Lagekontrolle von Cochlear-Implantaten mittels digitaler

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Aus der Klinik für Hals-, Nasen- und Ohrenheilkunde
der Philipps-Universität Marburg
Geschäftsführender Direktor: Prof. Dr. J. A. Werner
in Zusammenarbeit mit dem Universitätsklinikum Gießen und Marburg GmbH,
Standort Marburg
Lagekontrolle von Cochlear Implantaten mittels
Digitaler Volumentomographie
Eine vergleichende histologische und radiologische Untersuchung an
anatomischen Felsenbeinpräparaten
Inaugural-Dissertation zur Erlangung des Doktorgrades der gesamten Humanmedizin
dem Fachbereich Medizin der Philipps-Universität Marburg
vorgelegt von
Thiemo Kurzweg
aus Offenbach am Main
Marburg 2008
Angenommen vom Fachbereich Medizin der Philipps-Universität Marburg
am: 19. Juni 2008
Gedruckt mit Genehmigung des Fachbereichs.
Dekan:
Prof. Dr. Matthias Rothmund
Referent:
Prof. Dr. A. Teymoortash
Korreferent:
Prof. Dr. Dr. J. Heverhagen
Meiner Familie
in Liebe und Dankbarkeit
Inhaltsverzeichnis
1
EINLEITUNG ...................................................................................................... - 3 1.1
ZUR GESCHICHTE UND FUNKTION VON COCHLEAR IMPLANTATEN .....................- 3 -
1.2
BEDEUTUNG RADIOLOGISCHER METHODEN FÜR DIE COCHLEAR IMPLANT
OPERATION ...........................................................................................................- 8 -
1.3
DIE DIGITALE VOLUMENTOMOGRAPHIE................................................................- 9 -
2
ZIELSETZUNG UND FRAGESTELLUNG................................................... - 13 -
3
MATERIAL UND METHODEN ..................................................................... - 15 MATERIAL ...........................................................................................................- 15 -
3.1
3.1.1
Felsenbeinpräparate ....................................................................................... - 15 -
3.1.2
Der Digitale Volumentomograph.................................................................... - 15 -
3.2
METHODEN .........................................................................................................- 16 -
3.2.1
Vorbereitung der Felsenbeinpräparate für die histologische Aufarbeitung... - 16 -
3.2.2
Verträglichkeitsprüfung der Elektrode mit den verwendeten Chemikalien .... - 17 -
3.2.3
Operative Elektrodenimplantation.................................................................. - 18 -
3.2.4
Dehydratation des Felsenbeines und Sicherung der Elektrodenlage ............. - 20 -
3.2.5
Digitale Volumentomographie ........................................................................ - 21 -
3.2.6
Separieren der Cochlea aus dem Felsenbein.................................................. - 21 -
3.2.7
Einbetten der Cochlea..................................................................................... - 21 -
3.2.8
Schleifen und Polieren der Präparate............................................................. - 22 -
3.2.9
Färbung........................................................................................................... - 22 -
3.2.10 Mikroskopie und Fotographie......................................................................... - 23 3.2.11 Auswertung...................................................................................................... - 24 3.2.12 Statistische Methoden...................................................................................... - 26 4
ERGEBNISSE .................................................................................................... - 27 4.1
4.1.1
4.2
VORBEREITUNG DER FELSENBEINE FÜR DIE HISTOLOGISCHE AUFARBEITUNG ....- 27 Verträglichkeitsprüfung der Elektrode mit den verwendeten Chemikalien .... - 27 VERGLEICH DER BILDGEBUNG MIT DER HISTOLOGIE ..........................................- 27 -
4.2.1
Digitale Volumentomographie-Software und histologische Schliffe
(Wertepaar 1) .................................................................................................. - 28 -
4.2.2
Exportierte Bitmap-Dateien und histologische Schliffe (Wertepaar 2) .......... - 28 -
4.2.3
Bestimmung der Elektrodenlage im Bezug zum Modiolus (Wertepaar 1) ...... - 30 -
4.2.4
Bestimmung der Elektrodenlage im Bezug zum Modiolus (Wertepaar 2) ...... - 30 -
4.2.5
Lage des Implantats ........................................................................................ - 32 -
4.2.6
Artefakte .......................................................................................................... - 34 -
4.2.7
Beurteilung der Lage des Implantates beim Eintritt in die Cochlea............... - 37 -
4.2.8
Implantationstrauma ....................................................................................... - 38 -
5
DISKUSSION ..................................................................................................... - 42 -
6
ZUSAMMENFASSUNG ................................................................................... - 52 -
7
LITERATURVERZEICHNIS .......................................................................... - 55 -
8
ANHANG ............................................................................................................ - 61 8.1
TABELLEN ...........................................................................................................- 61 -
8.1.1
Tabelle 7: Geräte und Hardware .................................................................... - 61 -
8.1.2
Tabelle 8: Verbrauchsgüter ............................................................................ - 66 -
8.1.3
Tabelle 9: Laborchemikalien .......................................................................... - 67 -
8.1.4
Tabelle 10: Eingesetzte Elektroden................................................................. - 68 -
8.1.5
Tabelle 11: Ergebnisse der Messungen .......................................................... - 69 -
8.1.6
Tabelle 12: Ergebnisse der Messungen .......................................................... - 74 -
8.2
ABKÜRZUNGSVERZEICHNIS .................................................................................- 77 -
AKADEMISCHE LEHRER .................................................................................................- 78 DANKSAGUNG ................................................................................................................- 79 -
1 Einleitung
1.1 Zur Geschichte und Funktion von Cochlear Implantaten 1
„How are you?“, dies war vielleicht der Schlüsselsatz bei der Entwicklung des
modernen Cochlear Implantats (CI). House berichtet in einem Artikel [29], der 1987 in
der Zeitschrift Laryngoscope erschien, dass während der Implantation der ersten
Mehrkanal-CI-Elektrode am 01.02.1961 die Ehefrau des Operateurs (unsichtbar für den
Patienten) in das Mikrofon des Sprachempfängers den oben zitierten Satz sprach, den
der Patient zur Überraschung aller Anwesenden exakt wiederholte.
Dies war freilich nicht der Anfang. Die ersten dokumentierten Experimente liegen über
200 Jahre zurück. Der italienische Arzt Luigi Galvani (1737-1798) brachte mit seinen
Assistenten am 6. November 1789 durch eine elektrische Reizung Froschmuskeln zum
Zucken. Alessandro Volta (1745-1827) schreibt in einem aus dem März 1800 datierten
Brief an Sir Joseph Banks, er habe eine Batterie an Metallstäbe angeschlossen und diese
ins Ohr eingeführt:
„[…] Ich habe einen Ton oder vielmehr ein
Geräusch in den Ohren gehört, das ich nicht gut
definieren konnte. Es war eine Art ruckartiges
Knacken oder Knistern, wie wenn Teig oder
zähe Masse brodelt. Das Geräusch hielt
ununterbrochen ohne Zunahme an, solange der
[Strom-] Kreis geschlossen war. Die Wahrnehmung war unangenehm und meiner Befürchtung zufolge für das Gehirn gefährlich.
Daher habe ich das Experiment nicht wiederholt.“ [59]
Hörempfindungen wurden experimentell in der ersten Hälfte des 19. Jahrhunderts durch
elektrische Reizung mehrfach erzeugt. Erst ein Jahrhundert später, am 25.02.1957,
inserierten der französische Otologe Charles Eyriès und der Physiologe André Djourno
1
Die englische Bezeichnung Cochlear Implant hat sich im internationalen Sprachgebrauch durchgesetzt,
daher wird im Text ausschließlich diese Bezeichnung als Terminus technicus verwendet und nicht die
ebenfalls denkbare Übersetzung in Cochlea oder Kochlea.
-3-
(1904-1996) die erste Elektrode eigens zur Erzeugung von Höreindrücken [24]. Der
Patient, ein Ingenieur, war zuvor von Eyriès aufgrund kompletter beidseitiger
Facialisparese und Surditas (Taubheit) infolge von Cholesteatom-Komplikationen
behandelt worden. Während einer operativen Exploration des rechten Ohres in
Lokalanästhesie beschrieb der Patient bei jeder Verwendung elektrochirurgischer
Instrumente einen Höreindruck. Eyriès hatte von den Arbeiten Djournos an durch
Induktion ausgelöster elektrischer Stimulation des Nervus phrenicus bei Patienten mit
gestörtem Atemantrieb nach Polioinfektion gehört. Der Patient drängte Eyriès, eine
Methode zu entwickeln, den Hörnerv elektrisch zu stimulieren. Das Ergebnis des
nachfolgenden Eingriffes war vielversprechend: Der freiwillige Proband konnte
Geräusche hören und sogar unterschiedliche Frequenzen unter 1 kHz unterscheiden.
Unglücklicherweise musste nach drei Monaten (5. Juni) ein neues Implantat eingesetzt
werden, da ein Kabel gebrochen war. Bereits einen Monat nach der Implantation war
das Problem aufgetreten. Auch das neue Implantat verlor seine Funktion und wurde
aufgrund des eingeschränkten Gesundheitszustands des Patienten nicht mehr ersetzt.
Wohlgemerkt handelte es sich nicht um ein intracochleäres Implantat: Die indifferente
Elektrode wurde mit dem Musculus temporalis verbunden, die differente mit einem
„kleinen Nervensegment“ am Labyrinth, das in einem weiteren Aufsatz als Hörnerv
beschrieben wurde [18, 19]. Djourno verfolgte sein Konzept nicht weiter.
Neue Ansätze von John Doyle, Jim Doyle und William House führten am 09.01.1961
zur Implantation einer Elektrode in die Skala tympani [29]. Der Patient konnte Sprachund
Musikrhythmus
wahrnehmen.
Unglücklicherweise
konnte
aufgrund
von
Biokompatibilitätsproblemen auch hier kein dauerhafter Erfolg erzielt werden. Das
gleiche Team konnte 1961 bei eingangs erwähntem Eingriff den bahnbrechenden Erfolg
erzielen, dass Sprache durch den Patienten erkannt wurde.
In
der
Folgezeit
entwickelten
sich
an
unterschiedlichen
Orten
der
Welt
Forschungsgruppen, die die Entwicklung eines serienreifen Implantates fokussierten
[11]. Dabei lagen Schwerpunkte auf der Konzeption einer Mehrkanalelektrode und auf
der Konstruktion geeigneter Sprachprozessortechnologien. Einzelne Patienten wurden
erfolgreich versorgt. Die Sprachprozessoren und Mikrofone glichen allerdings eher der
Ausstattung eines Rundfunkreporters als einer Hörhilfe. 1984 wurde das SingleChannel-Implantat von House/3M von der U. S. Food and Drug Administration (FDA)
-4-
für Erwachsene zugelassen. Es folgte 1985 das Nucleus-22-System der Firma Cochlear 2
[50]. Bereits zwei Jahre nach der Markteinführung 1986 konnte man den 1000. CITräger verzeichnen 3 . Im Verlauf wurden auch Implantate für Kinder und von anderen
Herstellern wie MED-EL 4 , MXM 5 und Advanced Bionics 6 zugelassen.
Heute werden vor allem die Sprachprozessoren verbessert und verkleinert. Die
Implantate haben ca. 20 Elektroden. Damit ist eine gute Verständigung möglich. War
anfänglich eine Implantation nur bei beidseitiger vollständiger Ertaubung – ohne die
Option einer Korrektur durch ein Hörgerät – möglich, wurde das Indikationsspektrum
inzwischen
auch
auf
hochgradig
Hörgeschädigte
mit
noch
vorhandenem
Resthörvermögen erweitert. Dadurch geriet die Entwicklung von Implantaten, die die
anatomischen Verhältnisse des Ohres möglichst wenig zerstören, in den Fokus der
Forschung. Voraussetzung für die Funktionsfähigkeit des Implantates ist weiterhin, dass
Hörnerv und zentralnervöse Verarbeitung intakt sind.
Zu den prinzipiellen Bestandteilen eines CI gehören ein Mikrofon zur Schallaufnahme,
ein Sprachprozessor zur Digitalisierung des Signals, eine Sendespule und das Implantat
mit Elektrode, die in die Skala tympani des Innenohres eingeführt wird. Die
Funktionsweise wird in Abbildung 1 veranschaulicht.
Über die Mikrofone werden die Umgebungsgeräusche aufgefangen und dem
Sprachprozessor zugeleitet. Dort können verschiedene Programme hinterlegt werden,
die es dem Benutzer ermöglichen, die Sprachverarbeitung seiner Umgebung
anzupassen. Beispielsweise können Programme für laute und leise Umgebungen das
Sprachverständnis erleichtern. Außerdem ist es möglich, die Umgebungsgeräusche mit
denen aus einem MP3-Player zu mischen, der direkt an den Prozessor angeschlossen
wird. Eine andere Anwendung ist die Verwendung eines FM-Systems, bei dem der
2
Cochlear Corp., Lane Cove, Australien
3
Deutsche Webseite der Fa. Cochlear: http://www.cochlear.de
4
MED-EL, Innsbruck, Österreich
5
MXM Neurelec, Vallauris, Cedex, Frankreich
6
Advanced Bionics Corp., Sylmar, USA (zu Boston Scientific)
-5-
Lehrer 7 ein Mikrofon an der Kleidung trägt und der Schüler das Sprachsignal auf den
Prozessor empfangen kann. Die Sprachprozessoren sind je nach Anwendung und
Gerätetyp energieintensive Systembestandteile. Sie sind mittlerweile als sogenannte
„Hinter-dem-Ohr“-Geräte verfügbar. Das ist für jugendliche und erwachsene Anwender
eine wesentliche Erleichterung.
Abb. 1 Funktionsweise des Cochlear Implants [64]: Ein Mikrofon empfängt ein
Geräusch, das an einen Sprachprozessor gesendet wird, der das Signal analysiert und
digitalisiert. Das kodierte Signal wird an einen Transmitter gesendet, der den Code
transdermal (Induktion) an das unter der Haut gelegene Implantat weitergibt. Dort wird
der Code in ein elektrisches Signal konvertiert und an die Elektrode in die Cochlea
gesendet, um nicht degenerierte Nervenzellen zu stimulieren. Über die Hörbahn werden
die Potentiale zur zentralen Verarbeitung weitergeleitet.
Die Geräusche werden im Sprachprozessor kodiert und an einen Transmitter gesendet.
Der Transmitter liegt etwas weiter okzipital auf der Kopfhaut und wird magnetisch
fixiert. Er überträgt das kodierte Sprachsignal an das unter der Haut liegende Implantat.
Dort findet die Umwandlung in ein elektrisches Signal statt, das über eine
7
Aufgrund der besseren Lesbarkeit wird in dieser Arbeit die männliche Form bevorzugt verwendet. Alle
geschlechtsspezifischen Personen- oder Funktionsbezeichnungen gelten sinngemäß auch in der
weiblichen Form.
-6-
Kabelverbindung zur intracochleären Elektrode geleitet wird. Die einzelnen Kontakte
der Elektrode reizen gezielt bestimmte Bereiche des Hörnervs mit hohen
Stimulationsfrequenzen.
Die Entwicklung der Cochlear Implantate wurde durch die tonotopischen Eigenschaften
der Cochlea ermöglicht: Schallimpulse werden über das Trommelfell und die
Gehörknöchelchen (Mittelohr) an das runde Fenster weitergeleitet. Die dort vorhandene
Membran gibt Schwingungen an eine Flüssigkeit, die Perilymphe, weiter, die sich in der
Skala tympani und in der Skala vestibuli befindet. Gleichzeitig ist die Membran die
Grenze zum häutigen Labyrinth, das in den knöchernen Rahmen des Innenohrs
eingebettet ist. Hier befindet sich außer dem Corti-Organ, das für die Wahrnehmung
von Höreindrücken zuständig ist, auch das Gleichgewichtsorgan. Das häutige Labyrinth
hat die Form einer Schnecke. Im Querschnitt der Cochlea kann man drei
Kompartimente unterscheiden: Die Skala vestibuli liegt oben; getrennt von der der
Reissner-Membran liegt die Skala media in der Mitte. Die Basilarmembran trennt die
Skala tympani von der Skala media, die im Gegensatz zu den umgebenden Skalen mit
Endolymphe gefüllt ist und die Rezeptorzellen des Corti-Organs enthält. Skala vestibuli
und Skala tympani sind am oberen Pol der Schnecke, dem Helicotrema, miteinander
verbunden. Bei der Tonerzeugung wird die Perilymphe in Schwingung versetzt. Eine
bestimmte Tonhöhe erzeugt immer wieder die gleiche Welle, die immer an der gleichen
Stelle der Basilarmembran abgebildet wird (Tonotopie). Die Rezeptorzellen, die
aufgrund der auf jeder Zelle sitzenden Stereocilien auch Haarzellen genannt werden,
erzeugen ein Aktivitätspotential, wenn die Stereocilien abgeknickt werden. Dieser
Vorgang wird von der akustisch induzierten Welle in der Perilymphe ausgelöst.
Haarzellen können vom Körper nicht neu gebildet werden. Daher entstehen bei
Schädigung der Haarzellen Hörminderung oder Taubheit.
-7-
1.2 Bedeutung radiologischer Methoden für die Cochlear Implant
Operation
Während präoperativ zur Planung der Operation und zum Ausschluss von
Ossifikationen oder Fehlbildungen, die die Implantation beeinträchtigen könnten,
mindestens eine hochauflösende CT-Untersuchung indiziert ist, ist den Leitlinien der
AWMF von 2002 [44] zufolge eine postoperative Lagekontrolle der Elektrode nicht
Standard. Das mag vor allem daran liegen, dass die Elektrode unter Sicht des
Operateurs inseriert wird. Die ordnungsgemäße Funktion des Cochlear Implantates wird
später als Indikator für die korrekte Lage verwendet. Neben vielen nicht beeinflussbaren
Faktoren, die den Erfolg der CI-Versorgung determinieren (ätiologische Faktoren,
Alter, Dauer der Schwerhörigkeit/Taubheit [52]), stellt die Lage und Beschaffenheit der
verwendeten Elektrode einen beeinflussbaren Faktor dar. Bei der Optimierung des
Versorgungsergebnisses ist daher die Evaluation der Lage und Implantationstiefe von
großer Bedeutung.
Die Entwicklung innovativer Implantate basiert auf die Annahme, dass eine enge
Lagebeziehung zum Modiolus optimale Stimulationsbedingungen der Nervenzellen
liefert [48]. Als bewiesen gilt bisher eine Abhängigkeit zwischen Sprachverständnis und
Insertationstiefe [52]. In Tierversuchen gibt es zudem deutliche Hinweise, dass eine
niedrigere Stimulationsenergie notwendig ist, wenn eine Elektrode näher am
Nervengewebe platziert wird. Hinzu kommt, dass eine größere dynamische Bandbreite
erzeugt werden kann [40] (nach [53]). Eine niedrigere Stimulationsenergie geht mit
einer längeren Batterielebensdauer einher. Dies ist ein Faktor, der nicht unterschätzt
werden darf. Bei Implantaten, die Ende der neunziger Jahre des 20. Jahrhunderts
implantiert wurden, müssen die Batterien zweimal täglich gewechselt werden. Eine
Optimierung der Stimulationsenergie hätte weiterhin den positiven Effekt, dass
empfindliche Nachbarstrukturen geringeren Reizen ausgesetzt würden (z. B. Nervus
facialis). Ein weiterer Aspekt ist das erhöhte Meningitisrisiko nach CI-Operation bei
Kindern. In den vergangenen Jahren ist in der Literatur vermehrt hierüber berichtet
worden [3, 8, 14, 46, 55, 57]. Die Bestimmung der exakten Position der Elektrode
gewinnt damit auch aus forensischer Sicht einen größeren Stellenwert. Von Interesse
könnte es sein, mittels adäquater postoperativer Bildgebung bereits im Vorfeld einer
-8-
Infektion prädiktive Faktoren zu identifizieren und Risikogruppen gezielt zu
bestimmen. Richtungweisend könnte es zudem sein, audiologische psychophysikalische
Daten mit der Nähe einzelner Elektroden zum Modiolus zu korrelieren. Dies könnte
aufschlussreiche Erkenntnisse für die Weiterentwicklung der Implantate und die
postoperative Betreuung der Patienten bringen [6].
Xu et al. haben für die klinische Anwendung eine Methode vorgeschlagen, um die
Insertationstiefe der Elektrode zu bestimmen. Ein einfaches Röntgenbild wird mit einer
angepassten Projektionsebene aufgenommen (Cochlear-View-Technik) [65]. Die
Computertomographie war im Hinblick auf die radiologische Bildgebung im
Komplikationsfall sicherlich bisher das diagnostische Instrument der Wahl. Mittels CT
wurden sogar bereits Versuche gemacht, den Abstand einzelner Elektroden zum
Modiolus zu bestimmen, was allerdings aufgrund der Artefakte und verhältnismäßig
geringen Auflösung sehr mühsam war [53]. Aschendorff et al. beschreiben die
Verwendung der so genannten Rotational Tomography (RT) zur postoperativen
Qualitätskontrolle. Die RT ist ein 3D-DSA-Gerät, das in der klinischen Praxis zur
Darstellung von Gefäßen verwendet wird [30]. Das Verfahren zeigte vielversprechende
Ansätze,
wurde
aber
inzwischen
durch
die
Einführung
der
Digitalen
Volumentomographie ersetzt. Die von der Arbeitsgruppe um Aschendorff publizierten
Ergebnisse sind vor allem semi-quantitativ ausgewertet worden, sodass ein Vergleich
mit den im Rahmen der vorliegenden Arbeit erhobenen quantitativen Daten nicht
möglich ist.
1.3 Die Digitale Volumentomographie
Die Digitale Volumentomographie (DVT), im angloamerikanischen Sprachraum als
„Flat-Panel
Volume
Computed
Tomography“
oder
„Cone
Beam
Computed
Tomography“ bezeichnet, liefert hochauflösende Bildgebung kleinster hartgeweblicher
Strukturen im Kopf-Hals-Bereich (v. a. Knochen, Zähne). Die DVT wurde aus der
sogenannten Ortho-CT entwickelt. Diese war 1997 von Arai et al. [1, 2] als Prototyp auf
Basis der Scanora (Soredex Corporation, Helsinki, Finnland) entstanden. Hierbei wurde
die Filmkassette durch einen Bildverstärker ersetzt. Dadurch konnte bei besserer
Bedienbarkeit eine höhere Auflösung und niedrigere Strahlendosis erzielt werden. Die
Weiterentwicklung des Prototyps wurde 2000 von J. Morita Mfg. Corporation, Kyoto,
-9-
Japan erworben und „3DX multi-image micro-CT“ (3DX) genannt [28]. Die im
Blickpunkt
der
dreidimensionale
Entwickler
Darstellung
stehende
der
Hauptanwendung
Anatomie
des
war
anfänglich
Dentalapparates
und
die
der
Lagebeziehung zu benachbarten Strukturen wie beispielsweise zum Sinus maxillaris.
Zuvor standen hierfür vor allem die Orthopantomographie (OPG) und seit den 90er
Jahren des vergangenen Jahrhunderts in der Zahnheilkunde auch die CT zur Verfügung.
Bei der Anwendung der DVT gerät auch zunehmend das Indikationsspektrum der Hals-,
Nasen- und Ohrenheilkunde ins Visier. Insbesondere Mittel- und Innenohr, aber auch
Gesichtsschädel, Latero- und Frontobasis sind wichtige Untersuchungsregionen.
Die Lagekontrolle von Mittelohrimplantaten wird durch die nahezu artefaktfreie
Darstellungstechnik der DVT begünstigt. Bisher war es schwierig, dislozierte
Implantate zu erkennen, wenn nach Implantation eine Hörverschlechterung eintrat. Die
CT des Felsenbeins liefert routinemäßig 0,5 mm-Schichtungen, was bei kleinsten
Implantaten mitunter den Interpretationsspielraum bei der Befundung vergrößerte. Im
Bereich der Cochlear-Implant-Chirurgie sind präoperative Untersuchungen von Vorteil,
um Verengungen oder Ossifikation der Cochlea auszuschließen. Bereits im Vorfeld
wird so die Auswahl eines geeigneten Implantates unterstützt. Postoperativ lässt sich die
Lage kontrollieren, um bei Komplikationen Fehlinsertationen auszuschließen oder zu
bestätigen. Es ist darüber hinaus sogar möglich, die Lage einzelner Elektroden zu
ermitteln und mit den psychophysikalischen Daten der Ingenieure und Audiologen zu
korrelieren, die für die optimale Einstellung des Implantates verantwortlich sind. Diese
Anwendung bietet weitere Perspektiven bei der optimalen Einstellung des Implantates
und bei der Entwicklung neuer Implantate.
Bei der CT rotieren Röntgenröhre und Detektor um das Untersuchungsvolumen. Der
gesamte Patientenquerschnitt wird dabei vom Strahlenfächer erfasst. Der Fokus der
aktuellen Entwicklung richtet sich auf die Weiterentwicklung von mehrzeiligen
Detektorsystemen (Multi-Slice CT oder MSCT), die simultan bis zu 256 Schichten und
damit ein größeres Untersuchungsvolumen pro Zeit akquirieren können. Hieraus
resultieren eine bessere Bildqualität, deutlich kürzere Untersuchungszeiten, dadurch
Kostenersparnis und neue Anwendungsmöglichkeiten, wie beispielsweise die CardioCT.
- 10 -
Bei der DVT erfassen konische Strahlenbündel ein zu untersuchendes Volumen in nur
einem Umlauf. Das in Marburg verwendete Modell Accu-I-Tomo des Herstellers
Morita (s. o.) akquiriert durch jeweils gegenüberliegende Bauteile, eine drehbar
gelagerte Röntgenröhre und einen Flachbilddetektor, bei einem Umlauf 512
zweidimensionale Einzelprojektionen in 17,5 Sekunden. Der Patient sitzt auf einem
Stuhl und muss nicht durch eine Gantry bewegt werden. Der Aufbau ist offen und auch
für klaustrophobische Patienten geeignet. Im Anschluss an den Scanvorgang erfolgt die
Rekonstruktion der Einzelprojektionen zu einem zylinderförmigen Volumen. Die
Software idixel ermöglicht es dem Befunder, jeden beliebigen Winkel des Volumens als
Grundlage zur Darstellung einer Ebene zu wählen. Das zuvor beschriebene Volumen
setzt sich aus quaderförmigen Einzelteilen, sogenannten Voxeln, zusammen, deren
Kantenlänge jeweils 0,125 mm beträgt. Diese Kantenlänge determiniert die minimal
darstellbare Schnittbreite (0,125 mm) und die Auflösung (125 µm). Mit dem
verwendeten Gerät (der zweiten Generation des Modells von Morita) lassen sich durch
die Verwendung eines digitalen Bildverstärkers 4096 Graustufen darstellen [41].
Abb. 2 DVT: Der Patient sitzt aufrecht im Untersuchungsstuhl. Der Kopf wird
mithilfe der Kopfstütze und einer nicht mit abgebildeten Kinnstütze fixiert. Um den
Kopf rotiert während der Untersuchung der Arm mit Röntgenröhre und Detektor.
Quelle: Produktbeschreibung Firma Morita.
- 11 -
Der Vergleich der Dosis von DVT und CT wird durch die unterschiedlichen
Untersuchungstechniken erschwert. Es gibt in der Literatur Anhaltspunkte, dass die
DVT nur 1 % der Strahlenbelastung einer vergleichbaren CT-Untersuchung haben
könnte [15]. Untersuchungen im zahnmedizinischen Bereich haben eine 400-fach
niedrigere Dosis ermittelt [28]. Beide Publikationen beziehen sich allerdings auf eine
andere DVT-Geräteversion. Belastbare und abschließende Studien zum Dosisvergleich
für die Felsenbeinregion stehen allerdings noch aus [36]. Als Hinweis können die
folgenden Überlegungen verstanden werden: Die über die Bevölkerung gemittelte
jährliche natürliche Strahlenexposition ohne medizinische Untersuchungen beträgt ca.
2,4 mSv [58]. Eine low-dose Spiral-CT (64-Zeilen) des Felsenbeines hat durchschnittlich 0,31 mSv ± 0,12 mSv 8 [37]. Die effektive Dosis einer Untersuchung mit der
DVT liegt nach Angaben des Herstellers bei 55,2 µSv 9 . Berücksichtigt man, dass bei
CT-Untersuchungen beide Felsenbeine gleichzeitig gescannt werden, und verdoppelt
daher die effektive Dosis der DVT-Untersuchung, liegt diese noch immer um den
Faktor 5,6 unter der effektiven Dosis einer CT-Untersuchung. Bei derartigen
Überlegungen muss man sich vergegenwärtigen, dass die effektive Dosis von einer
Vielzahl Faktoren abhängig ist, die unmittelbare Vergleiche erschweren (untersuchtes
Volumen, verwendetes Gerät, Schichtdicke im CT usw.).
Der Preis gängiger DVT-Systeme liegt zurzeit bei € 160.000 bis € 255.000 [12], der
eines Computertomographen weit darüber.
8
140 mAs, 120 kV, 1 sec Rotationszeit, 12 x 0,6 mm Kollimation, 0,6 mm Schichtdicke
9
5 mA, 80 kV, 17,5 sec Rotationszeit, 60 mm x 60 mm Bildzylinder; Rando-Phantom: weiblich, 163 cm,
54 kg KG (The Phantom Laboratories, Inc.)
- 12 -
2 Zielsetzung und Fragestellung
Die radiologische Darstellung der Felsenbeinregion stellt einen festen Bestandteil in der
Diagnostik und Therapie von Erkrankungen der Hals-, Nasen- und Ohrenheilkunde dar.
An die Stelle einfacher Projektionsaufnahmen sind heute digitale Schnittbildgebungstechniken gerückt. Diese bieten eine bessere Darstellung dreidimensionaler Strukturen
im untersuchten Volumen, der Region-of-Interest (ROI). Durch den gezielten Einsatz
der Computertomographie (CT) und der Magnetresonanztomographie (MRT) gelingt es
beispielsweise, entzündliche oder maligne Prozesse einzugrenzen oder bestimmte
Ursachen für Schwerhörigkeit zu diagnostizieren. Aufgrund der mikroanatomischen
Verhältnisse im Mittel- und Innenohr lassen sich mit den oben genannten Verfahren
nicht alle Bereiche des Felsenbeins mit der gewünschten Genauigkeit darstellen.
Weniger zufriedenstellende Ergebnisse erzielt man bei der genauen Beurteilung der
Gehörknöchelchen oder des Labyrinthes.
Auch die präoperative Planung und postoperative Lagekontrolle von Cochlear
Implantaten war lange Zeit die Domäne der CT. In der Felsenbeindiagnostik sowie bei
der Lagekontrolle von Cochlear Implantaten ergänzt die Digitale Volumentomographie
(DVT) die Computertomographie seit wenigen Jahren zunehmend oder ersetzt sie
vollständig. Die DVT erzielt eine bessere Ortsauflösung bei schnellerer Datenakquisition und geringerer Strahlenbelastung. In der Literatur gibt es klare Hinweise,
dass die DVT der CT bei der Darstellung dentaler hartgeweblicher Strukturen überlegen
ist [28, 38, 39]. Hinweise auf die überragende Qualität der DVT in der Felsenbeindiagnostik lieferten bisher nur Dalchow et al. [16]. Mit vergleichbarer Gerätetechnik (fpVCT von GE Corp. R&D) konnten Bartling et al. zeigen, dass die radiologische Darstellung für Cochlear Implantate geeignet scheint [6]. Es gibt jedoch bisher
keine systematischen und zuverlässigen Daten über die Genauigkeit der DVT nach CIVersorgung. Diese Arbeit widmet sich aufgrund der großen klinischen Relevanz
erstmalig dieser bisher vernachlässigten Materie.
Bei der Beurteilung der Eignung der DVT für diese Anwendung müssen neben
Kriterien wie Ortsauflösung und Darstellungsvolumen auch eventuell durch das
Implantat verursachte Fremdkörperartefakte berücksichtigt werden. Neben der
- 13 -
Ermittlung der gewöhnlicherweise auf die CT angewandten Beurteilungskriterien für
eine Lagekontrolle erlaubt die DVT, metrische Erhebungen innerhalb der Cochlea
durchzuführen. Diese Messungen könnten in Korrelation mit den psychophysikalischen
Ergebnissen nach CI-Versorgung wichtige Hinweise für die Weiterentwicklung von
Implantaten liefern. In der vorliegenden Arbeit wird daher an anatomischen
Felsenbeinpräparaten eine Versorgung mit CI-Elektroden vorgenommen, und die
Bildgebung mittels DVT mit einer histologischen Schichtung der Präparate korreliert.
Da keine bildgebende Methode die Genauigkeit der histologischen Darstellung
erreichen kann, wurde der anatomische Vergleich gewählt, um eine Aussage über die
tatsächlichen Verhältnisse im Felsenbein machen zu können. So können genauere
Aussagen zu der Verzerrung der radiologischen Methode gemacht werden. Für die
Digitale Volumentomographie wurden bisher im Bereich der Felsenbeinradiologie
keine vergleichbaren Untersuchungen publiziert.
Zusätzliche Bedeutung erhält die Digitale Volumentomographie vor dem Hintergrund
der Qualitätssicherung. Einige Untersuchungen lassen vermuten, dass die Qualität der
Cochlear Implantation nicht nur vom verwendeten Implantat, sondern auch vom
operativen Zugang und der Erfahrung des Operateurs abhängt. Eine hohe Qualität kann
erzielt werden durch Minimierung von intra- und postoperativen Komplikationen,
Vermeidung von Fehllagen, intracochleären Dislokationen und von intracochleärem
Trauma bei noch vorhandenem Resthörvermögen [4]. Verbesserungen der Qualität
lassen sich nur erzielen, wenn das operative Ergebnis beobachtet und aufgezeichnet
wird. Durch ein Feedback zur individuellen Implantationsqualität können mittelfristig –
falls notwendig – Korrekturmaßnahmen eingeleitet werden.
- 14 -
3 Material und Methoden
3.1 Material
Eine ausführliche Dokumentation der verwendeten Geräte, Hard- und Software sowie
der Verbrauchsgüter und Chemikalien befindet sich im Anhang.
3.1.1
Felsenbeinpräparate
Für die durchgeführten Untersuchungen wurden insgesamt 15 Felsenbeinpräparate
erwachsener Verstorbener verwendet. Davon stammen 11 aus dem Anatomischen
Institut der Philipps-Universität Marburg (Direktor: Prof. Dr. E. Weihe) und dem
Institut für Pathologie des Universitätsklinikums Gießen und Marburg GmbH, Standort
Marburg (Direktor: Prof. Dr. R. Moll). Weitere vier Felsenbeine wurden freundlicherweise von der Klinik für Hals-, Nasen- und Ohrenheilkunde der Medizinischen
Hochschule Hannover (Direktor: Prof. Dr. T. Lenarz) zur Untersuchung überlassen. Die
Präparate stammten aus den Jahren 2005 und 2006. Sie wurden in den genannten Jahren
aus den Körpern entfernt und in 4-prozentiger Formalinlösung fixiert. Keines der
untersuchten Felsenbeine wies Beschädigungen oder inspektorisch feststellbare
anatomische Anomalien auf.
3.1.2
Der Digitale Volumentomograph
Zur Durchführung der DVT wurde das für Patientenanwendung zugelassene Gerät 3D
Accu-I-Tomo, Modell MCT-1, Typ EX-2F (Morita, Kyoto, Japan) verwendet. Es
verfügt über eine Toshiba D-051 Röntgenröhre. Die Fokusgröße beträgt 0,5 mm. Die
Energie ist von 60 bis 80 kV in 21 0,1-kV-Schritten, die Stromstärke von 1 bis 10 mA
in 0,1 mA-Schritten wählbar. Die Eingabe der Aufnahmeparameter erfolgt nach
Herstellerangaben mit einer Genauigkeit ±10 %. Die Größe des aufnehmbaren
Bildzylinders beträgt 60 mm im Durchmesser und 60 mm in der Höhe. Die Auflösung
beträgt 125 µm, die Schnittbreite ist wählbar zwischen 0,125 mm und 2,0 mm. Das
DVT verwendet einen 3,0 mm Al-Filter. Die Aufnahmezeit im 360°-Modus beträgt 17,5
Sekunden. Hierbei werden 512 zweidimensionale Einzelbilder aufgenommen, die in
- 15 -
einer
separaten
Auswertungsphase
von
einem
Rechnersystem
zu
einem
Volumendatensatz rekonstruiert werden. Die Größe eines Rohdatensatzes beträgt
ca. 1 Gigabyte. Die Rekonstruktionszeit für eine 360°-Aufnahme beträgt im Marburger
Aufbau ca. drei bis vier Minuten und kann zeitlich getrennt von der eigentlichen
Aufnahme erfolgen, so dass mehrere Untersuchungen hintereinander durchgeführt
werden können. Die effektive Strahlendosis pro Aufnahme liegt zwischen 10 und
120 µSv [17].
Das Gerät verfügt über einen höhenverstellbaren Patientensitz mit separat
höhenverstellbarer Kopfstütze. Die Bildaufnahmeeinheit kreist bei der Aufnahme
einmal um das Untersuchungsvolumen. Die ROI wird mit Laserhilfslinien manuell
eingestellt. DICOM-Export ist möglich.
Die zur DVT gehörige Software heißt idixel und wird von der Firma Morita vertrieben.
Die Software wurde in der Version 1.68 eingesetzt und besitzt eine englischsprachige
Benutzerführung.
3.2 Methoden
Die nachfolgenden Versuche wurden in verschiedenen Laboratorien durchgeführt:
Schädelbasislabor der HNO Marburg, S2-Forschungslabor der HNO Marburg, S1Labor des Instituts für Anatomie Marburg sowie S1 SFB-Labor der MHH Hannover.
Aufgrund der Komplexität der verwendeten Materialien war es erforderlich, eine Reihe
von
Vorversuchen
durchzuführen.
Richtungsweisende
Vorversuche
sind
hier
aufgeführt.
3.2.1
Vorbereitung der Felsenbeinpräparate für die histologische Aufarbeitung
Um optimale Versuchsbedingungen zu schaffen, wurden zur Vorbereitung und
Entwicklung der Hauptversuche zunächst 2 Felsenbeine bearbeitet. Mit einer
oszillierenden Knochensäge wurde aus jeweils einem Felsenbein ohne und mit CIElektrode die Cochlea herausgetrennt. Die Cochlea sollte nicht beschädigt werden,
gleichzeitig sollte die Lage der Elektrode unverändert bleiben. Die Separation erfolgte
- 16 -
ohne radiologische Hilfe und orientierte sich an den anatomischen Landmarken. Zur
Ergebnissicherung wurden die DVT und digitale Fotographie verwendet.
Um herauszufinden, ob die Voraussetzungen gegeben waren, die Cochlea mit Elektrode
mittels Mikrotom aufzuarbeiten, wurde eine weitere aus einem Felsenbein herausgelöste
Cochlea in Lösung aus 5-prozentiger Trichloressigsäure und 4-prozentigem Formalin
5 Tage entkalzifiziert. Anschließend wurde ein Schneideversuch mit konventioneller
Knochensäge und Rasierklingen durchgeführt. Dies war erforderlich, da eine
unvorbereitete Cochlea für das Schneiden im Mikrotom zu hart ist. Die hier
beschriebenen Verfahrensweisen orientieren sich an den Beschreibungen von Romeis
[49].
In einer Lösung aus 7,5-prozentiger Salpetersäure (regelmäßiger Säurewechsel alle vier
Tage) wurde eine Cochlea mit Implantat 20 Tage entkalkt. Anschließend wurde die
Salpetersäure gegen 5-prozentige Natriumsulfatlösung getauscht, die nach 24 Stunden
gewechselt wurde. In dieser Lösung wurde das Präparat insgesamt 48 Stunden belassen.
Zur Kontrolle des Kalzifizierungszustandes wurde eine Nadel verwendet. Im Anschluss
erfolgte eine 48-stündige Spülung des Präparates unter fließendem Wasser. Die
Dehydratation erfolgte in aufsteigender Alkoholreihe mit den Konzentrationen 75 %
(12 Stunden), 80 % (3 Stunden) und 90 % (3 Stunden). Anschließend wurde die
Cochlea in Roti-Histol gelegt, nach 12 Stunden wieder entfernt und bei
Raumtemperatur getrocknet.
Die getrocknete Cochlea wurde in Paraffin eingebettet und anschließend im DVT
gescannt.
3.2.2
Verträglichkeitsprüfung der Elektrode mit den verwendeten Chemikalien
Die Elektroden für die Cochlear Implant-Versorgung bestehen aus mit Silikon
umgebenen 22 Einzelmetallkontakten und einem Verbindungsdraht zu jedem Kontakt
(Abb. 3). Will man für Mikrotomaufbereitung Knochen mit eingelegter Elektrode
entkalzifizieren, muss man für die spätere Beurteilung sowohl die Reaktion des Silikons
auf die Entkalzifizierungssäuren überprüfen als auch Schneide-Eigenschaften des
Metalls testen. Eine Nucleus-Elektrode wurde in Roti-Histol und 7,5-prozentiger
- 17 -
Salpetersäure für 12 Stunden eingelegt. Anschließend erfolgte mittels Mikroskop ein
Vergleich mit einer Referenzelektrode gleicher Serie.
Abb. 3 Cochlear Implant-Elektrode in situ: Die Abbildung zeigt eine CIElektrode in der Skala tympani (4) auf der Position 180°. Deutlich zu erkennen
sind die einzelnen Elektrodenkontakte (1), die mit jeweils mit einem Draht (2)
verbunden sind. Diese Metallbestandteile sind von einer Silikonhülle umgeben,
durch die ein Kanal (3) für das Insertations-Stilet führt, das noch während der
Insertation entfernt wird. Bemerkenswert ist die etwas grenzwertige Lage der
Elektrode: Sie hat die Skala media verdrängt und auch die Basilarmembran (6)
wird auf der rechten Bildseite etwas disloziert. Skala vestibuli (5). Das vordere
Bild zeigt schematisch die Position des Schnittes in der Cochlea. Quelle: eigene
Darstellung.
3.2.3
Operative Elektrodenimplantation
Es wurden 13 Felsenbeinpräparate zunächst mit einem Diamantbohrer markiert. Hierzu
wurde jeweils an der Kalottenseite für eine eindeutige Identifikation eine durchgehende
Nummerierung angebracht. Das anschließende operative Verfahren orientierte sich an
den von Fisch [20] und Lenarz [35] erarbeiteten Vorgaben zum Einsatz einer Elektrode
in die Cochlea.
Die Felsenbeine wurden mit einem Cochlear Implant (Nucleus 24 Contour Advanced,
Freedom, Firma Cochlear, Sydney, Australien) versorgt. Die Elektrode wurde dabei
jeweils vollständig unter OP-Bedingungen inseriert.
Hierzu wurde nach dem Entfernen von Geweberesten im Bereich des Planum
mastoideum eine subtotale Mastoidektomie durchgeführt. Dabei wurden entlang der
- 18 -
Dura, der mittleren Schädelgrube und der Gehörgangshinterwand mit dem Rosenbohrer
das Antrum identifiziert und nach einer Epitympanotomie Incus und Hammerkopf
dargestellt. Es folgte die Identifikation des lateralen sowie des hinteren Bogenganges
und des Sinus sigmoideus mit Ausbohren des Sinus-Durawinkels sowie die
Identifikation des tympanalen Segments des Nervus facialis und Darstellung des
Musculus digastricus im Bereich der Mastoidspitze. Anschließend erfolgte die
Darstellung der inserierenden Fasern des Musculus sternocleidomastoideus und der
sogenannten „digastric ridge“. Im nächsten Operationsschritt erfolgte das Ausdünnen
des Knochens, bis der Nervus facialis am Foramen stylomastoideum erkennbar war.
Unter Durchführung einer posterioren Tympanotomie konnte der Nervus facialis
zwischen dem Foramen und dem tympanalen Segment dargestellt werden. Dabei wurde
die Chorda tympani identifiziert und der chordofaziale Winkel ausgebohrt. So konnte
die posteriore Tympanotomie erweitert werden, bis die runde und ovale Fensternische
sowie Promontorium gut einsehbar waren.
Abb. 4 Operative Insertation der Elektrode, rechtes Ohr [63]: Nachdem die
subtotale Mastoidektomie durchgeführt wurde, wird der Recessus facialis eröffnet. Die
Cochleostomie wird zur gezielten Eröffnung der Skala tympani anterior inferior des
Runden Fensters (R) angelegt. Später wird die Elektrode (C, rechte Abb.) durch die
Cochleostomie-Öffnung eingeführt (Pfeil). Antrum (A), Chorda tympani (C, linke
Abb.), Nervus facialis (F), Horizontaler Bogengang (HSC), Incus (I), Stapes (S).
Nachdem das Mastoid ausgespült und Knochenreste abgesaugt waren, konnte die
Cochleostomie anterior inferior der Rundfenstermembran angelegt werden, um gezielt
die Skala tympani zu eröffnen und die Basilarmembran nicht zu beschädigen. Die
Darstellung des Endostes und vorsichtige Erweiterung der Cochleostomie-Öffnung bis
- 19 -
ca. 1,8 mm erfolgte im Anschluss. Erst nach entsprechender Zurücknahme des
Knochens wurde die Skala tympani durch Einschneiden des Endostes und Erweiterung
mit einem 0,2 mm-Häkchen eröffnet. Anschließend erfolgte die Identifizierung der
Basilarmembran sowie des Verlaufes der Skala tympani und Einführung der Elektrode
in die Cochlea. Hierbei wurde die Elektrode bis zu einer Markierung, die sich auf dem
Silikonträger befindet, vorgeschoben und anschließend unter Fixierung des
Führungsdrahtes komplett inseriert. Dabei kam die letzte Verdickung der Elektrode in
Höhe der Cochleostomie-Öffnung zu liegen. Bei allen Felsenbeinpräparaten ließen sich
jeweils alle 22 Elektrodenkontakte komplett einführen. Bei einer Elektrode musste
gegen einen Widerstand inseriert werden.
3.2.4
Dehydratation des Felsenbeines und Sicherung der Elektrodenlage
Zur Dehydratation wurden die Felsenbeinpräparate jeweils 2 x 4 Stunden in
aufsteigender Alkoholreihe in 70 %, 80 %, 90 % Ethanol und anschließend 16 Stunden
(über Nacht) in 96 % Ethanol mit 10 ml Aceton gelegt. Anschließend erfolgte das
Trocknen der Felsenbeinpräparate bei 40 °C im Wärmeschrank (Bartling et al. [6]
verwendeten ein ähnliches Protokoll, trockneten allerdings mit 60 °C.). Zur Schonung
der feingeweblichen Strukturen wurde in unserem Versuch die Temperatur reduziert.
Mit handelsüblicher Knetmasse wurden Öffnungen wie Gefäß-Nervenstraßen der
ossären Begrenzung der Felsenbeinpräparate verschlossen. Der operativ eröffnete
Zugang zur Paukenhöhle wurde freigelassen und das Präparat mit ZweikomponentenEinbettmittel (Epoxydharz) aufgefüllt. Die Mischung des Epoxydharzes erfolgte zuvor
aus zwei in einem Kit (s. Tabelle 8) bereitgestellten Substanzen genau nach Anleitung.
Um zu gewährleisten, dass alle Teile der Cochlea vollständig ohne Lufteinschlüsse mit
Epoxydharz aufgefüllt wurden, wurde eine Vakuumimprägnierung in einem eigens
hierfür konzipierten Exsikkatoraufbau mit starker Vakuumpumpe durchgeführt. Die
Polymerisation des Epoxydharzes war nach 8 Stunden bei Zimmertemperatur
abgeschlossen.
- 20 -
3.2.5
Digitale Volumentomographie
Die Präparate mit dem gegen jegliche Dislokation gesicherten Implantat wurden im
DVT in der Weise positioniert, dass die Lage der des Felsenbeines im menschlichen Os
temporale entsprach. Hierfür wurden die Präparate an der Kopfstütze der
Sitzvorrichtung fixiert. Da das aufzunehmende Objekt bei der DVT nicht bewegt wird
(wie etwa bei der CT durch den Tischvorschub), genügte eine leichte Fixierung. Der
Scan erfolgte bei nachfolgenden Einstellungen: Röhrenspannung: 60 kV, Röhrenstrom:
8 mA, Aufnahme-Rotations-Modus: 360°, Aufnahmezeit 17,5 sec. Dabei wurden
512 Projektionen akquiriert. Anschließend erfolgte die Rekonstruktion der Aufnahme in
der DVT-Software idixel. Die Bilder wurden als Volumendatensatz gespeichert, aus
dem später die Rekonstruktion jedes gewünschten Ansichtswinkels in den Ebenen x, y
und z möglich war. Bei den Aufnahmen wurden die einschlägigen gesetzlichen
Vorschriften beachtet.
3.2.6
Separieren der Cochlea aus dem Felsenbein
In einer geschlossenen Knochensägevorrichtung (Labotom-3, Struers, Willich) konnten
die Cochleae in mehreren Sägeschritten aus den Felsenbeinpräparaten herausgetrennt
werden. Anschließend erfolgte ein weiterer Trocknungsvorgang für 12 Stunden bei
Zimmertemperatur.
3.2.7
Einbetten der Cochlea
Zur Vorbereitung des Schleifens der Präparate mussten die Cochleae so in eine
Kunststoffeinbettform eingelegt werden, dass die Cochleostomieseite genau zur
späteren Schleiffläche zeigte. Die Kunststoffformen wurden anschließend mit einem
Zweikomponenten-Einbettmittel (Epoxydharz) aufgefüllt. Aufgrund der porösen
Beschaffenheit von Knochen wurde auch hier wieder eine Vakuumimprägnierung
durchgeführt. Die Imprägnierung musste erfolgen, bevor die Polymerisation des
Einbettmittels
stattfand.
Es
folgte
ein
8-stündiger
Aushärtungsvorgang
bei
Zimmertemperatur. Um spätere Verwechslungen auszuschließen, wurden die Präparate
- 21 -
an der Unterseite mit einem wasserfesten Farbstift in der bekannten Weise nummeriert
(wie bereits auf der Innenseite der Schädelkalotte).
Abb. 5 Schematische Darstellung der Schnittebenen durch die Cochlea: Auf
der Schemazeichnung ist dargestellt, in welcher Ebene die Präparate
abgeschliffen wurden. Zwischen den einzelnen Schliffen liegen jeweils 250300 µm. Die Zeichnung zeigt das Modell in der Aufsicht. Quelle: eigene
Darstellung auf Grundlage einer Zeichnung der Firma Cochlear.
3.2.8
Schleifen und Polieren der Präparate
Nachdem die eingebetteten Cochleapräparate aus den Formen gelöst waren, wurde mit
320er Schleifpapier die Cochleostomieschicht grob frei geschliffen. Die Präparate
wurden hierfür unter Wasserkühlung in einen rotierenden Schleifkopf eingespannt und
mit 9 Newton Aufpressdruck auf das ebenfalls rotierende Schleifpapier gepresst. Die so
gewonnene erste Schicht wurde mit feinerem Schleifpapier 1200er oder 4000er
Körnung poliert, um bessere Fotodokumentationsergebnisse zu erreichen. Zur
Bestimmung der Präparatstärke und des abgeschliffenen Anteils wurde an einer mit
wasserfestem Stift markierten Stelle eine digitale Schieblehre verwendet.
3.2.9
Färbung
Nachdem das geschliffene Präparat vollständig mit fusselfreien Papiertüchern
trockengetupft war, wurde mit einer Pipette 1-prozentiges Silbernitrat aufgetragen und
- 22 -
zur Reaktionsbeschleunigung für 60 Sekunden in einem UV-Inkubator inkubiert.
Anschließend wurde unter heißem Leitungswasser ca. 15 Sekunden gespült. Nach
erneutem Trockentupfen wurde als Stopperlösung 2,5-prozentiges Natriumthiosulfat für
4 Minuten aufgetragen und nach der Reaktionszeit erneut mit heißem Leitungswasser
gespült und mit Papier getrocknet. Zur Färbung wurde 0,05-prozentiges Säurefuchsin
mit 0,5 mL Eisessig vermischt und für 45 Sekunden aufgetragen, erneut gespült und
getrocknet.
3.2.10 Mikroskopie und Fotographie
Um eine plane Mikroskopiefläche zu erhalten, wurde das Präparat mit der gefärbten
Mikroskopiefläche auf ein Stück Knete mit Metallobjektträger aufgesetzt und
Schleifunebenheiten mit einer Probenpresse ausgeglichen. Die Mikroskopie (die
verwendeten Geräte sind im Kapitel 8.1.1 in Tab. 7 aufgelistet) erfolgte mit Aqua dest.
und Deckplättchen mit einem Stereoauflichtmikroskop. Dabei wurde die gefärbte
Präparatoberfläche jeweils in den Vergrößerungen 10-, 20- und ggf. 40-fach
fotodokumentiert. Falls es notwendig erschien, wurde auch eine höhere Vergrößerung
mit 70-fach oder eine Zwischenvergrößerung gewählt. Für die Messungen und die
Fotodokumentation wurde die Software des Nikon-Mikroskopsystems verwendet.
Zunächst wurde jede Mikroskopiereinstellung ohne Messungen fotographiert, im
Anschluss jeweils mit Messungen. Gemessen wurden Elektrodenabstände untereinander
sowie Abstände zu knöchernen Wandbegrenzungen in Mikrometern. Die Fotographien
wurden jeweils auf einer Flash-Card zwischengespeichert und auf einer externen
Festplatte regelmäßig archiviert.
Es folgten weitere Schleif-Färbe-Mikroskopie-Sequenzen (vgl. Kap. 3.2.7.1 bis 3.2.7.3).
Der Schleifabstand wurde manuell gesteuert. Zielabstand waren 250-300 µm
(s. Abb. 5). Geschliffen wurde, bis die Elektrodenposition 180° vollständig einsehbar
war.
Weitere
Abschliffe
hätten
die
Elektrode
wie
einen
Fremdkörper
(vgl. Sandkörnchen) aus der Einbettsubstanz disloziert.
- 23 -
3.2.11 Auswertung
Zur Auswertung wurde auf dem DVT-Befundungsarbeitsplatz für jedes Felsenbein die
Schliffebene der histologischen Aufarbeitung aufgesucht und eingestellt. In der
histologischen Darstellung ließen sich die vermessenen Elektroden eindeutig durch die
Anzahl der abgebildeten Zuleitungsdrähte im Elektrodenträger identifizieren (jeder
Elektrodenkontakt wird von einem Draht versorgt). Die so definierten Messpunkte
wurden in der DVT-Software aufgesucht (hier diente die Darstellung in drei Ebenen als
Identifizierungshilfe einzelner Elektroden). Als mögliche Messstrecken wurden
ausgewählt: Abstand der Elektroden untereinander, Abstand der Elektrode zur lateral
liegenden knöchernen Wandbegrenzung, Abstand Elektrode zur medial liegenden
knöchernen Wandbegrenzung. Die letztgenannte Strecke kommt einer linearen
Beziehung zum Abstand der Elektrode vom Hörnerv am nächsten. Es wurden nur
Messstrecken verwendet, die sich sowohl in der DVT als auch histologisch eindeutig
aufsuchen ließen. Diese Messstrecken wurden in einer Legende dokumentiert und auf
den Schlifffotographien aufgesucht. Falls eine Strecke auf den Fotographien nicht
bereits in der Mikroskopiesitzung vermessen war, konnte mit Photoshop eine
pixelgenaue Vermessung der durch die DVT-Messung vorgegebenen Abstände erfolgen
und durch Dreisatz mit den anderen Messstrecken auf der Fotographie die tatsächliche
Strecke durch die Vergrößerung korrigiert werden. Da die Messwerkzeuge der DVTSoftware (Wertepaar 1) im Vergleich zur Auswertung der Schlifffotographien mit
Photoshop eine ungenauere Messung zuließen, wurden zusätzlich alle DVT-Datensätze
als Bitmap-Dateien exportiert, in Photoshop vergrößert und dort erneut vermessen
(Wertepaar 2). Dieser Auswertungsteil wird im Folgenden als quantitativ bezeichnet.
In die Auswertung wurden ferner die Kriterien einbezogen, die bei der Auswertung und
Befundung von computertomographischen Darstellungen verwendet werden: Bei der
Befundung wurde untersucht, ob die Elektrode korrekt und vollständig in die Cochlea
inseriert wurde (Normlage), ob ein Übergang zwischen Skala tympani und Skala
vestibuli festzustellen war oder ob Artefakte die Beurteilung der Aufnahmen wesentlich
beeinträchtigen. Das detaillierte Befundungsraster für die Auswertung ist in Tabelle 1
dargestellt. Dieser Auswertungsteil wird im Folgenden als semi-quantitativ bezeichnet.
- 24 -
Kriterium
Lage des Implantats in
der Cochlea
Kann man einen
Skalenübergang feststellen? (Elektrode
wechselt in der Cochlea
Befundungs-
Ausgabe in
/Ergebnismöglichkeiten
Tabelle
Normlage
1
Fehllage
2
Ja
1
Nein
2
Skalenübergang möglich
0
Keine Artefakte
1
Artefakte, die die Beurteilung kaum oder
2
von Skala vestibuli zu
Skala tympani oder
umgekehrt)
Gibt es Artefakte, die
die Beurteilung beeinträchtigen?
nur unwesentlich beeinträchtigen
Artefakte, die die Beurteilung deutlich
3
beeinträchtigen
Artefakte machen die Beurteilung
4
unmöglich
In welcher Skala liegt
das Implantat bei
Eintritt in die Cochlea?
Kann man ein Trauma
erkennen?
Skala tympani
1
Skala vestibuli
2
Nicht beurteilbar
0
Kein Trauma erkennbar
1
Geringes intracochleäres Trauma (z. B.
2
Membrandefekt durch Skalenübergang)
Schwerwiegendes Trauma (Extracochleäre
3
Beteiligung, Penetration der Elektrode
durch ossäre Strukturen)
Tabelle 1 Semi-quantitative Auswertung der DVT-Scans: Die Tabelle zeigt das
Befundungsraster, das für die semi-quantitative Beurteilung der Elektrodenlage
angewendet wurde.
- 25 -
3.2.12 Statistische Methoden
Um einen Vergleich der Messmethoden sowie eine Aussage über die Zuverlässigkeit
der Messungen im DVT in Bezug zur Darstellung der histologischen Aufarbeitung zu
ermöglichen, wurde ein Wertepaar gebildet aus den Ergebnissen der Messungen der
histologischen Schliffpräparate und denen der DVT-Software. Ein weiteres Wertepaar
war zwischen den Ergebnissen aus den Messungen der Schliffpräparate und der
exportierten Bitmap-Dateien aus der radiologischen Darstellung erforderlich, da es
aufgrund mehrerer Umstände zu erwarten war, dass durch Verwendung der DVTSoftware Messfehler begünstigt würden. Aus den Messungen wurden folgende
Differenzen gebildet:
1.) Histologie (a) – DVT-Software (b)
2.) Histologie (a) – exportierte Bilder aus der DVT-Software (c)
Zur Darstellung ihrer Streuung wurden die so ermittelten Differenzen gegen ihre
Mittelwerte ( d =
a+b
a+c
entsprechend d =
) in einen sogenannten Bland-Altman2
2
Plot [9, 10] übertragen. Zur besseren Orientierung wurden horizontale Hilfslinien, sogenannte Übereinstimmungsgrenzen, ergänzt. Diese berechnen sich näherungsweise aus
d ± 2 × s , wobei s die Standardabweichung der Differenzen und d den Mittelwert der
Differenzen bezeichnen. Die dritte Orientierung bietet der Mittelwert der Differenzen,
der ebenfalls eingetragen wurde. Bei hinreichend symmetrischen Verteilungen liegen
95 % der Werte im Bereich zwischen den Übereinstimmungsgrenzen. Die Übereinstimmungsgrenzen dienen zur Definition eines Referenzintervalls. Wenn sich die
Grenzen innerhalb einer vertretbaren Abweichung berechnen lassen, misst das DVT
hinreichend genau. Anders ausgedrückt: Je weiter die Übereinstimmungsgrenzen
voneinander abweichen, desto größer sind Abweichungen der DVT-Messungen.
Für die Übereinstimmungsgrenzen wurden die 95 %-Konfidenzintervalle nach
folgender Formel bestimmt [25]: U ± 2 × 3 ×
s²
, wobei U die Variable für die Übereinn
stimmungsgrenzen ist. Die statistische Auswertung erfolgte mit SPSS (Version 15.0,
2006).
- 26 -
4 Ergebnisse
4.1 Vorbereitung der Felsenbeine für die histologische Aufarbeitung
Während die Extraktion der Cochlea ohne Elektrode aus dem Felsenbein keine
Schwierigkeiten bereitete, dislozierte die unfixierte Elektrode beim zweiten Felsenbein
vollständig. Daher wurden für das weitere Vorgehen die Elektroden durch Einbettung in
ihrer Lage fixiert, bevor die Cochlea aus dem Felsenbein herausgetrennt wurde.
Das Entkalzifizieren mit Trichloressigsäure gelang nicht in der vorgegebenen Zeit. Der
Felsenbeinblock mit der Cochlea war nach der Entnahme aus der Säurelösung nur sehr
oberflächlich (max. 0,5 mm) entkalzifiziert. Mit Salpetersäure gelang nach 15 Tagen
längerer Versuchszeit als bei Trichloressigsäure eine vollständige Entkalzifizierung des
Felsenbeinblockes mit Cochlea und Implantat. Nachdem das Präparat getrocknet und in
Paraffin eingebettet war, wurde der DVT-Scan durchgeführt, der keine knöchernen
Gewebe zeigte, sondern nur die Elektrode darstellte. Damit musste das Entkalzifizieren
als Vorbereitungsmethode aus dem Protokoll ausgeschlossen werden.
4.1.1
Verträglichkeitsprüfung der Elektrode mit den verwendeten Chemikalien
Bei beiden Chemikalien, Salpetersäure und Trichloressigsäure, zeigte sich ein
Phänomen, das in der Literatur als „Swelling“ [47] bezeichnet wird. Hierbei schwillt die
Elektrode ungleichmäßig und rollt sich ein. Die sichere Beurteilung der Elektrodenlage
war somit nicht mehr gewährleistet. Der Versuch wurde parallel zur Entkalzifizierung
der Präparate in Salpetersäure durchgeführt und zeigte ebenfalls, dass die
Entkalzifizierung als Methode für implantierte Felsenbeine nicht geeignet erscheint.
4.2 Vergleich der Bildgebung mit der Histologie
Die gemessenen Abstände stellen die Entfernung zwischen zwei klar definierten
Elektroden in der Cochlea oder die Entfernung zwischen einer Elektrode und der
medialen knöchernen Begrenzung der Cochlea dar. Diese Strecken ließen sich sowohl
in der histologischen als auch in der radiologischen Darstellung eindeutig identifizieren
- 27 -
und können daher miteinander verglichen werden (s. Abb. 11a-d). Die histologische
Darstellung dient als Richtwert, der die Genauigkeit der DVT-Bildgebung prüfen soll.
Von den Ergebnissen gleicher Messstrecken beider Methoden wurden daher die
Differenzen gebildet und statistisch ausgewertet. Auf die Entfernung zur medialen
knöchernen Begrenzung wurde aufgrund der klinischen Bedeutung ein besonderer
Fokus gerichtet, da später die Frage gestellt werden musste, ob die DVT in der Lage
war, diesen Abstand hinreichend genau darzustellen. Aus diesem Grund wurden diese
Messergebnisse in den Kapiteln 4.2.3 und 4.2.4 gesondert ausgewertet. Das Felsenbein
Nr. 13 musste von der quantitativen Auswertung ausgeschlossen werden, da es beim
Heraustrennen der Cochlea aus dem Felsenbein beschädigt wurde. Qualitative Aussagen
zur Implantation waren trotzdem möglich. Da für die zwei unterschiedlichen
Messwertepaare separate Auswertungen vorgenommen wurden, wird zugunsten einer
besseren Übersicht in getrennten Unterkapiteln darauf eingegangen. Komplett gelistet
befinden sich die Messergebnisse in den Tabellen 11 und 12 im Anhang.
4.2.1
Digitale
Volumentomographie-Software
und
histologische
Schliffe
(Wertepaar 1)
Bei der Auswertung war in erster Linie von Interesse, wie stark die Messwerte der zu
vergleichenden Methoden voneinander abweichen. Die Differenzen (Abweichungen)
der Messungen lagen bei 82 Messungen (n=82) für das Wertepaar 1 im Bereich
zwischen -1093,94 µm und +1030,19 µm. Der Mittelwert der Differenzen war
-62,93 µm. Die Standardabweichung betrug 373,47 µm. Die Differenzen wurden im
nachfolgenden Bland-Altman-Plot aufgetragen. Die Übereinstimmungsgrenzen wurden
mit -809,87 µm und 684,01 µm berechnet. Das 95 %-Konfidenzintervall für die obere
Übereinstimmungsgrenze der Wertepaare 1 ist -824,03 µm bis +544,01 µm, für die
untere Übereinstimmungsgrenze -913,88 µm bis -669,86 µm. Diese Ergebnisse sind in
Abb. 6 graphisch dargestellt.
4.2.2
Exportierte Bitmap-Dateien und histologische Schliffe (Wertepaar 2)
Für das Wertepaar 2 lagen bei 82 Messungen (n=82) die Abweichungen zwischen
-1130,19 µm und +1100,19 µm. Der Mittelwert der Differenzen lag bei -36,27 µm, die
- 28 -
Standardabweichung betrug 347,35 µm. Für die Übereinstimmungsgrenzen ergeben
sich die Werte -730,97 µm und 658,43 µm. Für die Wertepaare 2 lauten die 95 %Konfidenzintervalle für die obere Übereinstimmungsgrenze 591,99 µm bis 724,87 µm,
für die untere Übereinstimmungsgrenze -797,41 µm bis -664,53 µm. Abb. 7 zeigt die
Ergebnisse dieses Messwertepaares.
Abb. 6 Bland-Altman-Plot für das Wertepaar 1 (Vergleich der DVT-Software
mit histologischen Schliffen): Die Differenzen der Messungen wurden in das
Diagramm eingetragen. Die Hilfslinien weisen die Verzerrung (Mittelwert der
Differenzen, von der unteren roten Hilfslinie überdeckt) sowie die
Übereinstimmungsgrenzen (limits of agreement) aus. Zur besseren Übersicht
wurde zudem die Auflösungsgenauigkeit der DVT mit roten Hilfslinien
eingezeichnet. Quelle: eigene Darstellung.
- 29 -
4.2.3
Bestimmung der Elektrodenlage im Bezug zum Modiolus (Wertepaar 1)
Von besonderem Interesse ist in der klinischen Anwendung die möglichst genaue
Abstandsbestimmung einzelner Elektroden zum Modiolus. Da die Messstrecken für
diese Messungen deutlich kürzer waren als Messungen der Interelektrodenabstände,
wurden die Modiolusmessungen noch einmal gesondert ausgewertet (sie sind in der
oben ausgeführten Auswertung auch enthalten). Für das Wertepaar 1 lagen bei
39 Messungen (n=39) die Abweichungen zwischen -1025,53 µm und +1030,19 µm. Der
Mittelwert der Differenzen lag bei -65,40 µm, die Standardabweichung betrug
311,08 µm. Für die Übereinstimmungsgrenzen ergeben sich die Werte -687,55 µm und
556,75 µm. Für die Wertepaare 1 lauten die 95 %-Konfidenzintervalle für die obere
Übereinstimmungsgrenze 470,48 µm bis 643,03 µm, für die untere Übereinstimmungsgrenze -773,82 µm bis -601,27 µm. Die graphische Auswertung zeigt Abb. 8.
4.2.4
Bestimmung der Elektrodenlage im Bezug zum Modiolus (Wertepaar 2)
Für das Wertepaar 2 lagen bei 39 Messungen (n=39) die Abweichungen zwischen
-1030,53 µm und +1100,19 µm. Der Mittelwert der Differenzen lag bei -1,55 µm, die
Standardabweichung betrug 312,15 µm. Für die Übereinstimmungsgrenzen ergeben
sich die Werte -625,84 µm und 622,74 µm. Für die Wertepaare 2 lauten die 95 %-Konfidenzintervalle für die obere Übereinstimmungsgrenze 536,17 µm bis 709,32 µm, für
die untere Übereinstimmungsgrenze -712,42 µm bis -539,27 µm. Den Bland-AltmanPlot zu dieser Auswertung zeigt Abb. 9.
- 30 -
Abb. 7 Bland-Altman-Plot für das Wertepaar 2 (Vergleich der aus der DVTSoftware exportierten Bitmap-Dateien mit histologischen Schliffen): Die
Differenzen der Messungen wurden in das Diagramm eingetragen. Die
Hilfslinien weisen die Verzerrung (Mittelwert der Differenzen) sowie die
Übereinstimmungsgrenzen (limits of agreement) aus. Zur besseren Übersicht
wurde zudem die Auflösungsgenauigkeit der DVT mit roten Hilfslinien
eingezeichnet. Quelle: eigene Darstellung.
- 31 -
Abb. 8 Bland-Altman-Plot für Modiolusabstände des Wertepaares 1 (Vergleich
der DVT-Software mit histologischen Schliffen): Die Differenzen der Messungen
wurden in das Diagramm eingetragen. Die Hilfslinien weisen die Verzerrung
(Mittelwert der Differenzen, von der roten Hilfslinie überdeckt) sowie die
Übereinstimmungsgrenzen (limits of agreement) aus. Zur besseren Übersicht wurde
zudem die Auflösungsgenauigkeit der DVT mit roten Hilfslinien eingezeichnet.
Quelle: eigene Darstellung.
4.2.5
Lage des Implantats
In allen untersuchten Fällen wurde die Lage des Implantats korrekt im DVT beurteilt
(s. Tabelle 2). Die zusätzlich gestellte Frage, ob innerhalb der Cochlea ein Übergang der
Elektrode von der Skala tympani zur Skala vestibuli (oder umgekehrt) zu erkennen war,
brachte in 11 von 13 Fällen (84,6 %) eine vollständige Übereinstimmung zwischen
DVT-Befundung und histologischer Kontrolle. In zwei Fällen gab der Untersucher an,
- 32 -
dass ein Übergang zwischen den Skalen möglich sei. In beiden Fällen war ein
Skalenübergang histologisch nachzuweisen (s. Tabelle 3). Insgesamt wurden 5 Skalenübergänge beobachtet. Das entspricht 38,5 % der für diese Arbeit implantierten
Präparate. Hiervon konnten 3 Fälle radiologisch sicher erkannt werden (60 % der
Fehllagen).
Abb. 9 Bland-Altman-Plot für Modiolusabstände des Wertepaares 2 (Vergleich
der aus der DVT-Software exportierten Bitmap-Dateien mit histologischen
Schliffen): Die Differenzen der Messungen wurden in das Diagramm eingetragen.
Die Hilfslinien weisen die Verzerrung (Mittelwert der Differenzen) sowie die
Übereinstimmungsgrenzen (limits of agreement) aus. Zur besseren Übersicht wurde
zudem die Auflösungsgenauigkeit der DVT mit roten Hilfslinien eingezeichnet.
Quelle: eigene Darstellung.
- 33 -
Präparat Nr.
DVT-
Histologische
Software
Kontrolle
1
2
2
2
1
1
3
1
1
4
1
1
5
1
1
6
1
1
7
1
1
8
1
1
9
1
1
10
1
1
11
1
1
12
1
1
13
1
1
Tabelle 2 Beurteilung der Elektrodenlage: Die Elektrodenlage
wurde in der DVT-Software befundet und mit der histologischen
Kontrolle abgeglichen. Hierbei zeigte sich in eine 100-prozentige
Übereinstimmung. Die Antwortmöglichkeiten waren Normlage (1)
und Fehllage (2)
4.2.6
Artefakte
Die einzelne Elektrode als Bestandteil des gesamten Implantats wird im Durchmesser
zwischen 0,7 mm und 0,9 mm dargestellt. Der tatsächliche Elektrodendurchmesser
beträgt im Mittelteil des Implantates ca. 0,85 mm. Die Darstellungen im DVT sind
weitestgehend überlagerungsfrei. In einigen Aufnahmen gibt es eine Art „Echo“ des
Implantates, das allerdings die Beurteilbarkeit der Aufnahmen nicht einschränkt.
- 34 -
Strahlungsartefakte wie von der computertomographischen Darstellung bekannt oder
Wellenartefakte sind nicht aufgetreten. Zur visuellen Verdeutlichung sind in Abb. 10
Strahlenartefakte von Metallimplantaten aus der Zahnheilkunde und Artefakte der DVT
gegenübergestellt. Die Beurteilung der Artefakte ist in Tabelle 4 dokumentiert.
Abb. 10 Artefakte: Das linke Bild (aus Watzke et al. [62]) zeigt die typischen Artefakte,
die von Dentalimplantaten aus Metall in computertomographischer Darstellung
verursacht werden in axialer Schichtung. Die Abbildung soll die Wichtigkeit
demonstrieren, die Artefakte zu quantifizieren. Die Befundung ist eingeschränkt. Ggf.
kann das Bild mit geeigneten Filtern besser aufgenommen werden oder durch
Befundungssoftware befriedigend nachbearbeitet werden. Rechts ist eine CI-Elektrode
(eigene Darstellung, Präparat 9) in situ im DVT zu erkennen. Die Artefakte (Pfeil) sind
vergleichsweise schwach und schränken die Befundung nicht ein.
- 35 -
Präparat Nr.
DVT-
Histologische
Software
Kontrolle
1
1
1
2
1
1
3
0
0
4
0
0
5
2
1
6
0
0
7
0
0
8
1
1
9
0
0
10
0
0
11
0
0
12
0
0
13
2
1
Tabelle 3 Beurteilung Skalenübergang: Die Elektrodenlage wurde
in der DVT-Software befundet und mit der histologischen Kontrolle
abgeglichen.
Hierbei
zeigte
sich
eine
83-prozentige
Übereinstimmung.
Legende:
kein
Skalenübergang
(0),
Skalenübergang nachgewiesen (1), keine sichere Aussage,
Skalenübergang möglich (2).
- 36 -
Präparat Nr.
Artefakte
(DVT)
1
2
2
2
3
2
4
3
5
1
6
2
7
2
8
2
9
2
10
2
11
2
12
2
13
2
Tabelle 4 Beurteilung Artefakte: Die Tabelle zeigt, wie die
Beurteilbarkeit der Bilder im Bezug auf die Metallartefakte bewertet
wurde. Legende: keine Artefakte (1), Artefakte, die die Befundung
kaum beeinflussen (2), Artefakte, die die Befundung deutlich
beeinflussen (3), Artefakte, die die Befundung unmöglich machen
(4).
4.2.7
Beurteilung der Lage des Implantates beim Eintritt in die Cochlea
Alle Implantate sind korrekt in die Skala tympani inseriert worden. Das heißt, die
Cochleostomie wurde korrekt angelegt. Die DVT hat diesen Befund in allen Fällen
bestätigt. Die Ergebnisse sind in Tabelle 5 dokumentiert.
- 37 -
Präparat Nr.
DVT-
Histologische
Software
Kontrolle
1
1
1
2
1
1
3
1
1
4
1
1
5
1
1
6
1
1
7
1
1
8
1
1
9
1
1
10
1
1
11
1
1
12
1
1
13
1
1
Tabelle 5 Beurteilung der Lage des Implantates beim Eintritt in
die Cochlea: Die Tabelle zeigt, in welche Skala die Elektrode
inseriert wurde, d. h. ob die Cochleostomie korrekt angelegt wurde.
Legende: Elektrode wurde in Skala tympani eingeführt (1),
Elektrode wurde in Skala vestibuli eingeführt (2).
4.2.8
Implantationstrauma
Die Kriterien für die Auswertung des Implantationstraumas sind in Tabelle 1 definiert.
In 10 von 13 Präparaten wurden in der Befundung übereinstimmende Ergebnisse mit
der histologischen Kontrolle erzielt. In einem Fall wurde das Trauma um einen Punkt
überschätzt, in zwei Fällen wurde das Trauma um einen Punkt unterschätzt. Die
Ergebnisse der Befundung sind in Tabelle 6 aufgeführt.
- 38 -
Präparat Nr.
DVT-
Histologische
Software
Kontrolle
1
2
2
2
2
2
3
2
1
4
1
1
5
2
2
6
1
1
7
1
1
8
2
2
9
1
1
10
1
2
11
1
1
12
1
1
13
1
2
Tabelle 6 Beurteilung Insertationstrauma: Zur Abschätzung des
Implantationstraumas wurden mögliche Traumata kategorisiert und
in dieser Tabelle dargestellt. Legende: nicht beurteilbar (0), kein
Trauma (1), geringes Trauma (2), schwerwiegendes Trauma (3) (vgl.
hierzu Tabelle 1 in Material und Methoden).
- 39 -
Abb. 11a Gegenüberstellung histologisches Präparat mit DVT-Bild: Das links
stehende Bild zeigt das Implantat in der basalen Windung der Cochlea. In der Mitte des
im Querschnitt gezeigten Elektrodenträgers aus Silikon befindet sich der Kanal, in dem
vor der Implantation der Führungsdraht befand. Rechts daneben ein Bündel Drähte als
Zuleitung für jede einzelne Elektrode. Ganz rechts kann man die 5. Elektrode erkennen.
In der Bildmitte ist ein weiterer Teil der Cochlea angeschnitten. Skala tympani und
vestibuli sind gut dargestellt (Mikroskopie in 10-facher Vergrößerung, Färbung:
Silbernitrat, Säurefuchsin). Das rechte Bild zeigt vergrößert den korrespondierenden
Bildausschnitt der DVT. Die Bilder wurden in der Größe einander angepasst und gedreht
und sind sonst unverändert. Präparat 11.
Abb. 11b Gegenüberstellung histologisches Präparat mit DVT-Bild: Im links
stehenden Bild sind die erste Elektrode in der basalen Windung der Cochlear und die
beiden letzten Elektroden in der Skala tympani angeschnitten (Mikroskopie in 10-facher
Vergrößerung, Färbung: Silbernitrat, Säurefuchsin). Das rechte Bild zeigt den
vergrößerten korrespondierenden Bildausschnitt der DVT. Die Bilder wurden in der
Größe einander angepasst und gedreht und sind sonst unverändert. Präparat 6.
- 40 -
Abb. 11c Gegenüberstellung histologisches Präparat mit DVT-Bild: Im links
stehenden Bild sind die 7. Elektrode in der basalen Windung der Cochlear und die 21.
Elektrode in der Skala tympani angeschnitten (Mikroskopie in 10-facher Vergrößerung,
Färbung: Silbernitrat, Säurefuchsin). Das rechte Bild zeigt den vergrößerten
korrespondierenden Bildausschnitt der DVT. Die Bilder wurden in der Größe einander
angepasst und gedreht und sind sonst unverändert. Präparat 11.
Abb. 11d Gegenüberstellung histologisches Präparat mit DVT-Bild: Das linke Bild
zeigt das Implantat bei 180° in der Cochlea. Die Elektroden 12 bis 19 sind gut
abgrenzbar (Mikroskopie in 10-facher Vergrößerung, Färbung: Silbernitrat,
Säurefuchsin). Das rechte Bild zeigt den vergrößerten korrespondierenden Bildausschnitt
der DVT. Die Bilder wurden in der Größe einander angepasst und gedreht und sind sonst
unverändert. Präparat 11.
- 41 -
5 Diskussion
Die vorliegende Arbeit soll Auskunft darüber geben, ob sich die Digitale
Volumentomographie zur Lagekontrolle von Cochlear Implantaten eignet. Zur
Aufklärung dieser Fragestellung genügt es nicht, technische Parameter wie die
Auflösung oder die Messgenauigkeit der DVT zu berechnen. Hierüber könnten spezielle
Mess-Dummies Auskunft geben, die speziell zur Kalibrierung und Bestimmung der
Genauigkeit von Tomographen angefertigt werden. Dieser Ansatz würde ein
anatomisch-histologisches Modell überflüssig machen. Vielmehr müssen die speziellen
Anforderungen an die Bildgebung von Innenohrimplantaten genau analysiert werden
und in Bezug auf die Möglichkeiten der DVT beurteilt werden. In den folgenden
Abschnitten wird zunächst systematisch auf die verwendeten Methoden Bezug
genommen. Anschließend wird die Arbeit in den Kontext aktueller Literatur gestellt und
diskutiert.
Aufgrund der besonderen Bedingungen nach einer erfolgten CI-Operation (die
Implantate bestehen teilweise aus Metall), musste die Frage nach der Wertigkeit der
DVT für diesen speziellen Einsatz gesondert untersucht werden. Eine entscheidende
Rolle spielte dabei unter anderem die Bildqualität des Verfahrens. Ruft man sich das
Bild von Artefakten, die durch zahnmedizinische Metallimplantate in der CT erzeugt
werden, ins Gedächtnis (vgl. Abb. 10), ist es leicht nachzuvollziehen, wie stark die
Beurteilung von Röntgenbildern durch Metall beeinträchtigt sein kann. Für die
Aufklärung dieses Sachverhaltes wäre ein Vergleich zweier radiologischer Verfahren
wie Computertomographie und Digitaler Volumentomographie nicht hilfreich gewesen,
da hierbei zwei nicht absolut die Realität abbildende Darstellungsverfahren miteinander
verglichen worden wären. Das anatomische Modell wurde gewählt, da es die genauste
Aussage über den tatsächlichen Zustand und die Lage des Implantats macht.
Zunächst wurde versucht, die anatomische Darstellung durch Mikrotom-Feinschnitte zu
erzielen. Hierfür wurden unterschiedliche Entkalzifizierungstechniken eingesetzt. Die
verschiedenen Anforderungen der Werkstoffe (Silikon und Platin in der Elektrode und
das vergleichsweise harte Knochengerüst der Cochlea) an den Enthärtungsvorgang
- 42 -
ließen sich jedoch nicht miteinander vereinbaren, ohne dass die Elektrodenform in
erheblichem Maße durch Chemikalien beeinträchtigt wurde.
Daher wurde ein Verfahren gewählt, bei dem keine Entkalzifizierung erforderlich war.
Aus diesem Grund wurde die geplante Dokumentation und Asservation von
Mikrotomschnitten auf Objektträgern durch Fotodokumentation der Auflichtmikroskopie ersetzt. Zusätzlich zur gewöhnlichen Laborausstattung war eine Software
erforderlich, die es ermöglichte, Messmarken auf den Bildern anzubringen. Das
gewählte Verfahren, zunächst die Implantation und anschließend den ersten Schritt der
Einbettung vorzunehmen, bevor der DVT-Scan durchgeführt wurde, gewährleistete eine
Beurteilung der Elektrodenlage ohne die Gefahr, dass es zwischen Bildgebung und
Auswertung zu Fehlern durch Dislokation der Elektrode kam.
Für die Auswertung ist es von Bedeutung, dass die von der DVT darstellbare minimale
Voxelkantenlänge 0,125 mm beträgt. Bezogen auf die Darstellungsgenauigkeit anderer
radiologischer Verfahren ist das ein sehr guter Wert. Da die Cochlea und die Elektrode
allerdings sehr klein sind und besonders kurze Abstände vermessen wurden, muss diese
Einschränkung bei der Interpretation der Ergebnisse gebührend Berücksichtigung
finden. In diesem Zusammenhang spielt auch die Treffsicherheit eine wichtige Rolle:
Wenn der Untersucher die tatsächliche Position eines Objekts nur um ein Pixel verfehlt,
wird das Ergebnis um 0,125 mm verändert. Dieses Problem wurde dadurch erschwert,
dass
die
Darstellungsmöglichkeit
der
DVT-Befundungssoftware
eine
starke
Vergrößerung zur Messung nicht erlaubt: Die in der Software vorhandene
Vergrößerungsmöglichkeit schließt eine gleichzeitige Messung aus. Um diese
Fehlermöglichkeit zu relativieren, wurde die Auswertung um ein zusätzliches
Messwertepaar ergänzt. Die DVT-Bilder wurden im Bitmap-Format unkomprimiert in
Photoshop exportiert, dort stark vergrößert und vermessen. Die in Photoshop ermittelten
Messwerte wurden – wie auch die Messwerte aus der DVT-Software – mit den
Messwerten der anatomischen Darstellung verglichen. So konnte eine Aussage darüber
gemacht werden, ob die zur Verfügung gestellte Software die Befundung von
postoperativen CI-Aufnahmen beeinträchtigt. Ein weiterer Aspekt ist durch die Einheit
der Messung in der DVT-Software determiniert. Das Programm gibt das Messergebnis
in der Einheit Millimeter aus und rundet auf die zweite Nachkommastelle. Die
Auflösung von 0,125 mm wird so nicht immer ausreichend genau am Befundungs- 43 -
arbeitsplatz ausgegeben. Diese Ungenauigkeit wurde durch die Auswertung des Wertepaares 2 im Grafikprogramm Photoshop aber ebenfalls behoben, da die Messergebnisse
dort pixelgenau ausgewertet werden konnten.
Für die statistische Auswertung dieser Arbeit ist es von Bedeutung, dass
formalstatistisch unterschiedliche Messverfahren analysiert und miteinander verglichen
werden müssen, die als Grundlage gleiche Variablen verwenden. Dabei muss die
Übereinstimmung der beiden Messverfahren (Agreement) besondere Berücksichtigung
finden. Da die alleinige Bestimmung der durchschnittlichen Mittelwerte nicht
ausreichend ist, wurden die Streuungen der Differenzen einzelner Messwertpaare
ausgewertet [25]. Diese Arbeit widmet sich erstmalig systematisch dieser Fragestellung,
daher gibt es in der Literatur bisher keinen Wert, der eine maximal erlaubte
Abweichung der DVT von der Referenzmessung (histologische Schliffe) vorgibt. Die
hier vorgenommene Auswertung hat aus diesem Grund explorativen Charakter. Die
Abweichungen der Messungen zwischen DVT und histologischer Referenz wurden
bestimmt und müssen in der folgenden Diskussion für akzeptabel oder nicht
hinnehmbar erklärt werden. Ferner wurde bei der statistischen Auswertung davon
ausgegangen, dass die Messwerte unabhängig sind. Möglicherweise handelt es sich bei
dieser Annahme um eine Vereinfachung, da es durch die Neueinstellung des
Aufsichtwinkels in der Software innerhalb eines Präparates zu Abhängigkeiten kommen
könnte. Allerdings wurde dieser Faktor für die Auswertung als nicht maßgebend
betrachtet und daher vernachlässigt.
Als Maßzahl für die Qualität der Untersuchung kann die Verzerrung betrachtet werden,
die sich im Mittelwert der Differenzen ausdrückt und möglichst nah an null sein sollte.
Die Verzerrung des Wertepaares 1 beträgt -62,93 µm, die des zweiten Wertepaares
-36,27 µm. Dies sind hervorragende Ergebnisse, die im Bereich der Genauigkeit der
DVT-Messungen liegen. Die Genauigkeit der Messung im DVT drückt sich in der
halben Voxelkantenlänge aus und beträgt 62,5 µm. Bezogen auf den Abstand der
Elektrode zum Modiolus wurde eine Verzerrung von nur -1,55 µm errechnet. Der
Mittelwert der Differenzen zwischen der histologischen Darstellung als Referenzwert
und der DVT-Bildgebung ist also bemerkenswert klein. Die einzelnen Mittelwerte
streuen
allerdings
stark
(zwischen
-1030,53 µm
und
+1100,19 µm).
Ein
Unsicherheitsfaktor, der zu größeren Verzerrungen geführt hätte, war das Einstellen der
- 44 -
richtigen Ebene in der Befundungssoftware. Wäre der Aufsichtswinkel in einem
Präparat falsch eingestellt worden, wäre jede Strecke des Präparates systematisch zu
groß oder zu klein gemessen worden. Die Messungen wären in diesem Falle wie bereits
erwähnt nicht unabhängig gewesen. Weitere Fehlermöglichkeiten könnten die
Ergebnisse
verzerren:
Faktoren,
die
die
Genauigkeit
beeinflussen,
sind
Messungenauigkeiten und Treffunsicherheit. Das heißt die niedrigen Verzerrungen
zeigen die Möglichkeiten der DVT, müssen aber bei experimentellen Fragestellungen
immer im Kontext ausreichend großer Fallzahlen gesetzt werden.
Man kann vielfach in der Literatur beobachten, dass unzureichende Verfahren für die
Auswertung von Daten gewählt werden, wenn Messmethoden auf Genauigkeit
überprüft werden sollen [25]. Die hier verwendeten statistischen Instrumente eignen
sich besser als andere nahe liegende Verfahren: Der Konkordanzkoeffizient, der eine
Variation des Korrelationskoeffizienten darstellt, kann bei niedrigen Werten nicht
zwischen systematischen Verzerrungen oder hohen Wertestreuungen unterscheiden.
Vielfach
wird
beobachtet,
dass
Korrelationen
eingesetzt
werden,
um
eine
Übereinstimmung zu prüfen. Korrelationen sind vom betrachteten Wertebereich
abhängig. Eine hohe Korrelation ist damit nicht gleichbedeutend mit einer hohen
Übereinstimmung. Würde man alle Werte der Messung in der DVT-Software um 10 %
erhöhen und alle Werte der histologischen Messung um 10 % verringern, würde die
Korrelation gleich bleiben, aber die Übereinstimmung deutlich abnehmen. Grouven et
al. [25] beschreiben, warum auch t-Test, Regression und Intraklass-Korrelationskoeffizienten zur Übereinstimmungsanalyse ungeeignet sind.
Die Übereinstimmungsgrenzen des ersten Wertepaares liegen bei -809,87 µm und
684,01 µm. 95 % aller Differenzen liegen damit in diesem Bereich. In der für genauer
erachteten Messung, aus der das Wertepaar 2 gebildet wurde, liegen die
Übereinstimmungsgrenzen nur bei -751,87 µm und 665,21 µm. Dies bestätigt die
Hypothese einer genaueren Messung, wenn die Bildserien als Bitmap-Dateien aus der
Software exportiert werden und im Grafikprogramm ausgewertet werden. Die beste
Übereinstimmung, die rein rechnerisch erreichbar ist, liegt im Bereich der
1
Messgenauigkeit der DVT ( × 125µm = 62,5µm ). Die Verzerrung des zweiten
2
- 45 -
Wertpaares liegt mit -36,27 µm in diesem Bereich, die des ersten Wertepaares mit
-62,93 µm nur unwesentlich außerhalb.
Einerseits legen diese Daten nahe, dass die durch Tomographie ermittelten Ergebnisse
nicht stark von den Referenzwerten abweichen. Dennoch muss man in Betracht ziehen,
dass selbst kleinste Abweichungen, die beispielsweise entstehen, wenn der Betrachter
beim Messen das Ziel um nur einen Pixel verfehlt, bei kleinen Messstrecken große
Fehler verursachen können. Hier ist erneut der Hinweis auf ausreichende Fallzahlgrößen
erforderlich, um Ausreißer einzudämmen und gute Mittelwerte zu erzielen. Sicherlich
ist die Beurteilung der Elektrodenlage auch ohne Messung möglich und für klinische
Belange oftmals ausreichend. Eine zuverlässigere Auswertung der Elektrodenlage
könnte daher in deskriptiven Kategorien erfolgen. Es kann beispielsweise mithilfe der
DVT beschrieben werden, dass ein bestimmter Elektrodenkontakt dem Modiolus
anliegt, die Entfernung weniger als einen halben Cochlea-Durchmesser beträgt oder die
Elektrode an der lateralen Wand anliegt. Die Perspektive ist eine weitere Verbesserung
der Ortsauflösung der DVT und eine deutliche Verbesserung der Messwerkzeuge in der
Befundungssoftware. Die Daten zeigen deutlich, dass die Auswertung der DVT-Bilder
in einem Grafikprogramm bessere Ergebnisse brachte als die Messungen in der
eigentlichen Befundungssoftware.
Jain et al. [31] demonstrieren, dass sich mittels CT Fehllagen wie Insertation der
Elektrode in das Mittelohr oder Mastoid, in den Aquaeductus cochleae, den Canalis
caroticus oder die Tuba auditiva darstellen lassen. Die DVT kann, wie in dieser Arbeit
beschrieben, auf Fehllagen innerhalb der Cochlea hinweisen. Da selbst Übergänge
zwischen Skala tympani und Skala vestibuli mit hoher Treffsicherheit erkannt wurden,
ist davon auszugehen, dass Fehllagen in anderen Teilen des Felsenbeins ebenfalls sicher
erkannt und lokalisiert werden können. Die Überlegenheit der DVT im Bezug auf die
geringere Strahlenexposition und verbesserte Ortsauflösung unterstreicht daher die
Forderung, Untersuchungen zum Ausschluss von Elektrodenfehllagen bei gegebenen
technischen Voraussetzungen zukünftig mittels Digitaler Volumentomographie
durchzuführen.
Cohen et al. [13] haben 1988 erstmalig die unerwünschte Stimulation des Nervus
facialis
als
Komplikation
nach
Cochlear-Implant-Versorgung
beschrieben.
- 46 -
Verschiedene Autoren beschreiben die Häufigkeit der ungewollten Nervus facialisStimulation mit 2 bis 14,6 % [32, 42, 43, 45]. Damit ist sie eine wichtige Komplikation
der Cochlear-Implant-Chirurgie. Betroffene Patienten berichten über Zuckungen der
Gesichtsmuskulatur. Patienten mit Otosklerose sind häufiger betroffen [45]. Eine gut
begründete Theorie geht davon aus, dass der otosklerotische Knochen seine
Eigenschaften bezüglich der elektrischen Leitfähigkeit ändert und es zum Durchtritt von
Ladung und damit zur Reizung des Nervengewebes kommt. Otospongiöse Herde
werden auch von Shpizner et al. [51] als Ursache angegeben. Weiterhin ist es möglich,
dass Lagevarianten des Nervus facialis kombiniert mit hohen Reizschwellen einzelner
Elektroden zu derartigen Irritationen führen. Oftmals müssen einzelne Elektroden in
Folge abgeschaltet werden, was die durch das CI erreichte Hörverbesserung wieder
verschlechtern kann. Battmer et al. [7] berichten, dass modiolusnahe Elektroden die
Gefahr unerwünschter Facialis-Stimulation reduzieren. Daher schlägt die Gruppe vor, in
Fällen, in denen Facialis-Stimulation auftritt und keine spezielle Elektrode verwendet
wurde, die durch ihre Formung besonders modiolusnah platziert werden kann, die
Elektrode chirurgisch auszutauschen. Hier wird die Wichtigkeit einer zuverlässigen
Lagekontrolle besonders deutlich. Um die Ursache der Facialisreizung zu evaluieren
und eine Strategie zur Behebung des Problems zu finden, kann die DVT wertvolle
Dienste leisten. Mithilfe der Befundungssoftware ist es ohne Weiteres möglich, den
Canalis facialis gezielt ausfindig zu machen und den Abstand des Implantats zum Nerv
zu bestimmen. Außerdem ist es möglich, schnell und präzise den Elektrodenkontakt mit
dem kleinsten Abstand zu benennen, der die Ursache der ungewollten Stimulation
darstellt. Die in der bezeichneten Studie verwendete radiologische Darstellung der
Elektrodenlage mittels herkömmlicher Röntgentechnik (Cochlear-View, vgl. Abb. 12)
ist für die genaue Beurteilung der Lagebeziehungen innerhalb der Cochlea sicherlich
unzureichend und für die Korrelation mit Outcome-Daten wie Facialis-Stimulation oder
Reizschwellen nur bedingt geeignet.
- 47 -
Abb. 12 Cochlear View: Darstellung einer CI-Elektrode mittels Cochlear View Technik.
Einzelne Elektroden sind klar indentifizierbar, aber Lagebeziehungen können nicht
beurteilt werden. Bild aus Xu et al. [65].
CI-Versorgungen, insbesondere bei Kindern, sind in den vergangenen Jahren vermehrt
in der Literatur diskutiert worden [3, 8, 13, 14, 46, 55-57], da das Risiko implantierter
Kinder im postoperativen Verlauf eine sekundär bakterielle, das heißt otogene
Meningitis zu entwickeln gegenüber der Normalbevölkerung erhöht ist. Das trifft nach
neueren Publikationen auch mehr als zwei Jahre nach der OP [8] noch zu. Für die
Pneumokokken-Meningitis bei Kindern unter sechs Jahren wurde von Reefhuis et al.
2003 für die Zeit bis zwei Jahre nach CI-Versorgung ein 30-fach erhöhtes
Erkrankungsrisiko berechnet [46]. Als Pathomechanismus wird vermutet, dass die
bakterielle Besiedlung der Meningen per continuitatem über Mittelohr und Cochlea
erfolgt, da infolge der Implantation die anatomische Barriere zwischen Mittel- und
Innenohr verändert wurde [3]. Zwar konnten nicht in jedem Fall eine Otitis media oder
eine Labyrinthitis nachgewiesen werden, jedoch deuten die kultivierten Erreger (mit
Abstand am häufigsten sind Streptokokkus pneumoniae und Haemophilus influenca
Typ B) auf eine Verbreitung über das Mittelohr hin. Weitere Risikofaktoren stellen
Innenohrfehlbildungen, die häufig mit Liquorrhoe assoziiert sind, und Implantationen
unter Verwendung eines sogenannten Positioners dar. Der Positioner ist ein in die
Elektrode integrierter Silikonkeil, der die Einzelkontakte näher an den Modiolus
bringen sollte, um optimale Reizung der Nervenzellen zu gewährleisten. Arnold et al.
beschreiben, dass eine vollständige Versiegelung einer Elektrode, die aus mehreren
- 48 -
Komponenten (u. a. Positioner) besteht, schwer zu erreichen sei. Es entstehe ein
Flüssigkeitsleck, durch das eine Infektion übertragen werden könne [3]. Weitere
Erklärungen umfassen das Vorhandensein eines weiteren Fremdkörpers, die
Notwendigkeit einer größeren Cochleostomie, größeres Trauma der Innenohranatomie
oder eine Kombination der vorgenannten Faktoren [46]. Der Positioner wurde von
Firma Advanced Bionics entwickelt und nach Bekanntwerden des erhöhten Risikos, an
Meningitis
zu
erkranken,
im
Juli
2002
vom
Markt
genommen.
Als
Präventionsmaßnahme wird empfohlen, vor der Implantation eine ausreichende
Immunisierung
gegen
sicherzustellen
und
Innenohrfehlbildung
Pneumokokken
weitere
und
Risikofaktoren
assoziierte
Liquorrhoe
Haemophilus
wie
zu
zum
influenca
Beispiel
identifizieren.
Typ
eine
B
mit
Obwohl
Innenohrfehlbildungen oder Liquorrhoe keine absolute Kontraindikation für die CIVersorgung darstellen, kann die frühzeitige Detektion dieser Risikofaktoren hilfreich
bei der Patientenauswahl sein und dem Operateur im Vorfeld wichtige Hinweise zur
besonderen Behandlung dieser Patienten geben. Mittels CT ist es möglich, Liquorfisteln
oder einen vergrößerten Aquaeductus vestibuli darzustellen [54, 61]. Die DVT bietet
darüber hinaus das Potential, derartige Anomalien besser zu erkennen und genauer zu
beschreiben. Auf diesem Gebiet sind allerdings weitere Untersuchungen erforderlich.
Im Nachgang müssen Patienten, die der Risikopopulation zugeordnet werden, gut
überwacht werden. Dies beinhaltet eine genaue Information der Angehörigen und
regelmäßige Kontrolluntersuchungen. Sollte es zu einer Meningitis kommen, stellt die
DVT ein geeignetes Verfahren dar, um operative Intervention abzuwägen und zu
planen. Bisher wurden hier CT-Bilder angefertigt. Eine weitere Bearbeitung dieses
Themas mit dem Ziel, für den Einsatz der DVT in diesem Indikationskreis bessere
Evidenz zu schaffen, ist sicherlich wünschenswert.
Eine Schwäche der DVT im Vergleich zur CT ist bisher die mangelhafte Möglichkeit
zur Darstellung von Weichteilgewebe. Besonders im Bereich des Innenohres wäre die
Darstellung nicht-knöcherner Strukturen von Interesse. Ein Anwendungsbeispiel ist die
Untersuchung von intraoperativ verursachtem Trauma. Dies gerät zunehmend in den
Fokus experimenteller histologischer Untersuchungen, da Verfahren entwickelt werden,
Patienten mit noch vorhandenem Resthörvermögen mit elektrisch und akustisch
stimulierenden Implantaten auszustatten [22, 26, 33, 34, 60]. Hierdurch wird ein
besseres Sprach- und Musikverständnis [23] erreicht. Eine Kontrolle des durch die
- 49 -
Implantation verursachten Traumas kann am lebenden Patienten bisher nur indirekt über
postoperative Audiogramme evaluiert werden. Weitere Möglichkeiten stellen die
postmortale Untersuchung von CI-Trägern und Untersuchungen an anatomischen
Felsenbein-Präparaten
ohne
Bezug
zu
audiologischen
Ergebnissen
dar.
Die
radiologische Darstellung in Auflösung und Qualität der DVT wäre ein großer
Fortschritt und würde systematische klinische Untersuchungen an Trägern der
sogenannten Hybrid-Cochlear-Implantate ermöglichen. Knöcherne Verletzungen oder
Fehlinsertationen können im DVT sehr gut dargestellt werden. Es wurde in dieser
Arbeit allerdings kein implantiertes Felsenbein mit derartigen Komplikationen
untersucht. Die Darstellung von „Mikrotraumata“, also Verletzungen der Basilarmembran oder der Lamina, waren nur indirekt möglich, indem anhand der Elektrodenposition im knöchernen Labyrinth eine Verletzung des häutigen Labyrinthes vermutet
wird. Das heißt bei einem Skalenwechsel konnte man davon ausgehen, dass es aufgrund
der Penetration der Elektrode durch die zwischenliegenden anatomischen Strukturen zu
einer Verletzung an dieser Stelle gekommen sein musste. Als Nebenresultat der
Datenerhebung für diese Arbeit ist aufgefallen, dass 38,5 % der implantierten
Felsenbeine einen Skalenwechsel aufwiesen. Bei Implantation von Patienten mit noch
vorhandenem Resthörvermögen wäre im Falle eines Skalenwechsels mit schlechterem
postoperativen Hörergebnis zu rechnen als ohne Skalenwechsel. Bisher fehlen hierzu
aus oben angeführten Gründen jedoch noch valide Daten. Aus diesem Grund werden für
die Hybrid-Technik zurzeit besonders kurze Elektroden erprobt, die die Gefahr einer
Verletzung intracochleärer Strukturen minimieren sollen [21].
Hanekom berichtet von nicht vorhersagbaren Änderungen der Hörschwellen von CITrägern und führt dies auf fibröse Gewebebildung zurück, die sich als Narbengewebe
um das Implantat entwickeln kann [27]. Abhängig von der Elektrodenposition innerhalb
der Cochlea kann Narbengewebe zu empfindlichen Änderungen der Hörschwelle und
zu fehlerhafter Reizung von Umgebungsstrukturen führen. Zwar lässt sich mittels DVT
die genaue Position der CI-Elektrode innerhalb der Cochlea evaluieren, Fibrosierungen
können bisher jedoch nicht sicher diagnostiziert werden. So ist für die weitere
Entwicklung der DVT die Darstellung von Weichteilstrukturen in verschiedenen
Hounsfield-Fenstern, analog zur CT, wünschenswert.
- 50 -
Nicht vernachlässigen sollte man die Überlegung, CI-Operateuren eine grundsätzliche
Empfehlung zur postoperativen Lagekontrolle aus Gründen der Qualitätssicherung
auszusprechen. Da die aktuellen Leitlinien eine postoperative Lagekontrolle nur bei
Komplikationen vorsehen [5], bleiben diese Resultate oft unbemerkt. Sicherlich liefern
die gewonnenen Daten aus der DVT-Bildgebung neben dem Potential für die Weiterentwicklung der Elektrode und des Implantationsverfahrens [4] auch ausreichend
Analysemöglichkeit für die individuelle Fortbildung des Operateurs.
Neben der postoperativen Lagekontrolle bietet die intraoperative Kontrolle des
Positionierungsergebnisses ein weiteres Feld für zukünftige Studien. Bisher wird
intraoperativ vor allem konventionelle Röntgen-Technik eingesetzt. Eine Bereicherung
könnte die DVT in Fällen komplizierter Insertionen wie zum Beispiel bei
Innenohrfehlbildungen sein. Falls geeignete technische Voraussetzungen vorlägen
(röntgendurchlässiger OP-Tisch, ausreichend Platz für die Rotation der Röntgenröhre
und des Flachbilddetektors etc.), ließe sich perioperativ feststellen, ob die Elektrode
korrekt
eingesetzt
wird.
Zudem
ist
der
Einsatz
bei
unvorhergesehenen
Insertationshindernissen denkbar. In diesen Fällen wäre sie einem konventionellen
Röntgenbild mittels C-Bogen-Technik in der Aussagekraft deutlich überlegen.
In der Synopsis kann man feststellen, dass die DVT ein gutes und geeignetes Werkzeug
zur postoperativen Lagekontrolle von Cochlear Implantaten darstellt. Die Aussagekraft
der metrischen Untersuchungen ist abhängig von der gewünschten Anwendung und
vom Design der Studie. Bei Verwendung der Messergebnisse muss immer die
Messgenauigkeit der DVT berücksichtigt werden. Zukünftige Anwendungsbereiche
liegen im Feld der intraoperativen Bildgebung und der Weiterentwicklung der
Weichteildarstellung.
- 51 -
6 Zusammenfassung
Cochlear Implantate sind inzwischen aus der Standard-Versorgung von Patienten mit
starken sensorineuralen Hörminderungen nicht mehr wegzudenken. Zunehmend werden
sogar Patienten mit noch vorhandenem Resthörvermögen für Cochlear Implantate in
Betracht gezogen, die sowohl elektrische als auch akustische AktionspotentialAuslösung ermöglichen. Die Implantate unterliegen daher einer ständigen technischen
Überarbeitung. Diese Tatsache bedingt unter anderem das große klinische Interesse,
postoperative radiologische Lagekontrollen durchzuführen, die die Position der
implantierten Elektrode innerhalb der mikroanatomischen Verhältnisse des Innenohres
genaustens darstellen können. Weiterhin spielt die Radiologie eine wichtige Rolle zur
Aufklärung seltener Komplikationen und beim Ausschluss von Fehllagen im Sinne
einer Qualitätskontrolle.
Zum Einsatz kommen hierfür zunehmend Volumentomographen wie der Marburger
Digitale Volumentomograph (DVT) 3D Accu-I-Tomo (Morita, Kyoto, Japan).
Systematische Studien zur metrischen Genauigkeit der DVT nach CI-Versorgung
existierten allerdings bisher nicht. In der vorliegenden Untersuchung wurden, nach
umfangreichen
Vorversuchen
zur
histologischen
Aufbereitung,
anatomischen
Felsenbeinpräparaten Cochlear-Implant-Elektroden operativ implantiert. Anschließend
wurden die Elektroden in ihrer Lage gesichert und mittels DVT gescannt. Die so
vorbereiteten Präparate wurden in Epoxydharz eingebettet, schrittweise geschliffen,
gefärbt und mikroskopiert. Im Vergleich der radiologischen Bildgebung und der
histologischen Kontrolle sollte festgestellt werden, ob die DVT zur Lagekontrolle nach
CI-Operation geeignet ist. Hierfür wurden in der DVT-Software die Schliffebenen der
anatomisch-histologischen
Referenz
aufgesucht
und
verschiedene
eindeutig
lokalisierbare Strecken vermessen. In den histologischen Schliffen wurden diese
Strecken ebenfalls vermessen. Um zeigen zu können, dass die DVT die diagnostischen
Parameter computertomographischer Standardtechnik ebenfalls abdeckt, wurden
weiterhin die den üblichen Qualitätskriterien für die Beurteilung der Elektrodenlage
entsprechende Daten semi-quantitativ erfasst und dokumentiert. Eingeschlossen wurden
Insertationstiefe, Skalendifferenzierung, Trauma und Artefaktquantität. Die statistische
Auswertung konzentrierte sich auf den Vergleich der beiden Messmethoden, wobei die
- 52 -
histologische Messung als Referenzmessung galt. Um die Qualität der Messungen, die
mit der DVT-Befundungssoftware durchgeführt wurden, zu ermitteln, wurden die
Differenzen aus beiden Messungen gebildet und gegen den Mittelwert der Messungen
nach der Bland-Altman-Methode in ein Diagramm aufgetragen. Verzerrungen und
Streuungen konnten auf diese Weise leicht aus der graphischen Darstellung abgelesen
werden. Diese Auswertung wurde mehrfach durchgeführt, um den klinischen und
praktischen Erfordernissen gerecht zu werden: So wurden die radiologischen
Messungen
in
der
DVT-Befundungssoftware
und
in
einem
externen
Bildbearbeitungsprogramm vorgenommen, um optimale Bedingungen zu schaffen und
Fehler zu reduzieren. Weiterhin konnten für die Auswertung auch die Messwerte aus
der
Gesamtheit
der
Messungen
separiert
werden,
die
den
Abstand
der
Elektrodenkontakte zur medialen knöchernen Cochleawandbegrenzung darstellen und
sich insbesondere durch die geringere Länge der Messstrecke von den anderen
Messungen unterscheiden.
Die statistische Auswertung der quantitativen Auswertung ergab, dass 95 % der
Messergebnisse zwischen -0,73 mm und 0,66 mm von der tatsächlichen Lage
abweichen. Die Verzerrung (der Mittelwert der Abweichungen) lag mit ca. -36 µm
innerhalb
der
Messgenauigkeit
der
DVT.
Für
die
Messungen
zwischen
Elektrodenkontakt und medialer knöcherner Wandbegrenzung konnte als Mittelwert der
Differenzen -1,55 µm bestimmt werden. Die Übereinstimmungsgrenzen lagen mit
-0,63 mm und 0,62 mm noch deutlich näher an null als bei der Gesamtheit der Daten.
Der Großteil der semi-quantitativ erhobenen Kriterien wurde übereinstimmend beurteilt.
Die Mittelwerte der Differenzen zeigen hervorragende Ergebnisse, die innerhalb der
Messgenauigkeit der DVT liegen. Auch in der Beurteilung der etablierten
postoperativen diagnostischen Kriterien zeigt die DVT Überlegenheit. Einschränkungen
müssen in der Bewertung der Messergebnisse in Kauf genommen werden: Hier zeigten
sich Streuungen, die – bezogen auf die Größe der untersuchten Strukturen – Fehlerquellen darstellen und die Forderung nach ausreichend großen Fallzahlen für die
Planung zukünftiger Untersuchungen begründen. Eine weitere Schwäche der DVT ist
die bisher noch nicht ausreichend realisierte Darstellung von Weichteilgewebe, was
insbesondere im Bereich der Cochlea von besonderem Interesse wäre, da Cochlear-
- 53 -
Implant-Träger in den seltensten Fällen MRT-Untersuchungen zugeführt werden
können.
Man muss schlussfolgern, dass die DVT im Vergleich zur CT trotz der erwähnten
Einschränkungen die bessere radiologische Darstellung der Elektrodenlage ermöglicht.
Perspektiven für die zukünftige Anwendungen und Weiterentwicklungen der DVT
liegen in der Verbesserung der Weichteildarstellung, der weiteren Erhöhung der
Ortsauflösung sowie der Evaluation weiterer Möglichkeiten für intraoperative
Anwendungen. Mithilfe der für diese Arbeit gemessenen Abstände zwischen
Elektrodenkontakt und medialer knöcherner Wandbegrenzung lassen sich Korrelationen
mit den psychosozialen Outcome-Daten der Audiologen herstellen und damit Aussagen
zu tätigen, inwieweit die Lage das postoperative Ergebnis tatsächlich beeinflusst.
Weiterhin ist es von Interesse, die DVT für die postoperative Evaluation von HybridImplantat-Trägern einzusetzen und die DVT als Mittel zur Qualitätskontrolle nach
Cochlear Implantation zu etablieren.
- 54 -
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- 60 -
8 Anhang
8.1 Tabellen
8.1.1
Tabelle 7: Geräte und Hardware
Gerät
Typ
Hersteller, Ort
Absaugpumpe
Typ P173-P175
Medap GmbH, Feldkirch,
Schädelbasislabor
Bildbetrachtungseinheit CT
Österreich
FlexScan S1910
Eizo Nanao Corp.,
Hakusan, Japan
Bildbetrachtungseinheit DVT
HP L 1706
Hewlett-Packard GmbH,
Böblingen
Bohrer EC Motor
20711031
KARL STORZ GmbH &
Co. KG, Tuttlingen
Bohrer-Handstück
Aesculap, E102689,
B. Braun Melsungen AG,
GD460R, GD455R
Melsungen
Einbettformen
Flexiform 30 mm
Struers GmbH, Willich
Eismaschine
ZBE 30-10
Ziegra Eismaschinen
GmbH, Isernhagen
Exsikkator
Externe Festplatte
Schott AG, Mainz
Maxtor Personal Storage
Maxtor, jetzt Seagate
3100, 300 GB
Technology, Scotts
Valley, USA
Knochensäge, oszillierend
Aesculap
B. Braun Melsungen AG,
Melsungen
Magnetrührer
CB 161
Stuart/Bibby Sterilin Ltd,
Stone (jetzt Barloworld
Scientific Ltd, London)
- 61 -
Gerät
Typ
Metallobjektträger
Mikroskopkamerasystem,
Struers GmbH, Willich
DS-L1
(digital; 5 Megapixel)
Notebook
Hersteller, Ort
Nikon Corp., Tokyo,
Japan
IBM R40, 30 GB, 1 GHz
IBM Deutschland GmbH,
Stuttgart
Operationsinstrument:
No. 3, length 12,5 cm
KARL STORZ GmbH &
Co. KG, Tuttlingen
Surgical Handle
Operationsinstrument:
Typ PLESTER, 5 Fr., Art.-
KARL STORZ GmbH &
Suction Tube
Nr. 204405
Co. KG, Tuttlingen
Operationsinstrument:
Typ PLESTER, 7 Fr., Art.-
KARL STORZ GmbH &
Suction Tube
Nr. 204407
Co. KG, Tuttlingen
Operationsinstrument:
Typ PLESTER, 9 Fr., Art.-
KARL STORZ GmbH &
Suction Tube
Nr. 204409
Co. KG, Tuttlingen
Operationsinstrument:
LUER-Look, outer
KARL STORZ GmbH &
Suction Cannula
diameter 0,5 mm, Art.Nr.
Co. KG, Tuttlingen
204005
Operationsinstrument:
LUER-Look, outer
KARL STORZ GmbH &
Suction Cannula
diameter 0,7 mm, Art.Nr.
Co. KG, Tuttlingen
204007
Operationsinstrument:
WULLSTEIN, length
KARL STORZ GmbH &
Adaptor for suction cannulas
10 cm, Art.-Nr. 204004
Co. KG, Tuttlingen
Operationsinstrument:
length 10 mm, smooth
KARL STORZ GmbH &
Diamond Burr, barrel-shaped
shaft diameter 2,35 mm,
Co. KG, Tuttlingen
length 44 mm, Art.-Nr.
262550
Operationsinstrument:
shaft diameter 2,35 mm,
KARL STORZ GmbH &
Diamond Burr
diameter 0,6 mm, length
Co. KG, Tuttlingen
70 mm, Art.-Nr. 262506
- 62 -
Gerät
Typ
Hersteller, Ort
Operationsinstrument:
shaft diameter 2,35 mm,
KARL STORZ GmbH &
Diamond Burr
diameter 1 mm, length
Co. KG, Tuttlingen
70 mm, Art.-Nr. 262510
Operationsinstrument:
shaft diameter 2,35 mm,
KARL STORZ GmbH &
Diamond Burr
diameter 1,4 mm, length
Co. KG, Tuttlingen
70 mm, Art.-Nr. 262514
Operationsinstrument:
angled 25°, with ball end
KARL STORZ GmbH &
Seeker
diameter 1 mm, length
Co. KG, Tuttlingen
16 cm, Art.-Nr. 223891
Operationsinstrument:
angled 25°, with ball end
KARL STORZ GmbH &
Seeker
diameter 1,5 mm, length
Co. KG, Tuttlingen
16 cm, Art.-Nr. 223892
Operationsinstrument:
LENARZ, working length
KARL STORZ GmbH &
Forceps
6 cm, curved left Art.-Nr.
Co. KG, Tuttlingen
233212
Operationsinstrument:
LENARZ, working length
KARL STORZ GmbH &
Forceps
6 cm, curved right Art.-Nr.
Co. KG, Tuttlingen
233211
Operationsinstrument:
length 16 cm, tip angled
KARL STORZ GmbH &
Micro Guiding Instrument
downwards, Art.-Nr.
Co. KG, Tuttlingen
233105
Operationsinstrument:
length 16 cm, tip angled
KARL STORZ GmbH &
Micro Guiding Instrument
upwards, Art.-Nr. 233106
Co. KG, Tuttlingen
Operationsinstrument:
FISCH, footplate, 0,2 mm,
KARL STORZ GmbH &
Hook
length 16 cm, Art.-Nr.
Co. KG, Tuttlingen
224802
Operationsinstrument:
PLESTER, footplate,
KARL STORZ GmbH &
Hook
0,6 mm, length 16 cm,
Co. KG, Tuttlingen
Art.-Nr. 224806
Operationsinstrument:
Retractor
LENARZ, Art.-Nr. 801814
KARL STORZ GmbH &
Co. KG, Tuttlingen
- 63 -
Gerät
Typ
Hersteller, Ort
Operationsinstrument:
SCHÖNBORN, Art.-Nr.
KARL STORZ GmbH &
Thymus Retractor
786500
Co. KG, Tuttlingen
Operationsinstrument:
ALLIS, Art.-Nr. 662721
KARL STORZ GmbH &
Co. KG, Tuttlingen
Forceps
Operationsinstrument:
WULLSTEIN, Art.-Nr.
KARL STORZ GmbH &
Forceps
214000
Co. KG, Tuttlingen
Operationsinstrument:
Art.-Nr. 792403
KARL STORZ GmbH &
Co. KG, Tuttlingen
Dressing Forceps
Operationsinstrument:
ADSON-BROWN, Art.-
KARL STORZ GmbH &
Tissue Forceps
Nr. 533212
Co. KG, Tuttlingen
Operationsmikroskop
OPMI Vario/NC 33
Carl Zeiss Meditec AG,
Schädelbasislabor
System
Jena
Pipette-Boy
Pipetus-akku
Hirschmann Laborgeräte
GmbH & Co KG,
Eberstadt
Pipetten
Cellstar
Greiner Bio-One GmbH,
Frickenhausen
Poliergerät
LaboPol-5
Struers GmbH, Willich
Polierkopf
LaboForce-1
Struers GmbH, Willich
Probenpresse
Olympus, Bezug über
Struers GmbH, Willich
Reinstwasseranlage Standort
Astacus
SFB-Labor Hannover
Reinstwasseranlage, Standort
Bodenheim
Seralpur Delta UF
HNO-Labor Marburg
Schieblehre
membraPure GmbH,
MembraPure GmbH,
Bodenheim
CD-15CP
Mitutoyo Messgeräte
GmbH, Neuss
- 64 -
Gerät
Typ
Hersteller, Ort
Software Vermessung
Photoshop CS3
Adobe, San Jose, USA
Software DVT
Idixel, V1,68
Morita, Kyoto, Japan
Software Statistik
SPSS 15.0, 2006
SPSS Inc., Chicago, USA
Speicherkarte, Flash-Card
Extreme III 1,0 GB
SanDisk, Milpitas, USA
Stereomikroskop
MZ 6
Leica Microsystems
GmbH, Wetzlar
Stereomikroskop Kaltlichtquelle
KL 1500
für MZ 6
Stereomikroskop mit LED-
Leica Microsystems
GmbH, Wetzlar
SMZ1500
Beleuchtung mit integrierter
Nikon Corp., Tokyo,
Japan
Messsoftware
Steuerungseinheit Bohrer
Temporal Bone Holder
Unidrive II plus Art.-Nr.
KARL STORZ GmbH &
27011520
Co. KG, Tuttlingen
Art.-Nr. 280120
KARL STORZ GmbH &
Co. KG, Tuttlingen
Trennsäge
Labotom-3
Struers GmbH, Willich
Trennsäge Diamanttrennblatt
24TRE
Struers GmbH, Willich
UV-Inkubator
Spectrolinker XL-1000
Spectronics Corp.,
Vakuumpumpe
RE-8
Vaccubrand
Waage
Handy H 120
Sartorius AG, Göttingen
Wärmeschrank
Function line Typ B12
Heraeus, Hanau
Haushaltsnadel
Tabelle 7 Geräte und Hardware: In dieser Tabelle sind sämtliche verwendeten Geräte
näher bezeichnet.
- 65 -
8.1.2
Tabelle 8: Verbrauchsgüter
Bezeichnung
Typ
Hersteller
Becherglas
1000 ml Duran
Schott AG, Mainz
Deckglas
22 x 22 mm
Gerhard Menzel
Glasbearbeitungswerk GmbH
& Co. KG, Braunschweig
Einwegpipetten
div.
Sarstedt AG & Co.,
Nürmbrecht
Holzspatel (enthalten im Epoxyd-
Struers GmbH, Willich
Kit, s. u.)
Kunststoffaufbewahrungsbehälter,
versch.
Haushaltswarengeschäfte
Duran 250 ml
Schott AG, Mainz
flüssigkeitsdicht
Laborflaschen
Mischbecher, (enthalten im
Struers GmbH, Willich
Epoxyd-Kit, s. u.)
Papiertücher, fusselfrei
Kleenex
Hakle-Kimberly Deutschland
GmbH, Mainz
Petrischalen
d= 60 mm
Sarstedt AG & Co.,
Nürmbrecht
Schleifpapier Körnung 1200
Struers GmbH, Willich
Schleifpapier Körnung 320
Struers GmbH, Willich
Schleifpapier Körnung 4000
Struers GmbH, Willich
Schleifpapier Körnung 800
Struers GmbH, Willich
Spielzeugknete
Bezug über Spielzeugladen
Tabelle 8 Verbrauchsgüter: In dieser Tabelle sind alle verwendeten Verbrauchsgüter
mit Bezeichnung und Hersteller verzeichnet.
- 66 -
8.1.3
Tabelle 9: Laborchemikalien
Die im Folgenden aufgelisteten Laborchemikalien wurden mindestens in p.a. Qualität
eingesetzt.
Chemikalie
Phase
Hersteller
Aceton
flüssig
Seelze GmbH, Seelze
Eisessig
flüssig
Merck GmbH & Co KGaA,
Darmstadt
entmineralisiertes Wasser
flüssig
Reinstwasseranlagen, s.o.
Epoxyd-Kit SpeciFix-20 bestehend
1./2. flüssig
Struers GmbH, Willich
aus
1. Epofix Resin
(Epoxyharz)
2. Epofix Hardener
(Triethylenetetramin)
Ethanol 96 % (v/v) vergällt
flüssig
Otto Fischer GmbH,
Saarbrücken
Ethanol techn. 100 %
flüssig
(vergällt mit Diethylether)
Formaldehyd 37 %, stabilized with
Darmstadt
flüssig
10 % Methanol
Glutardialdehyd-Lsg. 25 %, flüssig
Merck GmbH & Co KGaA,
Acros Organics, New
Jersey, USA
flüssig
Merck GmbH & Co KGaA,
Darmstadt
Intermedium Roti-Histol
flüssig
Carl Roth GmbH & Co KG,
Karlsruhe
Natriumthiosulfat
fest
Merck GmbH & Co KGaA,
Darmstadt
Paraffin (Paraplast Plus), Kendall
Medizinische Erzeugnisse
viskös
Tyco Healthcare
Deutschland GmbH,
Neustadt (Donau)
- 67 -
Chemikalie
Phase
Hersteller
PBS-Tabletten (phosphate-buffered-
fest
Invitrogen Corp., Carlsbad,
saline)
Salpetersäure 65 %
California, USA
flüssig
Merck GmbH & Co KGaA,
Darmstadt
Säurefuchsin
fest
Merck GmbH & Co KGaA,
Darmstadt
Silbernitrat
fest
Merck GmbH & Co KGaA,
Darmstadt
Trichloressigsäure ≥ 99 %
flüssig
Carl Roth GmbH & Co KG,
Karlsruhe
Tabelle 9 Laborchemikalien: In dieser Tabelle sind alle verwendeten Laborchemikalien mit
Angaben zu Phase und Hersteller verzeichnet.
8.1.4
Tabelle 10: Eingesetzte Elektroden
Chemikalie
Hersteller
Ort
Contour Advance
Cochlear Ltd.
Sydney, Australien
Tabelle 10 Eingesetzte Elektroden: In dieser Tabelle ist die eingesetzte CI-Elektrode näher
bezeichnet.
- 68 -
8.1.5
Tabelle 11: Ergebnisse der Messungen
Abweichung
DVT-
DVT
Betrag
Abweichung
Lfd.
Histologie
Software
Photos
Software
Betrag
Nr.
(µm)
(µm)
(µm)
(µm)
Photos (µm)
1-1
1716,07
1630,00
1750,00
86,07
33,93
1-2
1680,00
2020,00
1643,75
340,00
36,25
2-3
1004,47
2030,00
2035,00
1025,53
1030,53
2-4
1099,78
1000,00
1152,50
99,78
52,72
2-5
1039,53
1010,00
1305,00
29,53
265,47
2-6
1126,28
1150,00
883,75
23,72
242,53
2-7
1346,13
1880,00
1591,25
533,87
245,12
2-8
2384,84
3020,00
3127,50
635,16
742,66
2-9
3633,59
4410,00
4430,00
776,41
796,41
3-10
3236,06
4330,00
4366,25
1093,94
1130,19
3-11
729,23
1030,00
1186,25
300,77
457,02
3-12
1130,32
1100,00
750,00
30,32
380,32
3-13
3480,37
4330,00
4111,25
849,63
630,88
3-14
648,04
1230,00
1067,50
581,96
419,46
3-15
893,26
1280,00
1250,00
386,74
356,74
3-16
1224,25
2040,00
2003,75
815,75
779,50
3-17
538,73
800,00
558,75
261,27
20,02
3-18
3531,41
3750,00
3625,00
218,59
93,59
3-19
1294,50
1250,00
1075,00
44,50
219,50
- 69 -
Abweichung
DVT-
DVT
Betrag
Abweichung
Lfd.
Histologie
Software
Photos
Software
Betrag
Nr.
(µm)
(µm)
(µm)
(µm)
Photos (µm)
3-20
2162,40
1790,00
1521,25
372,40
641,15
3-21
2568,90
2000,00
2305,00
568,90
263,9
4-22
4897,61
4380,00
4375,00
517,61
522,61
4-23
1524,92
1750,00
1755,00
225,08
230,08
4-24
3920,19
2890,00
2820,00
1030,19
1100,19
4-25
1048,34
1130,00
790,00
81,66
258,34
4-26
1653,01
1250,00
1546,25
403,01
106,76
4-27
1767,31
1820,00
2068,75
52,69
301,44
4-28
1066,78
750,00
1067,50
316,78
0,72
4-29
1961,03
1510,00
1820,00
451,03
141,03
4-30
1699,48
1850,00
1903,75
150,52
204,27
4-31
4469,69
4130,00
4376,25
339,69
93,44
4-32
1671,24
1510,00
1700,00
161,24
28,76
4-33
690,00
950,00
883,75
260,00
193,75
4-34
1610,00
2130,00
1878,75
520,00
268,75
5-35
4870,00
5420,00
5398,75
550,00
528,75
5-36
900,00
630,00
760,00
270,00
140,00
5-37
510,00
640,00
760,00
130,00
250,00
5-38
2826,05
3120,00
2886,25
293,95
60,20
5-39
687,33
880,00
952,50
192,67
265,17
5-40
1972,04
1820,00
2015,00
152,04
42,96
- 70 -
Abweichung
DVT-
DVT
Betrag
Abweichung
Lfd.
Histologie
Software
Photos
Software
Betrag
Nr.
(µm)
(µm)
(µm)
(µm)
Photos (µm)
5-41
2424,89
2140,00
2157,50
284,89
267,39
5-42
2697,63
2430,00
2427,50
267,63
270,13
6-43
4798,04
4630,00
4507,50
168,04
290,54
6-44
4890,42
4130,00
4501,25
760,42
389,17
6-45
2697,63
2180,00
2263,75
517,63
433,88
6-46
1102,91
950,00
1397,50
152,91
294,59
6-47
4595,60
4540,00
4296,25
55,60
299,35
6-48
3698,63
3410,00
3321,25
288,63
377,38
6-49
1062,96
1350,00
1117,50
287,04
54,54
7-50
828,63
790,00
853,75
38,63
25,12
7-51
5136,36
5090,00
4925,00
46,36
211,36
7-52
982,20
910,00
883,75
72,20
98,45
8-53
5364,10
5040,00
5317,50
324,10
46,60
8-54
982,20
1180,00
1186,25
197,80
204,05
9-55
4955,39
5070,00
4976,25
114,61
20,86
9-56
1143,44
1350,00
1250,00
206,56
106,56
9-57
1084,46
1070,00
1152,50
14,46
68,04
9-58
1158,58
900,00
1075,00
258,58
83,58
9-59
920,31
840,00
883,75
80,31
36,56
9-60
4979,48
5060,00
5180,00
80,52
200,52
10-61
2154,71
1880,00
1907,50
274,71
247,21
- 71 -
Abweichung
DVT-
DVT
Betrag
Abweichung
Lfd.
Histologie
Software
Photos
Software
Betrag
Nr.
(µm)
(µm)
(µm)
(µm)
Photos (µm)
10-62
677,08
880,00
707,50
202,92
30,42
10-63
411,93
280,00
625,00
131,93
213,07
10-64
4683,05
4860,00
4670,00
176,95
13,05
10-65
579,92
880,00
625,00
300,08
45,08
10-66
4605,45
4580,00
4396,25
25,45
209,20
11-67
5581,15
5780,00
5637,50
198,85
56,35
11-68
1548,70
1700,00
1132,50
151,30
416,20
11-69
5930,06
5900,00
5887,50
30,06
42,56
11-70
1656,47
1640,00
1382,50
16,47
273,97
11-71
680,06
1030,00
883,75
349,94
203,69
11-72
891,93
1130,00
1007,50
238,07
115,57
12-73
1461,12
1910,00
1643,75
448,88
182,63
12-74
1668,17
1880,00
1667,50
211,83
0,67
12-75
1407,06
1550,00
1381,25
142,94
25,81
12-76
4047,86
4370,00
4155,00
322,14
107,14
12-77
1254,25
1130,00
1275,00
124,25
20,75
12-78
1325,93
1400,00
1275,00
74,07
50,93
12-79
4550,14
4370,00
4562,50
180,14
12,36
12-80
1102,74
1260,00
1152,50
157,26
49,76
12-81
4654,14
4490,00
4391,25
164,14
262,89
12-82
980,80
1130,00
1007,50
149,20
26,70
- 72 -
Legende zu Tabelle 11
Tabelle 11 Ergebnisse der Messungen: In dieser Tabelle sind die einzelnen
Messungen aufgelistet. In der ersten Spalte stehen Präparatnummer und laufende
Messnummer. In der zweiten Spalte sind die Messungen in den histologischen
Schliffen verzeichnet. Daneben die Messungen der gleichen Strecke in der DVTSoftware. Zur besseren Vergleichbarkeit wurden die Messungen aus der DVTSoftware von Millimeter in Mikrometer umgerechnet. In der 4. Spalte folgen die
Ergebnisse der Messungen der gleichen Strecke der exportierten Bitmap-Dateien. Die
letzten beiden Spalten zeigen die absoluten Abweichungen zwischen den Messungen.
Sie sind als Beträge ausgegeben.
- 73 -
8.1.6
Tabelle 12: Ergebnisse der Messungen
DVT-
Abweichung
Soft-
DVT
Betrag
Abweichung
Lfd.
Histologie
ware
Photos
Software
Betrag
Nr.
(µm)
(µm)
(µm)
(µm)
Photos (µm)
1-1
1716,07
1630,00
1750,00
86,07
33,93
1-2
1680,00
2020,00
1643,75
340,00
36,25
2-3
1004,47
2030,00
2035,00
1025,53
1030,53
2-4
1099,78
1000,00
1152,50
99,78
52,72
2-5
1039,53
1010,00
1305,00
29,53
265,47
2-6
1126,28
1150,00
883,75
23,72
242,53
3-15
893,26
1280,00
1250,00
386,74
356,74
3-17
538,73
800,00
558,75
261,27
20,02
3-19
1294,50
1250,00
1075,00
44,50
219,50
4-20
2162,40
1790,00
1521,25
372,40
641,15
4-24
3920,19
2890,00
2820,00
1030,19
1100,19
4-25
1048,34
1130,00
790,00
81,66
258,34
4-28
1066,78
750,00
1067,50
316,78
0,72
4-33
690,00
950,00
883,75
260,00
193,75
5-36
900,00
630,00
760,00
270,00
140,00
5-39
687,33
880,00
952,50
192,67
265,17
6-46
1102,91
950,00
1397,50
152,91
294,59
6-49
1062,96
1350,00
1117,50
287,04
54,54
7-50
828,63
790,00
853,75
38,63
25,12
- 74 -
DVT-
Abweichung
Soft-
DVT
Betrag
Abweichung
Lfd.
Histologie
ware
Photos
Software
Betrag
Nr.
(µm)
(µm)
(µm)
(µm)
Photos (µm)
8-52
982,20
910,00
883,75
72,20
98,45
8-54
982,20
1180,00
1186,25
197,80
204,05
9-56
1143,44
1350,00
1250,00
206,56
106,56
9-57
1084,46
1070,00
1152,50
14,46
68,04
9-58
1158,58
900,00
1075,00
258,58
83,58
9-59
920,31
840,00
883,75
80,31
36,56
10-62
677,08
880,00
707,50
202,92
30,42
10-63
411,93
280,00
451,25
131,93
39,32
10-65
579,92
880,00
625,00
300,08
45,08
11-68
1548,70
1700,00
1132,50
151,30
416,20
11-70
1656,47
1640,00
1381,25
16,47
275,22
11-71
680,06
1030,00
883,75
349,94
203,69
11-72
891,93
1130,00
1007,50
238,07
115,57
12-73
1461,12
1910,00
1643,75
448,88
182,63
12-74
1668,17
1880,00
1667,50
211,83
0,67
12-75
1407,06
1550,00
1381,25
142,94
25,81
12-77
1254,25
1130,00
1275,00
124,25
20,75
12-78
1325,93
1400,00
1275,00
74,07
50,93
12-80
1102,74
1260,00
1152,50
157,26
49,76
12-82
980,80
1130,00
1007,50
149,20
26,70
- 75 -
Legende zu Tabelle 12
Tabelle 12 Abstand der Elektrodenkontakte zur medialen knöchernen
Wandbegrenzung der Cochlea: In dieser Tabelle sind diejenigen Messungen aus Tabelle
11 extrahiert, die den Abstand zwischen der medialen knöchernen Wandbegrenzung der
Cochlea und einzelnen Elektrodenkontakten vergleichen. In der ersten Spalte stehen
Präparatnummer und laufende Messnummer. In der zweiten Spalte sind die Messungen in
den histologischen Schliffen verzeichnet. Daneben die Messungen der gleichen Strecke in
der DVT-Software. Zur besseren Vergleichbarkeit wurden die Messungen aus der DVTSoftware von Millimeter in Mikrometer umgerechnet. In der 4. Spalte folgen die Ergebnisse
der Messungen der gleichen Strecke der exportierten Bitmap-Dateien. Die letzten beiden
Spalten zeigen die absoluten Abweichungen zwischen den Messungen. Sie sind als Beträge
ausgegeben.
- 76 -
8.2 Abkürzungsverzeichnis
Abb…………………………………
Abbildung
CI…………………………………...
Cochlear Implant
CT………………………………….
Computertomographie
DVT………………………………..
Digitale Volumentomographie
FOV………………………………...
Field-Of-View
fpVCT……………………………...
flat panel Volume CT
MSCT……………………………....
Multi-Slice Computertomographie
OPG………………………………...
Orthopantomographie
ROI………………………………....
Region-Of-Interest
RT…………………………………..
Rotational Tomography
- 77 -
Akademische Lehrer
Meine akademischen Lehrer waren die nachfolgenden Damen und Herren in Marburg und
Gießen, denen ich an dieser Stelle herzlich danke:
Adamkiewicz
Arnold
Aumüller
Bals
Barth
Basler
Baum
Baumann
Becker
Berger
Bertallanfy
Bette
Bien
Cetin
Christiansen
Czyubayko
Daut
Dietz
Dohrmann
Duenne
Eilers
Feuser
Gerdes
Göke
Görg, C.
Görg, K.
Gotzen
Grau
Grimm
Grundmann
Grzeschik
Gudermann
Happel
Hasilik
Hermann-Lingen
Hertl
Hofbauer
Hofmann
Hoyer
Jungclas
Kann
Kill
Kim-Berger
Klaus
Köhler
Klenk
Klose
König
Koolman
Kretschmer
Krieg
Kroh
Kroll
Kühnert
Kuhlmann
Kuhn
Lang
Lill
Liss
Löffler
Lohoff
Maisch
Maier
Mandrek
Max
Mittag
Moll
Moosdorf
Mueller
Müller
Mutters
Neubauer
Oeffner
Oertel
Olbert
Radsak
Remschmidt
Renz
Richter
Roelke
Röhm
Roeper
Rothmund
Schäfer
Schmidt
Schnabel
Schneider
Schrader
Schulz
Seitz
Sekundo
Sesterhenn
Steiniger
Stiletto
Stiller
Teymoortash
Verhoff
Vogelmeier
Voigt
Wagner
Waldegger
Weihe
Werner
Westermann
Wirth
Wulf
Zemlin
- 78 -
Danksagung
Mein besonderer Dank gilt Herrn Prof. Dr. med. J. A. Werner (Direktor der Klinik für
HNO-Heilkunde
der
Philipps-Universität
Marburg)
für
die
Möglichkeit
der
Durchführung dieser Doktorarbeit sowie für seine außerordentliche Begleitung in Rat
und Tat.
Weiterer herzlicher Dank gilt meinem Doktorvater Prof. Dr. med. A. Teymoortash
(leitender Oberarzt der Klinik für HNO-Heilkunde der Philipps-Universität Marburg)
für die Betreuung bei der Abfassung der Dissertation. Von ihm habe ich stete
freundliche Unterstützung in Form von Ratschlägen, konstruktiver Kritik und
geduldiger Korrekturarbeit erfahren.
Herrn Dr. med. C. V. Dalchow, ehemaliger Oberarzt an der Marburger HNOUniversitätsklinik, danke ich vielmals für die Ideengebung und die Einarbeitung in die
Technologie. Frau Prof. Dr. med. A.-A. Dünne danke ich für die aktive Unterstützung
und Beratung, die ich während ihrer Zeit als Oberärztin an der Hals-, Nasen- und
Ohrenklinik in Marburg erfahren durfte.
Weiterhin danke ich herzlich Herrn Prof. Dr. med. E. Weihe (Direktor des
Anatomischen Institutes), dem Präparator Herrn J. Cordes sowie Herrn Prof. Dr. med.
R. Moll (Direktor des Instituts für Pathologie) und dem Präparator Herrn Klingelhoefer
für die Überlassung der Felsenbeinpräparate.
Herrn G. Jennemann (Anatomisches Institut) gebührt mein Dank für die kompetente
Einweisung in die Entkalzifizierungstechniken, Herrn PD Dr. med. R. Mandic danke ich
für seine Unterstützung und die Möglichkeit, im S2-Labor der HNO-Universitätsklinik
zu arbeiten. Frau R. A. Peldszus (MTA) und Frau M. Sadowski (MTA) danke ich für
die stets freundliche und hilfsbereite Unterstützung bei der Durchführung vieler
Versuche im Labor.
Herrn Prof. Dr. med. T. Lenarz (Direktor der Klinik für HNO-Heilkunde der Med.
Hochschule Hannover) und Herrn Prof. Dr. med. T. Stoever (Mitarbeiter SFB 599 T1)
danke ich für die Möglichkeit, die histologische Aufarbeitung im otologischen
Forschungslabor der MHH durchzuführen. Herrn Dr. med. O. Majdani danke ich für die
- 79 -
freundliche Vermittlung und für die Implantation einiger Cochlear Implantate.
Besonderer Dank gebührt Herrn P. Erfurt, der mich in die Geheimnisse des Schleifens
eingeweiht hat und mir in Hannover stets zur Seite gestanden hat.
Bei Frau PD Dr. A. Aschendorff (Oberärztin an der Universitätsklinik für Hals-, Nasenund Ohrenheilkunde Freiburg) bedanke ich mich für die hilfreichen Hinweise zur
Präparation von Felsenbeinen.
Außerdem möchte ich meine herzliche Dankbarkeit gegenüber Herrn Prof. Dr. med. S.
Bien (Leiter der Abteilung für Neuroradiologie der Philipps-Universität Marburg) zum
Ausdruck bringen, der freundlicherweise die Nutzung der DVT ermöglichte. Frau A. v.
Waechter (leitende MTA, Abteilung für Neuroradiologie) und Frau C. Freidhof
(MTRA, Abteilung für Neuroradiologie) danke ich für die Unterstützung bei der
Durchführung der Aufnahmen sowie für die Erläuterung der Dosisbegriffe. Herrn T.
Schneider (DV-Koordinator, Abteilung für Neuroradiologie) danke ich für die
Hilfestellung beim Umgang mit den großen Speichermengen.
Dank gebührt weiterhin Herrn R. Rössler (Firma Morita) für die geduldige Erklärung
technischer Funktionen der DVT.
Ferner bedankt seien Herr PD Dr. H.-H. Müller und Frau N. Timmesfeld (Institut für
medizinische Biometrie und Epidemiologie der Philipps-Universität Marburg) für die
hilfreichen Antworten auf meine Fragen bezüglich der statistischen Verfahren.
Frau B. Baiter (Weatherhead Center for International Affairs, Harvard University,
Cambridge, USA) danke ich herzlich für die Unterstützung bei der Suche nach schwer
zugänglicher Literatur.
Frau B. Kiefer, Frau C. Kurzweg und Frau C. Pellar danke ich für die Bereitschaft zur
Korrektur dieser Arbeit.
Nicht zuletzt bedanken möchte ich mich bei den folgenden Doktoranden der Marburger
HNO-Klinik und der Klinik für Strahlendiagnostik, die mich bei der Abfassung dieser
Arbeit unterstützt haben: D. Geisel, F. Gockel, S. Hamzei und Dr. med. C. Schmidt.
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