Digitale Volumentomographie

Dieses Buch richtet sich als Ausbildungs- und Nachschlagewerk an alle, die mehr über die Schnittbilddiagnostik mit der Digitalen Volumentomographie in der Zahnmedizin erfahren wollen. Es ist insbesondere gedacht für:

• Zahnärztinnen und Zahnärzte, die keinen eigenen Volumentomographen betreiben, die daher nicht täglich mit Bildern der Digitalen Volumentomographie in Kontakt kommen, aber größere Sicherheit bei der Befundung und generell mehr Verständnis von Schnittbildern erreichen wollen. Das umfangreiche Spektrum der praxisrelevanten Indikationen zur DVT wird erlernt, wodurch Überweisungen sicherer und gezielter erfolgen können. Zugleich werden Befundberichte von DVTs mit den diagnoserelevanten Bildern verständlicher und besser beurteilbar.
• alle mit der Digitalen Volumentomographie bereits erfahrenen Betreiber eines Digitalen Volumentomographen. Ihnen dient dieses Buch als umfassendes Nachschlagewerk und Ratgeber, der wichtige Antworten auf praxisrelevante Fragen gibt.
  
• alle Ärzte, die (auch) im Kopf-Hals-Bereich mit enger Nachbarschaft zum Gebiet der Zahnmedizin tätig sind (Oto-Rhino-Laryngologen, Allgemeinmediziner, praktische Ärzte)
  
• Studentinnen und Studenten der Zahnmedizin und Medizin, die weiterführende Informationen zu den im Studium vermittelten Inhalten zur Funktionsweise der Digitalen Volumentomographie, zu Erkrankungsformen im Kiefer- und Nasennebenhöhlenbereich und zur radiologischen Diagnostik dieser Erkrankungen suchen.
  

Die mehr als 30 Autoren dieses Buches – alle national und international ausgewiesene Experten in ihrem Gebiet – geben sowohl Basis- als auch Experteninformationen zur DVT-Technologie, zur regelrechten Anatomie und zu Normvarianten, zu radiologischen Erscheinungsbildern pathologischer Veränderungen, zu klinischen Handlungsempfehlungen und zukünftigen Entwicklungen.
Der übersichtliche Aufbau dieses breitabgestützten Werkes, das mit großem Enthusiasmus aller Beteiligten zusammengestellt wurde, die klare Sprache, die konkreten Hinweise und die zahlreichen Illustrationen zeichnen diesen für jeden DVT-Nutzer wohl unentbehrlichen Praxisbegleiter aus.    

                      

• Sprache: Deutsch
• Herausgeber: Springer
• Erscheinungsdatum: 28. Mai 2021
• ISBN: 9783662574058

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© Springer-Verlag GmbH Deutschland, ein Teil von Springer Nature 2021

H.-T. Lübbers, K. Dula (Hrsg.)Digitale Volumentomographiehttps://doi.org/10.1007/978-3-662-57405-8_1

1. Prinzip der Digitalen Volumentomographie

Dirk Schulze¹  

(1)

Digitales Diagnostikzentrum GmbH, Freiburg, Deutschland

Dirk Schulze

Email: [e-mail]

1.1 Einleitung

1.2 Gerätecharakteristika und Untersuchungsablauf

1.3 Rekonstruktion

1.4 Visualisierung

1.5 Rezeption

1.5.1 Bildwiedergabegeräte

1.5.2 Betrachter

1.5.3 Umgebungsbedingungen

1.6 Datenspeicherung und -archivierung

1.6.1 DICOM

Literatur

1.1 Einleitung

Der Entwicklung von Röntgeneinrichtungen zur Akquisition von DVT-Untersuchungen (DVT-Geräte), wie wir sie heute kennen, ging eine ganze Reihe von Überlegungen zur Erzeugung von Schnittbilddaten aus einer diskreten Zahl von Projektionen voraus. Die mathematischen Grundlagen wurden schon recht frühzeitig 1917 durch die Formulierung der Radon-Transformation gelegt. Präziser formuliert wird ein Teil dieses Theorems – die sog. Rückprojektion – für die Darstellung der Rohdaten verwendet. Weitere theoretische Vorarbeiten wurden dann in den 1980er-Jahren vor allem von Trousset und Feldkamp vorgenommen, während Feldkamp die theoretischen Grundlagen für die Rekonstruktion von Cone-beam-Daten lieferte, konnte die Gruppe um Trousset eigene algebraische Rekonstruktionsalgorithmen bereits auf Phantomdaten anwenden (Feldkamp et al. 1984; Trousset et al. 1989; Smith 1985). Erste Publikationen über den Einsatz von DVT-Systemen bezüglich einer klinischen Anwendung erschienen dann 1994 von Saint-Felix zum Einsatz in der Angiographie und 1995 von Cho zum Einsatz in der Strahlentherapie (Saint-Félix et al. 1994; Cho et al. 1995). Während in der Angiographie vor allem die Vorteile einer 3D-gerenderten oder Maximum-Intensitäts-Projektion(MIP)-Darstellung, d. h. ein Volumendarstellungsverfahren, im Vordergrund standen, ging es beim Einsatz in der Strahlentherapie zur Planung bzw. Simulation einer Bestrahlung um ganz praktische Aspekte. Die Akquisition von Planungsdaten steckte damals noch in den Kinderschuhen und erste Mehrschicht-Spiral-CT-Systeme waren erst ab 1992 verfügbar, weshalb der Einsatz der DVT eine willkommene und kostengünstige Alternative darstellte.

1998 war es dann Mozzo (◘ Abb. 1.1), der erstmalig den Einsatz eines NewTom 9000 (Q.R. s.r.l., Verona, Italien) in der Zahnheilkunde beschrieb (Mozzo et al. 1998). Arai konnte 1999 über einen ähnlichen Ansatz berichten, da auch in dem von seiner Arbeitsgruppe „Ortho-CT" genannten Gerät ein Bildverstärker als Detektor zum Einsatz kam (Arai et al. 1999). Insbesondere in der Zahnheilkunde setzte sich in der Folge die DVT mehr und mehr durch. Die früher auch in der Zahnmedizin angewandte CT (Lubbers et al. 2011; Eyrich et al. 2011) trat demgegenüber nun vollständig in den Hintergrund.

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Abb. 1.1

Titelseite der Veröffentlichung von Mozzo et al. 1998 in European Radiology

Der Weg zur dreidimensionalen Bildgebung in der Zahnmedizin (A brief history of CT 2015; Lubbers et al. 2011; Eyrich et al. 2011)

1895 – Entdeckung der Röntgenstrahlen (X-Rays)

1901 – Verleihung des 1. Nobelpreises für Physik an Wilhelm Conrad Röntgen (1845–1923) für die Entdeckung der Röntgenstrahlen

1917 – Mathematische Beschreibung der Rückprojektion (als Bestandteil der Formulierung der Radon-Transformation)

1971 – Erstes echtes dreidimensionales Röntgen mittels Computertomographie

1972 – Installation der ersten CT: EMI Mark 1 im Londoner Atkinson Morley Hospital

1974 – Es sind weltweit etwa 60 CT-Maschinen in Betrieb

1979 – Es sind weltweit etwa 1000 CT-Maschinen in Betrieb

1979 – Verleihung des Nobelpreises für Physiologie oder Medizin an Allan McLeod Cormack (1924–1998) und Sir Godfrey Newbold Hounsfield (1919–2004) für die (voneinander unabhängigen) Forschungen zur Entwicklung der CT

1994/95 – Erste Publikationen zur klinischen Anwendung der DVT

1998/99 – Erste Publikationen über die Anwendung der DVT in der Zahnmedizin

1999 – Weltweit sind etwa 60.000 CT-Maschinen in Betrieb

2004 – In der Schweiz sind 3 DVT zugelassen

2009 – In der Schweiz sind etwa 40 DVT zugelassen

2014 – In der Schweiz sind gut 300 DVT zugelassen

2019 – In der Schweiz sind gut 700 DVT zugelassen

Der grundlegende Unterschied zwischen der herkömmlichen Computertomographie und der DVT besteht in der Geometrie des Strahlenbündels und der daraus resultierenden z-Abdeckung.

Die z-Abdeckung beschreibt die Höhe des exponierten Areals entlang der Körperlängsachse (z-Achse; ◘ Abb. 1.2). Der Konusöffnungswinkel wird bei der DVT dem zu untersuchenden Objektausschnitt angepasst und kann in den aktuell verfügbaren Systemen mit Blendensystemen bei Bedarf vergrößert oder verkleinert werden. Aus diesem Grund ist in der Regel auch nur eine einfache Rotation bei der Bildaufzeichnung erforderlich. Im Gegensatz dazu muss bei der Akquisition einer Computertomographie in Abhängigkeit von Zahl und Breite der Detektorzeilen mehrfach um das Untersuchungsgebiet rotiert werden, was zu einer deutlich höheren Amplitude des Dosisprofils entlang der z-Achse führt.

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Abb. 1.2

a Gegenüberstellung von Kegelstrahlgeometrie bei der DVT und b Fächerstrahlgeometrie bei der CT (Miracle und Mukherji 2009)

1.2 Gerätecharakteristika und Untersuchungsablauf

DVT-Geräte verfügen ähnlich wie übliche Röntgeneinrichtungen über eine strahlenerzeugende und eine strahlendetektierende Komponente. Die Erzeugung der Röntgenstrahlung erfolgt in der Regel noch mittels Festanodenröhren.

In einigen Geräten werden Drehanoden in den Röntgenröhren eingesetzt, diese sind leistungsfähiger und weisen eine höhere Lebensdauer auf. Der technische Aufwand zum Betrieb einer Drehanode ist aber ungleich höher, weshalb diese DVT-Geräte dann auch deutlich teurer sind.

Bei der Röhrenspannung wird momentan ein Bereich von 80–120 kV genutzt, viele DVT-Geräte sind bei der Röhrenspannung jedoch limitiert (Umax 90 kV), dies ist auf die ursprüngliche Verwendung der Röntgenröhren zur Akquisition von Panoramaschichtaufnahmen zurückzuführen. Der Röhrenstrom wird häufig in einem Bereich zwischen 2 und 15 mA geregelt, auch hier kann bei vielen Systemen eine Obergrenze bei 10 mA beobachtet werden. Große Bandbreiten sind bei den verfügbaren effektiven Expositionszeiten festzustellen, so liegen diese derzeit zwischen 3 und ca. 20 Sekunden.

Es ist festzuhalten, dass die effektive Expositionszeit nicht der eigentlichen Rotationszeit/Umlaufzeit entspricht, da die Systeme vor Einsetzen der Strahlung initial zu einer definierten Startposition fahren und nach Ende der Exposition eine Stoppposition erreichen. Daher kann die Umlaufzeit ohne weiteres 30 Sekunden und mehr betragen.

Die so erzeugte Röntgenstrahlung wird vor dem Austritt aus dem Röhrengehäuse gefiltert, um den für die Bildgebung unerwünschten langwelligen und energiearmen Anteil des Röntgenspektrums zu entfernen. In der DVT-Technik kommen dabei häufig Kombinationen von Aluminium- und Kupferfiltern zum Einsatz. Einige Hersteller verwenden auf die Geometrie des Strahlenbündels abgestimmte Filtergeometrien (z. B. bowtie), um so eine bessere „Homogenisierung" des Strahlenbündels zu erreichen (Mail et al. 2009).

In modernen Systemen wird wie bereits beschrieben das generierte Strahlenbündel mittels motorisierter Blendensysteme dem gewünschten Aufnahmevolumen angepasst. Dabei kann der Anwender bei aktuellen Geräten auf eine bestimmte Zahl von möglichen Untersuchungsvolumen zurückgreifen, die sich dann je nach Hersteller auch mit fest abgespeicherten Expositionsparametern kombinieren lassen. Entsprechend der Blendengeometrie entsteht dabei in der Regel ein kegelförmiges Strahlenbündel – deshalb auch die englische Bezeichnung cone-beam computed tomography (◘ Abb. 1.2).

Derzeit werden für die Detektion des aus dem Patienten austretenden Strahlenreliefs nahezu ausschließlich Flachdetektorsysteme verwendet, diese lassen sich noch in direkte und indirekte Detektoren unterteilen. Für die indirekte Detektion kommen häufig TFT-Panels aus amorphem Silizium (a-Si) zur Anwendung, denen ein Szintillator (z. B. mit Terbium dotiertes Gadoliniumoxysulfid oder mit Thallium dotiertes Cäsiumjodid) vorgeschaltet wird, um die Röntgenphotonen in sichtbares Licht umzuwandeln. Alternativ werden als günstigere Detektoren auch CMOS-Sensoren eingesetzt (CMOS, complementary metal oxide semiconductor) (Kiljunen et al. 2015).

Die direkte Detektion erfolgt meist durch Panels aus amorphem Selen (a-Se). Der Detektor ist mit Abstand das teuerste Bauteil eines DVT-Gerätes, dieser wird weltweit nur von wenigen Firmen hergestellt (z. B. Varian, Hamamatsu oder Samsung).

Die Datenakquisition eines Patienten oder eines Untersuchungsobjekts wird in der DVT durch einen Geräteumlauf (Revolution) realisiert. Aufgrund des derzeit dominierenden Rekonstruktionsalgorithmus wird häufig eine Bahn von mindestens 180° zuzüglich Konusöffnungswinkel abgedeckt, viele DVT-Geräte verfügen aber auch über einen vollständigen Umlauf (360°). Der Umfang dieser Umlaufbahnen lässt sich durch Einsatz eines zweiten Röhren-Detektor-Paares reduzieren, dies wird derzeit bei sog. DCBCT-Systemen (dual source CBCT) in der Strahlentherapie demonstriert (Kim et al. 2014).

Während des Umlaufs werden Photonen von der Röhre entweder kontinuierlich (continuous mode) oder gepulst (pulsed mode) emittiert. Daraus resultieren wiederum Unterschiede zwischen Umlaufzeit und effektiver Expositionszeit.

Der Detektor zeichnet nach dem Patientendurchtritt Durchleuchtungsbilder (Fluoroskopien, an anderer Stelle auch Radioskopien genannt) mit einer kurzen Belichtungszeit, z. B. 20 ms auf. Im pulsed mode können die Photonenpulse auf den Detektor und dessen jeweiliges Auslese- und Abklingverhalten abgestimmt werden. Bei einer kontinuierlichen Exposition erfolgt das Auslesen des Detektors direkt nach der Detektion, dieser steht erst danach wieder zur Verfügung – der Patient wird daher partiell unnötig exponiert. Im Rahmen einer DVT-Untersuchung werden mehrere hundert Fluoroskopien akquiriert, die Gesamtheit dieser Fluoroskopien wird auch Rohdatensatz genannt.

Da die Detektorgröße letztlich auch den Gerätepreis bestimmt, werden bei limitierter Detektorgröße (z. B. kleiner als 8 × 8 cm) zwei zusätzliche Aufnahmetechniken eingesetzt, um größere Volumen zu akquirieren:

1.

In der Regel rotiert der C-Bogen aus Röhre und Detektor um ein Drehzentrum (isozentrisch). Zur Vergrößerung des Volumendurchmessers kann diese Drehung aber auch exzentrisch erfolgen, bei manchen Herstellern wird diese Akquisitionstechnik auch half-beam (im Gegensatz zu full-beam) genannt (◘ Abb. 1.3). Dieses Vorgehen führt zu einer Verringerung der Quellinformationen (Rohdaten) und kann sich auf die nachfolgende Datenrekonstruktion nachteilig auswirken.

2.

Eine Vergrößerung des Volumens in z-Richtung ist bei limitierter Detektorgröße nur durch eine Verschiebung des C-Bogens in der Vertikalen möglich. Danach erfolgt eine erneute Daten-Akquisition. Die dadurch entstandenen zwei oder mehr Rohdatensätze können entweder vor oder nach der Primär-Rekonstruktion mathematisch miteinander verbunden werden, dieser Vorgang ist auch als sog. Stitching bekannt (◘ Abb. 1.4). Ebenso kann ein Stitching auch in der Horizontalen erfolgen, um das Untersuchungsvolumen entsprechend zu vergrößern. Allerdings muss bei diesem „Vernähen" von Datensätzen in jedem Fall sichergestellt werden, dass die zu verbindenden Volumina sich ausreichend überlappen. Sofern dies nicht der Fall ist oder auch größere Achsabweichungen zwischen beiden Volumina existieren, die beispielsweise durch eine veränderte Patientenpositionierung verursacht wurden, können bei der Datenfusion fehlerhafte Ergebnisse beobachtet werden oder sie kann vollständig misslingen.

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Abb. 1.3

a, b Gegenüberstellung von a Full-beam- und b Half-beam-Akquisition. Auf diesem Weg kann bei gleicher Detektorfläche eine Vergrößerung des Volumendurchmessers erreicht werden

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Abb. 1.4

a Horizontales Stitching von drei Volumen und b vertikales Stitching von zwei Volumen

Die für das Stitching erforderliche Überlappung bedingt, dass der Patient partiell unnötig exponiert wird, da die überlappende Region quasi zweimal aufgenommen wird.

Für die eigentliche Untersuchung ist eine korrekte Positionierung des Patienten im System erforderlich. Zu diesem Zweck sind je nach Hersteller verschiedene Halterungen (Patienten-Support) verfügbar, die sich entweder manuell oder motorisiert in Höhe und/oder Position bewegen lassen. Außerdem wird häufig die Position des Akquisitionsvolumens mittels Laserlichtvisieren angezeigt. So werden in den meisten Fällen entweder nur die vertikalen und horizontalen Mittellinien des zu akquirierenden Volumens durch Laserlichtvisiere angezeigt, bei einigen Geräten sind auch die Grenzen des Volumens per Visierlinie sichtbar. Dabei ist zu beachten, dass Laserlichtvisiere nicht absolut präzise sind und die derzeit existierenden normativen Vorgaben diese Ungenauigkeit auch erlauben. Daher sollte bei der Akquisition eines kleineren Volumens, z. B. eines Kiefers oder eines Quadranten, grundsätzlich eine Scout-Aufnahme bzw. ein Topogramm zur Kontrolle der Positionierung angefertigt und die Patientenposition respektive die Position des C-Bogens entsprechend angepasst werden. Topogramme werden häufig als Kombination einer Darstellung in der Sagittalebene und einer Darstellung in der Frontalebene erzeugt. Einige Hersteller bieten darüber hinaus auch die Möglichkeit an, das Zielvolumen in den Vorschaubildern zu platzieren und diese Koordinaten an das DVT-Gerät zu übergeben (◘ Abb. 1.5).

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Abb. 1.5

Topogramm mit platziertem Zielvolumen in zwei Ebenen

1.3 Rekonstruktion

Die durch die Exposition gewonnenen Rohdaten werden in der Regel direkt nach der Akquisition automatisch rekonstruiert, in manchen Fällen muss dieser Prozess jedoch manuell aktiviert werden.

Zunächst erfolgt eine Filterung der Rohdaten, da physikalische Eigenschaften und Verunreinigungen bzw. Schäden des Detektormaterials jedes einzelne Rohbild überlagern (FPN, fixed-pattern noise). Anschließen werden die Daten mathematisch normalisiert und entlang der Gerätegeometrie korrigiert.

Nahezu alle Hersteller verwenden zur Rekonstruktion aktuell eine Modifikation des von Feldkamp, David und Kress vorgestellten Algorithmus (FDK). Im Gegensatz zur normalen Rückprojektion erfolgt hierbei eine Filterung der einzelnen Rohbilder hinsichtlich der im Rohbild auftretenden Dichte-Differenzen. Typische streifenförmige Artefakte, die bei Rückprojektionsdaten grundsätzlich beobachtet werden, können durch dieses Vorgehen reduziert werden. Das Wesen von Rückprojektionsverfahren besteht in der mathematischen Rückprojektion der aufgezeichneten Absorptionswerte in den Akquisitionsraum (◘ Abb. 1.6).

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Abb. 1.6

a–d Schematische Darstellung einer Primärrekonstruktion im Sinne einer Rückprojektion. a I: Als Objekt wird ein Ausschnitt aus einem sehr stark absorbierenden Gewebe betrachtet, welches eine kleine Region weniger stark absorbierendes Gewebe enthält. Dies könnte z. B. einem kleinen Fettmarkareal innerhalb kompakten Knochens entsprechen. II Diskretisierung des Objektes hinsichtlich seines Absorptionsvermögens. b Darstellung der Datenakquisition: I Aufnahme bei 0° und Sammeln der Absorptionswerte aus der Projektionsrichtung auf dem Detektor. II Aufnahme bei 45°. III Aufnahme bei 90°. c I Darstellung des Objektes und der gesammelten Absorptionswerte (n Anzahl der exponierten Objektareale). II Rückprojektion des auf die Anzahl der Objektareale verteilten Signals und Summation in der Rekonstruktionsmatrix. d I Rekonstruktionsmatrix mit Rekonstruktionswerten, II Umwandlung in Graustufen, III Ausgangsobjekt zum Vergleich

Da diese Form der Rekonstruktion einer statistischen Schätzung entspricht (Approximierung), hängt die Qualität der rekonstruierten Daten direkt von der Anzahl und dem Projektionswinkel der Rohdaten ab.

Eine präziseres Rekonstruktionsverfahren stellt die sog. algebraische Rekonstruktionstechnik (ART) dar. Hierbei werden die rekonstruierten Daten mit den Originaldaten verglichen und in erneute Rekonstruktionen (Iterationen) mit einbezogen. Bei einer genügend hohen Zahl von Iterationen kann somit jedem einzelnen Rekonstruktionsobjekt ein spezifischer Absorptionswert präzise zugewiesen werden und es können auch Artefakte suffizient reduziert werden. Aufgrund des deutlichen höheren technischen und zeitlichen Rekonstruktionsaufwands wird ART derzeit nur selten eingesetzt.

Häufig liegt als Ergebnis der Primärrekonstruktion ein zylinderförmiges Volumen vor, welches sich aus kleinen kubischen Elementen (Voxeln) zusammensetzt. Seit einigen Jahren kann aber auch die Rekonstruktion anderer Volumengeometrien beobachtet werden (z. B. Reuleaux-Dreieck; ◘ Abb. 1.7).

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Abb. 1.7

a Ausschnitt aus einem zylindrischen Volumen und b einem Volumen in der Form eines Reuleaux-Dreiecks

Die Kantenlänge eines Voxels sowie dessen durch die Rekonstruktion festgelegter Absorptionswert sind die einzigen für die Weiterverarbeitung bekannten Eigenschaften. Daher ergibt sich rein mathematisch die räumliche Auflösung einer DVT-Aufnahme aus der Voxelkantenlänge, allerdings unterliegt diese verschiedenen Limitationen.

Denn gegenüber dem mathematischen Modell ist die Projektionsrichtung im Objekt nicht parallel, sondern aufgrund der Ausbreitung der Röntgenstrahlung divergent. An den horizontalen Rändern des Volumens – sozusagen an der Zylinderwand – liegen nur unvollständige Projektionen vor, was zu höheren statistischen Ungenauigkeiten und einem höheren Rauschen führt. Allgemein wird die Voxelkantenlänge leider als „Ortsauflösung beworben, sinnvoller wäre wohl die Beschreibung der „kleinsten darstellbaren Struktur. Aktuell verfügbare Systeme können nach der Rekonstruktion durchgängig Voxel mit einer Voxelkantenlänge von ca. 200 μm, und auch deutlich unter diesem Wert, liefern. Die Voxelkantenlänge ist dabei häufig abhängig vom Volumendurchmesser, so kann beispielsweise eine Voxelkantenlänge von 100 μm oder auch darunter bei einem Volumendurchmesser von 4 cm errechnet werden.

Die rekonstruierten Voxel sind in der DVT-Technik in der Regel isotrop, da eine vorherige Anpassung oder Selektion der Schichtdicke wie in der Computertomographie nicht stattfindet (◘ Abb. 1.8). Isotrope Voxel liefern in einem kartesischen Koordinatensystem messtechnisch genauere Ergebnisse als anisotrope Voxel, weshalb selbst bei schlechterem Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis im Vergleich zur Computertomographie die DVT die genaueren Messwerte liefert.

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Abb. 1.8

Gegenüberstellung eines isotropen (würfelförmigen) und eines anisotropen (quaderförmigen) Voxels

1.4 Visualisierung

In DVT-Datensätzen können Hochkontraststrukturen, wie Knochen, Zahnhartsubstanzen und andere ähnlich stark absorbierende Gewebe bzw. Materialien, sehr gut dargestellt werden. Üblicherweise ist eine sichere Diskriminierung im Niedrigkontrastbereich nicht oder nur mit großen Einschränkungen möglich, sodass eine generelle Differenzierung von Weichgeweben in der Regel nur bei entsprechenden Röhrenkonfigurationen, z. B. zwischen Fett und Muskulatur ermöglicht wird. Drüsengewebe, Lymphknoten oder Blutgefäße können nicht oder nur topographisch voneinander differenziert werden (◘ Abb. 1.9).

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Abb. 1.9

Vergleich axialer Schnittbilder einer CT- und einer DVT-Untersuchung: Auffällig ist das Fehlen von Rauschen im CT-Bild (z. B. in Höhe der Kieferhöhlen oder der äußeren Gehörgänge) sowie die sehr gute Differenzierbarkeit von Haut, subkutanem Fettgewebe und Muskulatur

Einige Publikationen berichten über den Einsatz von intravenös appliziertem oder lokal instilliertem Kontrastmittel. Natürlich können Kontrastmittelanreicherungen in Gefäßen oder auch Geweben beobachtet werden, eine phasengesteuerte Darstellung, wie z. B. in der Computertomographie, wird jedoch derzeit ausschließlich bei Angiographie-C-Bögen mit DVT-Funktion und teilweise extrem kurzen Akquisitionszeiten von 3 Sekunden eingesetzt (Paul et al. 2015). Anders verhält es sich bei der Instillation von Kontrastmittel in Hohlräume, wie z. B. dem Ductus nasolacrimalis, dem Ductus submandibularis (Wharton-Gang) oder dem Ductus parotideus (Stenon-Gang) (Bertin et al. 2017; Tschopp et al. 2014). DVT-Sialographien wurden häufiger in der Literatur beschrieben, als bildgebende Modalität ist bei der Darstellung von Speicheldrüsen nach wie vor die Sonographie die Methode der Wahl.

Die Mehrzahl der Datensätze weist eine Graustufentiefe von 12 bit (4096) auf und orientiert sich dabei an der Bittiefe der Hounsfield-Skala.

Es ist jedoch festzuhalten, dass die DVT bis heute grundsätzlich keine normierten Hounsfield-Einheiten/Hounsfield-Dichtewerte liefern kann.

Die Darstellung eines DVT-Datensatzes erfolgt dabei einerseits durch Verwendung proprietärer und vom Hersteller bereitgestellter Software oder andererseits durch Drittanbieter-Software, welche in der Regel DICOM-Datensätze verarbeitet. Einige Anwender nutzen auch Implantatplanungssoftware zur Visualisierung, wovon aber aufgrund des in der Regel eingeschränkten Funktionsumfangs abzuraten ist. Dabei wird der Datensatz im Allgemeinen schon einer Sekundärrekonstruktion unterzogen und beispielsweise in verschiedenen Raumebenen dargestellt. Diese Ansicht wird multiplanare Rekonstruktion (MPR ) genannt. Sofern diese Raumebenen – üblicherweise axial, sagittal und koronal – rechtwinkelig zueinander ausgerichtet sind, spricht man auch von einer orthogonalen MPR (◘ Abb. 1.10). Neben der Justierung der für eine Auswertung relevanten Graustufenverteilung (Fensterung) können und sollen (!) nun alle beliebigen Schnittebenen betrachtet (Lübbers et al. 2012a, b), die Achsen oder das rekonstruierte Volumen rotiert oder auch zu Dokumentationszwecken Freihand-MPR oder gebogene MPR (Panoramarekonstruktion) erzeugt und abgespeichert werden.

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Abb. 1.10

Orthogonale multiplanare Rekonstruktion (MPR) – gleichzeitige Darstellung der Raumebenen axial, sagittal und koronal

Tipp

Zur diagnostischen Beurteilung eines CT-Datensatzes sollte unbedingt immer der Volumendatensatz zu Rate gezogen werden. Die verwendete Software muss beliebige Schnittebenen darstellen können. Alles andere ist als unzureichend zu betrachten (Lübbers et al. 2012a, b).

1.5 Rezeption

Die Rezeption von Bilddaten ist letztlich von drei Aspekten abhängig:

1.

den physikalischen Eigenschaften des Bildwiedergabegeräts (Monitor, Beamer, Tablet, Smartphone etc.),

2.

den physiologischen Voraussetzungen des Betrachters,

3.

den Umgebungsbedingungen.

1.5.1 Bildwiedergabegeräte

Geeignete Bildwiedergabegeräte sollten idealerweise die Pixelmatrix der darzustellenden Information vollständig widerspiegeln. Dies ist im Fall der DVT völlig unproblematisch, da selbst ältere Monitore oder auch Smartphones eine physikalische Auflösung von 1024 × 768 Pixeln (XGA, extended graphics array) realisieren. Von größerer Bedeutung könnte jedoch das Seitenverhältnis sein: Hier haben sich die Anwendervorlieben von ehemals 4:3 nach 16:10 bzw. 16:9 oder 18:9 für Smartphones und 21:9 für Monitore verschoben. Damit können zwar Panoramaschichtaufnahmen bildschirmfüllend dargestellt werden, für die Anzeige einer orthogonalen MPR sind derartige Seitenverhältnisse aber nicht ideal. Die Pixelmatrix eines Schnittbildes einer DVT-Untersuchung liegt zwischen 256 × 256 und 800 × 800 Bildpunkten, wobei letztere eher selten zu beobachten sind. Neben der physikalischen Auflösung sind die Helligkeit sowie der Kontrast des Bildwiedergabegeräts die für eine regelhafte Darstellung wesentlichen Parameter. Dabei ist die Helligkeit eines Monitors über den zu erwartenden Lebenszyklus entscheidend für den Preis. Sofern eine Kalibrierung der Monitorkennlinie entlang des DICOM-Standards möglich ist und etwaige Sensoren zur Helligkeitsregulierung (Messung Umgebungslicht) und/oder Durchführung von Qualitätsprüfungen integriert sind, entsprechen diese Displays den Anforderungen, wie sie in den allfälligen Wegleitungen des BAG (Schweiz) bzw. in der zugrunde liegenden DIN 6868-157 zu finden sind.

Zweidimensionale Röntgenuntersuchungen stellen aufgrund ihrer weitaus größeren Pixelmatrix (z. B. 3000 × 1500) viel höhere Anforderungen an Bildwiedergabegeräte zur Befundung.

1.5.2 Betrachter

Physiologisch gesehen beherrscht der Mensch das Sehen von Farben (photopisches Sehen ) wesentlich besser als die Detektion verschiedener Graustufen, eine physiologische Leistung, die auch gern als Dämmerungssehen (skotopisches oder mesopisches Sehen) bezeichnet wird. Dabei ist die Anzahl der Graustufen, die ein Mensch parallel detektieren kann, Gegenstand eines umfangreichen wissenschaftlichen Disputs, da objektivierbare Messmethoden naturgemäß fehlen. Kimpe und Tuytschaever beschreiben eine im Idealfall erreichbare simultane Detektierbarkeit von 870 Graustufen durch das menschliche Auge, sofern das Bildwiedergabesystem gemäß dem DICOM-Standard kalibriert wurde (GSDF, grey scale display function) und ideale Umgebungsbedingungen herrschen (Kimpe und Tuytschaever 2007). Daher ist davon auszugehen, dass in einer zahnärztlichen Praxis oder im klinischen Umfeld die Menge an detektierbaren Graustufen deutlich geringer ist. Deshalb ist der Fensterung (Windowing) des Datensatzes entsprechende Beachtung zu schenken.

1.5.3 Umgebungsbedingungen

Die Umgebungsbedingungen und insbesondere die Umgebungshelligkeit beeinflussen die Rezeption besonders stark, da das Auge auf Helligkeit deutlich reagiert. Deshalb ist für die Befundung eine Umgebungshelligkeit von unter 100 Lux wichtig. Dieses Licht sollte sich diffus und indirekt im Umfeld des Bildwiedergabegerätes und des Rezipienten verteilen. Lichtquellen sollten sich daher hinter dem Monitor befinden und nie heller als dieser selbst sein.

Tipp

Eine Verdunkelungsmöglichkeit für den Arbeitsplatz ist obligat, aus diesem Grund ist eine substanzielle Befundung von Röntgenbildern und Schnittbilddaten in Behandlungsräumen nicht möglich.

1.6 Datenspeicherung und -archivierung

Schnittbilddaten werden in der Medizin unter den Vorgaben des DICOM-Standards erzeugt, kommuniziert und archiviert. Die Hersteller von DVT-Geräten der 1. Generation (Detektion mit Bildverstärkern) erzeugten nach der Rekonstruktion einen Bildstapel, der in einem herstellerspezifischen, proprietären Format auf einem Datenträger abgespeichert wurde. Ein Export eines DICOM-Stapels war – meistens – möglich, allerdings lagen seinerzeit keine expliziten Vorgaben für die Inhalte des Dateikopfes (Header) vor, obwohl man sich an der Definition von CT-Daten hätte orientieren können. Derartige Unstimmigkeiten können auch aktuell noch vereinzelt beobachtet werden. Es liegen heute jedoch durch die zwingende Interoperabilität der erzeugten Daten Kautelen vor, die von den Herstellern nicht mehr ignoriert werden können.

Tipp

Am Ende gilt es auch heute noch bei der Beschaffung eines DVT-Gerätes auf dessen DICOM-Kompatibilität zu achten. Aus diesem Grund erscheint es sinnvoll, sich detaillierter mit dem DICOM-Standard zu beschäftigen.

1.6.1 DICOM

Die medizinische Bilddatenverarbeitung betrachtet Bilder als Objekte, sog. DICOM-Objekte. Dabei steht die Abkürzung DICOM für digital imaging and communication in medicine. Im DICOM-Standard werden hauptsächlich folgende Inhalte beschrieben:

Kommunikation innerhalb von Netzwerken und Beschreibung von Protokollen, die von DICOM-konformen Systemen genutzt werden sollen,

Syntax und Semantik bei Nutzung dieser Protokolle,

Speicherformate für die Nutzung von Geräten zur Speicherung von mediengebundenen Daten,

Konformitätserklärung von Geräten/Herstellern zu diesem Standard.

Derzeit ist das gesamte Standardwerk in 21 Teildokumente (PS, particular standard) unterteilt und erstreckt sich über mehrere Tausend Seiten (► https://​www.​dicomstandard.​org/​current/​). Aus Sicht des Anwenders ist es in Anbetracht der Menge an Informationen sinnvoll, sich zunächst mit der Definition eines DICOM-Objekts auseinanderzusetzen.

Ein einzelnes DICOM-Objekt, z. B. eine Schicht einer DVT-Aufnahme, besteht als Datei aus dem Dateikopf (Header, Metadaten) und dem eigentlichen Bilddatenbereich (Pixelcontainer) (◘ Abb. 1.11). Der Header enthält alle wesentlichen Informationen über den Patienten, wie Name, Geburtsdatum und Geschlecht, sowie das bilderzeugende System, wie etwa Name der Modalität, des Gerätes und des Herstellers. Diese Information werden in Form von Einträgen (DICOM tags) aufgelistet.

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Abb. 1.11

Aufbau eines DICOM-Objekts (Datei), der Header enthält verschiedene Module in denen typische Attribute (DICOM tags) eingetragen werden

Mit dem Begriff Modalität wird eine Klasse bildgebender Systeme bezeichnet, z. B. CT für Computertomographie-Systeme, PX für Panoramaröntgeneinrichtung oder IO für intraorale Aufnahmegeräte (Dentalstrahler). Eine Klasse DVT bzw. CBCT fehlt aktuell. Aktuell fallen daher alle DVT-Geräte unter die Modalität CT. Gleichwohl existiert eine Objekt-Definition für aus einem DVT-Datensatz rekonstruierte 3D-Modelle (X-Ray 3D Craniofacial Image).

Im Header finden sich weiterhin Untersuchungsinformationen, wie z. B. eine Studienbeschreibung, Datum und Uhrzeit der Untersuchung, die Expositionsparameter und Angaben zur Patientenpositionierung. Außerdem beinhaltet der Header Informationen über die räumliche Auflösung, die Graustufentiefe sowie die Fensterung, letztere Einträge werden auch als Bildinformationen bezeichnet.

Bestimmte Bereiche des Headers werden zu Modulen zusammengefasst, in den Modulen liegen die Informationen als einzelner Eintrag (DICOM tag) vor.

Die Ablage von DICOM-Daten folgt einer streng hierarchischen Struktur: Patient → Studie → Serie → Bild. Sofern der DICOM-Export hierarchisch erfolgt, kann sich die Suche nach den eigentlichen DICOM-Dateien recht umständlich gestalten. Daher wird zur Vereinfachung eine DICOMDIR-Datei abgelegt, in der alle Informationen über den Verzeichnisbaum und auch die vorhandenen Studien bzw. Serien enthalten sind.

Der Austausch der Daten und deren Verwaltung sind jedoch als die eigentlichen Stärken des DICOM-Standards anzusehen.

DICOM-Daten werden in klinischen Einrichtungen und in radiologischen Praxen in einem PACS (picture archiving and communication system) gespeichert. Ein PACS besteht dabei aus einem Server, der Aufträge verwalten sowie Daten speichern, auf Abfrage hin liefern und natürlich auch anzeigen kann. Das bedeutet, dass alle wesentlichen Partner (AE, application entity) in einem medizinischen Bilddatennetz miteinander auf der Basis des Standards kommunizieren, ein typischer Ablauf sieht beispielsweise so aus (◘ Abb. 1.12):

1.

Die Patientendaten gelangen vom Patientenverwaltungssystem über eine definierte Schnittstelle (HL7, health level 7) zum PACS.

2.

Das PACS stellt die Patientendaten in einer Liste der Modalität zur Verfügung (DMWL, DICOM modality worklist- DMWL), von der Modalität aus kann der entsprechende Patient für die Untersuchung ausgewählt werden.

3.

Die Modalität akquiriert die Untersuchung, die Aufnahme wird mit den Patientendaten verknüpft und an das PACS gesendet.

4.

Das PACS stellt die Untersuchung entweder über eine eigene Konsole (PACS-Viewer) oder über TCP/IP im Netzwerk zur Verfügung (DICOMweb™).

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Abb. 1.12

Informationsfluss von Patienten- und Bilddaten bei Nutzung eines PACS

Durch die Anbindung an ein PACS kann der reibungslose Austausch von Modalitäten realisiert werden. Aktuell gestaltet sich dies je nach Hersteller eines DVT-Gerätes allerdings schwierig. Es ist aber zu erwarten, dass der künftigen Datenspeicherung in einem „Dental-PACS" nichts im Wege steht, zumal die normativen Vorrausetzungen hierfür längst vorliegen. Im Idealfall würde also die Speicherung der Daten nicht in der vom Hersteller gelieferten, proprietären Datenbankarchitektur und Software-Oberfläche, sondern im PACS erfolgen. Die Hersteller-Software wird einzig und allein für die Datenakquisition benötigt.

Die Befundung und Betrachtung der Datensätze können dann erfolgen über:

1.

einen PACS-eigenen Viewer,

2.

über DICOMweb™,

3.

eine Drittanbieter-Software.

Die erste Lösung stellt sicherlich eine Kostenfrage dar, da in der Regel Viewer-Module im Paket oder auch als Einzellizenz vertrieben werden. Die reine Speicherung und Verwaltung der Daten ist dagegen preislich deutlich attraktiver. DICOMweb™ ist eine attraktive Alternative, da für die Betrachtung der Bilddaten kein separater Viewer mehr installiert werden muss, und alle im Netzwerk verbundenen Computer auf die Bilddaten per Browser zugreifen können. Drittanbieter-Applikationen haben einen recht hohen Verbreitungsgrad gefunden, insbesondere Software zur Computer-gestützten Implantatplanung bis hin zur Erzeugung entsprechender Navigationsschablonen ist inzwischen weit verbreitet.

Der in Zukunft vielleicht sogar wichtigere Aspekt für den Einsatz eines PACS besteht aber in der Anwendungspalette von DICOMweb™. Alle Anwender medizinischer Bilddaten rufen diese aus verschiedensten Gründen und an völlig differenten Systemen in der Praxis auf. Bei der Beschaffung der Modalität sind dann unweigerlich Mehrplatzlizenzen einzuplanen. Allerdings wird ein großer Teil softwareseitig angebotener Features und Funktionalitäten im Arbeitsalltag vor allem aus zeitlichen Gründen gar nicht genutzt. Deshalb muss hinterfragt werden, welche dieser Funktionen denn überhaupt benötigt werden. Für die Betrachtung von Projektionsaufnahmen scheinen folgende Funktionen völlig ausreichend: stufenlose Zoomfunktion und Verschieben des Bildes im Zoommodus, Veränderung von Helligkeit und Kontrast (Fensterung), Erzeugen von Annotationen, gegebenenfalls auch Messungen sowie Rotation und Invertierung des Bildes. Diese Features liefern aktuell auch sog. Zero-FootprintDICOMweb™ Viewer, da auf der Basis von HTML 5 deren Darstellung von jedem aktuell verfügbaren Browser gerendert werden kann (◘ Abb. 1.13 und 1.14). Daher kann ein Bild (Wir erinnern uns: DICOM-Datei im PACS) ohne zusätzliche Software lediglich unter Nutzung des Web-Interface des PACS aufgerufen und im beschriebenen Umfang auch modifiziert werden. Dadurch können in Zukunft bei der Beschaffung viele Lizenzen eingespart werden.

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Abb. 1.13

Zero-Footprint DICOM Viewer Osimis auf der Basis des PACS Orthanc: Darstellung einer Panoramaschichtaufnahme mit Annotation in einem Web-Browser

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Abb. 1.14

Zero-Footprint DICOM Viewer Osimis auf der Basis des PACS Orthanc: axiale Darstellung einer DVT-Untersuchung

Literatur

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© Springer-Verlag GmbH Deutschland, ein Teil von Springer Nature 2021

H.-T. Lübbers, K. Dula (Hrsg.)Digitale Volumentomographiehttps://doi.org/10.1007/978-3-662-57405-8_2

2. Unterschiede der Digitalen Volumentomographie zu anderen bildgebenden Verfahren

Heinz-Theo Lübbers¹  , Bernhard Schuknecht²  , Dirk Schulze³  , Michael K. Fix⁴  , Peter Manser⁴   und Karl Dula⁵  

(1)

Praxis für Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie, Winterthur, Schweiz

(2)

Diagnostic, Vascular and Interventional Neuroradiology, Medizinisch Radiologisches Institut, MRI Bahnhofplatz | Bethanien | Schulthessklinik | Stadelhofen, Zürich, Schweiz

(3)

Digitales Diagnostikzentrum GmbH, Freiburg, Deutschland

(4)

Universitätsklinik für Radio-Onkologie, Abteilung für Medizinische Strahlenphysik, Universität Bern, Inselspital, Universitätsspital Bern, Bern, Schweiz

(5)

Klinik für Oralchirurgie und Stomatologie, Universität Bern, Bern, Schweiz

Heinz-Theo Lübbers (Korrespondenzautor)

Email: [e-mail]

Bernhard Schuknecht

Email: [e-mail]

Dirk Schulze

Email: [e-mail]

Michael K. Fix

Email: [e-mail]

Peter Manser

Email: [e-mail]

Karl Dula

Email: [e-mail]

2.1 Intraorale Aufnahmen (IO)

2.2 Orthopantomographie (PX)

2.3 Computertomographie (CT)

2.4 Magnetresonanztomographie (MR)

2.5 Szintigraphie und SPECT (NM)

2.6 Positronenemissionstomographie (PET)

2.7 Sonographie (US)

2.8 Bildqualität der Digitalen Volumentomographie

2.8.1 Einführung

2.8.2 Beurteilungsmöglichkeiten der Bildqualität

2.8.3 Einflussfaktoren der Bildqualität

2.8.4 Zukunftsaussichten

Literatur

2.1 Intraorale Aufnahmen (IO)

D. Schulze

Zu den intraoralen Aufnahmen (gemäß DICOM PS3.3 als IO definiert) zählen Einzelzahnaufnahmen in verschiedenen Projektionsrichtungen, Bissflügelaufnahmen und letztlich auch Aufbissaufnahmen . Letztere werden aber in diesem Vergleich nicht weiter betrachtet.

IO entsprechen in nahezu idealtypischer Weise dem klassischen von Wilhelm Conrad Röntgen entdeckten Konzept der Durchleuchtung und Bildherstellung mittels Röntgenstrahlen. Eine Röntgenröhre erzeugt Röntgenstrahlung, welche ein Objekt durchdringt und hinter diesem einen Film belichtet.

IO zeichnen sich hierbei und gegenüber anderen Techniken unter anderem durch enge Akquisitionsparameter aus. Die Röhrenspannung liegt grundsätzlich zwischen 60 und 70 kV, der Röhrenstrom kann je nach verwendetem Dentalstrahler zwischen 5 und 10 mA variieren. Seit längerer Zeit werden von verschiedenen Herstellern auch Dentalstrahler mit fest eingestellten Werten sowohl für Röhrenspannung als auch Röhrenstrom geliefert (z. B. Heliodent Plus, Dentsplysirona, Bensheim).

Daher ist die wichtigste Variable bei der Exposition die Belichtungszeit, diese liegt im niedrigen Zehntel- bzw. hohen Millisekundenbereich (z. B. 0,08 s für IO im Frontzahnbereich und 0,12 s für IO im Seitenzahnbereich). Bewegungsartefakte können hierdurch nahezu sicher ausgeschlossen werden.

Höhere Röhrenspannungen werden aufgrund der geringen Objektdicke von ca. 5 cm nicht benötigt. Als Detektoren werden neben den klassischen Intraoralfilmen (Empfindlichkeitsklassen D–F) Speicherfolien und Festkörpersensoren (aktuell hauptsächlich CMOS) genutzt. Standardmäßig sollten bei der Akquisition von IO Haltersysteme zum Einsatz kommen, die die Anwendung unter Einhaltung der Vorgaben der Parallel- bzw. Rechtwinkeltechnik sichern.

Die intraorale Aufnahme stellt aus physikalischer Sicht eine Summationsaufnahme mit geringer Schichtdicke bei divergentem Strahlengang und geringem Fokus-Detektor-Abstand (je nach verwendetem Dentalstrahler ca. 20–30 cm) dar. Die genannten Detektoren besitzen eine hohe Ortsauflösung, je nach Publikation werden für Speicherfolien mindesten 10 Lp/mm und für Festkörpersensoren zwischen 10 und 20 Lp/mm genannt (Wenzel et al. 2007; Udupa et al. 2013). Für konventionelle Filme liegt die physikalische Auflösung ebenfalls zwischen 10 und 20 Lp/mm, allerdings muss hier die eingeschränkte Vergrößerungsmöglichkeit berücksichtigt werden (Künzel et al. 2003).

Die genannten Aspekte lassen aus technischer Sicht erwarten, dass IO bei regulären Kontrastverhältnissen und einer vergleichsweise hohen Ortsauflösung ein hervorragendes diagnostisches Werkzeug darstellen. Dem stehen jedoch insbesondere im Oberkieferseitenzahnbereich komplexe anatomische Verhältnisse sowie die damit häufig einhergehenden problematischen Projektionsbedingungen gegenüber. So sind IO aufgrund der mannigfaltigen Freiheitsgrade vor allem in der Film-Positionierung extrem fehleranfällig und nur in gewissem Umfang reproduzierbar. Bei orthoradialer Projektion muss außerdem berücksichtigt werden, dass Objekte, welche sich im Strahlengang vor oder hinter dem eigentlich zu untersuchenden Objekt befinden, nicht oder nur partiell visualisiert werden. Ein besonderer Stellenwert kann der IO als Bissflügelaufnahme im Rahmen der Kariesdiagnostik zugewiesen werden. Hierbei werden mittels Halter oder Einwegaufbissbehelfen (z. B. Taps oder Loops) positionierte Detektoren zur Darstellung der Zahnkronen im Seitenzahnbereich exponiert. Im mesialen, okklusalen und distalen Kronenkompartiment kann so eine kariöse Läsion ab einem bestimmten Demineralisationsgrad sicher detektiert werden.

Dies ist prinzipiell natürlich auch in einem DVT-Datensatz möglich. Auch wenn rein rechnerisch ein DVT-Datensatz bei einer Voxelkantenlänge von 100 μm eine physikalische Auflösung von 5 Lp/mm besitzt, so wird diese Auflösung in der Realität bei ca. 2,5 Lp/mm liegen (Brüllmann und Schulze 2015). Daraus ist ersichtlich, dass IO und DVT nicht notwendigerweise über derartige Parameter miteinander verglichen werden sollten.

Weiterhin ist bei der Detektion von kariösen Läsionen in einem DVT-Datensatz die Ausprägung und Ausbreitung von Auslöschungsartefakten unbedingt zu beachten. Diese werden häufig falsch-positiv als kariöse Defekte interpretiert.

Die Beurteilung der parodontalen Situation beschränkt sich im IO auf die Darstellung des mesialen und distalen Knochenniveaus. Bukkal oder oral befindliche knöcherne Veränderungen oder gar Furkationsbeteiligungen können nur mit großen Einschränkungen detektiert werden. Für diese Fragestellungen wird sicher die DVT in Zukunft häufiger zum Einsatz kommen, da durch sie eine zirkuläre Beurteilung des Knochenniveaus sowie ein sicherer Nachweis einer Furkationsbeteiligung erfolgen kann. Hilfreich wäre unter diesem Gesichtspunkt die Schaffung einer rein radiologischen Klassifikation parodontaler Knochendefekte.

In der apikalen Region werden die Vorteile einer dreidimensionalen Darstellung gegenüber einer Projektionsradiographie ebenfalls sehr deutlich, da einerseits die untersuchten Objekte allseitig evaluiert werden können und andererseits oben erwähnte Maskierungen von Objekten im Strahlengang nicht stattfinden.

Letztlich sind IO nicht metrisch kalibriert und daher nicht ohne eingebrachte Eichkörper vermessbar. Eine metrische Analyse eines DVT-Datensatzes kann dagegen jederzeit vorgenommen werden, die einzige Einschränkung stellen hierbei Bewegungsartefakte dar.

IO werden auch in Zukunft weiter zur Kariesdiagnostik und aufgrund ihrer ubiquitären Verfügbarkeit auch bei vielen anderen zahnbezogenen Fragestellungen zum Einsatz kommen. Demgegenüber stehen inzwischen bei guter bis sehr guter Akquisitionstechnik DVT-Datensätze, die beginnend mit der Beurteilung des Knochenniveaus in Höhe der Schmelz-Zement-Grenze bis hin zur apikalen Region letztlich nur durch die Ortsauflösung eingeschränkt alle wesentlichen Fragestellungen beantworten können. Von besonderer Bedeutung dürfte hierbei auch der Einsatz der DVT im Rahmen der endodontischen Behandlung sein, da sich auf diesem Gebiet insbesondere bei der Indikation zur Revision einer Wurzelkanalbehandlung (◘ Abb. 2.1) oder der Beurteilung von Wurzelresorptionen die DVT als Standard etablieren konnte (Patel et al. 2015; Parker et al. 2017).

../images/347111_1_De_2_Chapter/347111_1_De_2_Fig1_HTML.png

Abb. 2.1

a PX bei Zustand nach Revision der Wurzelkanalbehandlung des Zahnes 14. b Intraorale Aufnahme bei Zustand nach Revision der Wurzelkanalbehandlung des Zahnes 14. c Multiplanare Rekonstruktion der DVT-Untersuchung bei Zustand nach Revision der Wurzelkanalbehandlung des Zahnes 14, sicherer Nachweis einer weiter bestehenden apikalen Osteolyse

2.2 Orthopantomographie (PX)

D. Schulze

Die Panoramaschichtaufnahme (PSA) oder Orthopantomographie (OPT, OPG) wird gemäß DICOM PS3.3 als PX definiert (◘ Abb. 2.2, 2.3 und 2.4).

../images/347111_1_De_2_Chapter/347111_1_De_2_Fig2a_HTML.png../images/347111_1_De_2_Chapter/347111_1_De_2_Fig2b_HTML.png

Abb. 2.2

a PX einer Patientin mit periapikaler Zementdysplasie in der Unterkiefer-Front. b Topogramme der DVT-Untersuchung der Patientin mit periapikaler Zementdysplasie. c Transversale Schnittbilder der DVT-Untersuchung bei sicherem Nachweis einer periapikalen Zementdysplasie

../images/347111_1_De_2_Chapter/347111_1_De_2_Fig3_HTML.png

Abb. 2.3

a PX vor geplanter Entfernung des Zahnes 38, unklarer Verlauf des linksseitigen Mandibularkanals. b Multiplanare Rekonstruktion einer DVT-Untersuchung der Region 38 vor geplanter Entfernung, sicherer Nachweis eines interradikulären Verlaufs des linksseitigen Mandibularkanals

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Abb. 2.4

a PX bei Zustand nach Implantatinsertion in Regio 45, nach Ende der Anästhesie wurden von der Patientin massive Schmerzen berichtet. b Multiplanare Rekonstruktion der DVT-Untersuchung der Region 45, sicherer Nachweis einer Osteolyse, die die Implantatspitze und den kaudalen Anteil des Implantatschafts umgibt

Derzeit lassen sich in Abhängigkeit vom verwendeten Detektor zwei Akquisitionsmodi differenzieren:

1.

die direkte zeilenbasierte Detektion eines Einzelbildes (Standardmodus),

2.

die gleichzeitige Detektion mehrerer Einzelschichten mit anschließender manueller oder automatischer Festlegung der schärfsten Schicht (z. B. sharp layer , S-Pan , Autofokus usw.).

Zur Anwendung kommen dabei einer DVT-Untersuchung vergleichbare Röntgenröhren, da diese Modalitäten häufig in einem Multifunktionsgerät miteinander kombiniert werden. Die Röhrenspannungen liegen generell zwischen 65 und 80 kV, der Röhrenstrom zwischen 5 und 15 mA. Die Belichtungszeiten variieren sehr stark, Systeme mit sog. High-Speed-Modus akquirieren PX mit Expositionszeiten von unter 5 Sekunden. In der Regel liegt die Expositionszeit einer PX aber bei 12–15 Sekunden.

Neben den klassischen Film-Folien-Kombinationen kommen als Detektoren Speicherfolien und in aktuellen Geräten nahezu ausschließlich Festkörperdetektoren zum Einsatz.

Normativ muss eine PX mindestens eine Ortsauflösung von 2,5 Lp/mm erreichen, bei Einsatz einer Sharp-layer-Technik kann aber durchaus auch eine Auflösung von 5 Lp/mm erreicht werden.

Letztlich stellt die PX eine Rotationszonographie mit wechselndem Pseudofokus im kaudokranialen Strahlengang dar, die Winkelung des Strahlengangs ist erforderlich, um die Schädelbasis bei der Untersuchung auszublenden.

Die PX stellt in vielen Zahnarztpraxen und im klinischen Umfeld die Standarduntersuchung im Rahmen der initialen Diagnostik dar. Dabei liegen die Vorteile auf der Hand: Neben einer robusten Akquisitionstechnik weiß die PX mit einer umfänglichen Darstellung des dentomaxillofazialen Systems zu überzeugen. Der Abbildungsumfang erstreckt sich dabei nicht nur auf Zähne und Alveolarfortsätze, auch werden in den meisten Fällen die Kiefergelenke sowie die basalen Anteile der Kieferhöhlen abgebildet. Allerdings wird bei der Beurteilung dieser Aufnahme häufig vernachlässigt, dass es sich einerseits um eine Schichtaufnahme mit wechselnder Schichtstärke (Frontzahnbereich z. B. 7 mm, Seitenzahnbereich z. B. 12 mm) handelt und andererseits aufgrund der Akquisitionstechnik multiple Überlagerungsphänomene zu beobachten sind. Weiterhin bereitet der Umstand, dass die PX eine im Raum von anterior nach posterior gebogene Schicht darstellt, bei der Evaluation große Schwierigkeiten. Daher darf man wohl Prof. Paul van der Stelt nur zustimmen, als dieser die PX als die „am häufigsten in ihrer diagnostischen Wertigkeit überschätzte Röntgenuntersuchung" bezeichnete. Einige der Gründe wurden bereits beschrieben, insbesondere die Schichtstärke führt in vielen Fällen zu einer Verschleierung bei der Darstellung pathologischer Strukturen. Diese werden infolgedessen in ihrer Größe häufig unterschätzt. Weiterhin ist der kaudokraniale Strahlengang für viele Fehlinterpretationen verantwortlich, da Objekte, die hintereinander im Strahlengang liegen, in unterschiedlicher Höhe auf der Aufnahme zur Darstellung kommen. Last but not least dürfen anatomische Strukturen wie beispielsweise die Weichgewebe der Zunge, der Nasen, der Ohren und des weichen Gaumens sowie die lufthaltigen Anteile des Rachens nicht unerwähnt bleiben, weil gerade diese Formationen bei der Evaluation häufig nicht mit einbezogen werden. Nichtsdestotrotz ist die PX für den erfahrenen Zahnarzt ein hervorragendes diagnostisches Hilfsmittel, um einen schnellen Überblick über den klinisch nicht einsehbaren Anteil des dentomaxillofazialen Systems zu erhalten. Die bereits erwähnten modernen Mehrschichtverfahren bieten außerdem Anlass zur Hoffnung, da sich die Bildqualität unter Einsatz dieser Technologie deutlich verbessert hat.

Nach wie vor können aber – wie auch in den IO – metrische Evaluationen auf PX nur nach vorheriger Kalibrierung erfolgen.

Im Vergleich zur PX wartet die DVT heutzutage mit einer fast vergleichbaren Ortsauflösung auf.

Tipp

Der Informationsgehalt eines DVT-Datensatzes ist bezogen auf die Darstellungsmöglichkeiten deutlich höher. Daher ist die PX der DVT aus diagnostischer Sicht bei der Beurteilung der dentoalveolären Strukturen regelmäßig unterlegen, sofern eine genügend hohe Ortsauflösung bei der DVT erzielt wird. Da dies aber eher bei kleineren Akquisitionsvolumina der Fall ist, findet sich die Daseinsberechtigung der PX mit Sicherheit in Form einer Screening-Untersuchung und im Rahmen der Eintritts-Diagnostik.

DVT-Datensätze, die ein vergleichbar großes Volumen in einer entsprechend hohen Ortsaulösung und mit suffizientem Kontrast abbilden können, sind zumindest derzeit noch mit einer deutlich höheren effektiven Dosis verbunden. Ebenfalls ist die PX kostengünstiger und zumindest heute noch einfacher verfügbar, da in nahezu allen Zahnarztpraxen vorhanden.

2.3 Computertomographie (CT)

B. Schuknecht

Die Computertomographie (CT) oder genauer Multi-Slice- oder auch Multi-Detektor-Computertomographie (MSCT respektive MDCT ) wird gemäß DICOM PS3.3 als CT definiert.

Mit Verbreitung der Computertomographie als Ganzkörper-CT-Untersuchung seit 1983 und insbesondere seit der Einführung der ersten DVT seit 1997 haben dreidimensionale Untersuchungen in der zahnärztlichen und mund-, kiefer- und gesichtschirurgischen bildgebenden Abklärung erheblich an Bedeutung gewonnen. Diese haben die zweidimensionalen Verfahren wie das Einzelzahnröntgen, die Aufbissaufnahme oder das OPT jedoch nicht ersetzt, sondern ergänzt. CT- oder DVT-Untersuchungen sollten aus Strahlenschutzgründen nur zusätzlich zu konventionellen Aufnahmen erfolgen, um spezifische Informationen zu gewinnen.

Der ergänzende Einsatz einer CT oder DVT bedeutet in diesem Fall eine zusätzliche Dosisexposition des Patienten. Die applizierte Dosis soll „as low as reasonably achievable (ALARA) sein. Die zusätzliche Dosisexposition muss durch einen deutlichen Gewinn an diagnostischer Information gerechtfertigt werden und bedarf daher einer „rechtfertigenden Indikation.

Die Computertomographie zählt