CT die beste verfügbare Technik. Am Innenohr ist sie zur Darstellung von Entzündungen weniger geeignet. Sie kann aber der Untersuchung auf Frakturen, kongenitale Miss- 46 Literaturübersicht bildungen und Osteodystrophien dienen (GAROSI et al., 2003; BENIGNI u. LAMB, 2006). Die µCT wird zur Diagnostik von Ohrerkrankungen bisher nicht beschrieben. Material und Methoden 47 3. Material und Methoden 3.1. Material 3.1.1. Präparate für Messungen am µCT Für die ersten Messungen, die der Optimierung der Bildqualität und Definition der am besten geeigneten Einstellungen des Mikro-Computertomographen dienten, wurden Präparate von zwei Katzenköpfen verwendet. Sie wurden mit so genannter Karnovsky-Lösung fixiert. Diese setzt sich aus Glutaraldehyd und Paraformaldehyd zusammen und führt nur zu sehr geringen Veränderungen der Zellen, also auch der Weichgewebe insgesamt (ANNIKO u. LUNDQUIST, 1977). Bei den für die Herstellung der Präparate verwendeten Tieren handelte es sich um Katzen, die in der Klinik für Kleintiere der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover (TiHo Hannover) aus unterschiedlichen Gründen euthanasiert werden mussten, aber keine Krankheiten im Bereich des Kopfes und insbesondere des Ohres aufwiesen. Da die Katzen unterschiedlichen Alters und Geschlechts waren, variierten auch die Köpfe in ihrer Größe und Form. Unmittelbar nach der Euthanasie (Pentobarbital; Narkodorm, Fa. cp pharma) wurden 5 ml Heparin mittels einer 5 ml-Spritze (Fa. Terumo) und einer aufgesetzten Kanüle in die Arteria (A.) carotis externa injiziert. Diese wurde per Hand nach kaudal gestaut. Das Gelingen des Stauens zeigte ein in den Halsvenen sichtbarer Blutfluss an. Zweck der Heparininjektion war, eine Thrombosierung in den Gefäßen vor allem des Kopfes zu verhindern und somit die nachfolgende gleichmäßige Durchtränkung des Gewebes mit der Fixationslösung zu gewährleisten. Im anatomischen Institut der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover wurde zur Injektion der Lösung beidseitig am Hals die A. carotis communis freipräpariert und je eine Braunüle (Fa. Braun) fixiert. Anschließend erfolgte nacheinander die Applikation von je ca. 30 ml Karnovsky-Lösung mit einer 50 ml-Spritze (Fa. Terumo) und ange- 48 Material und Methoden schlossenem Verlängerungsschlauch für Infusionen, wobei ein Reflux aus der Braunüle der jeweils anderen Seite beobachtet werden konnte. Die verwendete Menge der Lösung wurde nicht im Vorfeld festgelegt, sondern ergab sich aus Anzeichen einer vollständigen Imbibition des Gewebes wie dem oben beschriebenen Reflux und dem Feuchtwerden der Maulschleimhaut. Zusätzlich zu dieser Perfusionsfixierung wurde der Meatus acusticus externus jedes Ohres mit Hilfe einer 5 ml-Spritze (Fa. Terumo) mit ca. 5 ml der Fixationslösung gespült, um eine Fixierung des Trommelfells sicherzustellen. Nach einer eintägigen Einwirkzeit wurden die Katzen dekapitiert. Die Köpfe wurden über 6 bzw. 4 Wochen bei 5 bis 8 °C gelagert und während dieser Zeit mehreren mikro-computertomographischen Scans unterzogen. Für die µCT-Aufnahmen mit den optimierten Einstellungen, den Vergleich mit der klinischen CT und der Histologie wurde noch ein weiteres Katzenkopfpräparat hergestellt. Auch dieses Tier musste aus Gründen euthanasiert werden, die nicht im Zusammenhang mit Krankheiten des Kopfes, insbesondere des Ohres, standen. Hierbei wurde der Katze nach den Medikamenten für die Narkose (Propofol, Fa. Braun) Heparin injiziert und unmittelbar danach das Mittel zur Euthanasie (Pentobarbital; Narkodorm, Fa. cp pharma). Die Katze wurde innerhalb von zwei Stunden für die Messungen zur Darstellung der Anatomie des Mittel- und Innenohrs (s. Kap. 3.3.3) und den Scan mit dem klinischen CT-Gerät verwendet. Erst anschließend wurde wie für die anderen Präparate beschrieben verfahren und die histologischen Schnitte des Ohrs hergestellt (s. Kap. 3.1.2). 3.1.2. Herstellung der histologischen Präparate Für den Vergleich mit den µCT-Bildern wurden von den Ohren der gescannten Katze histologische Schnitte angefertigt. Unmittelbar nach Abschluss der Messung im klinischen und im µCT erfolgte dafür zunächst eine Perfusionsfixierung (s. Kap. 3.1.1). Anschließend wurde bei dem Kopf der Unterkiefer exartikuliert und entfernt. Das am Kopf befindliche Weichgewebe wurde so weit wie möglich mit einem Messer abgelöst. Danach wurde der Kopf mit Hilfe einer wassergekühlten Bandsäge (Typ MBS 220/E, Fa. Proxxon) in der Medianen geteilt. Nach Entfernung des Gehirns konnten Material und Methoden 49 unter Orientierung am Felsenbein, der Bulla tympanica und dem Jochbogen weitere Sägeschnitte vorgenommen werden, bis von jeder Seite ein das Mittel- und Innenohr beherbergender Block vorlag. Die beiden Blöcke wurden dann zur Fixierung über 30 Stunden in Karnovsky-Lösung eingelegt. Um die vollständige Fixierung auch der Gehörknöchelchen und des Trommelfells zu gewährleisten, wurde mit einer Kanüle (Fa. Terumo) vorsichtig ein Loch in jede Paukenhöhle präpariert, eine Spritze (Fa. Terumo) aufgesetzt und die Paukenhöhlen mit Karnovsky-Lösung gefüllt. Im Anschluss an die Fixierung wurden die Blöcke über Nacht gewässert. Für den darauf folgenden Entkalkungsprozess der Ohrpräparate wurden diese separat in Gläsern (20 ml) mit Schraubverschluss in 25%ige Ethylendiamintetraessigsäure (EDTA, Fa. Sigma-Aldrich Laborchemikalien GmbH, Seelze) eingelegt. Eine Lagerung im Brutschrank bei 37 °C beschleunigte die Entkalkung, die nach ca. vier Wochen abgeschlossen war. Die EDTA-Lösung wurde alle vier bis fünf Tage gewechselt. Im Verlauf der Entkalkung wurden die Blöcke mehrfach vorsichtig mit einer Skalpellklinge (Fa. Feather) angeschnitten, um den Fortschritt festzustellen. Nach Ablauf der vier Wochen wurde die vollständige Dekalzifizierung durch eine Röntgenaufnahme jedes Blocks überprüft (kleiner Fokus, 40 kV, 25 mAs). So konnte ausgeschlossen werden, dass noch kleine kalkhaltige Bezirke vorhanden waren. Im Anschluss wurden die Blöcke erneut gewässert und mit einer Skalpellklinge weiter verkleinert, so dass ausreichend kleine Präparate entstanden, die in die Formen zur Technoviteinbettung hineinpassten. Beim Bearbeiten der Präparate wurde darauf geachtet, dass keine Strukturen des Mittel- oder Innenohrs zerstört werden. Es folgte die Dehydrierung mittels einer aufsteigenden Alkoholreihe von 20%iger in zwanziger Schritten bis zu 100%iger Alkoholkonzentration. Schließlich wurden die Ohrpräparate in Technovit (Fa. Heraeus Kulzer, Wehrheim) eingebettet. In Vorversuchen wurde die Technik ermittelt, die am besten zur Herstellung der histologischen Schnitte geeignet ist. Hierfür wurden probeweise Präparate aus den Mittelund Innenohren der beiden Katzenköpfe angefertigt, die zuvor für die Messungen zur Optimierung der Scanparameter verwendet wurden. Als erstes erfolgte eine Einbettung in Paraffin. Es zeigte sich, dass dieses Medium ungeeignet ist, da die Schnitte 50 Material und Methoden vor allem im Bereich des Felsenbeins dazu neigen, einzureißen. Eine Einbettung in Technovit war erfolgreich. Zwar muss darauf geachtet werden, dass der Flächeninhalt der Schnittfläche nicht zu groß ist, da das motorbetriebene Mikrotom sonst beim Schneiden Artefakte verursacht. Aber es kommt nicht zum Zerreißen der Schnitte wie bei Paraffineinbettung. Ein weiterer Vorteil des Technovits ist, dass nur äußerst geringe Schrumpfungsartefakte auftreten (HANSTEDE u. GERRITS, 1983). Bei der Einbettung der Präparate wurde versucht, ihre Position der Lage während der µCT-Messung anzupassen. So sollte gewährleistet sein, dass die histologischen Präparate einen ähnlichen Schnittverlauf wie die Scanebene auf den µCT-Bildern hatten. Der Ablauf der Technoviteinbettung ist Tabelle 1 zu entnehmen. Tab. 1: Ablauf der Technoviteinbettung (GERRITS u. SMID, 1983). Arbeitsschritt Zeitdauer Einlegen der Präparate in Technovit 7100 Vorbereitungslösung I (50 ml Technovit 7100 + 0,5 mg Härter I) 12 Std. (über Nacht) Ausrichten und Ausgießen der Präparate in Plastikformen mit 15 ml Technovitlösung I + 1 ml Härter II Ca. 1 Std. Aushärtung im Wärmeschrank bei 37 °C Bis zu 48 Std. Aufkleben auf Blöcke aus Plastikförmchen mit Technovit 3040 (im Verhältnis Pulver : Flüssigkeit wie 3:1) Von jedem Technovitblock wurden nach dem Durchtrocknen und Aufblocken auf die Plastikförmchen mit einem Autocut-Mikrotom (Fa. Jung, Heidelberg) ca. 2 µm dicke Gewebeschnitte angefertigt. Es wurden jeweils die Schnitte 2, 4, 6, 8 verwendet und Schnitt 9 bis 11 verworfen, 12, 14, 16, 18 verwendet, 19 bis 21 verworfen usw.. Die ausgewählten Schnitte wurden im warmen Wasserbad gestreckt, zu zweit auf einen Objektträger aufgezogen und auf einer Wärmeplatte bei 90 °C auf den Objektträgern fixiert. Beim Aufziehen wurden die Schnitte entsprechend Tabelle 2 auf die Objektträger verteilt und jeder zweite Objektträger weiter verwendet. Die restlichen Objektträger wurden als Reserve, z. B. für Spezialfärbungen, aufbewahrt. Insgesamt entstanden auf diese Art und Weise 2149 Objektträger, von denen 1074 angefärbt wurden. Material und Methoden 51 Tab. 2: Bestückung der Objektträger und ihre Verwendung. Objektträger-Nr. Schnitte Verwendung 2 4, 14 Reserve 3 6, 16 Färbung 4 8, 18 Reserve 5 22, 32 Färbung 6 24, 34 Reserve 7 26, 36 Färbung ….. Färbung ….. 2, 12 ….. 1 2149 4288-4298 Reserve Die histologischen Schnitte wurden schließlich noch nach Standardmethoden mit Toluidinblau angefärbt (Tab. 3). Tab. 3: Protokoll der Toluidinblau-Färbung (nach BÖCK, 1989) für Technovitschnitte. Arbeitsschritt Zeitdauer Toluidinblaulsg. O-gebrauchsfertig1 1 min. Spülen mit Aqua bidestillata 1 (Aq. bidest.) 2 min. Aq. bidest. 2 2 min. Aq. bidest. 3 2 min. Einlegen in 80 % Ethanol 1 2 min. Einlegen in 80 % Ethanol 2 2 min. Einlegen in 96 % Ethanol 1 2 min. Einlegen in 96 % Ethanol 2 2 min. Lufttrocknen lassen ca. 5 min. Eindecken mit DePeX® (Fa. Serva, Heidelberg) 1 Toluidinblau-Gebrauchslösung: 1 g Toluidinblau O, 1 g di-Natriumtetraborat-10-hydrat, 0,2 g Paraformaldehyd (Fa. Serva, Deisenhofen), ad 100 ml Aq. bidest 52 Material und Methoden 3.2. Der Mikro-CT (µCT) 3.2.1. Aufbau des Geräts Die Messungen wurden am XtremeCT (Fa. Scanco Medical AG, Zürich) der Klinik für Kleintiere der TiHo Hannover durchgeführt. Die Hauptkomponenten des MikroComputertomographen waren die Gantry (Abb. 11) sowie drei Rechner (Alpha Workstation, Fa. Hewlett Packard) mit jeweils einem TFT-Monitor (Hewlett Packard 2035). Zur Speicherung der Rohdaten und Bilder auf HP SuperDLTtape-Datenkassetten (600 GB) stand ein externes SDLT-Bandlaufwerk (Fa. Hewlett Packard) zur Verfügung. Die Server waren über ein Netzwerk miteinander verbunden und mit 64-bit Prozessoren sowie dem Betriebssystem OpenVMS V 5.3 ausgestattet. Einer der Computer diente der Steuerung des XtremeCT über die von Scanco mitgelieferte Bedienungssoftware (µCT Tomography V5.4C) (Abb. 8). An allen Rechnern konnte mit weiteren, von der Firma Scanco zur Verfügung gestellten Programmen (µCT Evaluation Program V6.0, µCT Ray V3.5) eine Betrachtung, Evaluation und 3D-Darstellung der µCT-Bilder erfolgen. In der Bedienungssoftware des XtremeCT mussten neben dem Patienten- bzw. Probennamen im so genannten „controlfile“ die Werte für die Scanparameter festgelegt werden (Abb. 9). Der controlfile war im Batchmodus angelegt, so dass Kalibrierungen (s. Kap. 3.3.1) auch vorgenommen werden konnten, wenn das Objekt bereits in der Gantry platziert war. Wenn vom Benutzer die gewünschten Scanparameter eingestellt worden waren, erfolgten in dem controlfile außerdem automatisch Angaben zur Dauer der gesamten Messung sowie der voraussichtlichen Strahlendosis des Patienten in Form des CTDI (s. Kap. 2.3). Material und Methoden 53 C A B Abb. 8: Hauptfenster der Benutzeroberfläche der Bedienungssoftware µCT Tomography V5.4C am XtremeCT. A: Patientenname- und nummer, B: Auswahl des controlfile, C: Scoutview bzw. später Übersicht des fertigen Scans. 54 Material und Methoden A B C D Abb. 9: Der controlfile zur Einstellung der Scanparameter. A: Schichtdicke über die Akquisitionsmatrix, B: Anzahl der Projektionen pro 180°, C: Integrationszeit, D: Angabe der voraussichtlichen Messzeit und des CTDI. Alle Komponenten des µCT befanden sich in einem Raum, da die Verkleidung der Gantry ausreichend vor der Strahlung schützte und somit eine Abtrennung der Bedienungseinheit nicht nötig war (Abb. 10). Material und Methoden 55 Abb. 10: µCT-Raum mit der Gantry und der Bedienungseinheit des XtremeCT. Bei der Bleischürze vor der Gantryöffnung handelt es sich um eine über den eigentlich notwendigen Strahlenschutz hinausgehende Maßnahme. Das XtremeCT wurde für die in vivo-Messung von Knochendichte und KnochenMikroarchitektur an Radius und Ulna oder der Tibia des Menschen entwickelt. Der Detektor und die Röntgenquelle rotierten daher wie bei einem gewöhnlichen Computertomographen um das stationäre Objekt. Dieses befand sich in einer Manschette, die in eine vorziehbare Halterung eingehängt und dann in die Gantry geschoben wurde. Da als Objekte Arme oder Beine der Patienten vorgesehen waren, betrug die Größe der Öffnung der Gantry lediglich 32 cm × 18 cm (Abb. 11). 56 Material und Methoden Abb. 11: Vorderansicht des XtremeCTs mit Gantryöffnung und speziell für in vivoUntersuchungen von Versuchstieren angefertigte Halterung. Material und Methoden 3.2.2. 57 Physikalisch-technische Parameter des Geräts Die technischen Parameter des µCT können Tabelle 4 entnommen werden. Tab. 4: Technische Daten des XtremeCT (Fa. Scanco Medical AG). Physikalisch-technischer Parameter Wert Maximale Ortsauflösung 41 µm (isotrop) FOV1 125 mm Scanlänge 150 mm Röntgenquelle Mikrofokusröntgenröhre mit einer Fokusgröße von 70 µm und Kegelstrahlgeometrie Röhrenspannung 60 kV (nicht variabel) Röhrenleistung 60 W Anodenstrom 1 mA (nicht variabel) Detektorgröße 3072 x 255 Pixel Filterung 0,3 mm Kupfer- und 1 mm Aluminiumfilter Volumenscanzeiten Minutenbereich 1 FOV - Field of View Die Filterung des Röntgenstrahls erfolgte zur Reduktion des niederenergetischen Strahlungsanteils, der nur zur Strahlendosis, jedoch nicht zum Signal beitrug. Auf diese Weise konnten auch Strahlaufhärtungsartefakte vermindert werden (s. Kap. 2.2.4.1). Bei dem XtremeCT handelte es sich nicht um einen typischen klinischen Spiral-CT, da Röntgenquelle und Detektor nicht 360°-Drehungen ausführten und dabei gleichzeitig spiralförmig „vorwärts“ wanderten, sondern um 180° in die eine Richtung rotierten, bremsten und anschließend wieder um 180° in die entgegengesetzte Richtung rotierten. 58 Material und Methoden Die Röhrenspannung und Stromstärke waren beim XtremeCT nicht frei wählbar. Daher blieben noch drei variable Parameter übrig. Dies waren die Integrations- oder Belichtungszeit, die Zahl der Projektionen pro 180° sowie die Schichtdicke, deren Variationsbereiche Tabelle 5 enthält. Während bei diesem µCT die Integrationszeit direkt eingestellt werden konnte, wird bei einem klinischen Computertomographen die Belichtungsdauer über das Röhrenstrom-Zeit-Produkt (mAs-Zahl) variiert. Die Schichtdicke konnte im XtremeCT zwischen 41 und 336 µm gewählt werden. Sie wurde allerdings indirekt über die Größe der Akquisitionsmatrix eingestellt. Die Fensterung sowie der Faltungskern, die bei klinischen CTs frei wählbar sind, konnten bei diesem Gerät nicht verändert werden. Der zur Verfügung stehende Rekonstruktionskern war für die Darstellung von Knochengewebe optimiert. Tab. 5: Variable Parameter des µCT. Parameter Variationsbereich Integrationszeit 70 – 700 ms Zahl der Projektionen 250 – 1500/180° Schichtdicke1 41 - 336 µm Akquisitionsmatrix bis zu 3072² (3072² entspricht Ortsauflösung von 41 µm) 1 Schichtdicke wird über Akquisitionsmatrixgröße eingestellt Die Strahlendosis des Patienten wurde vom Hersteller des XtremeCT mit weniger als 3 µSv effektiver Dosis bei Standardmessungen mit 96 mAs angegeben (SCANCO, 2005). Im controlfile der Bedienungssoftware wurde die Patienten- bzw. Objektdosis als CTDI-Wert für die jeweils eingestellten Scanparameter angegeben (s. Kap. 3.2.1). Der CTDI wurde von der Fa. Scanco für das XtremeCT durch Phantommessungen bei einer Einstellung von 750 Projektionen pro 180° und einer Integrationszeit von 100 ms, dem Standardprotokoll bei Aufnahmen der humanen Tibia und des Radius, auf Zuverlässigkeit validiert. Bei dem verwendeten Phantom handelte es sich um ein nach IEC 60601-2-44 (IEC, 1999) spezifiziertes Standardphantom (SCANCO, 2005). Der CTDI100,w wurde aus den Strahlendosen, die von der zentralen und den vier peripher gelegenen Ionisationskammern erfasst wurden, berechnet (s. Kap. 2.3). Es Material und Methoden 59 ergab sich ein Wert von 6,1 mGy. Da die Standardmessung mit 96 mAs erfolgte, lag der CTDI-Wert pro mAs bei 0,064 mGy. Der CTDI ist näherungsweise proportional zum mAs-Produkt. Bei jeder neuen Einstellung der Scanparameter berechnete die Bedienungssoftware des XtremeCT den im controlfile angegebenen CTDI entsprechend CTDI = 0,064 mGy I t mAs (12) (SCANCO, 2005), wobei I t das gewählte Röhrenstrom-Zeit-Produkt in mAs bezeichnet. Die CTDI-Werte, die sich bei den Messungen ergeben haben, sind sehr gering, so dass die Fa. Scanco (2005) die relative Messunsicherheit mit ± 30 % angibt. 3.3. Messungen am µCT 3.3.1. Kalibriermessungen Für das XtremeCT waren vom Hersteller Kalibrierungsmessungen vorgeschrieben, die täglich bzw. wöchentlich mit dem mitgelieferten Standardphantom der Fa. Scanco Medical AG durchgeführt wurden. Dabei handelte es sich um die Kalibrierung der Dichtewerte von Wasser und Hydroxylapatit sowie der Bildgeometrie. Die Messungen dienten der Konstanzprüfung zur Qualitätssicherung. Außerdem wurden vom Hersteller so genannte Präkalibrierungen empfohlen. Diese wurden vor allen Messungen, bei denen die Einstellungen verändert wurden, jeweils zweimal durchgeführt. Bei der Präkalibrierung erfolgten eine Weißbild- und Dunkelfeldkorrektur sowie die optimale Einstellung der Blende, die dazu dienen sollte, Artefakte zu minimieren, welche durch Veränderungen der Empfindlichkeit der Detektorelemente nach Variation der Scanparameter entstehen können. Sie fanden in der Regel statt, ohne dass sich ein Objekt oder Phantom in der Gantry befand. Wenn ein controlfile im BatchModus angelegt war, konnte die Präkalibrierung allerdings auch mit in der Gantry befindlichem Objekt durchgeführt werden. 60 3.3.2. Material und Methoden Messungen zur Optimierung der Scanparameter Für die Messungen zur Optimierung der Scanparameter wurde zunächst eine Vorauswahl der Bereiche getroffen, in denen die Parameter variiert werden sollten (Tab. 6). Dabei wurden Ergebnisse verwendet, die aus Voruntersuchungen im Rahmen der Dissertation von SCHULMAN (2010) resultierten. Tab. 6: Übersicht zu den variierten Scanparametern. Scanparameter Gewählter Variationsbereich Integrationszeit in ms 70, 100, 150, 200, 250, 300 Schichtdicke in µm 41, 82 Zahl der Projektionen pro 180° 500, 750, 1000 Die Scans wurden an zwei Katzenkopfpräparaten (s. Kap. 3.1.1.) durchgeführt. Dabei wurden die vorher ausgewählten Parameter jeweils so eingestellt, dass jeder Parameterwert mit jedem kombiniert wurde, so dass sich insgesamt 36 Parametervarianten ergaben (Tabelle 1 und Tabelle 2 im Anhang). Für die Messobjekte stand ein zu zwei Dritteln geschlossenes Carbon-Rohr (Länge 70,5 cm, Ø 12 cm) als Halterung zur Verfügung, das im Inneren der Gantry in eine Vorrichtung eingehängt werden konnte. Die Katzenköpfe wurden mit der Schädeldecke nach unten im Rohr positioniert, wobei der Halsstumpf zur geschlossenen Seite des Rohrs mit der Halterung und die Nase in Richtung der Rohröffnung zeigte (Abb. 12). Material und Methoden 61 Abb. 12: Katzenkopfpräparat in der Halterung zum Einschieben in die Gantry des µCT. Außerdem wurde auf eine möglichst symmetrische Lagerung des Kopfes geachtet, so dass Mittel- und Innenohr der beiden Seiten auf den Aufnahmen möglichst parallel zueinander abgebildet wurden. Bei den µCT-Messungen wurde zunächst wie bei der normalen CT ein Übersichtsbild (Scoutview) angefertigt (Abb. 13). Somit konnte die parallele Lagerung nochmals überprüft und die zu scannende Region eingegrenzt werden. Die Orientierung erfolgte dabei an der Bulla tympanica sowie der Pars petrosa des Os temporale. Die Anzahl der Schichten korrelierte automatisch mit der Größe der Region und lag zwischen 270 (bei 82 µm) und 550 (bei 41 µm) Schichten pro Scan. 62 Material und Methoden Abb. 13: Scoutview eines Katzenkopfpräparates mit Referenzlinien zur Eingrenzung des Scanbereiches. Die im Rahmen der Dissertation entstandenen µCT-Bilder wurden sowohl auf den HP SuperDLTtape-Datenkassetten (s. Kap. 3.2) archiviert als auch mittels des Programms Filezilla auf einem PC im Fachgebiet Allgemeine Radiologie und Medizinische Physik der TiHo Hannover geladen und dann auf einer externen Festplatte (Fa. Fujitsu Siemens) gespeichert. Die entstandenen µCT-Bilder wurden zur Evaluation an vier Gutachter weitergegeben. 3.3.2.1. Ermittlung der Scanzeiten und der Strahlendosis Die Scanzeiten und die Strahlendosis (CTDI) wurden ermittelt, indem die Parameter Integrationszeit und Anzahl der Projektionen pro 180° systematisch verändert wurden. Die Bedienungssoftware errechnete die Werte für Strahlendosis und Scanzeit, Material und Methoden 63 so dass diese anschließend abgelesen werden konnten. Die verwendeten Einstellungen entsprachen denen zur Optimierung der Scanparameter (Tab. 6). Eine stichprobenartige Überprüfung der angegebenen Scanzeiten erfolgte mit Hilfe einer Stoppuhr während der Messungen. Anschließend wurde die Dauer der Scans in Minuten sowie die Strahlendosis in mGy in Abhängigkeit von der Integrationszeit bei jeweils 500, 750 und 1000 Projektionen pro 180° mittels des Programms Excel 2003 (Fa. Microsoft Corporation, USA) in eine graphische Darstellung gebracht. Anhand dieser Grafik wurden die Werte auf Linearität untersucht und festgestellt, ob und ggf. welche Scanparameter zu gleichen Scanzeiten führten. 3.3.2.2. Beurteilung der Artefakte Die während der Messungen zur Optimierung der Scanparameter und zur Untersuchung der Anatomie entstandenen µCT-Bilder wurden auf Bildartefakte untersucht und die jeweilige Artefaktart bestimmt. Die Beurteilung der Artefakte erfolgte rein visuell mittels des Bildbetrachtungsprogramms IrfanView 4.0 an einem Monitor (Fa. Samtron) im FG Allgemeine Radiologie und Medizinische Physik der TiHo Hannover. 3.3.3. Darstellung der Anatomie Durch die Evaluation der µCT-Bilder durch die Gutachter wurden die Parameter zur bestmöglichen Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze ausgewählt. Die Messungen zur Beschreibung der im µCT darstellbaren anatomischen Strukturen in diesem Bereich wurden daher mit den entsprechenden optimierten Einstellungen durchgeführt (s. Kap. 4.2). Die Scans erfolgten unter den bereits in Kap. 3.3.2 beschriebenen Bedingungen. Bei der Positionierung der Katzenköpfe wurde noch stärker auf Parallelität der Ohren der beiden Kopfseiten und eine möglichst horizontale Ausrichtung des Schädels in der Halterung geachtet. Dies sollte gewährleisten, dass die Schnittebenen der µCT-Bilder und der histologischen Präparate, mit denen später ein Vergleich stattfinden sollte (s. Kap. 3.5.2), möglichst gleich verlaufen. 64 Material und Methoden 3.4. Bewertung der Bildqualität 3.4.1. Durchführung der Evaluation Zur Vorbereitung der Bildbewertung erfolgte zunächst eine Auswahl der zu beurteilenden Scans. Dabei wurden die Messungen mit offensichtlich ungeeigneter Parameterwahl aussortiert (Tab. 7). Die Kriterien für diese Einschränkung waren die allgemeine Bildqualität und vor allem das Rauschen. Außerdem wurde noch die Anzahl der Schichten pro Messung eingegrenzt, wobei darauf geachtet wurde, dass eine Beurteilbarkeit der Bildqualität gewährleistet blieb und alle wichtigen Details des Mittel- und Innenohrs noch erkennbar waren. Die beschriebenen Eingrenzungen erfolgten mittels IrfanView 4.0. Somit blieben pro Katzenkopfpräparat 19 Messungen mit jeweils 155 bzw. 150 (bei einer Schichtdicke von 41 µm) und 85 bzw. 80 (bei einer Schichtdicke von 82 µm) Schichten übrig, die anschließend vier unabhängigen Gutachtern mit radiologischer Expertise zur Bewertung vorgelegt wurden (s. Tabelle 3 im Anhang). Zuvor wurden die Bildserien anonymisiert, so dass es den Gutachtern nicht möglich war, von den Einstellungen des jeweiligen Scans auf die Bildqualität zu schließen. Tab. 7: Parameter der µCT-Scans, die wegen mangelnder Bildqualität von der Evaluation ausgeschlossen wurden. Schichtdicke [µm] Projektionen/180° Integrationszeiten 41 1000 70 41 750 70, 100 41 500 70, 100, 150, 200 82 1000 70, 100, 150 82 750 70, 100, 150 82 500 70, 100, 150, 200 Bei den Gutachtern handelte es sich um Tierärzte/-innen mit Erfahrung in der Interpretation von CT- bzw. µCT-Bildern. Sie bewerteten getrennt voneinander verschie- Material und Methoden 65 dene Kriterien der allgemeinen Bildqualität sowie zu Bilddetails anhand einer FünfPunkte-Skala (1 - sehr gut, 2 - gut, 3 - mittelmäßig, 4 - ausreichend, 5 - schlecht). Zu den Bildqualitätskriterien gehörten das Rauschen, der Kontrast und die subjektive Bildqualität, zu den Bilddetails die Erkennbarkeit der Cochleawindungen, der Gehörknöchelchen, des Trommelfells und der Schleimhautauskleidung der Paukenhöhle sowie die Abgrenzung der Bogengänge. Abschließend sollte noch die diagnostische Wertigkeit der Aufnahmen beurteilt werden (Evaluationsbogen, s. Anhang). Die Gutachter durften bei der Auswertung die Fensterung und Vergrößerung der Bilder verändern. Zudem konnten auf dem Bewertungsbogen Bemerkungen notiert werden. Die Evaluation fand in der Klinik für Kleintiere der TiHo Hannover statt. Es stand ein Befundungsmonitor ME201L (Fa. Totoku) zur Verfügung. Bei diesem Monitor handelte es sich um einen monochromen LCD Bildschirm mit TFT-Matrix, der gemäß dem Medizinproduktegesetz (MPG) zugelassen und nach den entsprechenden DINNormen zertifiziert war. Die Bilder wurden mit dem Programm dicomPACS V5.2 (Fa. Oehm und Rehbein), welches ebenfalls gemäß dem MPG zertifiziert war, betrachtet. Im Vorfeld wurde sichergestellt, dass der Raum den Anforderungen für die digitale Bildbefundung und -betrachtung aus den Leitlinien zur Qualitätssicherung in der Computertomographie sowie der Röntgendiagnostik (BUNDESÄRZTEKAMMER, 2007) entsprach, auch wenn es sich bei der Bildevaluation im Sinne der Leitlinien um eine Bildbetrachtung handelte und somit wesentlich weniger strenge Vorschriften galten. Die Beleuchtungsstärke des Raums soll während der Befundung bei unter 100 lx liegen. Bei abgedunkeltem Raum erfolgte daher eine Messung mit einem Luxmeter (Chroma-Meter, Fa. Minolta), die eine Luxzahl von 11 ergab. Die Abdunkelung sollte außerdem eine möglichst geringe Beeinflussung der Betrachter durch Umgebungsbedingungen wie Raumbeleuchtung und Reflexionen auf dem Bildschirm gewährleisten. Zudem werden in den Leitlinien Anforderungen an die Bildwiedergabegeräte gestellt. Hierbei beziehen sich diese auf die Qualitätssicherungs-Richtlinie (2003), die Mindestanforderungen für Befundungsmonitore und Vorschläge für Anforderungen an Betrachtungsmonitore auflistet. Diese sowie Angaben zum verwendeten Gerät sind in Tabelle 8 aufgelistet. 66 Material und Methoden Tab. 8: Parameter für Bildwiedergabegeräte und Spezifikationen des verwendeten Befundungsmonitors (Fa. Totoku). Wert für Befundung/für Parameter Monitor (Totoku) Betrachtung Maximale Leuchtdichte > 200 cd/m²/>120 cd/m² 700 cd/m² Maximalkontrast > 100/> 40 1000 Matrix des Bildschirms mind. 2000 x 2000 Pixel/ mind. 1000 x 1000 Pixel 2,1 Megapixel Nennwert der Bildschirmdiagonale (bei LCD-Monitoren) mind. 17 Zoll/ mind. 13,5 Zoll 20,1 Zoll Sichtbare Diagonale des Bildschirms mind. 43 cm/mind. 34 cm 50,1 cm 3.4.2. Auswertung der Evaluationsergebnisse Die Auswertung der Gutachterergebnisse erfolgte nach Absprache mit dem Institut für Biometrie und Epidemiologie der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover rein deskriptiv in Form der Erstellung einer Rangfolge (ROHN, 2009). Dazu wurden die Noten von 1 bis 5, die von den Gutachtern verteilt worden waren, zunächst mit Hilfe von Excel 2003 (Fa. Microsoft) in einer Tabelle systematisiert. Dann wurde für jedes Evaluationskriterium der Mittelwert dieser Noten errechnet, und zwar so, dass für beide Katzenkopfpräparate und jede Messung ein Wert entstand. Daraus ergab sich für jedes Kriterium ein Rang. Diese Ränge wurden dann noch für die beiden Präparate gemittelt und schließlich aus den so berechneten Rängen der Bewertungskriterien für jeden Scan ein Mittelwert gebildet, der den endgültigen Rang dieser Einstellungen darstellt. 3.5. Untersuchungen zur Anatomie des Katzenohres im µCT In diesem Schritt der Arbeit ging es nicht nur um eine reine Beschreibung der auf µCT-Bildern sichtbaren anatomischen Strukturen des Katzenohres, sondern auch um die Fragestellung, ob die Anatomie ausreichend detailliert dargestellt werden kann, Material und Methoden 67 um die µCT als diagnostisches Mittel bei Pathologien und in der Forschung am Katzenohr anwenden zu können. 3.5.1. Anatomische Strukturen in Hinblick auf Pathologien Um die für die Darstellung im µCT relevanten anatomischen Strukturen festzulegen, wurde zunächst eine Liste der bei Katzen besonders häufig auftretenden Erkrankungen des Ohres erstellt (s. Kap. 2.8). Tabelle 9 enthält eine Übersicht zu anatomischen Strukturen des Katzenohres, an denen bei entsprechenden Erkrankungen Veränderungen auftreten können. Außerdem wurden in Tabelle 9 Strukturen berücksichtigt, die in der Forschung am Katzenohr eine Rolle spielen. Tab. 9: Diagnostisch relevante anatomische Strukturen des Katzenmittel- und Katzeninnenohres. Gewichtung Strukturen Mittelohr Strukturen Innenohr sehr wichtig Lumen der Paukenhöhle Wand der Paukenhöhle Schleimhautauskleidung der Paukenhöhle Gehörknöchelchen N. facialis knöchernes Labyrinth1 häutiges Labyrinth1 einschl. perilymphatische Räume Cochlea N. facialis wichtig Pars tympanica des Os temporale (Knochen gesamt) Pars petrosa des Os temporale Trommelfell, Schnecken- und (Knochen gesamt) Vorhoffenster weniger wichtig Bogengänge Aquaeductus vestibuli 1 gesamte Struktur 3.5.2. Vergleich ausgewählter µCT-Bilder mit histologischen Präparaten Die Betrachtung der histologischen Schnitte (s. Kap.3.1.2) erfolgte mit einem Lichtmikroskop mit angeschlossener Fotoanlage (Axioskop MC 80, Fa. Zeiss). Es wurden 50 Schnitte ausgewählt und fotografiert, die zum Vergleich mit den entsprechenden µCT-Bildern geeignet waren. Die Auswahl der Schnitte erfolgte zunächst anhand 68 Material und Methoden ihrer allgemeinen Qualität. Von den gelungenen histologischen Präparaten wurden danach diejenigen ausgesucht, auf denen die für Forschung und Diagnostik relevanten Strukturen von Mittel- und Innenohr besonders gut erkennbar waren (Tab. 9). Anschließend wurden die µCT-Bilder ausgewählt, deren Schnittebene möglichst genau mit den histologischen Schnitten übereinstimmte. Beim Vergleich der µCT-Bilder mit Fotos der histologischen Schnitte wurde der Schwerpunkt auf die oben genannten relevanten Strukturen gelegt (Tab. 9). Sie wurden auf den Fotos der histologischen Präparate gesucht und überprüft, ob das entsprechende anatomische Detail auf dem µCT-Bild wieder gefunden werden konnte. Eine Orientierung konnte dabei an leicht zu definierenden Strukturen, wie z. B. den Gehörknöchelchen, erfolgen. Es wurde auch festgestellt, ob eine Interpretation von anatomischen Details auf dem µCT-Bild tatsächlich korrekt war. Zusätzlich zu den als besonders relevant erachteten Strukturen wurden noch weitere Weichgewebe wie z. B. Nerven und Muskeln in den histologischen Schnitten identifiziert und nach Möglichkeit in den µCT-Bildern gesucht. Außerdem erfolgte eine Messung der Größe der anatomischen Strukturen, zu denen Vergleichswerte in der Literatur vorhanden waren. 3.6. Vergleichende Messungen am klinischen CT und am µCT Das Scannen des Schädels einer frisch euthanasierten Katze mit einem klinischen CT erfolgte direkt vor der µCT-Messung. Bei dem klinischen CT handelte es sich um das Phillips Brilliance CT mit 64 Zeilen (Fa. Philips Medical Systems, Niederlande) der Klinik für Kleintiere der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover. Die Katze befand sich mit nach vorne gestrecktem Kopf in Brustlage. Die Vordergliedmaßen wurden seitlich am Körper entlang nach hinten gelegt. Die Halterung des µCT konnte hier allerdings nicht verwendet werden, sondern die Katze wurde auf eine Lagerungshilfe, ein für den Gebrauch im CT vorgesehenes Polster, gelegt. Die Ausrichtung des Schädels in der Gantry sollte möglichst exakt der Positionierung im µCT entsprechen (s. Kap. 3.3.2). Als Hilfe für die symmetrische Lagerung dienen beim klinischen CT Lasermarkierungen. Für die klinischen CT-Scans wurden zwei Scan- Material und Methoden 69 protokolle verwendet, die von der Bedienungssoftware des Philips Brilliance CT für die Darstellung des Ohrs empfohlen werden und auch in der klinischen Routine Anwendung finden (IAC Temporal Bone, Mittelohr: 140 kV, 275 mAs, 0,6 mm Schichtdicke; Kiefer nativ: 120 kV, 200 mAs, 0,7 mm Schichtdicke, Ortsauflösung jeweils 250 µm). Von CT- und µCT-Untersuchung wurden jeweils fünf Schnittbilder ausgewählt, deren Schnittebenen übereinstimmten. Diese wurden im Rahmen einer eigenen Auswertung im Hinblick auf die Bildqualität visuell miteinander verglichen. Besondere Beachtung fanden das Rauschen, der Kontrast, die allgemeine Bildqualität sowie die Erkennbarkeit der relevanten anatomischen Strukturen (Tab. 9). 70 Ergebnisse 4. Ergebnisse 4.1. Messergebnisse zur Optimierung der Scanparameter Um die optimalen Einstellungen zur Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze zu ermitteln, wurden mit jedem der beiden Katzenköpfe 36 µCT-Scans mit unterschiedlichen Scanprotokollen durchgeführt. 4.1.1. Scanzeiten Die jeweilige Dauer eines Scans wurde durch systematische Veränderung der Scanparameter ermittelt (s. Kap. 3.3.2.1). Nach Einstellung der Parameter wird sie vom XtremeCT CT vor Beginn jeder Messung im so genannten controlfile (s. Kap 3.2.1) angegeben. Eine stichprobenartige Überprüfung ergab, dass die gemessenen mit den vom XtremeCT errechneten Scanzeiten übereinstimmen. In Abbildung 14 sind die Messzeiten der verwendeten Scanprotokolle graphisch dargestellt. Die Einzelwerte können Tabelle 4 im Anhang entnommen werden. Die Scanzeit ist von der Integrationszeit und der Anzahl der Projektionen pro 180° abhängig, wobei die Schichtdicke bei konstanter Gesamtlänge der zu messenden Region keinen Einfluss hat. Bei den Messungen ergab sich die längste Scanzeit von 22,3 Minuten bei 300 ms Integrationszeit und 1000 Projektionen pro 180°. Außerdem zeigte es sich, dass bei 500 Projektionen pro 180° mit einer Integrationszeit von 300 ms näherungsweise dieselbe Scanzeit benötigt wurde wie bei einer Einstellung von 1000 Projektionen und 100 ms. Ebenso waren die Scanzeiten bei 750 Projektionen pro 180° mit 300 ms und 1000 Projektionen mit 200 ms etwa gleich lang. Bei der ermittelten Scanzeit handelt es sich um eine lineare Funktion der Integrationszeit. Aus den Werten in Tabelle 4 ergibt sich, dass bei konstanter Integrationszeit ebenfalls ein linearer Zusammenhang zwischen der Scanzeit und der Anzahl der Projektionen pro 180° besteht. Die zu erwartende Scanzeit kann aus den im Rahmen dieser Arbeit ermittelten Wer- Ergebnisse 71 ten im Voraus berechnet werden. Die entsprechende Vorgehensweise wurde bereits ausführlich beschrieben (SCHULMAN, 2010: Kap. 5.1.1). 25 22,5 20 Scanzeit [min] 17,5 15 12,5 10 7,5 500 Proj./180° 5 750 Proj./180° 2,5 0 70 100 150 200 250 300 Integrationszeit [ms] Abb. 14: Darstellung der Scanzeit in Abhängigkeit von der Integrationszeit für drei verschiedene Projektionszahlen pro 180°. 4.1.2. Strahlendosis (CTDI) Beim XtremeCT werden bei Einstellung der Scanparameter Angaben zur Strahlendosis des Patienten gemacht. Dabei handelt es sich um zu erwartende Dosiswerte, die in Form des „Computed Tomography Dose Index“ (CTDI) (s. Kap. 2.3) angegeben werden. Die CTDI-Werte in Abhängigkeit von ausgewählten Scanparametern können Abbildung 15 entnommen werden. Sie beziehen sich auf die Messung eines Stacks, also den Bereich, der während einer Rotation der Gantry um 180° gescannt wird. Die Einzelwerte sind in Tabelle 5 im Anhang aufgeführt. Allerdings ergeben sich die CTDI-Werte nicht wie die Scanzeit aus der Integrationszeit und der Anzahl der Projektionen pro 180°, sondern werden von der Bedienungssoftware jeweils nach Einstellung der Scanparameter mit Hilfe der Gleichung 12 berechnet (s. Kap. 3.2.2). Wie auch bei den Scanzeiten ergab sich hier der höchste Wert bei 1000 Projektionen pro Ergebnisse 72 180° und 300 ms. Der CTDI-Wert liegt bei diesen Einstellungen bei 20,1 mGy pro Stack. 22,5 20 17,5 CTDI [mGy] 15 12,5 10 7,5 5 500 Proj./180° 2,5 750 Proj./180° 1000 Proj./180° 0 70 100 150 200 250 300 Integrationszeit [ms] Abb. 15: Darstellung des CTDI in Abhängigkeit von der Integrationszeit für drei verschiedene Projektionszahlen pro 180°. 4.1.3. Artefakte Auf den µCT-Schnittbildern traten regelmäßig Artefakte auf. Dabei zeigte es sich, dass das XtremeCT vor allem zu Ring- und Strich- bzw. Streifenartefakten neigt (Abb. 16). Ergebnisse a) 73 b) c) Abb. 16: Beispiele für typische Artefakte am XtremeCT: a) Streifenartefakt, b) Strichartefakt, c) Ringartefakt. Der Strahlaufhärtungseffekt war auf allen Bildern der Messungen mehr oder weniger stark zu beobachten (Abb. 17a). Ergebnisse 74 a) b) Abb. 17: Beispiele für weitere typische Artefakte am XtremeCT: a) Strahlaufhärtung zwischen den Felsenbeinen, b) Artefakt durch ein defektes Detektorpixel. In die Bewertung durch die Gutachter gingen die Artefakte unter dem Kriterium „Bildqualität insgesamt“ (Evaluationsbogen, s. Anhang) ein. Von allen auftretenden Artefakten konnten Ring- sowie Strahlaufhärtungsartefakte am häufigsten beobachtet werden. Die Strahlaufhärtung trat, wie aus der klinischen CT bekannt, als so genannter Hounsfield Balken im Bereich zwischen den Felsenbeinen auf. Neben typischen Ringartefakten waren auch bogenförmige Artefakte über weniger als 180° zu beobachten. Abgesehen vom Strahlaufhärtungseffekt, traten die Bildstörungen zum Teil nur in einzelnen Schichten der Scans auf. Außerdem kamen sie an unterschiedlichen Positionen auf den einzelnen Bildern vor. Es konnte keine bestimmte Lokalisation innerhalb des FOV festgestellt werden. Zwischen dem Auftreten von Bildartefakten und der Anwesenheit besonderer Strukturen im Objekt, wie z. B. dem Felsenbein, bestand ebenfalls kein Zusammenhang. Die Ring-, Strichund Streifenartefakte konnten in allen Arten von Geweben, unabhängig von ihrer Röntgendichte, beobachtet werden. Zudem ergab sich, dass alle Artefakte unabhängig von den gewählten Scanparametern auftraten. Bei 73 % aller Scans konnten Artefakte beobachtet werden. Ab dem vierten Tag der Messungen zur Optimierung der Scanparameter fand sich auf den µCT-Bildern ein Ringartefakt, das sich bei jedem Scan durch alle Schichten Ergebnisse 75 fortsetzte (Abb. 17b). Die ersten elf an Präparat 1 durchgeführten Messungen wiesen das Ringartefakt noch nicht auf. Auf allen nach diesem Zeitpunkt durchgeführten µCT-Aufnahmen, die Scans von Präparat 2 eingeschlossen, trat das Artefakt auf. 4.2. Ergebnisse der Bildevaluation Die Bildevaluation erfolgte in dieser Studie durch vier unabhängige Gutachter mit Erfahrungen in der Befundung radiologischer Abbildungen (s. Kap. 3.4.1). Tabelle 10 gibt die Noten der Gutachter für die einzelnen Bewertungskriterien in Abhängigkeit von den Scanparametern wieder. Die jeweils angegebenen Noten sind die Mittelwerte. Sie werden für die zwei verwendeten Katzenkopfpräparate aufgeführt. Die rechte Spalte gibt die Ränge der verschiedenen Scanprotokolle an. Nach Zusammenfassung aller Evaluationsergebnisse konnte die Aussage getroffen werden, dass die Parameterkombination 41 µm Schichtdicke, 1000 Projektionen pro 180° und 300 ms Integrationszeit am besten zur Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze am XtremeCT geeignet ist. Bei allen Bewertungskriterien schnitten die Messungen mit 41 µm, 1000 Projektionen pro 180° und Integrationszeiten unter 250 ms in der Rangfolge sehr schlecht ab. Scans mit 82 µm, 1000 Projektionen pro 180° und weniger als 250 ms lagen in den Rangfolgen dagegen im mittleren Bereich. Die Noten, die für die beiden verschiedenen Katzenkopfpräparate vergeben wurden, wichen häufig, auch bei gleicher Einstellung der Scanparameter, voneinander ab (Tab. 10). Zudem wurde anhand von Bemerkungen, die die Gutachter auf den Evaluationsbögen notieren konnten, festgestellt, dass die Bilder mit 82 µm Schichtdicke als unschärfer empfunden wurden im Vergleich zu Scans mit einer Schichtdicke von 41 µm. 4.2.1. Bewertung des Rauschens Im Allgemeinen wurde der negative Einfluss des Rauschens von den Gutachtern umso geringer bewertet, je höher die Integrationszeiten waren. Die Anzahl der Projektionen pro 180° hatte einen geringeren Einfluss. Meistens wurden Scans mit höhe- 76 Ergebnisse rer Projektionszahl im Hinblick auf das Rauschen besser bewertet. Bei Scanprotokollen mit hoher Integrationszeit gewann auch die Anzahl der Projektionen an Gewicht. Im Hinblick auf den Einfluss der Schichtdicke waren die Gutachter unterschiedlicher Ansicht. Zwei Gutachter bevorzugten die µCT-Bilder, die mit einer Schichtdicke von 82 µm angefertigt wurden. Die anderen zwei Gutachter vergaben für die Scans bei 41 µm bessere Noten. 4.2.2. Bewertung des Kontrasts Bei der Bewertung des Kontrasts hatten die Scanparameter einen ähnlichen Einfluss wie beim Rauschen. Abbildung 18 zeigt Beispiele für µCT-Bilder, die in der Bewertung in Bezug auf Rauschen und Kontrast gute bzw. schlechte Noten bekommen haben. Bei beiden Kriterien steht in der Rangfolge die Messung mit den Einstellungen von 82 µm, 1000 Projektionen pro 180° und 300 ms an erster Stelle (Abb. 18c). Ergebnisse 77 a) b) c) Abb. 18: Rauschen und Kontrast bei unterschiedlichen Scanparametern am XtremeCT. a) stärkeres Rauschen und geringerer Kontrast bei 41 µm, 500 Proj./180°, 250 ms; b) schwächeres Rauschen und stärkerer Kontrast bei 41 µm, 1000 Proj./180°, 300 ms; c) Rauschen und Kontrast wie b), jedoch weniger scharfes Bild bei 82 µm, 1000 Proj./180°, 300 ms. 4.2.3. Bewertung der Bilddetails Bei der Erkennbarkeit der verschiedenen anatomischen Details des Mittel- bzw. Innenohrs hatte die Integrationszeit wie bei Rauschen und Kontrast einen größeren Einfluss auf die Bewertung durch die Gutachter als die Anzahl der Projektionen pro 180°. Auch hier waren die Gutachter im Hinblick auf die Schichtdicke unterschiedlicher Meinung. Jedoch konnte im Gegensatz zur Bewertung des Rauschens und Kon- 78 Ergebnisse trastes keine eindeutige Steigerung der Noten bei Erhöhung von Projektionszahl und Integrationszeit beobachtet werden. Es liegt eine eher diffuse Verteilung der Noten vor. Bei der Benotung der Detailerkennbarkeit gab es zudem eine relativ starke Diskrepanz zwischen den vier Gutachtern. Die Einstellung mit der besten Benotung variiert daher zwischen den Kriterien. Bei der Detailerkennbarkeit der Cochlea und der Erkennbarkeit der Schleimhautauskleidung der Paukenhöhle liegt die µCT-Messung mit 82 µm, 1000 Projektionen pro 180° und 300 ms auf dem ersten Rang. Die Detailerkennbarkeit der Gehörknöchelchen, Abgrenzung der Bogengänge und Erkennbarkeit des Trommelfells wurde auf den µCT-Bildern, die mit 41 µm, 1000 Projektionen pro 180° und 300 ms angefertigt wurden, am besten bewertet. 4.2.4. Bewertung der allgemeinen Bildqualität und diagnostischen Wertigkeit Bei der allgemeinen Bildqualität und diagnostischen Wertigkeit der µCT-Aufnahmen sind wieder die Tendenzen wie bei der Bewertung von Rauschen und Kontrast erkennbar. Die Integrationszeit hat einen größeren Einfluss als die Projektionszahl. Die Scans mit 82 µm sind von zwei Gutachtern besser und von zwei Gutachtern schlechter benotet worden als solche mit 41 µm. Die beste Bewertung hat hier der µCT-Scan mit 41 µm, 1000 Projektionen pro 180° und 300 ms erhalten. Ergebnisse 79 Tab. 10: Von den Gutachtern vergebene Noten der verschiedenen Bewertungskriterien in Abhängigkeit von den Scanparametern und die daraus resultierenden Ränge. Scanparameter Schichtdicke/Anzahl der Projektionen/ Integrationszeit Ktz. Ra Kon BiQu Co Gekn Bog Tro Bu dW Rang 41µm, 500 Proj./180°, 250ms 1 3,25 3,50 3,50 3,75 3,75 4,00 3,94 5,00 4,00 2 3,75 3,75 3,75 3,50 3,50 3,75 4,06 4,50 3,75 41µm, 500 Proj./180°, 300ms 1 3,25 3,00 3,44 3,50 3,50 3,75 3,69 5,00 4,00 2 3,25 2,50 2,75 2,75 3,00 3,00 3,25 4,50 3,25 82µm, 500 Proj./180°, 250ms 1 3,06 2,00 2,75 2,75 3,00 3,31 2,81 4,75 3,00 2 3,00 2,69 3,25 3,06 3,06 3,50 3,81 4,50 3,50 82µm, 500 Proj./180°, 300ms 1 2,50 2,00 3,06 2,25 2,75 3,25 3,25 4,75 3,19 2 3,00 2,19 3,00 2,50 3,00 3,00 3,00 4,00 3,25 41µm, 750 Proj./180°, 150ms 1 3,50 3,00 3,50 3,50 2,75 4,19 4,00 5,00 4,00 2 4,50 4,06 4,31 4,00 3,75 4,25 4,50 5,00 4,50 41µm, 750 Proj./180°, 200ms 1 3,25 2,75 3,00 2,81 2,25 3,06 3,31 5,00 3,50 2 3,50 3,50 3,50 3,25 3,44 4,00 4,25 4,50 3,75 41µm, 750 Proj./180°, 250ms 1 3,00 2,75 2,75 2,75 2,00 3,06 3,50 5,00 3,06 2 3,25 2,75 3,25 3,00 2,94 3,25 3,50 4,50 3,19 41µm, 750 Proj./180°, 300ms 1 2,00 2,31 2,31 2,56 2,31 2,56 3,06 5,00 2,75 2 3,25 2,75 2,50 3,00 3,25 3,50 4,25 4,50 3,31 82µm, 750 Proj./180°, 200ms 1 3,00 2,50 2,75 3,31 3,25 3,75 3,25 5,00 3,50 2 3,00 2,00 3,00 3,50 3,50 3,50 3,19 4,50 3,56 82µm, 750 Proj./180°, 250ms 1 2,75 2,25 2,75 3,13 2,94 2,94 2,50 5,00 3,00 2 2,75 2,25 3,00 2,75 3,00 3,25 2,75 4,06 2,94 82µm, 750 Proj./180°, 300ms 1 2,25 2,00 2,75 3,31 3,31 3,75 2,00 4,75 3,25 2 2,56 2,25 3,25 2,75 2,75 3,00 3,00 4,50 3,00 41µm, 1000 Proj./180°, 100ms 1 4,25 4,00 4,25 3,75 3,50 4,25 4,25 4,75 4,19 2 4,25 4,25 4,25 4,25 3,75 4,50 4,25 4,50 4,50 41µm, 1000 Proj./180°, 150ms 1 3,56 3,06 3,00 3,00 3,00 3,50 3,50 4,75 3,25 2 4,00 4,00 4,00 3,50 3,25 3,56 4,00 4,50 3,75 41µm, 1000 Proj./180°, 200ms 1 3,25 2,75 2,75 2,25 2,75 3,25 3,50 4,75 3,19 2 3,25 3,25 3,25 2,75 3,50 3,75 3,50 4,25 3,75 41µm, 1000 Proj./180°, 250ms 1 2,75 2,25 2,25 2,00 2,50 2,50 2,31 4,75 2,50 2 3,00 2,50 2,50 2,56 2,50 3,00 3,06 4,44 2,81 (Fortsetzung nächste Seite) 17 13 11 6 19 15 10 9 13 8 7 18 16 12 4 Ergebnisse 80 (Fortsetzung Tab. 10) 41µm, 1000 Proj./180°, 300ms 1 2,00 2,25 1,75 2,25 1,75 2,00 2,31 4,5 2,00 2 2,56 1,75 2,00 2,50 2,25 2,75 2,50 4,25 2,56 82µm, 1000 Proj./180°, 200ms 1 2,44 2,19 2,44 2,94 2,69 3,44 3,25 4,56 3,25 2 2,50 2,00 2,50 2,44 2,69 3,25 3,25 4,00 3,00 82µm, 1000 Proj./180°, 250ms 1 2,50 1,75 2,44 3,25 3,00 3,25 2,50 4,25 3,06 2 2,25 1,75 2,00 2,25 2,44 2,75 3,25 4,00 3,00 82µm, 1000 Proj./180°, 300ms 1 1,50 1,75 1,75 2,19 2,69 2,69 1,81 3,25 2,50 1 5 3 2 2 1,50 1,50 2,25 1,81 2,31 2,75 3,25 4,00 3,00 Ktz.=Katze, Ra=Rauschen, Kon=Kontrast, BiQu=Bildqualität, Co=Cochleawindungen, Gekn= Gehörknöchelchen, Bog=Bogengänge, Tro=Trommelfell, Bu=Schleimhautauskleidung der Paukenhöhle, dW=diagnostische Wertigkeit 4.3. Untersuchungen zur Anatomie des Katzenohres im µCT Im weiteren Verlauf dieser Untersuchung wurden µCT-Scans mit optimierten Parametern durchgeführt (s. Kap. 3.5). Von diesen wurden 43 Schnittbilder ausgewählt, um sie mit den entsprechenden histologischen Schnitten zu vergleichen (s. Kap. 3.5.2). Die Ergebnisse werden in Form von Abbildungen wiedergegeben. 4.3.1. Vergleich ausgewählter µCT-Bilder mit histologischen Präparaten Neben jedem der ausgewählten µCT-Bilder bzw. vor den Bildserien wird eine anatomische Abbildung eines Katzenschädels gezeigt. Auf dieser stellt der jeweils eingezeichnete rotschraffierte Streifen näherungsweise die entsprechende Scanebene des µCT-Bildes oder den im Anschluss gezeigten Scan-Bereich dar. Außerdem sind Fotografien der histologischen Präparate abgebildet, deren Schnittebene etwa der Scanebene des jeweiligen µCT-Bildes entspricht. Sie zeigen Ausschnitte der zugehörigen µCT-Bilder. Die Beschriftung der µCT-Bilder erfolgt mit Hilfe von Ziffern, denen die anatomischen Details zugeordnet werden. Dabei werden insbesondere die anatomischen Strukturen berücksichtigt, die bei pathologischen Veränderungen am Mittel- und Innenohr sowie in der Forschung von Bedeutung sind (s. Kap. 3.5.1). Ergebnisse 81 4.3.1.1. Fazialisverlauf durch das Innenohr von rostral nach kaudal Abb. 19: Katzenschädel. Der rot schraffierte Bereich ist in den Abbildungen 20 bis 26 dargestellt. Abb. 20: Austritt des N. facialis aus dem Mittelohr durch das Foramen stylomastoideum. Ergebnisse 82 3 4 5 3 4 2 1 2 1 Abb. 21: Anschnitt des N. facialis weiter kaudal. Die Ebenen von µCT-Bild und histologischem Schnitt stimmen nicht vollständig überein. Auf dem µCT-Bild sind der N. facialis und der Recessus (Rec.) epitympanicus als einheitliche Fläche erkennbar. 1 – N. facialis, 2 – Zugang zur Paukenhöhle, 3 – Rec. epitympanicus, 4 – Vorhof, 5 – Artefakte. 2 3 4 2 6 1 4 5 6 8 1 7 Abb. 22: N. facialis mit Anschnitt des Ganglion (Ggl.) geniculi. 1 – N. facialis, 2 – Ggl. geniculi, 3 – M. tensor tympani, 4 – Hammer, 5 – Amboss (4 und 5 im Rec. epitympanicus), 6 – Vorhof mit durch Fußplatte des Steigbügels verschlossenem Vorhoffenster (roter Pfeil), 7 – M. stapedius, 8 – Artefakte. Ergebnisse 83 1 4 2 3 1 5 1 3 2 1 6 5 6 7 Abb. 23: N. facialis neben dem Rec. epitympanicus. Auf dem µCTBild ist die dünne Knochenlamelle zwischen beiden erkennbar. 1 – N. facialis, 2 – Rec. epitympanicus, 3 – Hammer, 4 – Hohlraum für M. tensor tympani, 5 – Vorhof, 6 – Scala tympani, 7 – M. stapedius. 6 1 1 2 5 6 3 4 3 2 Abb. 24: Auf dem µCT-Bild sind die beiden Anschnitte des N. facialis noch durch eine Knochenlamelle getrennt. Außerdem ist das häutige Labyrinth nicht sichtbar. 1 – N. facialis, 2 – Rec. epitympanicus noch abgedeckt durch eine dünne Knochenlamelle, 3 – Vorhof, Os temporale: 4 – Begrenzung Pars tympanica, 5 – Pars petrosa, 6 – Begrenzung Pars squamosa. Ergebnisse 84 1 1 4 4 2 2 3 Abb. 25: N. facialis neben Vorhof. 1 – N. facialis, 2 – Vorhof, 3 – M. stapedius, 4 – N. vestibularis. Ergebnisse 85 1 4 1 3 5 1 5 4 1 5 5 2 3 5 6 6 1 1 7 3 1 1 1 Abb. 26: Überblick zum Verlauf des N. facialis zwischen dem Meatus acusticus internus und seinem Abschnitt zwischen Vorhof und Rec. epitympanicus. Die Ebene des histologischen Präparates ist gegenüber den µCT-Bildern verkippt. Der in der Histologie sichtbare Abschnitt wird daher anhand mehrerer µCT-Bilder gezeigt.1 – N. facialis, 2 – Rec. epitympanicus, 3 – Vorhof, 4 – Meatus acusticus internus, 5 – N. vestibulocochlearis, 6 – Ductus endolymphaticus, 7 – M. stapedius, Pfeilspitze – Lamina basilaris. Ergebnisse 86 4.3.1.2. Darstellung der Gehörknöchelchen von rostral nach kaudal Abb. 27: Katzenschädel. Der rot schraffierte Bereich ist in den Abbildungen 28 bis 37 dargestellt. 8 2 7 1 1 3 6 4 4 2 3 5 5 Abb. 28: Verbindung des Hammerstiels mit dem Trommelfell. Auf dem µCT-Bild kann zwischen Markraum und umgebendem Knochen unterschieden werden. 1 – Hammerstiel, 2 – Trommelfell, 3 – Meatus acusticus externus, 4 – Paukenhöhle, 5 – Septum bullae, Os temporale: 6 – Grenze der Pars tympanica, 7 – Grenze der Pars petrosa, 8 – Pars squamosa. Ergebnisse 87 4 8 6 4 8 1 7 5 2 1 6 2 7 6 4 3 1 5 2 Abb. 29: Darstellung des Hammerstiels und Verbindung des Hammers mit dem M. tensor tympani. Durch die verkippte Ebene des histologischen Schnittes besteht keine Verbindung zwischen den Anteilen des Hammers. 1 – Hammerhals, 2 – Abknickung zum Hammerstiel, 3 – Hammerkopf, 4 – M. tensor tympani, 5 – Bandverbindung zum M. tensor tympani am Übergang zw. Hammerhals und –stiel, 6 – Rec. epitympanicus, 7 – Paukenhöhle, 8 – Bandverbindungen des Hammers zum Dach des Rec. epitympanicus, Pfeilspitzen – Artefakte. Ergebnisse 88 5 4 1 4 3 3 2 2 Abb. 30: Darstellung des Hammerstiels. Der Hammerkopf ist auf dem histologischen Präparat nicht angeschnitten. Auf dem µCTBild ist die Bandverbindung zum M. tensor tympani nur noch andeutungsweise zu erkennen. 1 – Kopf des Hammers, 2 – Hammerstiel, 3 – Hammerhals, 4 – Rec. epitympanicus, 5 – Bandverbindungen des Hammers zum Dach des Rec. epitympanicus, Pfeilspitzen – Artefakte. Ergebnisse 89 4 6 6 2 5 7 2 3 7 1 5 5 3 1 3 Abb. 31: Darstellung der Gehörknöchelchen. Der M. tensor tympani ist auf den µCTBildern aufgrund der Schnittebene noch nicht sichtbar. Hammer und Amboss sind nicht differenzierbar. 1 – Steigbügel mit Fußplatte im Vorhoffenster, 2 – Hammer, 3 – Amboss, 4 – M. tensor tympani, 5 – Rec. epitympanicus, 6 – Bandverbindungen des Hammers zum Dach des Rec. epitympanicus, 7 – Vorhof, Pfeilspitze – Gelenk zwischen Hammer und Amboss. 1 8 2/3 4 5 5 8 12 3 10 10 7 9 12 6 2 8 7 1 9 11 11 6 6 8 Abb. 32: Die Gehörknöchelchen und Innenohr im Überblick. In der Schnittebene des µCT-Bilds sind mehrere Anschnitte des N. facialis sichtbar. 1 – Steigbügel mit Fußplatte im Vorhoffenster (Crura auf beiden Bildern erkennbar), 2 – Hammer, 3 – Amboss, 4 – M. tensor tympani, 5 – Rec. epitympanicus, 6 – Paukenhöhle, 7 – Vorhof, 8 – N. facialis, Cochlea: 9 – Scala tympani, 10 – Modiolus mit N. cochlearis, 11 – Schneckenfenster, 12 – Lamina spiralis ossea. Ergebnisse 90 4 5 2 6 2/3 6 5 1 1 3 Abb. 33: Gemeinsamer Anschnitt aller Gehörknöchelchen. 1 – Steigbügel mit Fußplatte im Vorhoffenster (auf µCT-Bild Kopf von Crura zu unterscheiden), 2 – Hammer, 3 – Amboss, 4 – M. tensor tympani, 5 – Rec. epitympanicus, 6 – Vorhof. 4 2/3 2 5 5 6 7 1 3 6 1 8 7 Abb. 34: Gehörknöchelchen. Wieder sind die Schnittebenen von histologischem Präparat und µCT-Bild unterschiedlich, so dass auf dem µCT-Bild der N. facialis zwischen Vorhof und Rec. epitympanicus liegt. Außerdem ist aus diesem Grund der M. tensor tympani immer noch nicht sichtbar. 1 – Reste der Crura des Steigbügels und seiner Fußplatte im Vorhoffenster, 2 – Hammer, 3 – Amboss, 4 – M. tensor tympani, 5 – Rec. epitympanicus, 6 – Vorhof, 7 – N. facialis, 8 – Bandverbindung des Ambosses zur Wand des Rec. epitympanicus. Ergebnisse 91 7 2/3 4 6 6 5 2 1 4 1 3 7 6 Abb. 35: Kaudale Abschnitte des Steigbügels. Auf dem µCT-Bild ist die Fußplatte nicht erkennbar. Zudem liegen die beiden Anteile des N. facialis dichter nebeneinander als auf dem histologischen Schnitt. 1 – Fußplatte des Steigbügels im Vorhoffenster, 2 – Hammer (auf µCT-Bild mit Bandverbindung zur Wand des Rec.), 3 – Amboss, 4 – Rec. epitympanicus, 5 – M. tensor tympani, 6 – N. facialis, 7 – Vorhof. 6 2 5 3 3 1 5 2 4 Abb. 36: Kaudale Abschnitte von Hammer und Amboss. 1 – Hammer, 2 – Amboss, 3 – Rec. epitympanicus, 4 – Bandverbindung des Ambosses zur Wand des Rec. epitympanicus 5 – N. facialis, 6 – Reste des Hohlraums für den M. tensor tympani. Ergebnisse 92 1 5 2 2 5 4 4 1 3 Abb. 37: Nur noch Reste des Ambosses sind sichtbar. 1 – Amboss, 2 – Rec. epitympanicus, 3 – Bandverbindung des Amboss zur Wand des Rec. epitympanicus, 4 – N. facialis, 5 – Scala vestibuli. Ergebnisse 93 4.3.1.3. Übersichtsdarstellungen von rostral nach kaudal Abb. 38: Katzenschädel. Die rote Linie bezeichnet die in Abbildung 39 dargestellten Schnittebenen. 2 1 1 1 1 Abb. 39: Darstellung der Paukenhöhle (1). Für die Herstellung der histologischen Präparate musste der im µCT-Bild links gelegene Abschnitt der Paukenhöhle partiell entfernt werden. Auf dem µCT-Bild ist bereits die Tuba auditiva sichtbar (2). Ergebnisse 94 Abb. 40: Katzenschädel. Die rote Linie bezeichnet die in Abbildung 41 dargestellten Schnittebenen. 4 5 5 3 4 1 1 1 1 3 2 Abb. 41: Tuba auditiva öffnet sich. Durch unterschiedliche Schnittebenen von histologischem Präparat und µCT-Bild ist auf ersterem der Meatus acusticus externus bereits geöffnet. Die eigentliche Tuba auditiva ist auf dem histologischen Bild abpräpariert. 1 – Paukenhöhle, 2 – Meatus acusticus externus, 3 – Trommelfell, 4 – Pars ossea tubae (t.) auditivae (aud.), 5 – Fossa muscularis major mit Rest des M. tensor tympani. Ergebnisse 95 Abb. 42: Katzenschädel. Der rot schraffierte Bereich ist in den Abbildungen 43 bis 45 dargestellt. 2 4 5 4 2 1 3 5 1 3 1 1 6 Abb. 43: Tuba auditiva nähert sich der Paukenhöhle. Hohlraum der Pars ossea t. aud. erweitert. Die beiden Strukturen sind auf dem µCT-Bild schwer zu differenzieren. 1 – Paukenhöhle, 2 – Pars cartilaginea t. aud., 3 – Pars ossea t. aud., 4 – Nervus (N.) trigeminus, 5 – Fossa muscularis major (zw. 2 und 5 dünne Knochenlamelle), 6 – Meatus acusticus externus. Ergebnisse 96 4 1 4 5 1 3 2 5 3 2 3 3 Abb. 44: 1 – Pars cartilaginea t. aud., 2 – Pars ossea t. aud., 3 – Paukenhöhle, 4 – N. trigeminus 5 – Fossa muscularis major. 1 2 4 4 3 3 1 2 6 5 6 5 6 6 Abb. 45: 1 – Pars cartilaginea t. aud., 2 – Pars ossea t. aud., 3 – Fossa muscularis major, 4 – N. trigeminus, 5 – Meatus acusticus externus mit Knorpel (Pfeil), 6 – Paukenhöhle. Ergebnisse 97 Abb. 46: Katzenschädel. Die rote Linie bezeichnet die in den Abbildungen 47 und 48 dargestellten Schnittebenen. 2 2 1 1 1 3 1 Abb. 47: Übergang Meatus acusticus externus zur Paukenhöhle. 1 – Paukenhöhle, 2 – Trommelfell, 3 – Drüsen zur Cerumenproduktion im Meatus acusticus externus. Ergebnisse 98 3 3 1 1 2 4 1 1 2 Abb. 48: Meatus acusticus externus wird sichtbar. 1 – Paukenhöhle, 2 – Meatus acusticus externus, 3 – Trommelfell, 4 – Cerumen produzierende Drüsen. Ergebnisse 99 Abb. 49: Katzenschädel. Der rot schraffierte Bereich ist in den Abbildungen 50 bis 52 dargestellt. 4 4 1 5 7 3 2 5 6 1 3 2 5 5 7 6 Abb. 50: 1 – Tuba auditiva, 2 – Pars ossea t. aud., 3 – Fossa muscularis major, 4 – N. trigeminus, 5 – Paukenhöhle, 6 – Meatus acusticus externus, 7 – Artefakte. 3 3 4 1 2 2 1 4 2 2 4 Abb. 51: Tuba auditiva öffnet sich in die Paukenhöhle. 1 – Tuba auditiva, 2 – Paukenhöhle, 3 – N. trigeminus, 4 – Fossa muscularis major, 5 – Hammerstiel am Trommelfell. Ergebnisse 100 Abb. 52: Katzenschädel. Die rote Linie bezeichnet die in Abbildung 53 dargestellte Schnittebene. 6 6 3 4 2 5 4 5 2 1 1 3 2 2 Abb. 53: Öffnung des Septum bullae. 1 – Septum bullae, 2 – Paukenhöhle, 3 – Trommelfell, 4 – Hammerstiel, 5 – Meatus acusticus externus, 6 – Fossa muscularis major. Ergebnisse 101 Abb. 54: Katzenschädel. Die rote Linie bezeichnet die in Abbildung 55 dargestellte Schnittebene. Abb. 55: Anschnitt der Cochlea. Ergebnisse 102 Abb. 56: Katzenschädel. Der rot schraffierte Bereich ist in den Abbildungen 57 und 58 dargestellt. 1 8 4 3 2 2 1 6 2 4 8 9 1 3 2 6 5 7 5 7 Abb. 57: 1 – Scala tympani, 2 – Lamina spiralis ossea, 3 – Scala vestibuli, 4 – Modiolus mit N. cochlearis, 5 – Schneckenfenster, 6 – Vorhoffenster mit Steigbügel, 7 – Paukenhöhle, 8 – M. tensor tympani. Ergebnisse 103 1 2 2 1 4 3 8 4 1 5 6 3 2 6 7 Abb.58: 1 – Scala tympani, 2 – Lamina spiralis ossea, 3 – Scala vestibuli, 4 – Modiolus mit N. cochlearis, 5 – auf dieser Abb. nicht sichtbar, 6 – Vorhoffenster mit Steigbügel, 7 – Paukenhöhle, 8 – M. tensor tympani. Ergebnisse 104 Abb. 59: Katzenschädel. Die rote Linie bezeichnet die in Abbildung 60 dargestellte Schnittebene. 5 2 5 2 1 4 3 5 5 1 4 6 Abb. 60: Meatus acusticus internus. 1 – Modiolus mit N. cochlearis, 2 – Öffnung des Meatus acusticus internus mit N. vestibulocochlearis, 3 – Lamina spiralis ossea, 4 – Vorhof, 5 – N. facialis, 6 – Ductus endolymphaticus im Aquaeductus vestibuli gelegen. Ergebnisse 105 Abb. 61: Katzenschädel. Die rote Linie bezeichnet die in den Abbildungen 62 bis 65 dargestellten Schnittebenen. 3 2/3 1 4 2 1 4 Abb. 62: Meatus acusticus internus. 1 – N. cochlearis, 2 – N. vestibularis, 3 – N. facialis (2 und 3 sind auf dem µCT-Bild nicht zu differenzieren), 4 – Vorhof. Ergebnisse 106 1 3 1 4 2 3 2 4 Abb. 63: Meatus acusticus internus. N. vestibularis und cochlearis entspringen als gemeinsamer Gehirnnerv N. vestibulocochlearis und teilen sich erst im Meatus acusticus internus in ihre beiden Anteile. 1 – N. vestibularis, 2 – N. cochlearis, 3 – Meatus acusitcus internus, 4 – Vorhof. 1 1 2 2 3 1 3 Abb. 64: Bogengänge entspringen am Vorhof. 1 – Bogengang, 2 – Vorhof, 3 – Meatus acusticus internus. Ergebnisse 107 1 3 2 1 3 2 1 Abb.65: Weiterer Verlauf der Bogengänge. 1 – Bogengang, 2 – Vorhof, 3 – Meatus acusticus internus. Ergebnisse 108 Abb.66: Katzenschädel. Der rot schraffierte Bereich ist in den Abbildungen 67 bis 69 dargestellt. 2 2 1 1 Abb.67: 1 – Ductus endolymphaticus im Aquaeductus vestibuli gelegen, 2 – Vorhof. Ergebnisse 109 1 1 2 4 2 3 4 3 1 Abb.68: Verlauf der Bogengänge. 1 – Bogengang, 2 – Vorhof, 3 – Ductus endolymphaticus im Aquaeductus vestibuli gelegen, 4 – Spongiosa. 1 1 3 1 1 2 3 1 2 1 Abb.69: Anschnitt der Bogengänge in ihrer Biegung (1). 2 – Ductus endolymphaticus im Aquaeductus vestibuli gelegen, 3 – Spongiosa. 110 Ergebnisse Die Gegenüberstellung der Fotos histologischer Präparate und der µCT-Bilder des Mittel- und Innenohrs zeigt, welche anatomischen Strukturen mit der µCT dargestellt werden können. Die knöchernen Strukturen sind im Gegensatz zu den Weichgewebsstrukturen sehr gut sichtbar. Die verschiedenen Arten der Weichgewebe können nicht voneinander differenziert werden. So sind Nerven- von Muskelgewebe auch bei höchster Ortsauflösung (Schichtdicke 41 µm) nicht zu unterscheiden. Zu den im µCT sichtbaren Strukturen gehören z. B. die Grenzen der Schädelknochen untereinander im Bereich des Mittel- und Innenohres, also die Verbindung der Pars petrosa und tympanica des Os temporale sowie die Naht zur Schläfenbeinschuppe (Abb. 24, Nr. 4 bis 6 und Abb. 28, Nr. 6 bis 8). Das Trommelfell ist unter anderem in Abbildung 28 in seinem dorsalen Randbereich bis zu seiner Verbindung mit dem Hammerstiel sichtbar. Auf dem zugehörigen histologischen Schnitt wird es vollständig gezeigt (Abb. 28, Nr. 2). Auf den histologischen Schnitten können die Größen verschiedener Details gemessen werden. Die Dicke des Trommelfells beträgt auf dieser Abbildung im dorsalen Abschnitt ca. 88 µm, ventral 70 µm und zur Mitte hin 19 µm. Die Membran des Schneckenfensters ist auf den µCT-Bildern nicht sichtbar. Auf einem im Rahmen der vorliegenden Arbeit angefertigten histologischen Schnitt liegt ihre Dicke bei etwa 56 µm, wobei es sich um den Randbereich des Fensters handelt. In einer Schnittebene, die sich zentraler befindet, konnte eine Dicke von 16 µm ermittelt werden. Das Vorhoffenster wird durch die Fußplatte des Steigbügels anstelle einer Membran verschlossen. Diese ist auf einigen µCT-Bildern andeutungsweise sichtbar. Sie ist an ihrer dünnsten Stelle auf den Fotos der histologischen Präparate nur ca. 30 µm dick (Abb. 33 und 34, Nr. 1). Teilweise hat sie jedoch eine Dicke von bis zu 200 µm, z. B. in ihrem Randbereich (Abb. 35, Nr. 1 und weitere histologische Schnitte). Die Paukenhöhle ist in allen Abbildungen, die das Mittelohr zeigen, sowohl auf den histologischen als auch den µCT-Bildern sehr gut sichtbar. Ihre Schleimhautauskleidung ist auf den histologischen Präparaten der Abbildungen 21 und 41 bis 45 etwa zwischen 30 und 130 µm hoch. Auf den µCT-Bildern ist sie hingegen gar nicht sichtbar. Ergebnisse 111 Die in den Abbildungen 27 bis 37 gezeigten Gehörknöchelchen, sind auf den entsprechenden µCT-Bildern sehr detailliert dargestellt. So sind beispielsweise auch feine Anteile, die Gelenke zwischen den Gehörknöchelchen mit ihren nur sehr schmalen Zwischenräumen (Abb. 31, Pfeilspitze) sowie die Crura und der Kopf des Steigbügels (z. B. Abb. 32, 33, 58 und 59) erkennbar. Die Bänder, die den Hammer und Amboss im Rec. epitympanicus verankern, sind auf den histologischen Schnitten detailliert sichtbar (z. B. Abb. 29, Nr. 8 und Abb. 30, Nr. 5). Auf den entsprechenden µCT-Bildern sind sie entweder gar nicht oder nur als einheitliches Weichgewebe zu erkennen. Der N. facialis kann auf den µCT-Bildern in seinem gesamten Verlauf durch das Mittel- und Innenohr verfolgt werden (Abb. 20 bis 26). Auch der M. tensor tympani (z. B. Abb. 22 und 31 bis 35) wird dargestellt. Der M. stapedius ist zwar auf den histologischen Schnitten sichtbar, jedoch nicht auf den µCT-Bildern (Abb. 22 und 23, Nr. 7, Abb. 25, Nr. 3 sowie Abb. 26, Nr. 8). Auf den µCT-Bildern ist die Cochlea mit ihren Windungen deutlich sichtbar. Von der Lamina spiralis ossea sind jedoch nur Anteile dargestellt.Da die Cochlea auf den histologischen Präparaten nur selten in einem Winkel angeschnitten wurde, bei dem die Lamina senkrecht abgebildet wird, kann ihre Dicke nur auf wenigen histologischen Schnitten bestimmt werden (zwischen 13 und 32 µm). Die knöchernen Bogengänge werden auf den µCT-Bildern in gesamten Verlauf dargestellt. Hier sind sie auf den Abbildungen 63, 64, 67 und 68 sichtbar. Die Membranen des häutigen Labyrinths sind wie die Knochenlamelle der Lamina spiralis extrem dünn. Auf den histologischen Schnitten in den Abbildungen 24 bis 26 haben die Membranen des Sacculus, Utriculus und der Bogengänge eine Dicke von ca. 23 bis 30 µm. Auf den µCT-Bildern ist keine der Membranen des häutigen Labyrinths zu sehen. Ergebnisse 112 4.4. Vergleich der klinischen CT mit der µCT Unmittelbar vor den µCT-Scans wurde die Katze auch mit dem klinischen CT (s. Kap. 3.6) gescannt. Für die Abbildungen wurden Schichten aus dem Scan gewählt, der mit den Scanparametern 140 kV, 275 mAs, 0,6 mm Schichtdicke, 250 µm Ortsauflösung angefertigt wurde. Der Scan mit 120 kV, 200 mAs, 0,7 mm Schichtdicke und 250 µm Ortsauflösung enthält starke Strahlaufhärtungsartefakte. Von den Schnittbildern des klinischen und des µCT-Scans wurden jeweils fünf ausgewählt, die in den Abbildungen 70 bis 74 dargestellt sind. Dabei werden das Mittel- und Innenohr von rostral nach kaudal abgebildet. In Abbildung 71 liegt die Schnittebene auf der Höhe des Mittelohrs. Ab Abbildung 72 wird auch das Innenohr gezeigt. Teilweise sind die Schnittebenen nicht ganz identisch, da eine absolut parallele Lagerung des Katzenkopfpräparates nicht erreicht werden konnte. Dadurch sind auf einigen klinischen CT- und µCT-Bildern nicht vollständig dieselben anatomischen Details zu sehen. Die anatomischen Details auf den Abbildungen sind wie auf den Abbildungen 19 bis 69 mit Ziffern und Pfeilen gekennzeichnet. 4 4 2 2 1 a) 1 1 3 3 1 b) Abb. 70: Transversale Schnitte. a) angefertigt mit klinischer CT; b) angefertigt mit µCT. 1 – Paukenhöhle, 2 – Tuba auditiva, 3 – Meatus acusticus externus, 4 – Canalis nervi trigemini. Ergebnisse 113 5 3 5 4 6 4 6 3 7 7 1 2 2 1 a) b) Abb. 71: Transversale Schnitte in Höhe des Mittelohrs. a) angefertigt mit klinischer CT; b) angefertigt mit µCT. 1 – Paukenhöhle, 2 – Septum bullae, schwarzer Pfeil – Rec. epitympanicus 3 – Amboss, 4 – Hammer, 5 – M. tensor tympani, 6 – rostrale Spitze der Cochlea, 7 – Meatus acusticus externus mit Abschnitt des Trommelfells (weißer Pfeil). 3 3 4 1 a) 4 5 5 2 1 2 b) Abb. 72: Transversale Schnitte in Höhe des Mittel- und Innenohrs. a) angefertigt mit klinischer CT; b) angefertigt mit µCT. 1 – Paukenhöhle, 2 – Septum bullae, 3 – Amboss, Pfeilspitzen – Steigbügel, 4 – Cochlea, 5 – Promontorium, weißer Pfeil – Vorhoffenster, schwarze Pfeile – Canalis facialis. Ergebnisse 114 7 4 7 8 5 3 4 8 6 5 6 2 1 2 a) 1 b) Abb. 73: Transversale Schnitte in Höhe des Innenohrs. a) angefertigt mit klinischer CT; b) angefertigt mit µCT. 1 – Paukenhöhle, 2 – Septum bullae, 3 – Amboss, schwarze Pfeilspitze – Rec. epitympanicus, 4 – Vorhof, 5 – Cochlea mit Anteilen der Lamina spiralis (weißer Pfeil), 6 – Promontorium, 7 – Canalis facialis (auch schwarze Pfeile), 8 – Modiolus, weiße Pfeilspitze – Meatus acusticus internus, gelber Pfeil – Vorhoffenster (schließt sich gerade), grüner Pfeil – Ansatz des Schneckenfensters. 4 2 a) 4 2 3 3 1 1 b) Abb.74: Transversale Schnitte in Höhe des Innenohrs, weiter kaudal als Abb. 79. a) angefertigt mit klinischer CT; b) angefertigt mit µCT. 1 – Paukenhöhle, 2 – Meatus acusticus internus, 3 – Beginn der Scala tympani, 4 – Vorhof mit Ursprung eines Bogengangs (schwarzer Pfeil), weißer Pfeil – Schneckenfenster. Ergebnisse 115 In der Bildqualität ist ein deutlicher Unterschied zwischen den mittels Mikro- und klinischer CT angefertigten Bildern erkennbar. Die klinischen CT-Bilder erscheinen insgesamt sehr unscharf. Die Knochengrenzen sind undeutlich. Sie verschwimmen sehr stark und die einzelnen anatomischen Strukturen sind schlechter abzugrenzen als auf den µCT-Bildern. Zum Teil sind Details, die auf den µCT-Bildern sichtbar sind, wie z. B. die Lamina spiralis der Cochlea, das Trommelfell, die Bogengänge oder das Septum bullae, auf den klinischen CT-Bildern nur sehr schwer oder gar nicht erkennbar. Beispielsweise ist das Trommelfell (weißer Pfeil, Abb. 71 b) im µCT zumindest in seinem Randbereich sichtbar, während es im klinischen CT gar nicht dargestellt werden kann. Die gleiche Aussage trifft auch auf die Verbindung zwischen Amboss (3) und Hammer (4) sowie die Bandverbindung zwischen M. tensor tympani (5) und Hammer (4) zu. In den Abbildungen 71 a) und b) kann man zudem sehen, dass das Septum bullae (2) mit der klinischen CT nur sehr schlecht abgebildet wird. An seiner dünnsten Stelle ist es in Abbildung 71 a) kaum noch sichtbar. Dagegen ist sein gesamter Verlauf in Abbildung 71 b) sehr gut zu verfolgen. Auch kann der Amboss auf dem klinischen CT-Bild (Abb. 71 a) sehr viel schlechter abgegrenzt werden. Es scheint so, als ob er mit dem benachbarten Felsenbein verschmelze. Das µCT-Bild stellt die Umrisse des Ambosses dagegen deutlich dar. In Abbildung 73 b) befindet sich der Amboss im Rec. epitympanicus (Pfeilspitze). Auf dem entsprechenden klinischen CT-Bild kann er nicht gesehen werden. Seine Umrisse verschmelzen mit dem knöchernen Septum, das an dieser Stelle den oberen Abschnitt der Paukenhöhle abgrenzt. Außerdem scheint der Knochenkanal auf dem klinischen CT-Bild durchgängig zu sein. Anhand des µCT-Bildes wird jedoch deutlich, dass es sich um zwei Abschnitte des Canalis facialis (7) handelt, die weiter rostral miteinander verbunden sind. In der Schnittebene von Abbildung 73 liegt zwischen den beiden Canalis facialis-Anteilen der Vorhof (4). Die dünnen Knochenlamellen, die diese drei Strukturen voneinander trennen, sind in Abbildung 73 a) nicht sichtbar. Abbildung 74 b) zeigt den Vorhof mit dem Ursprung eines Bogengangs (4). In Abbildung 74 a) ist der Bogengang höchstens zu erahnen. Ohne den Vergleich zum µCT-Bild könnte dieser vom Betrachter als verschwommene Begrenzung des Vorhofs interpretiert werden. Insgesamt sind in Abbildung 74 a) die verschiedenen Strukturen nur sehr schwer 116 Ergebnisse voneinander abgrenzbar. Dies trifft besonders auf die Knochenlamelle zwischen Scala tympani (3) und Vorhof (4) zu. In mehreren der gezeigten Abbildungen (Abb. 71 b), Abb. 72 b), Abb. 73 b) sind die Knochengrenzen zwischen dem Felsenbein und den angrenzenden Schädelknochen als feine dunkle Linien sichtbar. Die unterschiedlichen Knochen sind in den jeweils dazugehörigen klinischen CT-Bildern nur aufgrund der plötzlichen Veränderung der Grauabstufung erkennbar. In den µCT-Bildern kann der gesamte Verlauf der Bogengänge verfolgt werden. Die klinischen CT-Bilder zeigen diese hingegen gar nicht. In Abbildung 72 a) sind der Steigbügel und das Vorhoffenster nicht sichtbar. Hier ist der Grund allerdings nicht die schlechtere Bildqualität der klinischen CT, sondern die Schnittebene. Sie verläuft in Abbildung 72 a) leicht verkippt im Vergleich zu Abbildung 72 b). Diskussion 117 5. Diskussion Die Beurteilung der Darstellbarkeit des Katzenmittel- und -innenohrs mit Hilfe der µCT ist ein wichtiger Faktor bei der Beantwortung der Frage, ob ein späterer klinischer Einsatz der µCT in diesem Bereich sinnvoll wäre. Daher war die Definition der optimalen Scanparameter des XtremeCT (Fa. Scanco Medical AG, Schweiz) zur Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze ein wichtiges Ziel der Arbeit. Dies sollte durch µCT-Aufnahmen von Katzenköpfen unter Variation der Geräteeinstellungen und eine anschließende visuelle Beurteilung der entstandenen Bilder durch vier Gutachter erreicht werden. Einige Faktoren bei diesem Schritt der Arbeit waren nicht standardisierbar. Erstens ist eine Bewertung der Bildqualität durch Gutachter grundsätzlich subjektiv. Zweitens hatten die beiden Katzenköpfe keine einheitliche Größe und Form. Dies führte zu einer Diskrepanz bei der Bewertung der beiden Präparate. Selbst bei gleichen Scanparametern kann also die Bildqualität stark variieren. Durch den Vergleich wichtiger anatomischer Strukturen auf den µCT-Bildern mit histologischen Schnitten sowie einem klinischen CT-Scan sollte geklärt werden, ob die Bildqualität für den Einsatz der µCT in der Diagnostik und Forschung am Mittel- und Innenohr adäquat ist. Außerdem sollte die grundsätzliche Eignung der µCT für in vivo- Untersuchungen des Mittel- und Innenohrs von Katzen beurteilt werden. 5.1. Präparate für Messungen am µCT Für die Messungen zur Optimierung der Scanparameter wurden zwei Präparate von Katzenköpfen hergestellt. Um zu gewährleisten, dass die Ergebnisse der Optimierung der Scanparameter später auch auf Messungen an lebenden Tieren übertragbar sind, sollten für die Scans die gleichen Bedingungen vorliegen wie bei späteren in vivo-Untersuchungen. Deshalb wurden keine Phantome hergestellt, sondern die Präparate der Katzenköpfe verwendet. Es wurden ausschließlich Tiere ausgewählt, die im Verlauf ihres Lebens nie am Ohr erkrankt waren. Dadurch sollte vermieden 118 Diskussion werden, dass pathologische Veränderungen am Mittel- oder Innenohr die Bewertung und Interpretation der µCT-Bilder stören. Für die Perfusionsfixierung der Köpfe wurde Karnovsky-Lösung verwendet. Diese wurde auch schon von anderen Autoren (RYUGO et al., 2003; UZUN et al. 2007) eingesetzt, da sie die Zellmorphologie nur in sehr geringem Maße beeinflusst (ANNIKO u. LUNDQUIST, 1977) und somit durch das Einwirken der Lösung keine Veränderungen der Weichgewebe zu erwarten waren. Andere Fixationslösungen wie Formalin wurden nur in Untersuchungen verwendet, in denen die Weichgewebe eine untergeordnete Rolle spielten. RYUGO et al. (2003) stellten mit den nach Karnovsky fixierten Präparaten histologische Schnitte her. Da mikroskopisch keine Verfälschungen der anatomischen Strukturen sichtbar waren, wurden auch im µCT-Bild keine Veränderungen erwartet. Hier war wieder das Ziel, die Präparate so zu gestalten, dass sie den Bedingungen bei in vivo-Scans des Ohrs so weit wie möglich entsprechen. In mehreren Untersuchungen wurden frische Präparate für die (µ)CTMessungen verwendet, um dies zu gewährleisten (LANE et al., 2004; PURIA u. STEELE, 2010; WAGNER et al., 2009). In der vorliegenden Arbeit war durch die hohe Anzahl der Scans, die über einen Zeitraum von vier bis sechs Wochen angefertigt wurden, eine Verwendung frischer, unfixierter Katzenköpfe nicht realisierbar. Bei gefrorenen Präparaten, wie sie in anderen Arbeiten häufig eingesetzt wurden (TUCKLEE et al., 2008; SIM u. PURIA, 2008; LEE et al., 2010), kann es beim Auftauen zur Bildung von Kondenswasser kommen, das wiederum zu Verfälschungen der µCTBilder führt (TUCK-LEE et al., 2008). 5.2. Messungen zur Optimierung der Scanparameter 5.2.1. Durchführung der Messungen Im Rahmen der Messungen zur Optimierung der Scanparameter wurden nicht alle am XtremeCT zur Verfügung stehenden Einstellungen verwendet. Stattdessen wurde vor Beginn der Versuche der in den Untersuchungen eingesetzte Bereich der variab- Diskussion 119 len physikalisch-technischen Parameter Integrationszeit, Schichtdicke und Anzahl der Projektionen pro 180° festgelegt (s. Kap. 3.3.2). Diese Eingrenzung ergab sich aus Ergebnissen von Voruntersuchungen im Rahmen der Dissertation SCHULMAN (2010). Die Integrationszeit wurde auf 70 sowie 100 ms eingestellt und dann in Schritten von 50 ms bis auf 300 ms erhöht. Kleinere Intervalle haben keine sichtbaren Unterschiede in der Qualität der entstandenen µCT-Bilder zur Folge. Eine Verlängerung der Integrationszeit auf mehr als 300 ms ist ebenfalls nicht sinnvoll, da einerseits keine wesentliche Verbesserung der Bildqualität erreicht wird, andererseits jedoch die Scanzeit und somit auch die Strahlendosis erhöht werden (SCHULMAN, 2010). Zudem lässt das XtremeCT bei Einstellung einer hohen Anzahl von Projektionen keine weitere Verlängerung der Belichtungszeit zu, da dies eine zu hohe Strahlenexposition für den Patienten bedeuten würde. Als Schichtdicke wurden 41 und 82 µm gewählt. Auf eine weitere Erhöhung wurde verzichtet, da die im Mittel- und Innenohr darzustellenden Strukturen nur eine sehr geringe Größe aufweisen und daher bei weiterer Vergrößerung der Ortsauflösung nicht mehr zu erkennen wären. Zu den relevanten anatomischen Strukturen für den klinischen Einsatz der µCT zählt beispielsweise das Trommelfell. An seinem Anulus fibrocartilagineus ist es durchschnittlich 56 µm dick (KUYPERS et al., 2005). Auch die Cochlea mit ihrer Lamina spiralis ossea ist ein wichtiges Detail. Die Lamina spiralis ossea misst in der ersten Cochleawindung laut Literatur ungefähr 40 µm und wird zur Spitze der Cochlea hin dünner (SHEPHERD u. COLREAVY, 2004). Diese Strukturen sind also selbst bei der geringsten Ortsauflösung nur in bestimmten Bereichen sichtbar. Die Schichtdicke von 82 µm wurde in die Messungen einbezogen, da sie vom Hersteller des XtremeCT (Fa. Scanco Medical AG, Schweiz) als Standardschichtdicke empfohlen wird. Die Anzahl der Projektionen wurde auf 500, 750 und 1000 Projektionen pro 180° eingestellt. Wie bei der Integrationszeit führt auch hier eine weitere Erhöhung nicht zu 120 Diskussion einer wesentlichen Verbesserung der Bildqualität, verlängert jedoch die Dauer der einzelnen Scans und damit auch die Strahlenexposition des Patienten (SCHULMAN, 2010). Die in Kap.3.3.2 beschriebene Positionierung der Katzenköpfe im Carbonrohr während der Scans wurde gewählt, damit die Ohren nicht zu hoch oben, sondern so weit wie möglich mittig im Bild lagen. Auf diese Weise wurde die Bewertung der Bildqualität durch die Gutachter nicht durch Randunschärfen verfälscht (PAULUS et al., 2000; SEKHON et al., 2009; STOCK, 2009). Auf eine parallele Lagerung des linken und rechten Ohrs wurde besonders geachtet, da dies bei CT-Aufnahmen des Schädels allgemein üblich ist (BENIGNI u. LAMB, 2006; BISCHOFF u. KNELLER, 2004; GOTTHELF, 2004). Die Gutachter sollten außerdem die Möglichkeit haben, bei der Beurteilung der µCT-Bilder die Ohren auch vergleichend betrachten zu können. 5.2.2. Diskussion der Messergebnisse 5.2.2.1. Scanzeiten Untersuchungen zu Scanzeiten von anderen kommerziellen in vivo-µCT-Geräten konnten im Rahmen der vorliegenden Arbeit in der Literatur nicht gefunden werden. Die Scanzeiten werden vom XtremeCT jeweils im controlfile angegeben, nachdem die Scanparameter für die folgende Messung ausgewählt wurden. Sie wurden bei verschiedenen Scanprotokollen ermittelt. Es wurde stichprobenartig überprüft, ob die Angabe der Scanzeit korrekt ist. Hierbei konnte festgestellt werden, dass die von der Software berechneten mit den tatsächlichen Scanzeiten übereinstimmten. Es ist daher davon auszugehen, dass die vom XtremeCT gemachten Angaben ausreichend genau sind. Die Rekonstruktion der Bilder im Anschluss an die Datenakquisition nimmt allerdings ebenfalls Zeit in Anspruch. Bei verbesserter Ortsauflösung verlängert sich aufgrund der größeren Bildmatrix die Rekonstruktionszeit, da die Datenmenge und damit auch Diskussion 121 die Auslastung der Rechnerkapazität steigen. Auch eine größere Anzahl an Projektionen pro 180° verlängert die Rekonstruktionszeit. Die Integrationszeit hingegen hat keinen Einfluss auf die Datenmenge, sondern erhöht nur die Dauer der Datenakquisition. In dieser Arbeit wurden für jeden Scan zunächst die Lokalisation und die Länge des zu scannenden Bereichs festgelegt. Die Scanzeit wurde dann nur noch über die Integrationszeit und die Anzahl der Projektionen pro 180° variiert. Die Schichtdicke hat keinen Einfluss auf die Messdauer, sofern die Länge der zu scannenden Region konstant bleibt. Der Grund hierfür ist, dass bei einer Umdrehung der Gantry immer ein Bereich einer bestimmten Größe, der so genannte Stack, erfasst wird. Nur die Anzahl der während der Gantryrotation maximal erfassbaren Schichten ist variabel. Der Stack besteht bei einer Schichtdicke von 41 µm aus 220 Schichten, bei 82 µm sind es nur noch 110 Schichten und so weiter. Die Fa. Scanco Medical gibt im Manual zum XtremeCT die Länge eines Stacks mit 9 mm an (SCANCO, 2005). Erst wenn sich die Größe des zu scannenden Bereichs um mindestens die Länge eines Stacks verändert, hat dies auch Auswirkungen auf die Scanzeit. Die längste Scanzeit (ohne Bildrekonstruktion) lag bei einer Integrationszeit von 300 ms und 1000 Projektionen pro 180° vor und betrug 22,3 Minuten. Bei in vivo-µCT-Scans von Tieren besteht ein hohes Risiko, dass diese sich während der Aufnahmen bewegen und dadurch Artefakte verursachen können. Eine Narkose zur Ruhigstellung des Tieres während jedes (µ)CT-Scans ist daher unumgänglich. Jede Narkose birgt jedoch ein gewisses Risiko, das sich bei zunehmender Dauer der Anästhesie noch erhöht (BRODBELT et al., 2008). Außerdem nimmt bei längeren Scanzeiten auch die Strahlenexposition des Patienten zu (s. Kap. 5.2.2.2). Aspekte der Wirtschaftlichkeit und Organisation sollten auch nicht außer Acht gelassen werden, da bei kürzeren Scanzeiten mehr Tiere innerhalb eines bestimmten Zeitraums untersucht werden können. Die Scanzeiten der µCT-Untersuchungen in der Kleintierbildgebung sollten also möglichst kurz sein. Die Scanzeit bei den mit optimierten Einstellungen durchgeführten µCT-Scans ist mit 22,3 Minuten als reine Scanzeit relativ kurz. Ein einzelner MRTScan des Ohrs dauert beispielsweise ebenfalls bis zu 20 Minuten (HELD et al., 122 Diskussion 1997). Eine ganze Untersuchung kann je nach Anzahl der Sequenzen und Ebenen zwischen 60 und 90 Minuten liegen (GOTTHELF, 2004). Zusätzlich müssen jedoch die Zeiten für die Vorbereitung (ca. zehn Minuten) und die Positionierung (ca. zehn bis 20 Minuten) des Tieres im Hinblick auf die Gesamtdauer der Narkose berücksichtigt werden. Eine drastische Erhöhung des Anästhesierisikos ist allerdings erst bei mehr als 90 Minuten Narkosedauer zu erwarten (BRODBELT, 2006). 5.2.2.2. Strahlendosis (CTDI) Die Strahlendosis (CTDI) ist von der Röhrenspannung und dem mAs-Produkt abhängig. Die Röhrenspannung und der Röhrenstrom sind am XtremeCT fest eingestellt. Der CTDI-Wert variiert hier also nur in Abhängigkeit von der Scanzeit und wird deshalb von der Integrationszeit und der Anzahl der Projektionen pro 180° bestimmt. Bei Einstellung der optimierten Parameter beträgt die am XtremeCT zu erwartende Strahlendosis pro Stack 20,1 mGy. Zum Scannen eines vollständigen Mittel- und Innenohrs einer Katze werden bei einer Schichtdicke von 41 µm insgesamt mindestens 500, bei 82 µm mindestens 250 Schichten benötigt. Dies entspricht jeweils drei Stacks pro Untersuchung. Für die in dieser Arbeit durchgeführten Scans mit optimierten Einstellungen ergibt sich somit eine Gesamtstrahlendosis für den gescannten Bereich von 60,3 mGy pro Untersuchung. In einer Studie an Ratten (BROUWERS et al., 2007) wurden bei µCT-Scans der Tibia CTDI-Werte von 441 mGy pro Untersuchung festgestellt. Die Tiere wurden über sieben Wochen jeweils wöchentlich gescannt. Die Strahlenexposition führte nicht zu Veränderungen des Knochens oder sonstigen klinischen Symptomen. Im Vergleich mit dieser Studie war der CTDI in der vorliegenden Arbeit gering. Da jedoch eine andere Körperregion untersucht wurde, kann die Aussage über die Auswirkung der Strahlendosis nicht übertragen werden. VAN WERMESKERKEN et al. (2009) haben bei CT-Scans des Ohrs beim Menschen mit einem Philips Brilliance 64-slice CT (Fa. Philips Medical Systems, USA) CTDI-Werte von 136 mGy gemessen. Dieser CTDI ist mehr als doppelt so groß im Vergleich zum CTDI dieser Untersuchung. Diskussion 123 KALENDER (2006) gibt in seiner Arbeit die Strahlendosis in Form des normierten CTDI pro 100 mAs an. Dieser wurde bei unterschiedlichen Schichtdicken an den CTs SOMATOM PLUS 4 und SOMATOM Sensation 64 (Fa. Siemens AG) gemessen und lag zwischen 6,5 und 13,4 mGy/ 100 mAs. Der von der Fa. Scanco Medical AG für das XtremeCT ermittelte normierte CTDI beträgt 6,4 mGy/ 100 mAs und liegt damit an der unteren Grenze vergleichbarer CTDI-Werte der genannten klinischen CT. DEAK u. KALENDER (2009) haben den CTDI/ mAs an einem Tomoscope 30 s Duo (Fa. VAMP GmbH, Erlangen) bestimmt. Die Werte lagen für unterschiedliche Messungen zwischen 0,89 und 2,65 mGy/ mAs. Bezogen auf 1 mAs liegt der CTDI des XtremeCT bei 0,064 mGy, also wesentlich niedriger als in der genannten Studie. Es haben sich auch weitere Autoren mit der durchschnittlich applizierten Strahlendosis befasst (PAULUS et al., 2000; RODT et al., im Druck; TASCHEREAU et al., 2006; CARLSON et al., 2007; FIGUEROA et al., 2008). Die entsprechenden Versuche wurden an Labortieren (Mäuse, Ratten) durchgeführt, da diese gegenwärtig hauptsächlich für µCT-Untersuchungen herangezogen werden. Somit besteht in diesem Forschungsbereich auch ein größeres Interesse, die applizierte Strahlendosis des Tieres und ihre Auswirkungen auf das Tier zu ermitteln. In den oben angeführten Arbeiten wird die Strahlendosis nicht wie beim XtremeCT in Form des CTDI angegeben, sondern als Strahlenbelastung pro Scan (71 - 760 mGy). Der Grund hierfür ist vermutlich, dass nur bei µCT-Geräten, die auch in der Humanmedizin zum Einsatz kommen, eine Angabe des CTDI gesetzlich vorgeschrieben ist (DIN 2005; DIN 2008; IEC 1999). Dadurch ist ein direkter Vergleich der in diesen Untersuchungen veröffentlichten Daten mit den Werten des XtremeCT nicht möglich. Der CTDI entspricht nicht der Strahlendosis eines bestimmten Patienten. Er ist ein standardisierter Index für die mittlere Strahlendosis, die während eines Scanvorgangs abgegeben wird (KALRA et al., 2004). Die effektive Dosis kann aus dem CTDI abgeschätzt werden. Dafür müssen verschiedene Organwichtungsfaktoren in Abhängigkeit von der gescannten anatomischen Region berücksichtigt werden (KRIEGER, 2002). Im Gegensatz zum Menschen sind diese Wichtungsfaktoren für Tiere jedoch nicht definiert. 124 Diskussion Bislang gibt es außerdem keine Richtlinien oder Empfehlungen zur Strahlendosis in der in vivo-µCT am Kleintier (KALENDER, 2006; PERSY et al., 2006; STEPINA, 2006). Beim Menschen gibt es zwar Leitlinien für die Durchführung von CTUntersuchungen des Os temporale, wie z. B. zur Wahl der Scanparameter. Grenzwerte für die Dosis sind jedoch noch nicht definiert. Es wird auf die maximalen CTDIWerte für Scans des Kopfes/Gehirns zurückgegriffen. Diese liegen bei 60 mGy (EC, 1999; BfS, 2003). Bei Überlegungen zur applizierten Strahlendosis sollte nicht nur auf die Vermeidung von akuten Strahlenschäden geachtet, sondern auch die Gefahr der Bildung von Tumoren sowie von genetischen Strahlenschäden bedacht werden. Besonders bei Studien auf dem Gebiet der Onkologie dürfen Tumorbildung und -wachstum nicht durch die Röntgenstrahlung bei der µCT-Untersuchung beeinflusst werden (DeCLERCK et al., 2004). Mehrere Autoren haben außerdem darauf hingewiesen, dass insbesondere bei Langzeitstudien, in denen dieselben Tiere in mehr oder weniger großen Zeitabständen immer wieder gescannt werden, die applizierte Strahlendosis berücksichtigt werden muss (HOLDSWORTH und THORNTON, 2002; FORD et al., 2003; RITMAN, 2004; CARLSON et al., 2007). In der Diagnostik werden die Tiere in der Regel nicht mehrfach hintereinander, sondern nur einmalig gescannt. Nur in der Forschung im Bereich des Ohrs der Katze wären Langzeitstudien erforderlich. Zurzeit wird eine maximale Strahlendosis von 100 bis 200 mSv oder weniger pro Untersuchung diskutiert (FORD et al., 2003; BOONE et al., 2004; KALENDER, 2006). Auch diese Werte beziehen sich auf Mäuse bzw. Ratten. Inwiefern sie auf Katzen übertragbar sind, ist nicht bekannt. Außerdem entsprechen sich die applizierte Strahlendosis und der beim XtremeCT angegebene CTDI nicht. Die beiden Werte korrelieren aber zumindest sehr eng miteinander, da die Messungen des CTDI von der Fa. Scanco in einem Phantom und nicht in Luft durchgeführt wurden. Der CTDI von 60,3 mGy, der für den im Rahmen dieser Arbeit durchgeführten Scan mit optimierten Einstellungen gemessen wurde, liegt unterhalb der oben genannten empfohlenen maximalen Strahlendosis. Es ist davon auszugehen, dass die ursprünglich für Labor- Diskussion 125 tiere empfohlene Maximaldosis bei einmaligen Scans des Katzenohrs nicht oder zumindest nur in geringem Maß überschritten wird. In jedem Fall sollten in vivo-Scans immer mit solchen Parametern durchgeführt werden, dass die Strahlendosis des Tieres so gering wie möglich ist. Das heißt, es sollte das so genannte ALARA-Prinzip eingehalten werden (KALENDER, 2006). Der in der vorliegenden Arbeit gemessene CTDI liegt nur knapp über der für den Menschen empfohlenen Strahlendosis. Außerdem liegt er weit unterhalb der in den anderen Untersuchungen ermittelten CTDI-Werte verschiedener µCT- und klinischer CT-Scanner. Daher ist eine in vivo-Anwendung im Hinblick auf die Strahlendosis denkbar. 5.2.2.3. Artefakte Die auf den µCT-Bildern aufgetretenen Artefakte wurden visuell beurteilt. Dabei handelte es sich vor allem um das Strahlaufhärtungsartefakt sowie typische Ringartefakte (KALENDER, 2006). Dagegen wurden Strich- und Streifenartefakte nur vereinzelt beobachtet. Eine typische Lokalisation für Strahlaufhärtungsartefakte bei (µ)CTAufnahmen des Kopfes ist der Bereich zwischen den beiden Felsenbeinen (BARRETT u. KEAT, 2004; KALENDER, 2006; STOCK, 2009). Der hier auftretende so genannte Hounsfield-Balken konnte auch auf den im Rahmen dieser Arbeit entstandenen µCT-Scans beobachtet werden. Das XtremeCT neigt besonders zu Ringartefakten, die sowohl bezüglich ihres zeitlichen als auch ihres örtlichen Auftretens kein konstantes Muster zeigen. Dies konnte bereits von SCHULMAN (2010) festgestellt werden. SIJBERS u. POSTNOV (2004) konstatierten, dass allgemein bei µCT-Scannern häufig Ringartefakte entstehen. Sie können verschiedene Ursachen haben, die jedoch immer im Zusammenhang mit dem Detektor stehen. Teilweise störten diese Artefakte die Evaluation der µCT-Bilder, da sie auch im Bereich des Mittel- und Innenohrs auftraten. Da die Bewertung jedoch rein visuell erfolgte und keine quantitative Analyse stattfand, konnten die betroffenen Schichten von der Beurteilung ausgenommen werden. Bei einer Auswertung der Scans mit dem 126 Diskussion Evaluationsprogramm, z. B. zur Bestimmung der Knochendichte in dieser Region, könnten allerdings durch die Artefakte Probleme auftreten (RADÜ et al., 1994; BARRETT u. KEAT, 2004; SIJBERS u. POSTNOV, 2004; SCHULMAN, 2010). Hier ist es nur schwer möglich, einzelne Schichten auszublenden und somit von der Berechnung auszuschließen, so dass es durch die Artefakte zu falschen Ergebnissen kommen kann (SCHULMAN, 2010). Ab dem vierten Tag der Messungen zur Optimierung der Scanparameter trat, wie bereits in Kapitel 4.1.3 erwähnt, ein besonders starkes Ringartefakt auf. Dieses lag in allen durchgeführten Messungen an derselben Stelle im Bild und war in allen Schichten zu beobachten. Wie bereits von SIJBERS und POSTNOV (2004) beschrieben, handelte es sich hierbei um ein Ringartefakt, das durch den Defekt eines Detektorpixels verursacht wurde. Auch die oben aufgeführten Streifenartefakte entstanden durch diesen Defekt (LAIB, 2009). Kurz nach Beendigung der Messungen zur Optimierung der Scanparameter wurden einzelne Detektorelemente des XtremeCT ausgetauscht. Der Scan des Katzenkopfs mit den optimierten Parametern fand nach der Reparatur statt. Die Häufigkeit der Ring- und Streifenartefakte verringerte sich zwar, und es trat kein dauerhaftes Artefakt mehr auf. Jedoch konnten Ringartefakte auch auf den später angefertigten µCT-Aufnahmen wahrgenommen werden. Auch SCHULMAN (2010) stellte bereits fest, dass nach einem Austausch defekter Detektorelemente, während der im Rahmen seiner Arbeit durchgeführten Versuche, das Auftreten von Ringartefakten nicht abnahm. Aufgrund dessen ist zu vermuten, dass der am XtremeCT verwendete Detektortyp eine relativ häufige, zeitweise Instabilität einzelner Detektorelemente aufweist. Diskussion 127 5.3. Diskussion der Bildevaluation 5.3.1. Auswahl der µCT-Bilder Für die Optimierung der Scanparameter entstanden am XtremeCT pro Katzenkopfpräparat 36 Scans. Start- und Endpunkt der Messungen wurden auf dem Scoutview festgelegt, so dass sie jeweils aus 270 Schichten bei einer Schichtdicke von 82 µm bzw. 550 Schichten bei 41 µm bestanden. Eine Bildevaluation ist in der Regel sehr zeitaufwändig. Deshalb wurden vorher im Rahmen einer eigenen Auswertung µCTScans von der Bewertung ausgeschlossen, die eine besonders schlechte Bildqualität aufwiesen. Außerdem wurde bei den verbliebenen Scans die Anzahl der Schichten reduziert, die zur Evaluation gelangten. Dazu wurden alle rostral und kaudal des Mittel- bzw. Innenohrs gelegenen Schichten von der Bewertung ausgeschlossen, auf denen keine relevanten Strukturen abgebildet waren. So konnten die Scans auf maximal 85 Schichten bei 82 µm bzw. 155 Schichten bei 41 µm begrenzt werden. Mit diesen Maßnahmen sollte die für eine Bewertung der Bildqualität benötigte Zeit verkürzt werden (s. Kap. 3.4.1). 5.3.2. Durchführung der Evaluation Die Bildevaluation zum Feststellen der optimalen Scanparameter für die Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze wurde von vier unabhängigen Gutachtern im Rahmen einer „Blindstudie“ durchgeführt. Die bewerteten µCT-Scans wurden von zwei Präparaten von Katzenköpfen angefertigt. Eine Bewertung durch einzelne Gutachter stellt eine subjektive Art der Auswertung dar. Eine gewisse Objektivierung wird erreicht, indem mehrere Gutachter die Evaluation durchführen, wie es auch in der vorliegenden Untersuchung gehandhabt wurde. Außerdem trägt die Bildung des Mittelwerts aus den von ihnen vergebenen Noten zur Objektivierung bei. Den Gutachtern wurde vor Beginn der eigentlichen Bewertung jeweils ein besonders guter und 128 Diskussion ein sehr schlechter µCT-Scan gezeigt. So sollte es ihnen ermöglicht werden, besser einzuschätzen, welche Bildqualität erreicht werden kann. Die Gutachter konnten somit die anderen Scans zwischen den beiden Extremen einordnen und den gesamten Umfang der Bewertungsskala ausnutzen. Diese Vorgehensweise wurde schon von mehreren Autoren erfolgreich angewendet (EBERMAIER, 1999; MEYER- LINDENBERG et al., 2008; WOLF et al., 2009) In der vorliegenden Arbeit wurden in die Bildevaluation nur zwei Katzenköpfe einbezogen. Durch unterschiedliche Größe und Form der beiden Katzenköpfe fielen bei gleichen Scanparametern teilweise die Bildqualität und damit auch die Bewertungen unterschiedlich aus (Tab. 10). Eine größere Anzahl an Präparaten hätte eventuell zur weiteren Objektivierung des Ergebnisses beitragen können. Die Methode der Evaluation durch Gutachter wurde der objektiven Messung des Pixelrauschens und des Kontrasts als Maß für die Bildqualität vorgezogen. Das Pixelrauschen bzw. das Signal-Rausch-Verhältnis kann mit Hilfe eines Wasserphantoms als Standardabweichung der mittleren CT-Zahlen innerhalb einer ROI gemessen werden (EWEN, 1998; KALENDER, 2006). Der Kontrast wird häufig mittels eines Niedrigkontrastphantoms mit unterschiedlich großen Bohrlöchern bestimmt (KALENDER, 2006; SCHULMAN, 2010). Beide Parameter hätten somit zwar relativ einfach bestimmt werden können (McCOLLOUGH et al., 2006). Jedoch wäre es wahrscheinlich nicht möglich gewesen, mit diesen Methoden alle für eine klinische Diagnose relevanten Merkmale zu erfassen. Der optimale klinische Bezug kann nur durch eine Bildbewertung durch Gutachter mit radiologischer Expertise hergestellt werden (McCOLLOUGH et al., 2006). Nur diese können beispielsweise die Darstellbarkeit verschiedener anatomischer Strukturen beurteilen. Eine Messung der Ortsauflösung wurde als wenig sinnvoll erachtet, da von der Fa. Scanco Medical AG für den XtremeCT bereits Ergebnisse zur Ortsauflösung bzw. von Messungen der MÜF veröffentlicht wurden (SCANCO, 2005). Diskussion 5.3.3. 129 Auswertung der Evaluationsergebnisse Obwohl die Einstellung [Schichtdicke 41 µm, 1000 Projektionen pro 180°, Integrationszeit 300 ms] insgesamt auf dem ersten Rang lag, erhielt sie bei der Einzelbewertung des Rauschens schlechtere Noten als der Scan mit denselben Parametern bei 82 µm Schichtdicke. Eine Erhöhung der Ortsauflösung führt zur Verstärkung des Pixelrauschens (EWEN, 1998; KALENDER, 2006). SCHULMAN (2010) hat in seiner Arbeit mit dem gleichen µCT das Pixelrauschen bei verschiedenen Einstellungen (objektiv) in einem Wasserphantom gemessen. Er konnte bestätigen, dass das Pixelrauschen bei [Schichtdicke 82 µm, 1000 Projektionen pro 180°, Integrationszeit 300 ms] wesentlich geringer war als bei Schichtdicke 41 µm. Auch wenn also die Bildevaluation durch Gutachter subjektiv geprägt ist, stimmen die Ergebnisse im Hinblick auf das Pixelrauschen mit den nach objektiven Messungen (SCHULMAN, 2010) erwarteten Ergebnissen überein. Dies galt auch bei den Scanparametern [1000 Projektionen pro 180°, Integrationszeit 100 ms] und [500 Projektionen pro 180°, Integrationszeit 300 ms]. Die Scanzeiten stimmen bei diesen Einstellungen überein. Das Pixelrauschen war bei letzterer unabhängig von der gewählten Ortsauflösung bzw. Schichtdicke wesentlich niedriger (SCHULMAN, 2010). Die Gutachter bewerteten diese Einstellung, ebenfalls wie nach den Messungen erwartet, in Bezug auf das Rauschen besser. Bei Schichtdicke 82 µm waren die vergebenen Noten dabei geringfügig besser als bei 41 µm. Auch der Vergleich dieser Scanparameter zeigt, dass die subjektive Evaluation durch die Gutachter mit den objektiven Messungen bestätigt wird. Die Schichtdicke kann am XtremeCT noch nachträglich mithilfe der Auswertungssoftware verändert und somit das Rauschen durch Verminderung der Ortsauflösung verringert werden. Da die Schichtdicke Scanzeit und Strahlendosis nicht beeinflusst und damit keine Nachteile für das gescannte Tier entstehen, empfiehlt es sich, immer die niedrigste Schichtdicke von 41 µm für die Scans auszuwählen (KALENDER, 2006; SCHULMAN, 2010). In der vorliegenden Arbeit wurden daher die Einstellungen [Schichtdicke 41 µm, 1000 Projektionen pro 180°, Integrationszeit 300 ms] als 130 Diskussion optimierte Scanparameter gewählt, obwohl sie nur sehr knapp auf dem ersten Rang lagen und in den wichtigen Kriterien der Bildqualität (Rauschen und Kontrast) schlechter bewertet wurden als bei Schichtdicke 82 µm. Der Eindruck der Bildqualität wird vor allem durch das Pixelrauschen beeinflusst, da dieses mit der Niedrigkontrastauflösung korreliert (KALENDER, 2006). Das Pixelrauschen wiederum ist vor allem von der gewählten Schichtdicke und dem mAs-Produkt bzw. der Integrationszeit abhängig (EWEN, 1998; KALENDER, 2006). Die Bewertungen der Gutachter zeigen diesen Einfluss der Integrationszeit. Je höher die Integrationszeit war, desto bessere Benotungen erhielten die entsprechenden Scans. In allen Kriterien wurden Aufnahmen, die mit einer Integrationszeit unter 250 ms angefertigt wurden, als sehr schlecht beurteilt. Das Pixelrauschen wird neben der Integrationszeit auch durch die Anzahl an Projektionen pro 180° beeinflusst (STEPINA, 2006; SCHULMAN, 2010). Je höher die Projektionszahl gewählt wird, desto geringer ist das Rauschen. Die Gutachter haben Scans mit einer höheren Projektionszahl in der Regel, jedoch nicht immer, besser bewertet. Der Einfluss der Anzahl der Projektionen wurde nur deutlich, wenn eine hohe Integrationszeit von mindestens 250 ms eingestellt war. Bei µCT-Scans, die mit niedriger Integrationszeit angefertigt wurden, konnte also auch eine hohe Projektionszahl die Bildqualität nicht wesentlich verbessern. Eine höhere Ortsauflösung bzw. Schichtdicke von 41 µm wurde in allen Kriterien der Bildqualität von zwei der vier Gutachter als positiv bewertet, die anderen zwei Gutachter vergaben bei 82 µm bessere Noten. Dies kann damit erklärt werden, dass eine niedrigere Ortsauflösung zwar das Pixelrauschen vermindert, gleichzeitig aber zu einem unschärferen Bild führt (KALENDER, 2006). Hier zeigt sich wieder der subjektive Aspekt der Bildevaluation, da je nach Gutachter die größere Unschärfe als mehr oder weniger stark störend empfunden wird. Theoretisch kann das Pixelrauschen auch durch Veränderung des Faltungskerns beeinflusst werden (PROKOP, 2002; KALENDER, 2006). Am XtremeCT ist dieser allerdings auf die humanmedizinische Anwendung, also das Scannen von Knochen im Bereich des Unterarms und -schenkels optimiert, und nicht variabel (SCANCO, 2005). Diskussion 131 Da starkes Pixelrauschen die Niedrigkontrasterkennbarkeit herabsetzt (KALENDER, 2006; SCHULMAN, 2010), hat es auch Einfluss auf die Beurteilbarkeit der Bilddetails und damit die diagnostische Wertigkeit. Je stärker also das Rauschen ist, umso schlechter sind kleinere anatomische Strukturen auf dem µCT-Bild zu erkennen. Daher zeigt die Bewertung der Bilddetails durch die Gutachter auch, dass die Integrationszeit und Anzahl der Projektionen pro 180°, mit denen das Pixelrauschen korreliert ist (s. oben), eine gewisse Rolle spielen. Insgesamt war die Notenvergabe durch die Gutachter im Hinblick auf die Erkennbarkeit der anatomischen Details allerdings unterschiedlich. µCT-Aufnahmen mit hoher Integrationszeit und Projektionszahl wurden häufig nicht besser eingestuft als solche, bei denen diese Scanparameter niedriger eingestellt waren. Die uneinheitliche Notenvergabe bei den Bilddetails könnte damit zusammenhängen, dass die Erkennbarkeit einer anatomischen Struktur noch schwieriger eingeschätzt werden kann als die Stärke des Rauschens und Güte des Kontrasts. Somit hängt sie noch stärker vom subjektiven Empfinden des Gutachters ab. 5.4. Untersuchungen zur Anatomie des Katzenohres im µCT 5.4.1. Anatomische Strukturen in Hinblick auf Pathologien Im Verlauf dieser Arbeit wurden die anatomischen Details festgelegt, die für die Beurteilung der µCT-Aufnahmen des Mittel- und Innenohrs von besonderer Relevanz sind. Es handelt sich hierbei um Strukturen, die bei Erkrankungen des Mittel- und Innenohrs Veränderungen aufweisen können. Diese spielen bei der Diagnose der entsprechenden Krankheiten und in der Forschung auf dem Gebiet der Taubheit eine wichtige Rolle. Somit wäre besonders eine Darstellbarkeit dieser Bereiche für die klinische Anwendung der µCT sinnvoll. Die Kriterien für die Bildevaluation wurden anhand der erstellten Tabelle 9 ausgewählt. Bei der Auswahl und Beschriftung der µCT-Bilder im Rahmen der Ergebnisse 132 Diskussion wurde vor allem Wert auf die Sichtbarkeit dieser relevanten anatomischen Details gelegt. 5.4.2. Vergleich ausgewählter µCT-Bilder mit den histologischen Präparaten Die ausgewählten µCT-Bilder wurden mit histologischen Präparaten verglichen, deren Schnittebene jeweils mit der des entsprechenden µCT-Bildes annähernd übereinstimmte. Ziel dieses Schrittes der Arbeit war, festzustellen, ob alle anatomischen Strukturen, von denen erwartet wurde, dass sie mittels der µCT dargestellt werden können, tatsächlich auf den Bildern zu sehen sind. Die histologischen Präparate dienten dazu, die entsprechenden Details auf den µCT-Bildern zu erkennen. Außerdem wurden auf den histologischen Schnitten die Größen einiger anatomischer Strukturen bestimmt. Da die Präparate mit Karnovsky-Lösung fixiert wurden, traten keine nennenswerten Schrumpfungsartefakte auf, die zu Verfälschungen der Messungen hätten führen können (ANNIKO u. LUNDQUIST, 1977). Es besteht jedoch die Möglichkeit, dass in den Schnitten die entsprechenden Strukturen nicht senkrecht, sondern tangential angeschnitten wurden, wodurch die gemessenen Werte von Angaben aus der Literatur abweichen können und durchaus kritisch zu betrachten sind. Für den diagnostischen Einsatz der µCT ist es wichtig, dass vor allem anatomische Strukturen optimal dargestellt werden können, die bei Erkrankungen des Mittel- und Innenohrs beeinträchtigt sind (Tab. 9). Zu den am häufigsten bei Katzen auftretenden Erkrankungen des Ohrs zählen die Otitis media und interna sowie nasopharyngeale Polypen. Des Weiteren treten vereinzelt Neoplasien auf. Bei diesen Erkrankungen kommt es vor allem an der Paukenhöhle mit all ihren Anteilen, den Gehörknöchelchen, dem N. facialis, den Übergängen im Ohr und dem knöchernen und häutigen Labyrinth zu Veränderungen (ETTINGER u. FELDMAN, 2005; GAROSI et al., 2003; GOTTHELF, 2004; HARVEY et al., 2001; LeCOUTEUR, 2003). Um eine frühzeitige Diagnose zu gewährleisten, müsste also die Möglichkeit bestehen, die relevanten Strukturen sichtbar zu machen. Diskussion 133 Ein weiteres oft vorkommendes Krankheitsbild ist die Taubheit, teilweise in Verbindung mit einer vestibulären Dysfunktion (HEID et al., 1998; RYUGO et al., 2003). Da es eine bestimmte Form der Taubheit bei der Katze gibt, die dem WaardenbergSyndrom des Menschen sehr ähnlich ist (VENKER-VAN HAGEN, 2006), wird die Katze in der Forschung im Bereich der Taubheit häufig als Modelltier verwendet. Besonders in der experimentellen Chirurgie, wie dem Gehörknöchelchenersatz und dem Einsatz von Cochlea-Implantaten, wird sie herangezogen (BADI et al., 2003; BENITEZ et al., 1971; KRETZMER et al., 2004; MIDDLEBROOKS u. SNYDER, 2007). Im Rahmen von Verlaufskontrollen nach diesen Operationen wäre die Darstellbarkeit der Cochlea einschließlich ihrer Weichgewebe, der Gehörknöchelchen, aller Anteile der Paukenhöhle sowie der Übergänge im Ohr mit der µCT notwendig. Auf den im Rahmen der vorliegenden Arbeit entstandenen µCT-Bildern sind viele dieser anatomischen Details des Mittel- und Innenohrs dargestellt (Tab. 11). Das knöcherne Labyrinth ist auf den µCT-Bildern relativ detailliert sichtbar. Es können die Bogengänge sowie die Cochlea mit ihren Windungen in ihrem gesamten Verlauf verfolgt werden. Die Lamina spiralis ossea ist in der ersten Cochleawindung laut Literatur ungefähr 40 µm dick und wird in Richtung Spitze der Cochlea dünner (SHEPHERD u. COLREAVY, 2004). Auf den Fotos der histologischen Präparate wurde eine Dicke von 13 bis 32 µm gemessen. Die Abbildungen zeigen die Knochenlamelle in einem Bereich nahe der Spitze der Cochlea, wo sie schon relativ dünn ist. Für die Messungen wurden jeweils die dünnsten Bereiche auf dem histologischen Schnitt ausgewählt, da die Wahrscheinlichkeit, dass die Lamina an diesen Stellen senkrecht getroffen wurde, am größten ist. Auf den µCT-Bildern sind wie erwartet nur Anteile der Lamina spiralis ossea zu sehen. Dies kann verschiedene Ursachen haben. Zum einen kann es sein, dass die Lamina tatsächlich nur 40 µm oder dünner ist. Zum anderen kann es auch damit zusammenhängen, dass so kleine Strukturen nur in einem einzelnen Pixel abgebildet werden und für das menschliche Auge auf einem µCT-Bild nur schwer zu erkennen ist, ob ein Pixel hell oder dunkel gefärbt ist. In der Regel müssen Details bei einem Scan mindestens zwei Pixel groß sein, damit sie wahrnehmbar sind (TAYLOR u. LUPTON, 1986; KAK u. SLANEY, 1988). Dass Teile der Lamina spiralis überhaupt abgebildet sind, hängt vermutlich mit dem Winkel zu- 134 Diskussion sammen, aus dem sie gescannt wurde. In den entsprechenden Bereichen wurde sie tangential angeschnitten. Es haben sich bereits mehrere Autoren mit der Darstellung des Mittel- und Innenohrs mit Hilfe der µCT beschäftigt (VOGEL, 1999; DECRAEMER et al., 2003; LANE et al., 2004; ELKHOURI et al., 2006; POZNYAKOVSKIY et al., 2008; PURIA u. STEELE, 2010 u. a.). Einige von ihnen konnten kleinere anatomische Details sichtbar machen, so auch die Lamina spiralis (VOGEL, 1999; VAN SPAENDONCK et al., 2000; POZNYAKOVSKIY et al., 2008). Da in diesen Untersuchungen Präparate des Os temporale oder kleinerer Anteile des Ohrs verwendet wurden, konnten Ortsauflösungen gewählt werden, die zwischen 4 und 60 µm lagen. In der vorliegenden Arbeit wurde der ganze Katzenkopf gescannt. Aus diesem Grund musste hier eine deutlich höhere Ortsauflösung eingestellt werden. Die Gehörknöchelchen sind auf den µCT-Bildern der eigenen Untersuchung sehr detailliert dargestellt. In der Literatur gibt es keine Angaben zur Größe der einzelnen Anteile der Gehörknöchelchen bei der Katze, so dass hier kein Vergleich möglich ist. Wie die klinische CT ist auch die µCT besser für die Darstellung von Knochen als von Weichgeweben geeignet (VOGEL, 1999; VAN SPAENDONCK et al., 2000; LANE et al., 2004; UZUN et al., 2007). Dies konnte in der vorliegenden Arbeit bestätigt werden. Wie erwartet, sind die Weichgewebe im Mittel- und Innenohr mit dem XtremeCT nicht optimal darstellbar. Durch die Lage der entsprechenden Hohlräume bzw. den Verlauf der Kanäle und Rinnen im Knochen, ist es jedoch möglich die Strukturen korrekt zu identifizieren. Dies gilt auch für die anatomischen Details, an denen es bei Erkrankungen des Ohrs zu Veränderungen kommt. So können der Fazialisnerv und der M. tensor tympani dargestellt werden. Der M. stapedius ist auf den µCT-Bildern nicht sichtbar. Dies hängt vermutlich damit zusammen, dass der Muskel zu dicht an anderen nicht-knöchernen Strukturen entlangläuft bzw. einen Hohlraum mit ihnen teilt. Aus diesem Grund kann er nicht von den benachbarten Weichgeweben unterschieden werden. Die Membran des runden Fensters bzw. Schneckenfensters ist auf den eigenen µCT-Bildern nicht sichtbar. In der Literatur ist sie mit einer Dicke von 15 bis 20 µm aufgeführt (MIRISZLAI et al., 1978). In der vorliegenden Arbeit liegt sie auf den histo- Diskussion 135 logischen Schnitten bei etwa 56 µm im Randbereich des Fensters und 16 µm in einer Schnittebene, die sich zentraler befindet. Auch hier wurde wieder die dünnste Stelle zur Messung ausgewählt, da dort die Wahrscheinlichkeit am höchsten ist, dass die Membran tatsächlich senkrecht angeschnitten wurde. Da die Ortsauflösung des XtremeCT 41 µm beträgt, könnte die Membran des Schneckenfensters also nicht abgebildet werden, auch wenn Weichgewebe erkennbar wären. Die Fußplatte des Steigbügels, die das ovale Fenster verschließt, ist auf einigen µCT-Bildern andeutungsweise sichtbar. An ihrer dünnsten Stelle wurde auf den Fotos der histologischen Präparate eine Dicke von nur ca. 30 µm, im Randbereich jedoch bis zu 200 µm ermittelt. Daher kann die Fußplatte nur auf solchen µCT-Bildern gesehen werden, in deren Ebene sie schräg angeschnitten wurde oder auf denen sich die Schnittebene im Randbereich befindet. Beide Fenster sind von der Perilymphe, die sich in der angrenzenden Cochlea befindet und genau wie das Weichgewebe grau dargestellt wird, im µCT nicht zu differenzieren. Ihre Lage wird anhand der Lücken im Knochen in den entsprechenden Bereichen deutlich. Außerdem bilden sie die Abgrenzung zwischen der grauen Flüssigkeit und dem luftgefüllten und daher schwarz erscheinenden Hohlraum der Paukenhöhle. Die Paukenhöhle kann auf den µCT-Bildern durch ihre knöcherne Kontur und die Luftfüllung sehr gut abgebildet werden. Die Messung der Schleimhautauskleidung der Paukenhöhle auf den Fotos der histologischen Schnitte ergab eine Höhe von 30 bis 130 µm. Die Membranen des häutigen Labyrinths sind ebenfalls extrem dünn, was dazu geführt hat, dass sie beim Aufziehen auf die Objektträger häufig zerrissen sind. Auch diese beiden anatomischen Strukturen des Mittel- bzw. Innenohrs wären aufgrund ihrer geringen Größe nur in wenigen Bereichen differenzierbar, selbst wenn mittels µCT die Weichgewebe besser dargestellt werden könnten. Sie waren in dieser Arbeit daher zwar auf den histologischen Schnitten erkennbar, jedoch mit der µCT nicht darstellbar. Einigen Arbeitsgruppen gelang die Abbildung membranöser Anteile des Innenohrs. Es wurden Präparate von Menschen (VOGEL, 1999), Meerschweinchen (POZNYAKOVSKIY et al., 2008, UZUN et al., 2007) und Mäusen (VAN SPAENDONCK et al., 2000) verwendet. Sie konnten die Lamina basilaris, das Ligamentum spirale, die Rezeptorareale für den Gleichgewichtssinn und die Reissner- 136 Diskussion sche Membran darstellen. Die beiden letztgenannten Strukturen konnten von UZUN et al. (2007) sowie POZNYAKOVSKIY et al. (2008) nur durch Färbung der Präparate mit Schwermetallen auf den µCT-Bildern sichtbar gemacht werden. In anderen Untersuchungen wurden die Scanparameter variiert. Neben einer besonders hohen Ortsauflösung wurde niederenergetischere Strahlung eingesetzt (z. B. Röhrenspannung 10 bis 80 kV, VAN SPAENDONCK et al. 2000) sowie zusätzlich die Integrationszeit bis auf 2000 ms erhöht (SIM u. PURIA, 2008). Dadurch dauerten die Scans allerdings zwischen zwei und 20 bzw. neun und zwölf Stunden. Am XtremeCT konnte die Röhrenspannung nicht variiert und die Ortsauflösung aufgrund des großen FOV nicht weiter reduziert werden. Daher bestehen diese Möglichkeiten zurzeit nicht, um die Darstellung des Mittel- und Innenohrs weiter zu verbessern. Zudem sollten die Scanparameter der im Rahmen dieser Arbeit durchgeführten µCTAufnahmen auf in vivo-Untersuchungen an Katzen übertragbar sein, weshalb Untersuchungen von über zwei Stunden nicht sinnvoll wären. Die daraus folgende hohe Strahlendosis wäre außerdem für Messungen am lebenden Tier inakzeptabel. Die Ligamenta zur Verankerung der Gehörknöchelchen im Rec. epitympanicus sind in der vorliegenden Arbeit auf den µCT-Bildern nicht, wie in der oben genannten Untersuchung von SIM u. PURIA (2008), detailliert erkennbar. Sie werden allerdings als graues Weichgewebe im Bereich zwischen Gehörknöchelchen und Dach bzw. Wand des Rec. epitympanicus und um Hammer, Amboss und Steigbügel herum dargestellt. In der Literatur ist beschrieben, dass das Trommelfell im Bereich seines Anulus fibrocartilagineus durchschnittlich 56 µm dick ist (höchster Wert 99 µm) und in Richtung Zentrum bis auf eine Dicke von 5,5 µm abnimmt. Dorsal soll die Membrana tympani dünner sein als ventral (nur 30 µm) (KUYPERS et al., 2005). In der vorliegenden Arbeit beträgt die Dicke des Trommelfells auf den histologischen Schnitten im dorsalen Abschnitt ca. 88 µm, ventral 70 µm und zur Mitte hin 19 µm. Diese Werte würden erklären, dass die Membran zwar im dorsalen Bereich bis zum Ansatz des Hammerstiels, jedoch ventral auf den µCT-Bildern nicht sichtbar ist. Eine weitere Arbeitsgruppe hat bereits das Mittel- und Innenohr einer Katze mittels µCT gescannt (WANG et al., 2005). Sie haben sogar einen ganzen Katzenschädel für ihre Scans herangezogen. In ihren Untersuchungen ging es jedoch um den Test Diskussion 137 eines selbst entwickelten µCT-Geräts. Dazu verglichen sie Bilder ihres Systems mit solchen, die mittels klinischer und einem kommerziell erhältlichen µCT-Scanner entstanden waren. Die Darstellbarkeit anatomischer Details wurde daher nicht beschrieben. Die verwendeten Scanparameter konnten nicht auf die vorliegende Arbeit übertragen werden, da Röhrenspannung und –strom variiert wurden, was bei dem XtremeCT nicht möglich ist. Außerdem waren die Angaben zu den Scanparametern von WANG et al. (2005) unvollständig. Erwartungsgemäß sind die knöchernen Strukturen im Gegensatz zu den Weichgewebsstrukturen im µCT sehr gut sichtbar. Alle für die Diagnostik und Forschung relevanten knöchernen Anteile des Mittel- und Innenohrs sind darstellbar. Man kann sogar Kanälchen für den Durchtritt feiner Nerven und Gefäße sowie die Abgrenzungen der Schädelknochen voneinander erkennen. Die verschiedenen Weichgewebe können jedoch nicht voneinander unterschieden werden. Daher sind die membranösen Strukturen, die im Hinblick auf Pathologien wichtig sind, nicht differenzierbar. Dennoch kann die Bildqualität als ausreichend angesehen werden, um die µCT als Ergänzung anderer bildgebender Verfahren in Diagnostik und Forschung zu verwenden. 138 Diskussion Tab. 11: Diagnostisch relevante anatomische Strukturen des Katzenmittel- und Katzeninnenohres und ihre Darstellbarkeit im µCT. DarstellDarstellGewichtung Strukturen Mittelohr Strukturen Innenohr barkeit barkeit Lumen der Paukenhöh- gut le Wand der Paukenhöhle gut Schleimhautauskleidung eingesehr wichtig der Paukenhöhle schränkt wichtig knöchernes Labyrinth1 häutiges Labyrinth1 einschl. perilymphati- gar nicht sche Räume Gehörknöchelchen gut N. facialis gar nicht (nur Cana- N. facialis lis facialis) Pars tympanica des Os temporale (Knochen gut gesamt) Trommelfell, rundes und gar nicht ovales Fenster weniger wichtig gut Cochlea gut gar nicht (nur Canalis facialis) Pars petrosa des Os temporale (Knochen gut gesamt) Bogengänge eingeschränkt Aquaeductus vestibugut li 1 gesamte Struktur 5.5. Vergleich der klinischen CT mit der µCT Im Vergleich der µCT mit der klinischen CT fallen einige Unterschiede deutlich auf. Die Ortsauflösung ist auf den klinischen CT-Bildern mit 250 µm sehr viel schlechter, wodurch die Bilder sehr unscharf wirken. Die Konturen der Knochen und der Hohlräume in den Knochen sind stark verschwommen, weshalb ihre Umrisse undeutlich werden und sie nur sehr schlecht voneinander abgrenzbar sind. Dieses Ergebnis stimmt mit der Aussage von POSTNOV et al. (2006) überein, wonach mit der klinischen CT keine ausreichende Ortsauflösung erreicht wird, um Details des Mittel- und Innenohrs darzustellen. Da die Ortsauflösung bei der µCT wesentlich höher ist, sind auf den µCT-Bildern auch mehr anatomische Details erkennbar. Die allgemein im Diskussion 139 µCT darstellbaren anatomischen Strukturen können dem Kap. 4.3.1 entnommen werden. Zur Diagnostik von Ohrerkrankungen werden die klinische CT und die MRT häufig eingesetzt. Besonders vor einer eventuell geplanten Operation oder bei Patienten mit chronischen Beschwerden wird die CT als schnittbildgebendes Verfahren dem Röntgen vorgezogen (BISCHOFF u. KNELLER, 2004; BAUKNECHT u. KLINGEBIEL, 2005). Sie eignet sich vor allem zur Darstellung der knöchernen Strukturen. Das häutige Labyrinth und die Nerven können allerdings nicht zufriedenstellend abgebildet werden. Mittels MRT können dagegen die Weichgewebe im Ohr besser sichtbar gemacht werden. Dies konnte von HELD et al. (1997), MAROLDI et al. (2001), KLINGEBIEL et al. (2002), SENNAROGLU u. SAATCI (2004) und ISAACSON et al. (2009) bei Aufnahmen des menschlichen Felsenbeins festgestellt werden. In Untersuchungen von FORREST (1999), GAROSI et al. (2003), BISCHOFF u. KNELLER (2004), GOTTHELF (2004), BENIGNI u. LAMB (2006) sowie SANDERS u. BAGLEY (2008) an Hunden und Katzen konnte dies bestätigt werden. In der Literatur sind derzeit nur wenige Studien verfügbar, die sich mit der Darstellbarkeit des Mittel- und Innenohrs der Katze beschäftigen. Daher werden hier auch Arbeiten über andere Spezies angeführt. Die auf CT-Bildern deutlich erkennbaren anatomischen Strukturen bei Hunden (RUSSO et al., 2002; PROBST u. KNEISSL, 2006) und Katzen (BISCHOFF u. KNELLER, 2004; GOTTHELF, 2004; BENIGNI u. LAMB, 2006) umfassen laut Literatur in der Regel den Meatus acusticus externus, die Paukenhöhle einschließlich ihres Lumens, das Promontorium, das Vestibulum, die Cochlea, die Bogengänge mit ihren Ampullae und den Aquaeductus vestibularis. Bei Menschen (CASSELMAN u. BENSIMON, 1997; KROMBACH et al., 2005; LANE et al., 2006; MAFEE u. VALVASSORI, 2009) kann außerdem der Meatus acusticus internus, der knöcherne Anteil der Tuba auditiva sowie der Canalis facialis dargestellt werden. In der vorliegenden Arbeit können auf den klinischen CT-Bildern, auf denen der Vorhof und Canalis facialis dicht nebeneinander verlaufen, beide nur schlecht voneinander abgegrenzt werden. Die Bogengänge sowie der Aquaeductus vestibularis sind gar nicht 140 Diskussion erkennbar. Alle anderen oben genannten Strukturen konnten auch in der vorliegenden Untersuchung dargestellt werden. Die Darstellbarkeit kleinerer Strukturen mit der klinischen CT hat sich in den letzten Jahren deutlich verbessert (LEE et al., 2009). Die Wand des Canalis facialis, die in einigen Abschnitten nur durch eine dünne Knochenlamelle repräsentiert wird, kann beim Menschen in ihrer gesamten Länge abgebildet werden (BAUKNECHT u. KLINGEBIEL, 2005; KLINGEBIEL u. LEHMANN, 2001; LANE et al., 2006). Auch die Lamina spiralis der Cochlea ist mit der klinischen CT darstellbar (Mensch) (BAUKNECHT u. KLINGEBIEL, 2005; CASSELMAN et al., 2001; KROMBACH et al., 2008; WAGNER et al., 2009). Bei guter Auflösung lässt sich beim Menschen das Trommelfell erahnen. Das ovale und runde Fenster liegen in typischen Nischen, die auf den CT-Bildern zu erkennen sind, so dass das Weichgewebe in diesem Bereich als diese Membranen interpretiert werden kann (Mensch) (LANE, 2006; KROMBACH et al., 2008). In der vorliegenden Untersuchung war das Trommelfell mit der klinischen CT nicht darstellbar. Die Nischen der beiden Fenster waren auch hier zu erkennen. Die Ortsauflösung der klinischen CT reicht jedoch immer noch nicht aus, um alle feinen Details des Mittelohrs darzustellen. Die Struktur der Gehörknöchelchen kann beispielsweise auch beim Menschen nur grob abgebildet werden (PROBST u. KNEISSL, 2006; LEE et al., 2009; LEE et al., 2010). Das Innenohr kann lediglich unzureichend dargestellt werden und die Interpretation der Bilder stellt selbst für erfahrene Gutachter größtenteils eine Herausforderung dar (KROMBACH et al., 2005). In den Untersuchungen, die sich mit der Darstellung des Ohrs in der klinischen CT befassen, wurden die CT-Aufnahmen vor allem an Hunden oder Menschen durchgeführt (CASSELMANN u. BENSIMON, 1997; RUSSO et al., 2002; BAUKNECHT u. KLINGEBIEL, 2005; KROMBACH et al., 2005; LANE et al., 2006; PROBST u. KNEISSL, 2006; MAFEE u. VALVASSORI, 2009). Da die anatomischen Strukturen bei Katzen sehr viel kleiner sind, kann man davon ausgehen, dass einige der oben aufgeführten Details nicht sichtbar gemacht werden können oder zumindest weniger deutlich. KING (2008) konnte auf klinischen CT-Bildern des Ohrs von Hund, Katze und Kaninchen die Paukenhöhle mit ihren verschiedenen Abschnitten und die Gehörknöchelchen darstellen. Das Trommelfell war in dieser Arbeit jedoch nicht sicht- Diskussion 141 bar. Dieses Ergebnis stimmt mit dem der vorliegenden Arbeit überein. Die Gehörknöchelchen sind in beiden Studien nur unscharf dargestellt. Ihre Details sind nicht erkennbar. Der Grund für die Übereinstimmung der Beobachtungen liegt aller Wahrscheinlichkeit nach in den verwendeten Scanparametern. KING (2008) arbeitete mit 120 kV und 100 mAs bei einer Schichtdicke von 1,1 mm und Ortsauflösung von 0,6 mm. In der vorliegenden Untersuchung wurden mit 140 kV und 275 mAs bei einer Schichtdicke und Ortsauflösung von 0,25 mm geringfügig bessere Einstellungen gewählt. Dies hatte jedoch offensichtlich kaum Einfluss auf die Bildqualität und Darstellbarkeit der anatomischen Strukturen. In der MRT haben sich seit der Einführung einer hoch auflösenden Scan-Sequenz durch CASSELMAN et al. im Jahr 1993 keine wesentlichen Neuerungen ergeben (BAUKNECHT u. KLINGEBIEL, 2005). Mittels MRT können beim Menschen und Hund die Weichgewebe des Mittel- und Innenohrs wie der Ductus endolymphaticus, die A. carotis interna, der Fazialisnerv sowie der N. vestibulocochlearis (KLINGEBIEL u. LEHMANN, 2001; KNEISSL et al., 2004; MAFEE u. VALVASSORI, 2009) dargestellt werden. Wie mittels klinischer CT sind auch das Vestibulum, die Cochlea und die Bogengänge zu erkennen, da sie flüssigkeitsgefüllt sind. Dies wurde in MRTUntersuchungen des menschlichen (KLINGEBIEL u. LEHMANN, 2001; BAUKNECHT u. KLINGEBIEL, 2005; MAFEE u. VALVASSORI, 2009), caninen (GAROSI et al., 2001; GOTTHELF, 2004) und felinen (ALLGOEWER et al., 2000; GOTTHELF, 2004) Innenohrs festgestellt. ALLGOEWER et al. (2000) konnten bei ihren Untersuchungen an acht Katzen zusätzlich das knöcherne Septum, das die Bulla tympanica in zwei Kompartimente unterteilt, darstellen. In humanmedizinischen Arbeiten konnten sogar die noch feinere Lamina spiralis und der Modiolus der Cochlea abgebildet werden (ISAACSON et al., 2009; KENDI u. ARIKAN, 2004; PANI, 2009). Für Aufnahmen des Mittelohrs, der Knochen und des Felsenbeins ist die MRT im Allgemeinen weniger geeignet. Die Gehörknöchelchen und das Trommelfell sind sowohl beim Hund (KNEISSL et al., 2004), als auch bei der Katze (KING, 2008) nicht sichtbar. Das Felsenbein, die Wand der Paukenhöhle und Luft in der Paukenhöhle erscheinen auf MRT-Scans von Menschen (CASSELMANN u. BENSIMON, 1997; SANDERS u. BAGLEY, 2008) sowie Hunden und Katzen (BISCHOFF u. KNELLER, 142 Diskussion 2004; GOTTHELF, 2004) schwarz. Die MRT hat zudem den Nachteil, dass sie geometrisch weniger präzise ist als die CT (FORREST, 1999; FRANSSON et al., 2001; PETERSCH et al., 2004). Zusammenfassend lässt sich feststellen, dass mit der klinischen CT und mit der MRT im Bereich des Mittel- und Innenohrs bei der Katze laut Literatur (FORREST, 1999; ALLGOEWER et al., 2000; GAROSI et al., 2003; BISCHOFF u. KNELLER, 2004; GOTTHELF, 2004; BENIGNI u. LAMB, 2006) alle anatomischen Strukturen dargestellt werden können, die man auch auf µCT-Bildern sehen kann. In dieser Arbeit konnten einige Strukturen wie z. B. das Trommelfell oder die Bogengänge, deren Darstellung im µCT möglich war, auf den klinischen CT-Bildern nicht sichtbar gemacht werden. Zurzeit gibt es in der verfügbaren Literatur keine Vergleiche von klinischer und µCT im Bereich des Mittel- und Innenohrs. In der vorliegenden Arbeit waren anatomische Details wie die Lamina spiralis der Cochlea und das Trommelfell, die in anderen Untersuchungen im klinischen CT dargestellt werden konnten, mit der klinischen CT nicht zu erkennen. Die Beschreibungen in den entsprechenden Veröffentlichungen in der Humanmedizin (CASSELMAN u. BENSIMON, 1997; MAROLDI et al., 2001; BAUKNECHT u. KLINGEBIEL, 2005; KROMBACH et al., 2005; LANE et al., 2006; PROBST u. KNEISSL, 2006) vermitteln zudem den Eindruck, dass die mittels klinischer CT abgebildeten Strukturen besser erkennbar waren, als es in dieser Arbeit der Fall ist. Die in den verschiedenen Untersuchungen verwendeten Einstellungen stimmten annähernd mit denen der vorliegenden Arbeit überein, so dass es andere Gründe für die unterschiedliche Beurteilung der CT-Bilder geben muss. Zum einen kann dies mit der Größe der Patienten zusammenhängen, zum anderen auch mit der Nachbearbeitung der Bilder. In der vorliegenden Untersuchung erfolgte z. B. keine Neuberechnung der Scans mit veränderter Schnittrichtung. In den oben genannten Studien hat diese Maßnahme zum Teil zur besseren Darstellbarkeit der anatomischen Strukturen geführt (LANE et al., 2006). In der vorliegenden Arbeit wurden nur transversale Schnittbilder beurteilt. Außerdem hat auch die Erfahrung des Betrachters sehr großen Einfluss auf die Beurteilung der Erkennbarkeit anatomischer Details (SEITZ et al., 1996; KROMBACH et al., 2005; 2008). Je mehr Expertise der Diskussion 143 Untersucher in der Beurteilung von CT-Bildern hat, desto einfacher ist die Identifikation der einzelnen anatomischen Strukturen und umso besser wird er ihre Darstellbarkeit einschätzen. Abschließend kann zudem festgestellt werden, dass anatomische Strukturen, deren Darstellung mit allen schnittbildgebenden Verfahren möglich ist, im µCT sehr viel deutlicher und detaillierter abgebildet werden, so dass schon kleinere Veränderungen sichtbar werden können. Daher wird es mit der µCT auch möglich sein, Erkrankungen des Mittel- und Innenohrs sowie z. B. Reaktionen auf Cochleaimplantate frühzeitiger zu erkennen als mit der klinischen CT oder MRT. 5.6. Schlussfolgerungen für die Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze mit dem XtremeCT Ein wesentlicher Vorteil des XtremeCT gegenüber anderen µCT-Geräten ist das große Messfeld von 126 mm. Die dabei erreichbare Ortsauflösung von 41 µm stellt ebenfalls einen positiven Aspekt des XtremeCT dar. Von den Strukturen, die für die Diagnostik und Forschung am Mittel- und Innenohr eine Rolle spielen, sind lediglich die knöchernen Strukturen gut darstellbar. Diese können jedoch besonders detailliert abgebildet werden, worin der Vorteil des XtremeCT gegenüber der klinischen CT liegt. Bei Scans des Ohrs mittels klinischer CT können in etwa dieselben anatomischen Strukturen sichtbar gemacht werden wie mit dem XtremeCT (s. Kap 5.5). Sie wirken jedoch aufgrund der schlechteren Ortsauflösung unscharf, und es können nicht so viele Details gesehen werden. Treten also an diesen Strukturen Veränderungen auf, wie z. B. feine Frakturlinien oder Knocheneinschmelzungen durch Entzündung oder Tumore, können diese im µCT besser erkannt werden. Die Weichgewebe können im XtremeCT aufgrund der fehlenden Einstellmöglichkeiten nur unzureichend dargestellt werden. Es ist nicht möglich, die verschiedenen Typen zu differenzieren. Dies ist ein sehr großer Nachteil des XtremeCT, da auch verschiedene membranöse Strukturen bei Pathologien Veränderungen aufweisen können und es somit wichtig wäre, sie abzubilden. 144 Diskussion Grundsätzlich könnte eine bessere Darstellbarkeit der Weichgewebe und Differenzierung verschiedener Gewebetypen durch eine Änderung der Röhrenspannung erreicht werden. Die kV-Zahl bestimmt die mittlere Photonenenergie des Röntgenstrahls. Je nach Höhe der mittleren Energie können Knochen- oder Weichgewebe besser sichtbar gemacht werden (KALENDER, 2009; SIM u. PURIA, 2008). Ein großer Nachteil des XtremeCT ist daher, dass die Röhrenspannung nicht variiert werden kann. Dadurch fehlt die Möglichkeit, das Energiespektrum der Röntgenstrahlung an die jeweilige Untersuchung anzupassen. Auch die Strahlendosis korreliert mit der Röhrenspannung. Der Zusammenhang ist aber nicht linear. Die Möglichkeit, die Röhrenspannung dem Durchmesser und der Zusammensetzung des zu scannenden Objekts anzupassen, würde zu einer Reduktion der pro µCT-Scan applizierten Strahlendosis führen (KALRA et al., 2004; STEPINA, 2006). Auch der Röhrenstrom ist fest eingestellt. Seine Reduzierung würde jedoch ebenfalls eine Verringerung der pro µCT-Scan vom Patienten aufgenommenen Strahlendosis bewirken. Außerdem wird von der Fa. Scanco Medical AG für das XtremeCT nur ein einziger Faltungskern angeboten. Röhrenspannung und Faltungskern sind auf den ursprünglichen Verwendungszweck des XtremeCT in der Humanmedizin optimiert, also die Darstellung von Knochengewebe und Messung der Knochendichte. Faltungskerne zur besseren Darstellung von Weichgewebe fehlen. Die Ergebnisse der vorliegenden Arbeit können daher nicht vollständig auf µCT-Aufnahmen von anderen in vivo-Scannern, bei denen diese Parameter variabel sind, übertragen werden. Bislang gibt es für in vivo Scans von Tieren, die einen größeren Körperumfang als Kleinnager besitzen auch µCT-Geräte von Skyscan (Skyscan 1176) und GE HealthCare (GE eXplore 120). Diese haben ein FOV von nur 68 bzw. 55 mm, Röhrenspannung sowie Röhrenstrom sind jedoch variabel. Es ist davon auszugehen, dass für die Fragestellung der vorliegenden Arbeit Messungen mit unterschiedlichen Röhrenspannungen und die Verwendung eines anderen Faltungskerns einen deutlichen Vorteil dargestellt hätten. Die membranösen Anteile und Nerven des Mittel- und Innenohrs wären auf den µCT-Bildern wahrscheinlich besser abzubilden gewesen. Diskussion 145 Über die Veränderung der mittleren Energie des Röntgenstrahls könnten außerdem Strahlaufhärtungsartefakte vermindert werden (BARRETT u. KEAT, 2004; KALENDER, 2006). Ein weiterer Nachteil des XtremeCT, vor allem im Hinblick auf eine mögliche in vivoNutzung der µCT für die Katze, ist die relativ kleine Gantryöffnung. In dieser Arbeit wurde nur mit toten Katzen gearbeitet, weshalb der Durchmesser der Öffnung keine Rolle spielte. Beim Scannen eines lebenden Tieres muss dieses jedoch über Schläuche mit Narkosegas versorgt werden. Da das Tier zum Scannen der Ohren so positioniert wird, dass der Kopf in der Gantry liegt, müssten die Schläuche zusammen mit der sich in der entsprechenden Halterung befindlichen Katze durch die Gantryöffnung gelangen. Daher wäre eine größere Gantryöffnung von Vorteil. Bislang ist allerdings auch kein anderes in vivo-µCT-Gerät auf dem Markt erhältlich, das die Vorteile des XtremeCT und gleichzeitig eine größere Gantryöffnung besitzt. In dieser Untersuchung wurde unter anderem die Bildqualität bei der Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze mit dem XtremeCT beurteilt. Dabei fiel auf, dass der XtremeCT zu Artefakten neigt, was eine spätere softwaregestützte Auswertung der Scans behindert. Abschließend lässt sich sagen, dass der Einsatz der µCT prinzipiell in Diagnostik und Forschung als sinnvoll einzustufen ist. Insbesondere zur Anpassung unterschiedlicher Implantate wie z.B. Gehörknöchelchenprothesen oder Cochlea-Implantate könnte die µCT von großem Vorteil sein. Durch den Einsatz als in vivo-µCT könnten Verlaufsuntersuchungen experimenteller Operationen vorgenommen und so die Anzahl der für die Versuche notwendigen Tiere deutlich reduziert werden. Das XtremeCT ist in seiner derzeitigen Ausführung vor allem geeignet, das Knochengewebe darzustellen. Hier ist die Bildqualität so gut, dass die Untersuchung von Mittel- und Innenohr durchaus gerechtfertigt werden kann. Eine Variabilität von Röhrenspannung und Faltungskern wäre aber dennoch wünschenswert. Aufgrund der vorliegenden Untersuchung kann der XtremeCT nicht ohne Einschränkungen zur Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze im Rahmen der Diagnostik und in der Forschung empfohlen werden. 146 Zusammenfassung 6. Zusammenfassung Ulrike Röher Optimierung der Mikro-CT-Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze 1972 gelang G. N. Hounsfield die erste praktische Umsetzung der Computertomographie. Die ersten Mikrocomputertomographen entstanden bereits Anfang der 80er Jahre. Inzwischen findet die µCT ein breites Spektrum an Anwendungen. Zur Diagnostik von Erkrankungen und in der Forschung am Mittel- und Innenohr der Katze wird sie jedoch nicht eingesetzt, obgleich etwa 4 – 7% aller in Tierarztpraxen und –kliniken vorgestellten Patienten an Erkrankungen des Ohrs leiden und eine ausreichende und frühzeitige Diagnose mit den vorhandenen bildgebenden Verfahren, wie Röntgen, Ultraschall, CT und MRT, nicht möglich ist. Außerdem ist die Katze ein wichtiges Modelltier in der Forschung am Ohr, vor allem auf dem Gebiet der Taubheit. Hier müssen für Verlaufskontrollen regelmäßig Tiere geopfert werden. Ihre Anzahl könnte durch den Einsatz der µCT eingeschränkt werden. Ziel dieser Untersuchung war es, die optimalen Geräteeinstellungen zur Darstellung des Mittel- und Innenohrs der Katze im µCT (XtremeCT, Fa. Scanco Medical AG, Schweiz) herauszufinden. Zudem sollte festgestellt werden, ob eine adäquate Bildqualität erreicht werden kann, um die µCT in Diagnostik und Forschung am Ohr der Katze einzusetzen. Auch galt es zu klären, ob die hier gewonnenen Erkenntnisse als Grundlage für die in vivo-Untersuchung des Ohrs von Katzen mittels µCT dienen können. Am XtremeCT können die Integrationszeit (70 – 300 ms), die Projektionen pro 180° (500-1000) sowie die Schichtdicke (41 bzw. 82 µm), die auch die Ortsauflösung bestimmt, variiert werden. Röhrenstrom (1 mA) und –spannung (60 kV) sind auf die ursprüngliche Verwendung in der Humanmedizin, das Scannen von Knochen, optimiert und fest eingestellt. Zusammenfassung 147 Es wurden µCT-Scans mit 36 verschiedenen Scanprotokollen von zwei Katzenköpfen angefertigt. Sie wurden von vier objektiven Gutachtern im Hinblick auf ihre Bildqualität und die Detailerkennbarkeit beurteilt. Die Gutachter bewerteten Rauschen und Kontrast der µCT-Bilder sowie die Darstellbarkeit verschiedener anatomischer Strukturen auf einer Skala von eins bis fünf. So konnten durch Erstellen einer Rangfolge die bestmöglichen Einstellungen zum Scannen von Mittel- und Innenohr der Katze ermittelt werden. Von einem weiteren Katzenkopf wurde mit den optimierten Parametern ein µCT-Scan angefertigt. Es folgte eine Untersuchung mittels klinischer CT und anschließend wurden von den Ohren dieses Schädels histologische Schnitte hergestellt. Diese Präparate und die Aufnahmen mit dem klinischen CT wurden mit den µCT-Bildern verglichen. Bei der Bewertung durch die Gutachter erhielten in allen Kriterien die Scanparameter 300 ms und 1000 Projektionen pro 180° die besten Noten. Bei der Ortsauflösung schnitten teilweise Scans mit 41 µm besser ab und in anderen Fällen mit 82 µm. Letztendlich lagen jedoch die Einstellungen 41 µm, 300 ms und 1000 Projektionen pro 180° auf dem ersten Rang. Bei einer Ortsauflösung von 82 µm wurden die µCTBilder von den Gutachtern als unscharf empfunden. Während der Messungen zur Optimierung der Scanparameter wurde die Dauer des jeweiligen Scans notiert. Die Scanzeiten lagen zwischen 4,8 und 22,3 Minuten. Die applizierte Strahlendosis in Abhängigkeit vom Scanprotokoll wurde von der Bedienungssoftware des XtremeCT in Form des CTDI angegeben und lag zwischen 2,7 und 20,1 mGy für einen Stack. Bei beiden Parametern ergaben sich die höchsten Werte für die Scans mit einer Integrationszeit von 300 ms und 1000 Projektionen pro 180°, also für die optimierten Einstellungen. Die Ortsauflösung hat keinen Einfluss auf Strahlendosis oder Scanzeit. Die ermittelten Werte sind auch bei Scans mit den bestmöglichen Parametern ausreichend gering, um die µCT für in vivo-Untersuchungen einzusetzen. Auf den µCT-Bildern, die für die Messungen zur Optimierung der Scanparameter entstanden, wurde außerdem das Auftreten von Artefakten visuell beurteilt. Der zwischen den Felsenbeinen zu erwartende Strahlaufhärtungseffekt konnte beobachtet werden. Strich- und Streifenartefakte traten vereinzelt auf. Weiterhin neigt das XtremeCT zu Ringartefakten. Im Verlauf der Arbeit trat ein besonders stark ausgepräg- 148 Zusammenfassung tes, auf allen Scans sichtbares Ringartefakt auf, das durch den Defekt eines Detektorelements entstanden war. Der Vergleich der µCT-Bilder, die mit den optimierten Scanparametern angefertigt wurden, und der histologischen Präparate ergab, dass die Bildqualität relativ gut ist. Die knöchernen Bereiche sind sehr detailliert darstellbar. Es sind sogar Kanälchen zum Durchtritt feiner Nerven und Gefäße sichtbar. Zwar können Weichgewebe (Nerven, Muskeln) nicht voneinander differenziert werden, die detaillierte Darstellung der Knochenstrukturen liefert allerdings wertvolle Orientierungsmarken, um die Positionen bestimmter, relevanter Nerven und Muskeln gezielt aufzusuchen. Zur Abbildung von Nerven- und Muskelgewebe wäre die Möglichkeit, die Röhrenspannung anzupassen, nützlich, da diese die Darstellbarkeit der verschiedenen Gewebe beeinflusst. Im Vergleich mit der klinischen CT zeigt sich, dass die µCT deutliche Vorteile hat. Mittels der klinischen CT können alle anatomischen Strukturen dargestellt werden, die auch auf µCT-Bildern zu sehen sind. Auf letzteren sind sie jedoch sehr viel detaillierter und schärfer abgebildet. Man kann daher Veränderungen mit Hilfe der µCT frühzeitiger erkennen als mit der klinischen CT. Summary 149 7. Summary Ulrike Röher Optimisation of Microcomputed Tomography of the Middle and Inner Ear of the Cat In 1972 G. N. Hounsfield succeeded in implementing computed tomography (CT) for the first time. The first scanners for microcomputed tomography (µCT) were already developed at the beginning of the 1980s. Since then there is a wide range of µCT applications including imaging of laboratory animals and use in human medicine. For disease diagnosis and research into the middle and inner ear of the cat, however, it is not employed, although approximately 4 – 7 % of all patients presented in small animal practices and clinics suffer from ear diseases and sufficient and early diagnosis is not possible with available imaging methods (x-ray, ultrasound, CT, MRI). Moreover, the cat is an important animal model in ear research, especially in the field of deafness. In these studies animals have to be sacrificed at regular intervals for follow-up examinations. By applying µCT the number of animals required could be reduced. The aim of this study was to determine the optimal scan parameters for imaging the middle and inner ear of the cat with µCT (XtremeCT, Fa. Scanco Medical AG, Switzerland). Besides, it was to be assessed whether adequate image quality can be obtained to use µCT in diagnostics and research on cat ears. Whether these findings can serve as a basis for the in vivo-examination of the cat’s ear was to be clarified as well. On the XtremeCT, employed in this study, integration time (70 - 300 ms), projections per 180° (500 - 1000) and slice thickness (41 and 82 µm, respectively), which also determines the spatial resolution, can be varied. Tube current (1 mA) and tube voltage (60 kV) though are adapted to the original use in human medicine (measurement of bone density), and cannot be altered. 150 Summary Altogether, µCT imaging of two cat skulls was performed with 36 different scanning protocols during this study. The scans were then evaluated by four impartial experts with regard to the image quality and image perception. Noise and contrast of the µCT images as well as presentability of different anatomical structures were marked on a scale from one to five. By compiling a ranking of the results, the best possible scan parameters for imaging the middle and inner ear of cats could be determined. From a third cat’s skull a µCT scan was acquired using these optimised scan parameters. Afterwards a comparison examination with clinical CT (140 kV, 275 mAs, 0,6 mm slice thickness) was performed with the same skull and its ears were sliced. This histological specimen and the images from the clinical CT scan were compared to the µCT images. In the expert evaluation the scan parameters 300 ms and 1000 projections per 180° gave the best results for all criteria. In some criteria scans with a spatial resolution of 41 µm were marked better but in others those with 82 µm were preferred. Altogether, the scan parameters 41 µm, 300 ms and 1000 projections per 180° received the best results. At a spatial resolution of 82 µm all of the experts perceived the µCT images as blurred. Scanning times were between 4.8 and 22.3 minutes. The radiation dose applied depending on the scan parameters was indicated in the user interface of the XtremeCT in the form of the CTDI and was between 2.7 and 20.1 mGy per stack, the area covered by the x-ray beam during a single gantry rotation of 180°. The values of both parameters were at their highest at an integration time of 300 ms and 1000 projections per 180°, which are the optimised scan parameters. The spatial resolution does not have any influence on radiation dose or scanning time. Even for scans performed with the parameters required for the best possible image of the middle and inner ear, the determined values are sufficiently low to apply µCT for in vivo measurements. On the µCT images produced for the optimisation of the scan parameters the occurrence of artefacts was visually evaluated. The expected beam hardening artefact between the left and right petrous temporal bones could be observed. Streak and stripe artefacts appeared sporadically. Besides, the XtremeCT is susceptible to ring artefacts. Over the course of this investigation, there occurred a very pronounced ring Summary 151 artefact on each slice of all of the scans, this being caused by the defect of a detector element. Comparison of the µCT images acquired using the optimised scan parameters with the histological specimen revealed, that relevant anatomical structures can be identified very well on the µCT images. Especially the osseous parts of the middle and inner ear are depicted in detail. Here, delicate canals where nerves and vessels pass through are visible. Though soft tissues (nerves, muscles) can not be satisfactorily differentiated, the bony structures that are depicted in detail, serve as valuable spatial orientation to define the position of specific relevant nerves and muscles. To discriminate nerve and muscular tissue as in the histological specimen the possibility of varying the tube voltage and of choosing a suitable convolution kernel would be advantageous as these parameters decisively affect the display of various anatomical structures and tissues. In comparison to the clinical CT, µCT has considerable advantages regarding image quality. Clinical CT can depict many anatomical structures which can also be seen on µCT images, but these appear much less sharp and also less detailed than with µCT. On clinical CT images the bone contours are strongly blurred, so that they partially become difficult to delineate. Some structures, e. g. the ear drum, the semicircular canals or the Lamina spiralis of the cochlea cannot be visualised with clinical CT. It can be assumed that µCT is able to depict morphological changes in the ear at an earlier stage of disease than clinical CT. 152 Anhang 8. Anhang sehr gut (1) gut (2) mittelmäßig (3) ausreichend (4) schlecht (5) Evaluationsbogen zur Bildbewertung Wie beurteilen Sie die Bildqualität hinsichtlich des Rauschens? (von wenig zu stark) □ □ □ □ □ Wie beurteilen Sie die Bildqualität hinsichtlich des Kontrastes? (von hoch zu niedrig) □ □ □ □ □ Wie beurteilen Sie die Bildqualität insgesamt? □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ Gutachter: Scan: Datum: Für die Bildbewertung dürfen die Fensterung und die Vergrößerung variiert werden. Beurteilung des gesamten Bildes Beurteilung der Details Wie beurteilen Sie die Detailerkennbarkeit der Cochleawindungen? Wie beurteilen Sie die Detailerkennbarkeit der Gehörknöchelchen? Wie beurteilen Sie die Abgrenzung der Bogengänge? Wie beurteilen Sie die Erkennbarkeit des Trommelfells? Wie beurteilen Sie die Erkennbarkeit der Schleimhautauskleidung der Paukenhöhle? Beurteilung der diagnostischen Wertigkeit Wie beurteilen Sie die diagnostische Wertigkeit der Aufnahmen? Bemerkungen: Anhang Tabelle 1: Durchgeführte Messungen an Katzenkopfpräparat 1. Schichtdicke Projektionen Integrationszeit Nr. der Messung [µm] pro 180° [ms] 707.2270 41 1000 70 695.2227 41 1000 100 695.2228 41 1000 150 695.2229 41 1000 200 707.2268 41 1000 250 707.2269 41 1000 300 707.2271 41 750 70 707.2272 41 750 100 708.2275 41 750 150 708.2276 41 750 200 708.2277 41 750 250 714.2291 41 750 300 714.2292 41 500 70 714.2293 41 500 100 714.2294 41 500 150 714.2295 41 500 200 717.2343 41 500 250 717.2345 41 500 300 717.2346 82 1000 70 717.2347 82 1000 100 717.2348 82 1000 150 718.2355 82 1000 200 718.2356 82 1000 250 718.2357 82 1000 300 718.2358 82 750 70 718.2359 82 750 100 718.2360 82 750 150 718.2361 82 750 200 718.2362 82 750 250 718.2363 82 750 300 719.2369 82 500 70 719.2370 82 500 100 719.2371 82 500 150 719.2372 82 500 200 719.2373 82 500 250 719.2374 82 500 300 153 154 Tabelle 2: Durchgeführte Messungen an Katzenkopfpräparat 2. Schichtdicke Projektionen Integrationszeit Nr. der Messung [µm] pro 180° [ms] 720.2376 41 1000 70 720.2377 41 1000 100 720.2378 41 1000 150 722.2397 41 1000 200 722.2398 41 1000 250 722.2399 41 1000 300 722.2400 41 750 70 722.2401 41 750 100 722.2402 41 750 150 723.2404 41 750 200 723.2406 41 750 250 723.2407 41 750 300 723.2408 41 500 70 723.2409 41 500 100 724.2415 41 500 150 724.2416 41 500 200 724.2417 41 500 250 724.2418 41 500 300 724.2419 82 1000 70 724.2420 82 1000 100 724.2421 82 1000 150 724.2422 82 1000 200 724.2423 82 1000 250 725.2425 82 1000 300 725.2426 82 750 70 725.2427 82 750 100 725.2428 82 750 150 725.2429 82 750 200 725.2430 82 750 250 725.2431 82 750 300 726.2433 82 500 70 726.2434 82 500 100 726.2435 82 500 150 726.3436 82 500 200 726.2437 82 500 250 726.2438 82 500 300 Anhang Anhang 155 Tabelle 3: Zur Bildbewertung gelangte Messungen und Anzahl der Schichten Schichtdicke Projektionen Integrationszeit Anzahl der Nr. der Messung [µm] pro 180° [ms] Schichten 695.2227 41 1000 100 150 695.2228 41 1000 150 150 695.2229 41 1000 200 150 707.2268 41 1000 250 150 707.2269 41 1000 300 150 708.2275 41 750 150 150 708.2276 41 750 200 150 708.2277 41 750 250 150 714.2291 41 750 300 150 717.2343 41 500 250 150 717.2345 41 500 300 150 718.2355 82 1000 200 80 718.2356 82 1000 250 80 718.2357 82 1000 300 80 718.2361 82 750 200 80 718.2362 82 750 250 80 718.2363 82 750 300 80 719.2373 82 500 250 80 719.2374 82 500 300 80 720.2377 41 1000 100 155 720.2378 41 1000 150 155 722.2397 41 1000 200 155 722.2398 41 1000 250 155 722.2399 41 1000 300 155 722.2402 41 750 150 155 723.2404 41 750 200 155 723.2406 41 750 250 155 723.2407 41 750 300 155 724.2417 41 500 250 155 724.2418 41 500 300 155 724.2422 82 1000 200 85 724.2423 82 1000 250 85 725.2425 82 1000 300 85 725.2429 82 750 200 85 725.2430 82 750 250 85 725.2431 82 750 300 85 726.2437 82 500 250 85 726.2438 82 500 300 85 156 Anhang Tabelle 4: Scanzeit am XtremeCT CT in Abhängigkeit vom Scanprotokoll (Schichtdicke, Projektionszahl pro 180°, Integrationszeit). Schichtdicke Integrationszeit Projektionen/180° Scanzeit [min] [µm] [ms] 500 750 41 bzw. 82 1000 70 4,8 100 5,7 150 7,0 200 8,4 250 10,2 300 11,2 70 7,2 100 8,4 150 10,5 200 12,6 250 14,7 300 16,8 70 9,5 100 11,2 150 13,9 200 16,8 250 19,5 300 22,3 Anhang 157 Tabelle 5: Strahlendosis am XtremeCT in Abhängigkeit vom Scanprotokoll (Schichtdicke, Projektionszahl pro 180°, Integrationszeit). Schichtdicke Integrationszeit Projektionen/180° [µm] [ms] 500 750 41 CTDI-Wert [mGy] 70 2,7 100 3,6 150 5,2 200 6,8 250 8,4 300 10 70 4 100 5,5 150 7,9 200 10,3 250 12,7 300 15,1 70 5,4 100 7,3 150 10,5 200 13,7 250 16,9 300 20,1 bzw. 82 1000 158 Anhang Abb.75: Mittelohr mit Paukenhöhle. Abb.77: Mittelohr: Gehörgang öffnet sich. Abb.79: Mittelohr: Gehörgang offen. Abb.76: Mittelohr mit Paukenhöhle. Abb.78: Mittelohr: Gehörgang öffnet sich. Abb. 80: Mittel- und Innenohr. Anhang 159 Innenohr: Felsenbein sichtbar. Abb. 81: Mittel- und Innenohr Abb. 82: Mittel- und Innenohr. Abb. 83: Mittelohr: Gehörknöchelchen sichtbar. Innenohr: Cochlea beginnt. Abb.84: Mittel- und Innenohr: Canalis facialis sichtbar. 160 Anhang Abb. 85: Mittel- und Innenohr. Abb.86: Mittel- und Innenohr. Abb. 87: Mittelohr: Gehörgang beginnt sich zu schließen. Innenohr. Abb. 88: Mittelohr: Der Gehörgang ist geschlossen. Innenohr: Cochleawindungen sichtbar. Abb. 75 – 88: Klinische CT-Bilder. Das Trommelfell, als Abgrenzung zwischen Meatus acusticus externus und Mittelohr, ist nicht zu sehen. Anhang 161 Abb. 89: Beispiele für die Strahlaufhärtung im klinischen CT (Scanparameter: 120 kV, 200 mAs, 0,7 mm Schichtdicke, 250 µm Ortsauflösung). 162 Literaturverzeichnis 9. Literaturverzeichnis Allgoewer I, Lucas S, Schmitz SA. Magnetic Resonance Imaging of the Normal and Diseased Feline Middle Ear. Veterinary Radiology & Ultrasound 2000; 41 (5): 413418 Almajdub M, Magnier L, Juillard L, Janier M. Kidney volume quantification using contrast-enhanced in vivo X-ray micro-CT in mice. 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Construction of the femoral neck during growth determines its strength in old age. Journal of Bone and Mineral Research 2007; 22 (7): 1055-1061 188 Danksagung Danksagung Mein aufrichtiger Dank gilt Herrn Prof. Dr. H. Seifert für die Überlassung des interessanten und praxisrelevanten Themas sowie die freundliche Hilfe und fachlichen Hinweise. Außerdem möchte ich mich bei Frau Prof. Dr. A. Meyer-Lindenberg für die Auswahl des Themas, die unkomplizierte Betreuung und akribische Unterstützung bei den Studien bedanken. Mein besonderer Dank gilt Herrn Dr. M. Lüpke für die geduldige Beantwortung all meiner Fragen, seine wertvollen Ratschläge und kompetente fachliche Unterstützung. Ein großer Dank geht auch an Prof. Dr. Apl. C. Staszyk aus dem Anatomischen Institut der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover für seine Anregungen, sachkundige Hilfe und die Bereitstellung von Material. Auch den Mitarbeitern des Fachgebiets Allgemeine Radiologie und Medizinische Physik, Frau P. Schneider, Frau C. Haferkamp und Herrn F. Goblet, ein herzliches Dankeschön für die Unterstützung bei meiner Arbeit sowie für die nette Athmosphäre in der morgendlichen Teerunde. An dieser Stelle möchte ich mich auch bei den Mitarbeitern am µCT in der Kleintierklinik der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover, insbesondere Nina, Dina, Andreas und Melanie für ihren persönlichen Einsatz, ihre Hilfsbereitschaft bedanken und auch dafür, dass sie sich immer so selbstverständlich Zeit für mich genommen haben. Danksagung 189 Bei Frau Wirth aus dem Anatomischen Institut der Stiftung Tierärztlich Hochschule Hannover bedanke ich mich für die Anfertigung tausender histologischer Schnitte. Ein ganz lieber Dank geht an meine Freundinnen und Mitwohnis Kathi Hünsche und Annika Irle für die schöne gemeinsame Zeit und die vielen Aufmunterungen. Zuletzt und vor allem gilt mein Dank meinen Eltern und meiner Schwester für ihren unermüdlichen moralischen Zuspruch und ihren Glauben an mich. Ohne eure Unterstützung in jeglicher Hinsicht wären weder das Studium noch die Doktorarbeit möglich gewesen.