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 - 7 Literaturverzeichnis 1. Arai Y, Tammisalo E, Iwai K, Hashimoto K, Shinoda K: Development of ortho cubic super high resolution CT (Ortho-CT); in: Lembe H, Vanncer M, Inamuson K, Forman A (Hrsg.): CAR '98 Computer Assisted Radiology and Surgery. Amsterdam, Elsevier, 1998, 780-785. 2. Arai Y, Tammisalo E, Iwai K, Hashimoto K, Shinoda K: Development of a compact computed tomographic apparatus for dental use. Dentomaxillofac Radiol 1999;28:245248. 3. 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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. - 80 -