Tierärztliche Hochschule Hannover Entwicklung von Methoden zur ...

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1. Auflage 2010
© 2010 by Verlag: Deutsche Veterinärmedizinische Gesellschaft Service GmbH,
Gießen
Printed in Germany
ISBN 978-3-941703-63-6
Verlag: DVG Service GmbH
Friedrichstraße 17
35392 Gießen
0641/24466
geschaeftsstelle@dvg.net
www.dvg.net

Tierärztliche Hochschule Hannover
Entwicklung von Methoden zur Qualitätssicherung
und Auswertung von Dichtemessungen an Implantat-
und Knochenstrukturen im µCT
INAUGURAL – DISSERTATION
zur Erlangung des Grades eines
Doktors der Veterinärmedizin
- Doctor medicinae veterinariae -
( Dr. med. vet. )
vorgelegt von
Jurriaan Schulman
Amsterdam
Hannover 2010

Wissenschaftliche Betreuung: Univ.-Prof. Dr. Hermann Seifert,
1. Gutachter: Univ.-Prof. Dr. Hermann Seifert
Univ.-Prof. Dr. Andrea Meyer-Lindenberg
2. Gutachter: Univ.-Prof. Dr. Michael Fehr
Tag der mündlichen Prüfung: 10.03.2010
Fachgebiet Allgemeine Radiologie und
Medizinische Physik
Univ.-Prof. Dr. Andrea Meyer-Lindenberg,
Klinik für Kleintiere

Für meine Familie

INHALTSVERZEICHNIS
1 Einleitung............................................................................................................................ 1
2 Literaturübersicht.............................................................................................................. 3
2.1 Computertomographie................................................................................................... 3
2.1.1 Einführung in die Computertomographie .............................................................. 3
2.1.2 Physikalische Grundlagen der Computertomographie........................................... 5
2.2 Mikro-Computertomographie ....................................................................................... 9
2.2.1 Grundlagen der Mikro-CT ..................................................................................... 9
2.2.1.1 In-vitro-Mikro-CT....................................................................................... 11
2.2.1.2 In-vivo-Mikro-CT und Versuchstierbildgebung ......................................... 12
2.2.2 Anwendungsbereiche der Mikro-CT.................................................................... 12
2.2.2.1 Materialwissenschaften und Geologie ........................................................ 13
2.2.2.2 Präklinische Forschung ............................................................................... 13
2.2.2.3 Klinische Anwendung der Mikro-CT ......................................................... 14
2.2.3 Qualitative und quantitative Mikro-CT................................................................ 15
2.3 CT-Spezifische Messgrößen der Dosis ....................................................................... 16
2.4 Parameter der Bildqualität........................................................................................... 19
2.4.1 Objektive Bewertung der Bildqualität.................................................................. 20
2.4.1.1 Homogenität und Linearität der CT-Zahlen................................................ 20
2.4.1.2 Hochkontrastauflösung (Ortsauflösung) ..................................................... 21
2.4.1.3 Pixelrauschen .............................................................................................. 23
2.4.1.4 Signal-Rausch-Verhältnis............................................................................ 26
2.4.2 Halbobjektive Beurteilung der Bildqualität ......................................................... 29
2.4.2.1 Niedrigkontrastauflösung ............................................................................ 29
2.4.2.2 Bildartefakte ................................................................................................ 33
2.4.2.2.1 Strahlaufhärtungsartefakte ..................................................................... 34
2.4.2.2.2 Metallartefakte ....................................................................................... 35
2.4.2.2.3 Partialvolumenartefakte ......................................................................... 35
2.4.2.2.4 Ringartefakte .......................................................................................... 36
2.4.2.2.5 Bewegungsartefakte ............................................................................... 37
2.4.2.2.6 Streustrahlenartefakte............................................................................. 37
2.5 Maßnahmen zur Qualitätssicherung............................................................................ 38
I

INHALTSVERZEICHNIS
2.5.1 Empfehlungen aus Leitlinien und DIN ................................................................ 38
2.5.2 Qualitätssicherung in der Versuchstierbildgebung .............................................. 39
3 Eigene Untersuchungen................................................................................................... 41
3.1 Mikro-Computertomographen .................................................................................... 41
3.1.1 XtremeCT............................................................................................................. 41
3.1.1.1 Bedienungssoftware des XtremeCT............................................................ 42
3.1.1.2 Halterung für den XtremeCT ...................................................................... 43
3.1.2 µCT 80 ................................................................................................................. 44
3.2 Entwurf und Konstruktion der Phantome.................................................................... 45
3.2.1 Präparation von Knochen ..................................................................................... 48
3.2.2 Herstellung von Knochenmehl............................................................................. 48
3.2.3 Degradable Magnesiumimplantate....................................................................... 48
3.2.4 Implantatbeschichtung ......................................................................................... 50
3.2.5 Wasserphantom .................................................................................................... 51
3.2.6 Phantom zur Bestimmung der Linearität der CT-Zahlen..................................... 52
3.2.7 Niedrigkontrastphantom....................................................................................... 53
3.2.8 Implantatphantom Nr. I ........................................................................................ 54
3.2.9 Implantatphantom Nr. II....................................................................................... 55
3.2.10 Implantatphantom Nr. III ..................................................................................... 56
3.2.11 LAE442-Stifte zur Kalibrierung der Implantatdichte .......................................... 57
3.2.12 Implantatdichtephantom....................................................................................... 58
3.3 Phantomstudien ........................................................................................................... 59
3.3.1 Tägliche und wöchentliche Qualitätssicherung am XtremeCT............................ 60
3.3.2 Allgemeine Bildqualitätsparameter am XtremeCT.............................................. 62
3.3.2.1 Bestimmung von Pixelrauschen und Homogenität der CT-Zahlen ............ 62
3.3.2.2 Linearität der CT-Zahlen............................................................................. 64
3.3.2.3 Niedrigkontrastauflösung und Kontrast-Rausch-Verhältnis ....................... 64
3.3.2.4 Beurteilung von Bildartefakten ................................................................... 66
3.3.3 Mikrotomographische Untersuchungen an Magnesiumimplantaten,
Hydroxylapatit und Knochengewebe................................................................... 66
3.3.3.1 Beurteilung von Strahlaufhärtungs- und Metallartefakten am XtremeCT.. 66
II

INHALTSVERZEICHNIS
3.3.3.2 Mittlere Implantatdichte am XtremeCT...................................................... 67
3.3.3.3 Mittlere Implantatdichte am µCT 80........................................................... 67
3.3.3.4 Mittlere kortikale Knochendichte am XtremeCT........................................ 68
3.3.3.5 Mittlere kortikale Knochendichte am µCT 80 ............................................ 68
3.3.3.6 Mittlere Dichte von Hydroxylapatit und Knochenmehl am XtremeCT...... 69
3.3.3.7 Mittlere Dichte von Hydroxylapatit und Knochenmehl am µCT 80 .......... 69
3.3.3.8 Pixelrauschen am µCT 80 ........................................................................... 70
3.3.3.9 Visuelle Unterscheidung von Beschichtung und Implantat am XtremeCT 70
3.3.3.10 Visuelle Unterscheidung von Beschichtung und Implantat am µCT 80..... 71
3.3.3.11 Kontrastauflösung bei abnehmendem Implantatdurchmesser
am XtremeCT.............................................................................................. 71
3.3.3.12 Kalibrierung der Implantatdichte am XtremeCT ........................................ 72
3.4 Kontraste in Abhängigkeit der mittleren Photonenenergie ......................................... 73
3.5 Kontrast-Rausch-Verhältnis zwischen Magnesiumimplantaten, kortikalem
Knochen, Hydroxylapatit und Knochenmehl ............................................................. 74
3.6 Ermittlung der theoretischen Scanzeiten und Abschätzung der Strahlendosis
am XtremeCT ............................................................................................................. 75
3.7 Auswertung mit dem µCT Evaluation Program.......................................................... 76
3.7.1 Bestimmung der optimalen Segmentierungseinstellung ...................................... 76
3.8 Visuelle Auswertung der Schnittbilder ....................................................................... 78
3.9 Statistik........................................................................................................................ 79
4 Ergebnisse......................................................................................................................... 81
4.1 Theoretische Scanzeiten und Strahlendosis ................................................................ 81
4.2 Allgemeine Bildqualitätsparameter am XtremeCT..................................................... 83
4.2.1 Linearität der CT-Zahlen...................................................................................... 83
4.2.2 Pixelrauschen ....................................................................................................... 84
4.2.3 Homogenität der CT-Zahlen ................................................................................ 87
4.2.4 Niedrigkontrastauflösung ..................................................................................... 90
4.2.5 Ring- und Strichartefakte ..................................................................................... 90
4.3 Metallartefakte am XtremeCT .................................................................................... 92
4.4 CT-Zahlen von Knochen- und Implantatvolumina ..................................................... 93
III

INHALTSVERZEICHNIS
4.4.1 Segmentierung...................................................................................................... 93
4.4.2 Mittlere CT-Zahlen mit Standardabweichung...................................................... 94
4.5 Kontraste in Abhängigkeit von der mittleren Photonenenergie ................................ 102
4.6 Kontrast-Rausch-Verhältnisse................................................................................... 105
4.7 Kontrastauflösung bei der µCT-Bildgebung beschichteter Magnesiumimplantate .. 105
4.8 Kontrastauflösung bei abnehmendem Implantatdurchmesser am XtremeCT........... 111
4.9 Dichtekalibrierung von LAE442-Implantaten am XtremeCT .................................. 111
5 Diskussion ....................................................................................................................... 114
5.1 Theoretische Scanzeiten und Strahlendosis .............................................................. 114
5.1.1 Theoretische Scanzeiten..................................................................................... 114
5.1.2 Strahlendosis ...................................................................................................... 116
5.2 Ergebnisse der allgemeinen Bildqualitätsparameter ................................................. 118
5.2.1 Linearität der CT-Zahlen.................................................................................... 120
5.2.2 Pixelrauschen ..................................................................................................... 121
5.2.3 Homogenität der CT-Werte................................................................................ 123
5.2.4 Niedrigkontrastauflösung ................................................................................... 124
5.2.5 Bildartefakte ....................................................................................................... 126
5.3 Diskussion der degradablen Magnesiumimplantate.................................................. 127
5.3.1 Auswahl der Magnesiumlegierungen................................................................. 127
5.3.2 Metallartefakte ................................................................................................... 128
5.4 CT-Zahlen von Knochen- und Implantatvolumina ................................................... 128
5.4.1 Segmentierung von Implantaten und Knochengewebe...................................... 129
5.4.2 Mittlere CT-Zahlen mit Standardabweichung.................................................... 131
5.5 Kontraste in Abhängigkeit von der mittleren Photonenenergie ................................ 132
5.6 Kontrast-Rausch-Verhältnisse................................................................................... 134
5.7 Kontrastauflösung bei der µCT-Bildgebung beschichteter Magnesiumimplantate .. 134
5.8 Kontrastauflösung am XtremeCT bei abnehmendem Implantatdurchmesser........... 136
5.9 Dichtekalibrierung von LAE442............................................................................... 137
5.10 Abschließende Bewertung der Eigenschaften des XtremeCT ................................ 138
6 Zusammenfassung.......................................................................................................... 141
7 Summary......................................................................................................................... 144
IV

INHALTSVERZEICHNIS
8 Verzeichnisse .................................................................................................................. 147
8.1 Literaturverzeichnis................................................................................................... 147
8.2 Abkürzungsverzeichnis ............................................................................................. 165
9 Anhang ............................................................................................................................ 167
V

1 Einleitung
EINLEITUNG
In der präklinischen Bildgebung kommen zunehmend Mikro-Computertomographen zum
Einsatz (STOCK 2009). Die Mikro-Computertomographie (Mikro-CT, µCT) ist ein hoch auflösendes
Schnittbildverfahren, dass auf den physikalisch-technischen Grundlagen der
klinischen Computertomographie (CT) beruht (Kap. 2). Bei µCT kann zwischen in-vitro- und
in-vivo-Bildgebung unterschieden werden. Letztere bezieht sich auf µCT-Aufnahmen von
kleinen Versuchstieren wie Ratten, Mäusen oder Kaninchen.
Die in-vivo-Bildgebung hat als großen Vorteil, dass Organe und Gewebe im Tier bei hoher
Auflösung in nichtinvasiver Weise untersucht werden können (POSTNOV 2006). Durch die
Tatsache, dass immer häufiger biomedizinische Forschung auf dem Einsatz von Tiermodellen
basiert, steigt auch zunehmend das Interesse an der Versuchstierbildgebung mithilfe der µCT
(BARTLING et al. 2007).
Die Versuchstierbildgebung ermöglicht longitudinale Studien an Labortieren, bei denen sich
während des Studienzeitraums eine Euthanasie der untersuchten Tiere zur histologischen
Analyse erübrigt (HOLDSWORTH u. THORNTON 2002). Veränderungen an Organen oder
anderen Strukturen können so im selben Tier langfristig verfolgt werden. Im Gegensatz zur
klinischen CT, passen in die für die Versuchstierbildgebung angebotenen µCT allerdings nur
Organismen bis etwa zur Größe einer Ratte. Damit einzelne Messergebnisse aus
Langzeitstudien zuverlässig miteinander verglichen werden können, sind eine hohe ebenso
wie eine konstant bleibende Bildqualität am Mikro-CT während des gesamten
Studienzeitraums sehr wichtig (KALENDER 2006).
Im Rahmen des Sonderforschungsbereiches 599 (SFB 599) werden an der Klinik für
Kleintiere der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover biologisch abbaubare bzw.
degradable Magnesiumimplantate im Kaninchenmodell in der Tibia untersucht. Hier stehen
neben klinischen, radiologischen und histologischen Untersuchungen zur Biokompatibilität
und zum Degradationsverhalten verschiedener Magnesiumlegierungen auch postmortale
Untersuchungen der Magnesiumimplantate im Knochen-Implantatverbund mit einem Mikro-
CT-Scanner „µCT 80“ (Scanco Medical AG, Brüttisellen, Schweiz) im Mittelpunkt
(KRAUSE 2008; THOMANN 2008; VON DER HÖH et al. 2006). Es zeigte sich hierbei,
dass die Dichte der Implantate scheinbar im Laufe der Zeit abnahm und es zu periimplantären
1

EINLEITUNG
Knochenneubildungen kam. Ein Nachteil des in diesen Studien verwendeten µCT 80 war
allerdings, dass nur Proben mit einer Größe von wenigen cm gescannt werden können, so
dass nur postmortale Untersuchungen der Proben möglich waren. Im Jahre 2006 wurde an der
Klinik für Kleintiere der von der Fa. Scanco Medical AG (Brüttisellen, Schweiz) für die
Humanmedizin entwickelte µCT „XtremeCT“ angeschafft, um den Knochen-Implantatverbund
bei den Kaninchen auch in vivo untersuchen zu können. Der XtremeCT wurde für
die Darstellung von menschlichen Extremitäten bzw. für die Osteoporosemessung konzipiert.
Durch das für einen µCT-Scanner relative große Messfeld mit einem Durchmesser von 126
mm ist dieser Scanner auch für die Bildgebung größerer Labortiere wie z. B. Kaninchen
einsetzbar.
Mithilfe des XtremeCT werden derzeit u. a. Verlaufuntersuchungen zum Degradations-
verhalten von Magnesiumimplantaten in der Kaninchentibia durchgeführt. Hierbei sollen
sowohl tibiale Knochenstrukturen als auch degradable Magnesiumimplantate mikrotomographisch
dargestellt und die Schnittbilder auf anatomische Veränderungen sowie
Änderungen der Knochen- und Implantatdichte untersucht werden.
Da das Gerät bisher für diese Zwecke nicht eingesetzt wurde, war es ein wichtiges Ziel der
vorliegenden Arbeit, die Bildqualitätseigenschaften des XtremeCT zu beurteilen.
Insbesondere sollte durch eine Untersuchung der wichtigsten Bildqualitätsparameter die
Eignung des XtremeCT sowohl für die Versuchstierbildgebung im Allgemeinen als auch
speziell für die in-vivo-Studien an degradablen Magnesiumimplantaten beurteilt werden.
Weiterhin sollte geprüft werden, ob bzw. bei welchen Scanparametern sich verschiedene
Magnesiumlegierungen sowie periimplantärer Knochen optimal im XtremeCT darstellen
lassen. Drittens sollte die Frage beantwortet werden, ob bzw. wie sich eine Dichtekalibrierung
im XtremeCT durchführen lässt, die zuverlässig quantitative Aussagen zu einer sich
verändernden Implantatdichte ermöglicht. Nicht zuletzt sollte der Einfluss der mittleren
Photonenenergie auf die Darstellung von periimplantären Knochen und degradablen
Magnesiumimplantaten untersucht werden. Hierzu wurden in der vorliegenden Arbeit
Versuche zur Simulierung der periimplantären Knochenbildung sowohl am µCT 80 als auch
am XtremeCT durgeführt.
2

2 Literaturübersicht
2.1 Computertomographie
LITERATURÜBERSICHT
2.1.1 Einführung in die Computertomographie
Die Grundlagen der CT wurden von dem südafrikanischen Physiker Allan M. Cormack
(CORMACK 1963) und dem britischen Ingenieur Godfrey N. Hounsfield (HOUNSFIELD
1973) gelegt. Beide wurden hierfür 1979 mit dem Nobelpreis für Physiologie oder Medizin
ausgezeichnet. Der Einsatz von bildgebenden tomographischen Scan-Verfahren zu
diagnostischen Zwecken ist aus der heutigen Human- und Veterinärmedizin nicht mehr weg
zu denken. Eine wichtige Rolle in der Diagnostik spielt dabei die sogenannte
Computertomographie (CT). Dieser zusammengesetzte Begriff ist aus dem Wort Computer
(lat. computare = „zusammenrechnen“) und den altgriechischen Wörtern τομή = „Schnitt“
und γράφειν = „schreiben“ abgeleitet. Die CT ist also ein Verfahren, mit dem ein Messobjekt
oder Patient in Form von einzelnen digitalen Schichten abgebildet wird. Man spricht
deswegen auch von „Schnittbildverfahren“. Die Schichten stellen häufig einen Querschnitt
des Messobjektes in der Transversalebene dar. Ein CT-Schnittbild ist aus mehreren
quaderförmigen Volumenelementen (Voxel) aufgebaut, denen jeweils ein Zahlenwert
zugeordnet ist. Die verschiedenen Zahlenwerte der Voxel werden am Computerbildschirm als
unterschiedliche Grauwerte dargestellt (Abb. 2.1).
Das Prinzip einer CT-Untersuchung zeigt Abb. 2.1. Die mechanische Basis bei der CT bildet
eine Untersuchungseinheit, die so genannte Gantry. Sie enthält eine Röntgenröhre und einen
der Röntgenröhre gegenüberliegenden Detektor. Der Patient bzw. das Messobjekt befindet
sich während eines Scans zwischen der Röntgenröhre und dem Detektor und wird
schichtweise mithilfe von Röntgenstrahlung aus verschiedenen Richtungen durchleuchtet.
Hierbei dreht sich, je nach Typ des Scangerätes, entweder die Gantry um das Messobjekt oder
das Messobjekt dreht sich um die eigene Rotationsachse. Sowohl die das Messobjekt aus
einer bestimmten Richtung durchdringende Röntgenstrahlung als auch die nicht vom
Messobjekt geschwächte Strahlung im Randbereich werden von dem Strahlendetektor erfasst.
Für jede Richtung wird so ein Profil der Strahlungsintensität gemessen, das sofort auf
elektronischem Wege in ein Schwächungsprofil bzw. eine so genannte „Projektion“ umge-
3

LITERATURÜBERSICHT
wandelt wird. Anschließend berechnet ein am CT angeschlossener Computer aus den
einzelnen Projektionen ein Schichtbild. Die Kantenlängen der Voxel im Schichtbild werden
durch die gewählte Schichtdicke und die Matrixgröße des Detektors bestimmt. Wenn diese
Kantenlängen klein genug sind, werden die einzelnen Voxel vom menschlichen Auge auf
einem Film oder am Bildschirm nicht mehr wahrgenommen. Es entsteht der Eindruck eines
kontinuierlichen Bildes. In Abhängigkeit von der Vergrößerung des Schichtbildes können die
einzelnen Voxel sichtbar werden. Zur computergestützten Berechnung des Schnittbildes, die
auch als Bildrekonstruktion bezeichnet wird, dient in der Regel das Verfahren der gefilterten
Rückprojektion. Es basiert auf Arbeiten des Mathematikers J. H. Radon (RADON 1917). Vor
der Rückprojektion werden zur Verbesserung der Bildqualität verschiedene Filter eingesetzt.
Eine weitere Schicht kann anschließend gescannt werden, indem entweder die Gantry oder
das Messobjekt auf der senkrecht zur Scanebene verlaufenden Achse (z-Achse) verschoben
werden. Im allgemeinen entspricht die z-Achse annähernd der Körperlängsachse. Moderne
CT-Geräte sind in der Lage, mehrere Schichten gleichzeitig zu scannen.
Abb. 2.1: Prinzip der Computertomographie (CT): von der Messung der Intensitätsprofile bis zum
berechneten Schichtbild. Modifiziert nach KALENDER (2006).
4

LITERATURÜBERSICHT
2.1.2 Physikalische Grundlagen der Computertomographie
Röntgenstrahlung wird durch verschiedene Gewebe oder Materialien unterschiedlich stark
absorbiert und gestreut und dadurch mehr oder weniger geschwächt. Das Prinzip der CT
beruht darauf für verschiedene Richtungen gemessenen Projektionen, die räumliche
Verteilung dieser Strahlungsschwächung in einem Objekt in Form einer räumlichen
Verteilung von Schwächungskoeffizienten µ (s.u.) zu bestimmen. Hierfür müssen zunächst
sowohl die Primärstrahlungsintensität I0 als auch die nach dem Austritt aus einem Objekt
verbleibende Strahlungsintensität I gemessen werden. Auf einen Punkt bezogen, ist die
Projektion P entsprechend
P = ln I 0
I
5
(2.1)
definiert. Der Schwächungskoeffizient µ ergibt sich als Summe aus den Schwächungsanteilen
infolge Photoabsorption τ, Comptonstreuung σ, Rayleigh-Streuung und Paarbildung k. Der
Paarbildungsprozess tritt allerdings erst bei Photonenenergien oberhalb von 1,022 MeV auf
und braucht deshalb im Fall der diagnostischen Röntgenstrahlung nicht betrachtet zu werden
(STEPINA 2006). Für die Intensität von Photoabsorption und Comptonstreuung gilt
bzw.
τ ~ρ ⋅
Z 3
E 3
σ ~ρ ⋅ Z 1
⋅
A E
(2.2)
(2.3)
wobei ρ die Dichte des Objektes, E die Energie der Röntgenstrahlung, Z die Ordnungszahl
des Messobjektes und A das relative Atomgewicht A des Messobjektes bezeichnen
(STEPINA 2006). Für Stoffgemische wird anstatt Z die effektive Ordnungszahl Zeff
verwendet. Aus Gl. (2.2) geht also hervor, dass Stoffe mit hohen effektiven Ordnungszahlen

LITERATURÜBERSICHT
(z. B. Metalllegierungen) eine starke Schwächung von Röntgenstrahlung infolge Photoabsorption
verursachen.
Die Gesamtschwächung eines Röntgenstrahls wird von der Gesamtdicke d der im
Strahlengang liegenden Strukturen sowie von deren Schwächungskoeffizienten bestimmt
(Abb. 2.2). Mithilfe der CT kann man jetzt entlang des Strahlweges für kleine Teilstrecken di
den Beitrag zur Gesamtschwächung bestimmen. Dieser Beitrag hängt von dem lokalen Wert
des Schwächungskoeffizienten µi ab. Entsprechend Gl. (2.4) ergibt sich die Intensität I eines
polychromatischen Röntgenstrahles hinter einem inhomogenen Objekt als Summe über die
Schwächungsbeiträge aller Weglängenabschnitte entlang des Strahlweges gemäß
Emax
∫
I = I 0 (E) ⋅ e
0
6
d
−∫ μ(E)ds
0
dE
(2.4)
(KALENDER 2006). Auch eine zeitliche Abhängigkeit von µ ist möglich, z. B. durch
Kontrastmittelgabe oder atmungsbedingt in der Lunge.
Abb. 2.2: Schwächung der
Primärintensität I0 bei
polychromatischer Strahlung in
einem inhomogenen Objekt.
Modifiziert nach KALENDER
(2006).

LITERATURÜBERSICHT
Der lineare Schwächungskoeffizient µ wird bestimmt, indem die Projektionen, auch
Radontransformierte des Bildes genannt, rückprojiziert werden. Nur wenn genügend
Projektionen gemessen sind, kann daraus ein qualitativ gutes Bild berechnet werden. Dazu
müssen Projektionen über einen Winkelbereich von mindestens 180° zur Verfügung stehen.
Für die Rekonstruktion des Bildes aus den Projektionen stehen verschiedene Verfahren zur
Verfügung (BARRETT u. SWINDELL 1981; KACHELRIESS 1998). Bei der klinischen CT
wird in der Regel das Verfahren der gefilterten Rückprojektion angewendet (MUELLER
1998). Um eine systembedingte Bildunschärfe zu vermeiden, wird eine Projektion vor der
Rückprojektion mit einem als Faltungskern bezeichneten Hochpassfilter gefiltert. Durch
Auswahl unterschiedlicher Faltungskerne kann die Bildcharakteristik verändert werden. Es
gibt Faltungskerne, die eher glättend und andere, die eher kantenbetonend (schärfend) wirken,
wobei dadurch auch Bildqualitätsparameter wie Pixelrauschen und Hochkontrastauflösung
(Abschnitt 2.3) positiv oder negativ beeinflusst werden (SCHALLER et al. 2003). Die
gefilterte Rückprojektion kann mathematisch durch die Gleichung
π
f (x, y) = ∫ g(ξ,ϑ)dϑ ξ= x cosϑ + ysinϑ (2.5)
0
beschrieben werden. ϑ steht hierbei für den Projektionswinkel, ξ für die Detektorkoordinaten.
Die Funktion g(ξ,ϑ) ergibt sich entsprechend
g(ξ,ϑ) = p(ξ,ϑ)∗ k(ξ) (2.6)
aus der Faltung der gemessenen Projektionsdaten p(ξ,ϑ) mit dem Faltungskern k(ξ) (LUTZ
2001). Wie bereits beschrieben, hat die Strahlungsenergie einen großen Einfluss auf den
Schwächungskoeffizienten. Die effektive Strahlungsenergie ist vor allem von der gewählten
Röhrenspannung und von den Filtern im Strahlengang abhängig.
7

LITERATURÜBERSICHT
Damit sich trotzdem Messergebnisse von unterschiedlichen CT-Scannern miteinander
vergleichen lassen, werden die für die einzelnen Voxel errechneten Schwächungs-
koeffizienten (µ-Werte) meistens in so genannte CT-Zahlen mit der Einheit Hounsfield-Units
(HU) entsprechend
CT-Zahl = μ − μ Wasser
μ Wasser
8
⋅1000 HU (2.7)
umgerechnet. Dabei bezeichnet µWasser den Schwächungskoeffizienten für Wasser bei einer
Photonenenergie von 73 keV. Die CT-Zahl von Wasser beträgt per definitionem 0 HU. Luft
entspricht einer CT-Zahl von -1000 HU. Nach oben ist die Hounsfield-Skala im Prinzip offen
(KALENDER 2006).
Am Computerbildschirm werden die berechneten CT-Zahlen in Form von Grauwerten
dargestellt. CT-Aufnahmen bestehen meistens aus Bildern mit einer Bit-Tiefe von 12 bis 16
Bit/Pixel. Dies entspricht 4096 bis 65536 unterschiedlichen Graustufen (KIMPE u.
TUYTSCHAEVER 2007). Viele Monitore können allerdings nur 8 Bit, d.h. 256
unterschiedliche Graustufen darstellen. Einige speziell für die Röntgendiagnostik und
Mammographie entwickelte Computerbildschirme unterstützten allerdings bis zu 11 Bit bzw.
2048 Graustufen. Das menschliche Auge kann allerdings unter optimalen Bedingungen nur
etwa 1000 Graustufen voneinander unterscheiden (KIMPE u. TUYTSCHAEVER 2007). Es
ist also nicht möglich, alle ermittelten CT-Werte als unterschiedliche Grauwerte gleichzeitig
zu betrachten. Mit Hilfe der so genannten Fenstertechnik ist aber ein Teilbereich dieser
gemessenen CT-Werte auswählbar, die in die vom Bildschirm darstellbaren Graustufen
konvertiert werden. Hierbei wählt man als Zentrum des Fensters die ungefähre mittlere CT-
Zahl der interessierenden Region. Die Fensterweite bestimmt den CT-Werte-Bereich, über
den die Graustufen verteilt werden. Gewebe mit HU-Werten oberhalb dieses Bereiches
werden weiß, solche mit HU-Werten unterhalb dieses Bereiches schwarz dargestellt. Über die
Variation der Fensterbreite wird der sichtbare Kontrast im Bild geändert. Für die Darstellung
sehr kleiner Schwächungsunterschiede wird ein enges Fenster gewählt. Ein breites Fenster
wird eingestellt, wenn z. B. Lunge und Knochen befundet werden sollen.

2.2 Mikro-Computertomographie
2.2.1 Grundlagen der Mikro-CT
LITERATURÜBERSICHT
Die Mikro-Computertomographie (µCT) ist ein hochauflösendes, röntgenbasiertes
Schnittbildverfahren. Die ersten µCT-Geräte wurden bereits am Anfang der 80er Jahre
entwickelt (BOWEN et al. 1986; BURSTEIN et al. 1984; CHO et al. 1984; ELLIOTT u.
DOVER 1982; FELDKAMP et al. 1984; KUJOORI et al. 1980; SATO et al.1981), etwa ein
Jahrzehnt nach den ersten klinischen CT-Geräten. Die µCT basiert, wie auch die klinische
CT, auf den bereits beschriebenen physikalischen Grundlagen der Computertomographie.
Dennoch gibt es einige wesentliche Unterschiede zwischen den beiden Gerätetypen. Bezogen
auf die Bildqualität, besteht der größte Unterschied vor allem in der maximal erreichbaren
Ortsauflösung (ENGELKE et al. 1999; LUTZ 2001). Mit den neuesten klinischen
Ganzkörper-CT-Geräten ist eine isotrope Ortsauflösung von bis zu 240 µm möglich. Bei
µCT-Scannern liegt die Ortsauflösung üblicherweise zwischen etwa 5 und 50 µm. Einige
Geräte erreichen eine Ortsauflösung von 1 µm oder sogar noch weniger, wofür die
Bezeichnung „Nano-CT“ eingeführt wurde (STOCK 2008; TKACHUK et al. 2006). Der
Übergang von konventioneller CT zu µCT ist grundsätzlich willkürlich, aber häufig wird bei
einer Ortsauflösung < 100 µm (ENGELKE et al. 1999; HOLDSWORTH u. THORNTON
2002) oder < 50 µm (STOCK 2009) von µCT gesprochen.
Ein weiterer Unterschied besteht darin, dass die Größe des Messfeldes (Field Of View, FOV)
bei Mikro-Computertomographen meistens auf nur wenige Zentimeter begrenzt ist. Bei den
klinischen CT-Geräten ist ein Messfeld-Durchmesser von 50 cm oder mehr üblich. Die
gegenüber der klinischen CT höhere Ortsauflösung der µCT stellt außerdem besondere
Anforderungen an die für die µCT-Scanner erforderlichen Komponenten wie die
Positioniermechanik, die Röntgenquelle und den Detektor.
Aufgrund verschiedener Anwendungsbereiche (Kap. 2.2.2) kann bei µCT-Scannern zwischen
Geräten für die in-vitro-Bildgebung und in-vivo-Bildgebung bzw. Kleintierbildgebung (engl.:
small animal imaging) unterschieden werden. Um eine Verwechslung mit der Bildgebung von
kleinen Haustieren in der Veterinärmedizin zu vermeiden, wird in der vorliegenden Arbeit der
Begriff Versuchstierbildgebung verwendet. Die µCT seit kommt einigen Jahren ebenfalls in
der Humanmedizin auch klinisch zum Einsatz. Auf jeden Fall ist das Interesse an der Mikro-
Computertomographie ungebrochen, was der sprunghafte Anstieg der Publikationen über
9

LITERATURÜBERSICHT
µCT von etwa 100 im Jahre 2002 auf schätzungsweise über 400 im Jahre 2008 zeigt (STOCK
2009). In Tab. 2.1 werden die wichtigsten Unterschiede zwischen klinischer CT, in-vivo-µCT
und klinischer µCT zusammengefasst.
Tab. 2.1: Vergleich von Merkmalen der klinischen CT, der in-vivo-µCT und der klinischen µCT am
Beispiel des XtremeCT*.
Merkmal Klinischer CT-Scanner In-vivo-µCT-Scanner
10
XtremeCT* als Bsp. für
ein klinisches µCT
Strahlengeometrie Fächerstrahl Kegel- oder Fächerstrahl Kegelstrahl
Max. transaxiale
Ortsauflösung
Max. axiale
Ortsauflösung
Röntgenröhre Hochleistungs-CT-Röhre
etwa 250 µm etwa 15 µm 41 µm
etwa 350 µm etwa 15 µm 41 µm
Mikrofocusröhre oder
Feinfokusröhre
Mikrofocusröhre
Röhrenleistung 20–100 kW 10–300 W 60 W
Röhrenspannung 80–140 kV 30–100 kV 60 kV
Fokusgröße 0,7–1,5 mm 5-200 µm 80 µm
Detektor
Zeilendetektor (≤ 320
Zeilen)
Flachbilddetektor Flachbilddetektor
Field of View (FOV) < 70 cm < 12 cm 126 mm
Bildmatrixgröße 512 2 512 2 -3072 2 512 2 -3072 2
Volumenscanzeiten
Gantry
Millisekunden bis
Sekunden
dreht sich um Patienten
bzw. Messobjekt
Minuten bis Stunden Minuten
dreht sich um Patienten
bzw. Messobjekt
* in der vorliegenden Arbeit verwendeter µCT-Scanner der Fa. Scanco Medical AG
dreht sich um Patienten
bzw. Messobjekt
Die wichtigsten Komponenten eines µCT-Scanners sind neben der Positioniermechanik, der
Detektor und die Strahlungsquelle. Wesentliche Merkmale der Strahlungsquelle sind die
Fokusgröße und die Leistung. Die Leistung ist ein Maß für den Photonenfluss, der wiederum
die Scandauer bestimmt. Die Röntgenröhren in µCT-Scannern haben üblicherweise eine

LITERATURÜBERSICHT
Fokusgröße von 5-100 µm und werden deswegen als Mikrofokusröhren bezeichnet. Durch
den kleinen Fokus ist eine hohe Ortsauflösung mit geringer Randunschärfe möglich. Die
Leistung der Röntgenröhre bei µCT-Scannern ist allerdings aufgrund des kleinen Fokus bis zu
10 4 mal geringer als bei Röntgenröhren, die in klinischen CT-Geräten zum Einsatz kommen.
In einigen Scannern wird statt einer Mikrofokusröhre eine Synchrotronquelle eingesetzt
(HIRAI et al. 2006). Der damit verbundene Vorteil ist die wesentlich höhere
Strahlungsintensität. Die Filterung von polychromatischer Röntgenstrahlung ermöglicht die
Extraktion monochromatischer Strahlung, mit der sich Strahlaufhärtungsartefakte (Kap.
2.4.2.2.1) reduzieren lassen. Synchrotronstrahlung hat auch nach dieser Filterung eine noch
recht hohe Intensität. Der Nachteil der Synchrotronstrahlung sind die hohen Kosten.
Als Detektoren werden häufig Zeilen-CCDs oder Flächen-CCDs benutzt, die allerdings die
einfallende Röntgenstrahlung nicht direkt messen können. Ein Flächendetektor ist zwar
teuerer, misst die emittierte Röntgenstrahlung aber effizienter als ein Zeilendetektor. Beim
Flächendetektor wandelt ein Szintillator die Röntgenquanten in sichtbares Licht um, und eine
Linsenoptik oder eine Glasfaseroptik-CCD-Verbindung lenkt die Photonen auf den Detektor.
Ein mechanischer oder elektronischer Verschluss ist ebenfalls notwendig, um Einzelbilder
aufnehmen zu können. Der Röntgenstrahl im µCT hat üblicherweise eine Fächer- oder
Kegelgeometrie (FELDKAMP et al. 1984; FELDKAMP et al. 1988). Die Kegelstrahlgeometrie
ermöglicht zusammen mit dem Flächendetektor Volumenaufnahmen.
2.2.1.1 In-vitro-Mikro-CT
Bei µCT-Scannern für in-vitro-Untersuchungen wird normalerweise auf eine rotierende
Gantry verzichtet, was den gerätetechnischen Aufwand verringert und Kosten spart. Bei der
Aufnahme dreht sich dann das Objekt, während die Röntgenröhre und der Detektor stationär
sind. Manchmal kann die Probe zwischen der Röntgenröhre und dem Detektor frei
positioniert werden, was eine Anpassung der geometrischen Vergrößerung an die
Objektgröße möglich macht. In-vitro-µCT-Geräte machen den Einsatz eines sehr kleinen
Fokus möglich, da die dadurch verursachte lange Scanzeit und damit die relativ hohe
Strahlendosis bei nicht lebenden Objekten von untergeordneter Bedeutung ist. Durch den sehr
kleinen Fokus kann ein in-vitro-µCT auch sehr kleine Strukturen im Bereich von 1 bis 10 µm
auflösen.
11

LITERATURÜBERSICHT
2.2.1.2 In-vivo-Mikro-CT und Versuchstierbildgebung
Die Anforderungen an einen µCT-Scanner für die in-vivo-Bildgebung unterscheiden sich zum
Teil deutlich von Geräten für in-vitro-Anwendungen. Seit einigen Jahren ist es möglich,
kleine lebende Labortiere im µCT zu untersuchen. Es werden von mehreren Herstellern µCT-
Geräte angeboten, die speziell für die Versuchstierbildgebung entwickelt wurden (Tab. 2.2).
Kurze Scanzeiten, um die Narkosezeit niedrig zu halten und eine niedrige Strahlendosis nach
dem Prinzip „As Low As Reasonably Achievable“ (ALARA) sind erwünscht (KALENDER
2006). Eine niedrige Strahlenexposition ist einerseits aus Tierschutzgründen wichtig, aber
andererseits auch, um beispielsweise bei Langzeituntersuchungen zu Tumoren den
Organismus nicht einer zusätzlichen Strahlenexposition auszusetzen, damit die
Untersuchungsergebnisse nicht beeinflusst werden. Die Ortsauflösung des Scanners soll hoch
genug sein, um kleine Strukturen wie Knochentrabekel oder Blutgefäße zuverlässig darstellen
zu können, was bis etwa 100 µm gegeben ist (RITMAN 2007). Die im Vergleich zur in-vitro-
µCT etwas geringere Ortsauflösung bei der in-vivo-Bildgebung erlaubt größere
Fokusabmessungen und damit eine höhere Röhrenleistung und kürzere Scanzeiten. In
Anlehnung an die klinische CT liegt bei der in-vivo-µCT das Versuchstier waagerecht und
stationär, während die Gantry rotiert. Diese aufwendigere Mechanik macht auch den Einsatz
von Anästhesiegas praktikabel, da sich bei stationärer Lage des Versuchstieres und
rotierender Gantry die mit dem Versuchstier verbundenen Anästhesieschläuche nicht drehen
und dadurch nicht abknicken oder abreißen können.
2.2.2 Anwendungsbereiche der Mikro-CT
Der große Vorteil der µCT ist die hochauflösende, direkte, dreidimensionale, nichtdestruktive
morphometrische Analyse von Objekten und Geweben. Sie hat dadurch ein recht breites
Anwendungsspektrum. Der Schwerpunkt beim Einsatz von µCT-Scannern lag bis vor
wenigen Jahren vor allem bei in-vitro-Untersuchungen im Bereich der Materialwissenschaften
sowie der biomedizinischen und präklinischen Forschung (KALENDER
2006; RITMAN 2004). Neuerdings findet die µCT auch im klinischen Bereich Anwendung.
12

LITERATURÜBERSICHT
2.2.2.1 Materialwissenschaften und Geologie
Geologische und gesteinsmechanische Eigenschaften werden bereits seit einiger Zeit mithilfe
von µCT-Scannern untersucht. Diese Geräte werden unter anderem bei der Charakterisierung
von Sedimenteigenschaften, Bodendichte, Verdichtung und Verdichtbarkeit, Mehrphasenströmung,
Feuchtegehalt, Porosität und Durchlässigkeit sowie bei der Überwachung
der biologischen Abwitterung von Naturstein und Beton in Gebäuden eingesetzt (CNUDDE
et al. 2004; DE GRAEF et al. 2005; VAN KAICK u. DELORME 2005). In den
Materialwissenschaften kommen µCT-Untersuchungen sowohl in der Forschung als auch
industriell zum Einsatz, z. B. bei der zerstörungsfreien Abbildung von elektronischen und
mikromechanischen Bauteilen (HANKE et al. 2008; VAN KAICK u. DELORME 2005;
WOLTER et al. 2007).
2.2.2.2 Präklinische Forschung
Die µCT erfährt ein zunehmendes Interesse aus der biomedizinischen Forschung (CARLSON
et al. 2007; POSTNOV et al. 2006). Wie bereits erwähnt, wird hier zwischen in-vitro-
Untersuchungen sowie in-vivo-Anwendungen unterschieden. Bei letzteren spielt die im Kap.
2.2.1.2 besprochene Versuchstierbildgebung eine wichtige Rolle. Aktuelle Beispiele für
präklinische in-vitro-Studien sind Untersuchungen an Cochlea-Implantaten (POSTNOV et al.
2006), an pharmazeutischen Präparaten (BUSIGNIES et al. 2006; HANCOCK u.
MULLARNEY 2005), beim Knochenwachstum in porösen Biomaterialien (GULDBERG et
al. 2008) und beim Abbau von biomedizinischen Magnesium-Implantaten (VON DER HÖH
et al. 2006; WITTE et al. 2006). Auch in der zahnmedizinischen Forschung kommen µCT-
Geräte inzwischen häufig zum Einsatz (KAMEGAWA et al. 2008; LEE et al. 2008). Die
präklinische µCT wird ebenfalls seit über einem Jahrzehnt erfolgreich im Rahmen der
Strukturanalyse von kleinen Proben menschlicher und tierischer Knochen eingesetzt (BONSE
et al. 1996; DING et al. 2003; ENGELKE et al. 1999; RÜEGSEGGER et al. 1996).
Mithilfe der Versuchstierbildgebung im µCT können Langzeitentwicklung und Wirksamkeit
von pharmazeutischen Präparaten, Operationen und anderen medizinischen Behandlungen am
selben Versuchstier verfolgt werden. Die Anzahl der in einer Studie verwendeten Tiere kann
dadurch deutlich reduziert werden. Ein wichtiges Einsatzgebiet der Versuchstierbildgebung
ist die Untersuchung der Knochenmikroarchitektur (DE CLERCK et al. 2003; MORGAN et
13

LITERATURÜBERSICHT
al. 2009) und der Knochenentwicklung (GULDBERG et al. 2004). Auch verschiedene
Weichteilgewebe, wie z. B. Lunge (CAVANAUGH et al. 2004), Herz (BADEA et al. 2004;
BADEA et al. 2006), Nieren (BENTLEY et al. 2002; BENTLEY et al. 2007) und Tumoren
(DE CLERCK et al. 2004; STILLER et al. 2007; WINKELMANN et al. 2006) lassen sich mit
der µCT gut darstellen.
Tab. 2.2: Aktuelle kommerziell erhältliche µCT Scanner für die Versuchstierbildgebung.
Modell Hersteller FOV [mm] Min. Voxelgröße [µm] Ortauflösung [µm]
XtremeCT Scanco medical AG 125 41 100 µm (10% MTF)
VivaCT 40 Scanco medical AG 20-38 10-72 16 µm (10% MTF)
VivaCT 75 Scanco medical AG 40-78 20-156 16 µm (10% MTF)
Latheta LCT 100A Aloka Co, Ltd. 30, 48, 120 62,52 x 30 100 µm (k.A)
Latheta LCT 200 Aloka Co, Ltd. 24, 48, 60, 120 k.A k.A
TomoScope 30s, VAMP GmbH 50 40 82 µm (10% MTF)
Explore CT 120 General Electric 85 25 90 µm (3% MTF)
Explore Locus General Electric 80/45 27 90/27 µm (10% MTF)
Explore Vista
PET/CT
General Electric 67 k.A. 50 µm (FWHM)
Triumph General Electric 97 k.A. 15/50 µm (FWHM)
SkyScan 1076 Skyscan 68 < 9 < 15 µm (10% MTF)
SkyScan 1178 Skyscan 82 80 k.A.
2.2.2.3 Klinische Anwendung der Mikro-CT
Seit einiger Zeit wird auch die klinische in-vivo-Anwendung von µCT-Scannern nicht nur
diskutiert (WANG et al. 2005), sondern auch praktiziert. So wird die µCT in der
Humanmedizin z. B. zunehmend für die Diagnose und Überwachung von Osteoporose
angewendet (KAZAKIA et al. 2008). Hierbei kommt häufig einer der ersten klinischen µCT,
der XtremeCT (Scanco Medical AG, Brüttisellen, Schweiz) zum Einsatz (GRIFFITH u.
GENANT 2008; MACNEIL u. BOYD 2007; MACNEIL u. BOYD 2008).
14

LITERATURÜBERSICHT
2.2.3 Qualitative und quantitative Mikro-CT
Bei der qualitativen Bewertung von CT oder µCT-Aufnahmen wird die Anwesenheit,
Abwesenheit oder Veränderung von Strukturen beurteilt und das Ergebnis eventuell in einer
Zahl oder in Worten ausgedrückt. Diese Bewertung wird von Betrachtern vorgenommen,
deren Urteil auf Erfahrung beruht. Eine qualitative Beurteilung von µCT-Daten wurde z. B.
bei Knochenbrüchen (DICKSON et al. 2008), bei der Bildung von Knochengewebe um
Implantate (BERNHARDT et al. 2006) und Zahnimplantate (CATTANEO et al. 2004; VAN
OOSSTERWYCK et al. 2000) oder bei pathologischen Veränderungen im Schädelknochen
(RÜHLI et al. 2007) beschrieben. Im Gegensatz dazu geht es bei der quantitativen
Computertomographie (QCT) darum, die Auswertung von CT-Bilddaten quantitativ vorzunehmen,
d.h. physikalische Größen in Form von Zahlenwerten auszudrücken. QCT kommt
sowohl bei klinischer CT als auch bei µCT zum Einsatz. Für quantitative Messungen, die sich
nur auf µCT-Scanner beziehen, wird in der vorliegenden Arbeit die Bezeichnung QMCT
verwendet.
Bei der QCT stehen die Kriterien Genauigkeit, Reproduzierbarkeit, Qualitätssicherung und
Vergleichbarkeit mit anderen Geräten im Vordergrund (KALENDER 2006). KALENDER
(2006) hält bei medizinischen Fragestellungen eine Genauigkeit von ca. 10 % für ausreichend.
Viel wichtiger für Verlaufsstudien ist dagegen die Reproduzierbarkeit. Quantitative
Veränderungen einer Struktur im Laufe der Zeit können statistisch nur zuverlässig bestimmt
werden, wenn die Reproduzierbarkeit (z. B. in Form der Standardabweichung σ) der
Messungen prozentual ein Drittel oder weniger der minimal zu erfassenden Veränderung in
Prozent beträgt („3σ “-Regel). Der Nachweis eines Knochenschwundes von 5 % erfordert
also eine Reproduzierbarkeit der Einzelmessung von besser als 1,65 % (KALENDER 2006).
Eine hohe Reproduzierbarkeit erfordert feste Scanprotokolle. Außerdem sind zur Qualitäts-
sicherung im Rahmen der Konstanzprüfung Kalibrierungen des Scanners notwendig, die
idealerweise vor jeder Messung, mindestens aber einmal monatlich erfolgen sollten.
Eine quantitative Auswertung von µCT-Daten (QMCT) wird in vielen der in Kap. 2.2.2
beschriebenen Bereiche praktiziert, wobei zahlreiche Studien Ergebnisse der QMCT belegen
(STOCK 2009). Beispielhaft seien hier die in-vitro-Bestimmung der Verkalkungen in
menschlichen Arterien (LANGHEINRICH et al. 2004), die Beurteilung der Verteilung und
Struktur von Pharmazeutika (HANCOCK u. MULLARNEY 2005; TRAINI et al. 2008) und
15

LITERATURÜBERSICHT
die Angiogenese von Lungentumoren im Mausmodell (SAVAI et al. 2009) genannt. Ein
häufiges Einsatzgebiet der QMCT ist auch die bereits in den Kap. 2.2.2.2 und 2.2.2.3
erwähnte Messung der Knochendichte und der Knochenmikroarchitektur in der
Versuchstierbildgebung (ENGELKE 2002; LEITNER et al. 2008; MORGAN et al. 2009;
OEST et al. 2008) und in der Humanmedizin (KAZAKIA et al. 2008; MACNEIL u. BOYD
2008). Die quantitative Messung von peripheren Knochen wie Tibia oder distaler Radius mit
µCT wird auch als HR-pQCT (High-Resolution peripheral QCT) bezeichnet
(CARBALLIDO-GAMIO u. MAJUMDAR 2006). Die Knochendichte wird meistens
volumetrisch in der Einheit mg /cm 3 Calciumhydroxylapatit bestimmt (PREVRHAL u.
GENANT 1999).
2.3 CT-Spezifische Messgrößen der Dosis
Der computertomographische Dosisindex (engl.: Computed Tomography Dose Index , CTDI)
wurde als CT-spezifische Dosisgröße eingeführt und wird mithilfe einer Ionisationskammer
während einer Rotation der Röntgenröhre gemessen. Der CTDI ist ein Maß für die
Strahlendosis innerhalb einer bestrahlten Schicht und wird wie folgt definiert (BONGARTZ
et al. 1998; IEC 2004):
n CTDI 100,x =
1
M ⋅ S
16
+ 50 mm
⋅ ∫ D(z)dz
(2.8)
- 50 mm
Das Index 100 zeigt die vorgeschriebene, feste Integrationslänge von 100 mm über das
Dosisprofil D(z) in z-Richtung an. Mit dem Index x wird angegeben, ob die Messewerte für
Luft (x = Luft) oder für ein Phantom zentral (x = c), peripher (x = p) oder gewichtet ( x = w)
gültig sind. M ist die Anzahl der erfassten Schichten und S steht für die Schichtdicke. Das
Subskript n zeigt an, dass der CTDI-Wert normiert auf ein Standard-mAs-Produkt angegeben
wird, zumeist pro 100 mAs oder 1 mAs (IEC 1999; KALENDER 2006). Das heißt, der
gemessene CTDI [mGy] wird normiert, indem er durch das Röhrenstrom-Zeit-Produkt [mAs]
der entsprechenden Messung geteilt wird.

LITERATURÜBERSICHT
Den für die tatsächliche Strahlenexposition relevanten Wert des CTDI [mGy] erhält man dann
wiederum durch Multplikation des normierten nCTDI100,x [mGy/mAs] mit dem Strom-Zeit-
Produkt Q [mAs]. Es gilt:
CTDI 100,x = n CTDI 100,x ⋅Q (2.9)
Der CTDI100 wird normalerweise in einem CTDI-Phantom (SHOPE et al. 1981) gemessen
und als Luftenergiedosis angegeben (DIN 2005; IEC 1999). Das CTDI-Phantom wird aus
Plexiglas oder einem anderen wasseräquivalenten Kunststoff hergestellt und ist mit einem
Durchmesser von 16 cm und 32 cm spezifiziert. Das Phantom hat eine axiale Ausdehnung
von mindestens 14 cm.
Es wurde ebenfalls eine gewichtetete Summe der peripheren und des zentralen CTDI-Wertes
vorgeschlagen (BONGARTZ et al. 1998), die inzwischend weitgehend akzeptiert wird (IEC
2004; KALENDER 2006):
n CTDI 100,w = 13⋅ n CTDI 100,c + 23⋅ n CTDI 100,p (2.10)
Der CTDI kann verwendet werden, um eine erste Abschätzung der Strahlendosis zu erhalten,
die mit einer kompletten CT-Untersuchung verbunden ist. Hierzu wurde der Volumen-CTDI
(CTDIvol) als Parameter eingeführt. Mit dem CTDIvol wird für das gewählte Scanprotokoll die
durchschnittliche Dosis über das gesamte abgetastete Volumen angegeben. Für eine axiale
Abtastung ist der CTDIvol wie folgt definiert (DIN 2005):
CTDI vol =
M ⋅ S
Δd ⋅ CTDI 100,w
17
(2.11)
Dabei ist M die Zahl der in einem einzelnen axialen Scan gescannten Schichten. S steht für
die Schichtdicke und Δd ist der Vorschub der Patienten-Lagerungshilfe in z-Richtung
zwischen zwei aufeinander folgenden Abtastungen. Der Nachteil des CTDIvol ist, dass er sich
nur auf einzelne Scans bezieht. Die gesamte Strahlendosis mehrerer aufeinander folgender
Scans wird so nicht berücksichtigt (MORIN et al. 2003). Aus diesem Grund wurde ebenfalls

LITERATURÜBERSICHT
das Dosislängenprodukt DLP vorgeschlagen (BONGARTZ et al. 1998), dass auch den
kumulativen Effekt mehrerer Scans während einer Untersuchung berücksichtigt:
DLP = nCTDI100,w,i ⋅ Ni ⋅ M i ⋅ Si ⋅C ∑ i
(2.12)
i
Die Summe bedeutet, dass die Beiträge aller Scansequenzen i einer Untersuchung
berücksichtigt werden müssen. Ci gibt den jeweiligen mAs-Wert an und Ni die Anzahl der
Einzelscans oder Rotationen. Si steht für die Schichtdicke, und Mi ist die Anzahl der simultan
erfassten Schichten. Die Einheit des DLP ist [Gy·cm]. Das DLP lässt aber, wie auch der
CTDIvol, keine direkte Aussage zur Patientendosis zu, da die jeweils gescannten anatomischen
Strukturen nicht berücksichtigt werden.
18

2.4 Parameter der Bildqualität
LITERATURÜBERSICHT
Die Überprüfung und Optimierung der Bildqualität spielen eine zentrale Rolle bei
bildgebenden Verfahren. Eine hohe Bildgüte sorgt dafür, dass ein Objekt möglichst
naturgetreu im Bild wiedergegeben wird, ohne Anwesenheit von Strukturen, die im
ursprünglichen Objekt nicht vorhanden waren. Außerdem sind nur bei adäquater Bildqualität
die gewünschten Details sichtbar, die eine sichere Diagnose bzw. Beurteilung erlauben. Aus
diesem Grund ist die Gewährleistung optimaler Bildqualität an µCT-Scannern Gegenstand
intensiver Forschung (FORD et al. 2003; STEPINA 2006). Es gibt eine Vielzahl von
Parametern, die Einfluss auf die Bildqualität haben. Die meisten davon werden bereits vor
einem µCT-Scan festgelegt und können nicht nachträglich geändert werden. STEPINA (2006)
unterscheidet folgende Gruppen von Parametern, die Einfluss auf die Bildqualität von µCT-
Aufnahmen haben:
• Untersuchungsparameter: bei der Untersuchungsplanung gewählte Parameter, die
anschließend nicht mehr korrigiert werden können,
• Objektparameter: durch den Patienten oder das Objekt vorgegebene Parameter, die
vom Untersucher kaum beeinflusst werden können,
• Rekonstruktionsparameter: Parameter, die bei der Bildrekonstruktion eingesetzt und
daher nachträglich variiert werden können.
Wichtige Untersuchungsparameter bei µCT sind die Röhrenspannung, das mAs-Produkt, die
Zusatzfilterung, die Zahl der Projektionen, die Integrationszeit und die Matrixgröße des
Detektors. Zu den Objektparametern zählen die Schwächung der Röntgenstrahlung im
Objekt, die wiederum von Objektdurchmesser und -zusammensetzung abhängt, sowie ob das
Objekt lebendig oder tot ist (Bewegung). Als Rekonstruktionsparameter gelten z. B. der
Faltungskern, der Rückprojektionsalgorithmus und der gewählte Bildauschnitt für die
Rekonstruktion (engl.: Reconstruction Field of View, RFOV).
Die Beurteilung der Bildqualität kann sowohl subjektiv bzw. halb-objektiv als auch objektiv
erfolgen (OPPELT 2005). Eine langfristig adäquate Qualitätssicherung erfordert aber, dass
die Beurteilung der Bildqualität nicht ausschließlich subjektiv stattfindet, sondern dass hierfür
19

LITERATURÜBERSICHT
auch objektive Parameter herangezogen werden (KALENDER 2006). Folgende Parameter
sind die wichtigsten, die zur Charakterisierung der Bildqualität verwendet werden:
• Homogenität der CT-Werte,
• Linearität der CT-Werte,
• Hochkontrastauflösung (Ortsauflösung),
• Pixelrauschen,
• Signal-Rausch-Verhältnis,
• Niedrigkontrastauflösung,
• Anwesenheit von Bildartefakten.
Die einzelnen Parameter, sowie Methoden, die deren Überprüfung und Optimierung
ermöglichen, werden in den folgenden Abschnitten beschrieben, wobei zwischen objektiven
und halb-objektiven Verfahren unterschieden wird.
2.4.1 Objektive Bewertung der Bildqualität
Die Bildqualität kann objektiv beurteilt werden, indem physikalische Größen quantifiziert
werden. Hierfür können Testkörper, auch Phantome genannt, eingesetzt werden. Die
Standardisierung mit Hilfe von Phantomen hat sich bei der objektiven Beurteilung der
Bildqualität als sehr nützlich erwiesen. Während es für klinische CT schon seit einiger Zeit
Standardphantome für die Qualitätssicherung gibt (KALENDER et al. 1995), sind solche für
µCT noch nicht etabliert (KALENDER et al. 2005; STILLER et al. 2007).
2.4.1.1 Homogenität und Linearität der CT-Zahlen
Ein homogenes Material wie Wasser zeigt idealerweise konstante CT-Zahlen über den
gesamten Querschnitt im rekonstruierten Bild. Für Messungen an zylinderförmigen
Wasserphantomen werden dabei Abweichungen von bis zu maximal ± 4 HU akzeptiert
(KALENDER 2006). Bei unterschiedlichen Objektquerschnitten und Materialkombinationen
ist die Gewährleistung der Homogenität der CT-Werte allerdings schwierig. CT-Werte von
20

LITERATURÜBERSICHT
Weichteilgewebe hängen nur geringfügig vom Objektquerschnitt ab. Bei Materialien oder
Geweben mit hoher Ordnungszahl schwanken die CT-Werte aber viel stärker in Abhängigkeit
von Objektdurchmesser und Strahlungsspektrum (KALENDER 2006).
Auch eine Linearität der CT-Wertskala ist für µCT-Geräte erwünscht. In der CT-Wertskala
gibt es die beiden Fixpunkte für Luft (-1000 HU) und für Wasser (0 HU). Diese Fixpunkte
müssen für jede mittlere Strahlungsenergie neu kalibriert werden (s. auch Kap. 2.1.2). Für CT
bzw. µCT gilt bei Linearität, dass wenn der lineare Schwächungskoeffizient µi als CTi
abgebildet wird, dann muss c⋅µi in c⋅CTi resultieren, wobei CT die CT-Zahl und c eine
Konstante ist. Allerdings hängt µ, wie bereits in Kap. 2.1.2 beschrieben, sowohl von der
Dichte des Materials als auch von der Ordnungszahl ab. Während aus einer Änderung der
Dichte eine lineare Änderung des CT-Wertes resultiert, führen Unterschiede in der
Ordnungszahl zu nichtlinearen Änderungen der CT-Zahl. Die Konstante c ist insbesondere
vom Strahlungsspektrum abhängig. Hierdurch ist eine Linearität der CT-Werte in der Praxis
nicht allgemein möglich, sondern bei Materialien und Gewebe mit ähnlichen effektiven
Ordnungszahlen aber unterschiedlichen Dichten. Es gibt keine Standardmaterialien, um die
Linearität eines µCT zu bestimmen. Bei Messungen der Linearität muss allerdings immer das
gleiche Material benutzt werden (KALENDER 2006).
2.4.1.2 Hochkontrastauflösung (Ortsauflösung)
Die Hochkontrastauflösung oder auch Ortsauflösung bezeichnet den kleinsten Abstand
zwischen zwei Bildpunkten, bei dem beide Punkte noch voneinander unterschieden werden
können. Bei der Ermittlung der Ortsauflösung werden Hochkontraststrukturen verwendet, um
einen Einfluss des Pixelrauschens (Kap. 2.4.1.3) zu vermeiden. Im Phantom müssen
Strukturen mit einem Kontrast von mindestens einigen hundert HU vorhanden sein (DIN
2007). Weiterhin muss zwischen den Ortsauflösungen in der transaxialen (x,y) Ebene und in
axialer (z) Richtung unterschieden werden.
Die Ortsauflösung kann direkt z. B. mit Lochmustern oder Bleistrichrastern bestimmt oder
indirekt berechnet werden. Die indirekte Berechnung erfolgt durch Betrachtung der
Impulsantwort des Systems, d.h. die Abbildung eines punktförmigen Objektes. Dies wird als
Punktbildfunktion (engl.: point spread function, PSF) bezeichnet. Deren Fouriertransformierte
ist die Modulationsübertragungsfunktion (engl.: modulation transfer function, MTF), die ein
21

LITERATURÜBERSICHT
Maß für die Ortsauflösung des bildgebenden Systems darstellt. Die MTF eignet sich am
besten zur objektiven Charakterisierung der Hochkontrastauflösung. Die MTF gibt an, mit
welchem Kontrast einzelne Frequenzen (z. B. in Linienpaare pro mm, Lp/mm) durch den CT
bzw. µCT abgebildet werden.
Die MTF für das gesamte (Mikro-)CT-System wird meistens mithilfe eines Drahtphantoms
bestimmt. Der Durchmesser des im Phantom enhaltenen Drahtes muss im Verhältnis zur
Voxelgröße klein sein. Das Phantom bzw. der Draht wird senkrecht zur transaxialen Ebenen
positioniert und gescannt. Aus den gemessenen Schnittbildern des Drahtes ergibt sich die
Punktbildfunktion, die anschließend Fourier transformiert wird (ROSSMANN 1969). Die
Hochkontrastauflösung wird in Form der jeweiligen Ortsfrequenz für einen bestimmten
Prozentwert der MTF angegeben. Meistens wird die erreichbare Ortsauflösung über den 10%-
Wert der MTF spezifiziert. Das ist die Ortsfrequenz, bei dem die MTF auf 10 % des
Ursprungswertes abgefallen ist (DIN 2007). Manche Hersteller von µCT-Geräten
spezifizieren die Ortsauflösung allerdings nur als FWHM (Full Width at Half Maximum).
Damit ist die Breite der oben beschriebenen Punktbildfunktion auf halber Höhe der
Amplitude gemeint (SMITH 1997). Die Hochkontrastauflösung wird von der Fokusgröße, der
Zahl der Projektionen, dem Detektor (Aperture und Größe bzw. Abstand der Elemente), der
Aufnahmegeometrie, der Fokusbewegung, dem Faltungskern und dem Rekonstruktionsalgorithmus
beeinflusst.
22

2.4.1.3 Pixelrauschen
LITERATURÜBERSICHT
In der Physik wird unter Rauschen allgemein eine durch Zufallsprozesse entstandene
Störgröße verstanden. Rauschen trägt zu einem Signal bei, ohne selber Informationen zu
enthalten. Das Pixelrauschen, auch Bildpunktrauschen genannt, ist eine durch Rauschen
verursachte Schwankung der CT-Werte in den einzelnen Punkten eines Bildes einer
homogenen Struktur. Bei modernen µCT-Geräten wird das Pixelrauschen vor allem durch
Quantenrauschen im Detektor und im geringeren Maße durch elektronisches Rauschen
verursacht. Das Pixelrauschen σ ergibt sich entsprechend
σ =
1
N − 1 ⋅ (P ∑ i − P)2
(2.13)
als Standardabweichung der Werte von N Pixeln Pi innerhalb einer Region of Interest (ROI)
in einem homogenen Teil des Bildes bezüglich des Mittelwertes P .
Bei abnehmender Zahl einfallender Röntgenquanten nimmt das Pixelrauschen zu. Dies ist der
Fall bei Objekten, die die Röntgenstrahlung stark absorbieren bzw. bei hoher
Strahlungsschwächung I0/I, bei einem niedrigen mAs-Produkt Q und bei geringer
Schichtdicke S. Die Intensität des Pixelrauschens hängt auch vom verwendeten Faltungskern
bzw. Rekonstruktionsalgorithmus fA ab. Nach KALENDER (2006) gilt:
σ = f A ⋅
23
N
i = 1
I 0 / I
ε ⋅Q ⋅ S
ε ist dabei ein Maß für die Effizienz des Gesamtsystems.
(2.14)

LITERATURÜBERSICHT
Im Zentrum des rekonstruierten Bildes eines rotationssymmetrischen Objekts ergibt sich für
einen beliebigen Projektionswinkel ϑ das Rauschen σµ entsprechend
σ μ(0,0) =
2
M Δξ 2 ⋅σ 2
p(0,ϑ)
(2.15)
aus der Zahl der Projektionen M, dem Pixelrauschen im Zentrum des Bildes σp und dem
Abtastabstand bzw. der Größe des Auflösungselementes (Pixelgröße) Δξ. Das Pixelrauschen
hängt ebenfalls von der Hochkontrastauflösung ab (CHESLER et al. 1977; FUCHS u.
KALENDER 2003; KALENDER 2006). Für eine isotrope Ortsauflösung gilt bei
Übereinstimmung von Schichtdicke und Abtastabstand Δξ des Detektors:
σ 2 ~ 1
Δξ 4
24
(2.16)
Aus Gleichung (2.14) geht hervor, dass das mAs-Produkt, und damit die Dosis um einen
Faktor 4 erhöht werden muss, damit das Pixelrauschen um einen Faktor 2 abnimmt. Einerseits
ist die Wahrnehmung von kleinen Kontrastunterschieden nur bei einem geringen
Pixelrauschen möglich. Andererseits soll die Strahlendosis bei in-vivo-Experimenten bzw. in
der Diagnostik möglichst niedrig gehalten werden. Diese beiden Forderungen müssen so in
Einklang gebracht werden, dass die Beantwortung der diagnostischen Fragestellung
ermöglicht wird. Daraus folgt, dass der optimalen Wahl der Scan- und Rekonstruktions-
parameter große Bedeutung zukommt (KALENDER 2006). Tab. 2.3 fasst die wichtigsten
Parameter un deren Einfluss auf das Pixelrauschen zusammen.

LITERATURÜBERSICHT
Tab. 2.3: Der Einfluss verschiedener Scanparameter auf das Pixelrauschen (KALENDER 2006).
↑ = Zunahme, ↓ = Abnahme.
Veränderung der Scanparameter Einfluss auf das Pixelrauschen
Schichtdicke ↑ ↓
Glättender Faltungskern ↓
Kantenbetonender Faltungskern ↑
Objekt/Gewebe mit hoher effektiver Ordnungszahl ↑
Objekt/Gewebe mit niedriger effektiver Ordnungszahl ↓
mAs-Produkt ↑ ↓
Strahlungsenergie (Röhrenspannung) ↑ ↓
Integrationszeit des Detektors ↑ ↓
Zahl der Projektionen ↑ ↓
Weil das Pixelrauschen einen so großen Einfluss auf die Bildqualität hat, ist eine
Verbesserung der Bildqualität durch die Reduktion des Rauschens ein wichtiges Ziel
mehrerer aktueller Forschungsarbeiten. Dabei kann zwischen Rauschunterdrückung vor
(BORSDORF et al. 2008; DEMIRKAYA u. RITMAN 1999; WANG et al. 2008) und nach
der Bildrekonstruktion (HUANG et al. 2008; SCHAAP et al. 2008; SCHILHAM et al. 2006;
ZHONG u. NING 2005) unterschieden werden. Ein nachträgliches Verringern des Rauschens
der rekonstruierten CT-Aufnahme, d.h. Glätten des Bildes z. B. mit Hilfe veschiedener
Filterverfahren oder durch Verringern der Ortsauflösung des rekonstruierten Bildes in der z-
Richtung hat den Vorteil, dass dies auch vom Bildbetrachter vorgenommen werden kann
(DIEKMANN et al. 2007). Allerdings wird die allgemeine Bildqualität dadurch nicht immer
verbessert. Durch die Anwendung glättender Filter können Bilddetails verloren gehen, die das
Erkennen bestimmter Strukturen erschweren (KALRA et al. 2003).
Als Rauschunterdrückungsfilter werden statische und adaptive Filter verwendet. Ein adaptiver
Filter passt seine Bandbreite, also seinen Glättungsgrad, dem aktuellen Messwert an. Nicht
oder kaum verrauschte Projektionswerte werden vom adaptiven Filter nicht gefiltert. Stark
verrauschte Werte werden hingegen unter Berücksichtigung benachbarter Werte geglättet.
Der Vorteil von adaptiven Filtern ist deren geringerer Einfluss auf die Ortsauflösung. Die
Endbetrachtung am Computerbildschirm führt zu zusätzlichem Rauschen im Bild durch den
25

LITERATURÜBERSICHT
Monitor, so dass es auch Bemühungen gibt, das Monitorrauschen an medizinischen LCD-
Bildschirmen zu reduzieren (BACHER et al. 2006; KIMPE et al. 2005).
Die Messung des Pixelrauschen erfolgt meistens mit Hilfe eines Wasserphantoms, obwohl
auch andere homogene Strukturen mit ähnlicher Dichte wie z. B. Plexiglas-Vollzylinder
verwendet werden können (STILLER et al. 2007). Das Pixelrauschen bestimmt die
Niedrigkontrastauflösung (Kap. 2.4.2.1) sowie das Signal-Rausch-Verhältnis und das
Kontrast-Rausch-Verhältnis (Kap. 2.4.1.4).
2.4.1.4 Signal-Rausch-Verhältnis
Das Signal-Rausch-Verhältnis (engl.: signal-to-noise ratio, SNR) ist ein Maß für die Qualität
eines Signals, das vom Rauschen überlagert ist. Das SNR ist definiert als das Verhältnis von
der Leistung des Mess-Signals zu der Leistung des Rauschens aus der gleichen Signalquelle.
Es ist eine der wichtigsten Größen zur Charakterisierung der Qualität der aufgenommenen
Bilddaten (BEUTEL 2000). Objekte im CT-Bild können nur erkannt werden wenn das Signal
größer ist als das Pixelrauschen. Ist das Pixelrauschen größer als das Signal, so können auch
bei hohem Kontrast und hoher Ortsauflösung die zu beurteilenden Strukturen nicht oder nicht
ausreichend erkannt werden (POHLE 2004). Als Hintergrund-Signal-Rausch-Verhältnis wird
das SNR in einem bestimmten Bildpunkt oder Bildareal bezeichnet. Für CT- bzw. µCT-
Aufnahmen gilt für das SNR
SNR = P
σ
26
(2.17)
Hierbei steht P (= Signal) für die mittlere CT-Zahl aller Pixel innerhalb eines bestimmten
Bildareals und σ für das Pixelrauschen (Kap. 2.4.1.3). Das SNR im rekonstruierten
Tomographiebild hängt vom Abstand zwischen Fokus und Detektor RF, vom Photonenfluss
Φ, von der Integrationszeit ti und vom Targetstrom IT ab.

LITERATURÜBERSICHT
Unter der Annahme, dass der Abtastabstand Δξ etwa gleich der Pixelgröße ist, gilt unter
Berücksichtigung des Einflusses des Faltungskernes (LUTZ 2001):
SNR~ Δξ2
R F
27
Φ I T t i (2.18)
Ein weiterer wichtiger Parameter bei der Unterscheidung von Bildstrukturen ist das Kontrast-
Rausch-Verhältnis (engl.: contrast-to-noise ratio, CNR). Der Signalunterschied zwischen zwei
Bildarealen A und B wird als Kontrast C definiert (s. auch Kap. 2.4.1.2 und 2.4.2.1), so dass
C AB = P A − P B = ΔP AB (2.19)
gilt, wobei P die mittlere CT-Zahl aller Pixel innerhalb des Bildareals bezeichnet. Das CNR
wird jetzt definiert als das Verhältnis zwischen der Signaldifferenz zweier benachbarter Pixel
oder Bildareale und dem Pixelrauschen für die Bildareale:
CNR AB = ΔP AB
σ = SNR A − SNR B (2.20)
Hierbei wird angenommen, dass sich das Pixelrauschen für beide Bildareale nicht
unterscheidet. Eine andere Bezeichnung für Kontrast-Rausch-Verhältnis ist Differenz-SNR.
Ob ein Betrachter Strukturen in einem CT-Bild wahrnehmen bzw. unterscheiden kann, hängt
außerdem stark vom visuellen System ab, da das menschliche Hirn ähnliche Signale innerhalb
größerer Flächen integriert und Muster und symmetrische Strukturen im Bild sucht. Diese
Bildverarbeitung im Hirn kann zu einem besseren lokalen SNR im Bild und dadurch zu einer
besseren Wahrnehmung führen (HAACKE et al. 1999). Wenn man annimmt, dass n
verschiedene benachbarte Voxel, die ähnliche CT-Werte haben, vom Auge integriert werden,
verbessert sich dadurch das vom visuellen System wahrgenommene lokale SNRA um einen
Faktor, der sich als Wurzel aus der Voxelzahl n ergibt. Dann ist das effektive Kontrast-
Rausch-Verhältnis K ein Maß für die Wahrscheinlichkeit, dass ein Betrachter in der Lage ist,
Struktur A von einem gleichmäßigen Hintergrund B zu unterscheiden.

Dies kann beschrieben werden durch:
LITERATURÜBERSICHT
K = CNR AB n (2.21)
Wenn K etwa 6 ist, können einfache Objekte vom Betrachter vom Hintergrund unterschieden
werden, falls die Anwesenheit des Objektes bekannt ist. Die Wahrnehmung von unbekannten
Strukturen erfordert ein K von 8. Wenn das Objekt nicht nur erkannt, sondern auch die
Konturen zuverlässig festgestellt werden sollen, ist ein K von 12 erforderlich (BRIGHT et al.
1998).
ROSE (1973) stellte außerdem fest, dass
CD
N
= konstant (2.22)
für ein großes Intervall von Objektdurchmessern gilt, unabhängig von der Ortsauflösung des
Bildes. Dabei bezeichnen D den Objektdurchmesser, C die Niedrigkontrastauflösung und N
ist die Höhe des Rauschens. Allerdings wird bei sehr kleinen Objekten die
Niedrigkontrastauflösung (Kap. 2.4.2.1) von der Ortsauflösung bestimmt, da hier
Partialvolumeneffekte zur Unschärfe und damit Kontrastreduktion führen (KALENDER
2006). Gleichung (2.21) berücksichtigt auch nicht die Beobachtung von geordneten Mustern,
wie sie bei der Bestimmung der Niedrigkontrastauflösung mit Phantomen häufig auftreten
(Kap. 2.4.2.1). Hierdurch werden Strukturen sichtbar, die dem Betrachter ohne geordnetes
Muster möglicherweise verborgen geblieben wären.
28

LITERATURÜBERSICHT
Wenn dass SNR des Eingangssignals bekannt ist, kann die Detective Quantum Efficiency
(DQE) berechnet werden. Die DQE ist ein Maß für die Quanteneffizienz des Detektors.
Hiermit wird der Anteil der einfallenden Quanten angegeben, die zum Ausgangssignal
beitragen. Das DQE ist entsprechend
DQE = SNR 2
out
2 (2.23)
SNRin als das Verhältnis der Quadrate von SNRout des Ausgangssignals zum SNRin des
Eingangssignals definiert.
2.4.2 Halbobjektive Beurteilung der Bildqualität
Neben den bereits beschriebenen Bildqualitätsparametern, die sich objektiv mit
physikalischen Größen quantifizieren lassen, gibt es auch eine Reihe von Parametern, bei
denen dies schwieriger ist (OPPELT 2005). Nachfolgend sollen hier die wichtigsten
Parameter beschrieben werden, bei denen die Quantifizierung nur subjektiv bzw. halbobjektiv
möglich ist, da sie von der visuellen Interpretation des Betrachters abhängt.
2.4.2.1 Niedrigkontrastauflösung
Einer der großen Vorteile der Computertomographie im Vergleich zum konventionellen
Röntgen besteht in den höheren erreichbaren Bildkontrasten (KALENDER 2006). Allgemein
wird unter Kontrast ein Intensitätsunterschied zwischen benachbarten Bildelementen
verstanden. Als Bildkontrast bezeichnet man den Bereich von Intensitätsstufen, die in einem
Bild effektiv genutzt werden, also die Differenz zwischen der maximalen und minimalen
Pixelintensität (BURGER u. BURGE 2007). In der Computertomographie wird Kontrast als
die absolute Differenz der CT-Zahlen zwischen benachbarten Bildstrukturen oder -regionen
definiert (KALENDER 2006). Die Niedrigkontrastauflösung bezeichnet die Fähigkeit, kleine
Strukturen mit niedrigem Kontrast erkennen zu können. Die maximal erreichbare
Niedrigkontrastauflösung, d.h. die kleinste Struktur, die bei einem niedrigen Kontrast noch
von der Umgebung unterschieden werden kann, hängt vor allem vom Pixelrauschen (Kap.
2.4.1.3) bzw. dem SNR (Kap. 2.4.1.4) aber auch von der Ortsauflösung und der Anordnung
29

LITERATURÜBERSICHT
der zu beurteilenden Strukturen ab (KALENDER 2006). Die Zusammenhänge zwischen
Pixelrauschen und Ortsauflösung verdeutlicht die Kontrast-Detail-Kurve (Abb. 2.3).
30
Abb. 2.3: Beispiele für Kontrast-Detail-Kurven
(KALENDER 2006).
In Abb. 2.3 wird der Zusammenhang zwischen Hochkontrastauflösung und Quantenrauschen
bei der Erkennbarkeit von Objektdetails dargestellt. Es wird erwartet, dass Strukturen mit
Werten für Kontrast und Durchmesser, die rechts oder oberhalb der jeweiligen Kurve für das
System liegen, aufgelöst werden. Die objektive Bestimmung der Niedrigkontrastauflösung ist
deshalb schwierig, weil sie bei den etablierten Verfahren ausschließlich mit dem
menschlichen Auge erfolgt. Die festgestellte Kontrastauflösung ist damit vom Auge des
Betrachters abhängig. Hierbei spielen sowohl physische bzw. physiologische Eigenschaften
als auch die Erfahrung des Betrachters eine wichtige Rolle. Unterschiedliche Phantome
können außerdem zu verschiedenen Ergebnissen führen (SUESS et al. 1999).
Ein Phantom zur Bestimmung der Niedrigkontrastauflösung enthält Gruppen von in Reihen
und in regelmäßigen Abständen angeordneten Objekten mit jeweils dem gleichen Durch-

LITERATURÜBERSICHT
messer. Die Objekte sind meistens zylinder- oder kugelförmig. Mehrere solcher Gruppen, die
sich jeweils in Objektdurchmesser und Kontrast unterscheiden, sind im Phantom enthalten.
Der Kontrastunterschied bezieht sich auf eine Gruppe von Objekten und das
Phantommaterial, das die Objekte umschließt. Es gibt zurzeit allerdings keinen Standard, der
die Geometrie und Anordnung der Niedrigkontraststrukturen vorschreibt (KALENDER
2006). Der Betrachter bestimmt bei einem gewissen Kontrast die kleinsten Objektdurchmesser,
die in einer Reihe noch voneinander getrennt wahrgenommen werden können.
Wenn nur aus einer Gruppe von Objekten mit unterschiedlichen Durchmessern das kleinste
noch sichtbare Objekt bestimmt wird, spricht man von Niedrigkontrasterkennbarkeit
(KALENDER 2006) oder Kontrast-Detailauflösung (OPPELT 2005).
Die unterschiedliche Bildbewertung durch Betrachter kann durch Einsatz von stochastischen
Verfahren wie die Receiver Operating Characteristic (ROC) Kurven-Analyse objektiviert
werden (METZ 1986). ROC ist ein Hilfsmittel, mit dem die Leistungsfähigkeit verschiedener
diagnostischer Methoden verglichen werden kann. Mit ROC kann bei CT-Aufnahmen auch
der Unterschied verschiedener Scanparameter auf die Niedrigkontrastauflösung bzw. -
erkennbarkeit objektiver beurteilt werden (MATSUBARA et al. 2007). Mehrere Autoren
beschreiben den Einsatz von ROC bei der Auswertung von CT-Studien an Phantomen, wobei
die Erkennbarkeit von Niedrigkontraststrukturen untersucht wurde (LEE et al. 2009;
OKUMURA et al. 2008; STARCK u. CARLSSON 1997; YIP et al. 2001). Auch bei einigen
µCT-Studien wurde der Einsatz von ROC beschrieben (HARASE et al. 2006; PHAN et al.
2006). Bei einem ROC-Test müssen die Testpersonen bestimmen, ob ein bestimmtes Detail
(Tumor, Phantomdetail) in einem Bild sichtbar ist. Für einen solchen binären Test gibt es vier
mögliche Ergebnisse, die in einer 2 × 2 Matrix zusammengefasst werden können (Tab. 2.4).
Tab. 2.4: Die möglichen Ergebnisse eines ROC-Tests in der Form einer 2 × 2 Matrix.
Detail wirklich vorhanden Detail wirklich abwesend
Detail als vorhanden diagnostiziert richtig positiv (TP) falsch positiv (FP)
Detail als abwesend diagnostiziert falsch negativ (FN) richtig negativ (TN)
31

LITERATURÜBERSICHT
Wichtig bei dieser Methode ist, dass die „richtige“ Diagnose bekannt sein muss, so dass eine
Bestätigung durch andere Verfahren (z. B. Histologie, Phantom ist bekannt) immer notwendig
ist. Damit sich Studien untereinander vergleichen lassen, haben sich folgende Größen etabliert
(METZ 1986):
Sensitivität =
32
TP
TP + FN
(2.24)
Die Sensitivität ist die Wahrscheinlichkeit, dass ein vorhandenes Detail tatsächlich vom
Betrachter wahrgenommen wurde.
Spezifität =
TN
FP + TN
(2.25)
Die Spezifität ist die Wahrscheinlichkeit, dass ein nicht vorhandenes Detail als solches richtig
vom Betrachter interpretiert wurde. Außerdem werden die Größen falsch-positiv-Fraktion
(FPF) entsprechend
FPF = 1 − TNF =
und falsch-negativ-Fraktion (FNF) entsprechend
FNF = 1 − TPF =
FP
FP + TN
FN
TP + FN
(2.26)
(2.27)
definiert. Alle durch die Gl. (2.24) bis (2.27) definierten Größen sind dimensionslos und
haben Werte zwischen 0 und 1. Jeder Betrachter wird die betrachteten Schichtbilder
unterschiedlich interpretieren Aus den unterschiedlichen Wahrnehmungen kann eine ROC-
Kurve bestimmt werden, wobei die Sensitivität (richtig-positiv-Fraktion = TPF) gegen FPF
aufgetragen wird. Auch bei einer Testperson, die die gleichen Bilder mehrmals beurteilt, kann
eine ROC-Kurve erstellt werden. Hohe Werte für TP und niedrige Werte für FP sind

LITERATURÜBERSICHT
erwünscht. Eine Bildbewertung, bei der etwa gleichviele TP als FP auftreten, erfolgt nach
dem Zufallsprinzip und ist damit unbrauchbar (OPPELT 2005). Mit dem ROC-Verfahren sind
auch Langzeitbeobachtungen möglich, z. B. ob ein bildgebendes System im zeitlichen Verlauf
konstante Ergebnisse produziert, was wiederum für die Bildqualitätssicherung wichtig ist. Ein
Beispiel für ROC-Kurven zeigt Abb. 2.4.
2.4.2.2 Bildartefakte
33
Abb. 2.4: ROC-Diagramm für verschiedene
hypothetische bildgebende Systeme. System
(a) ist besser als System (b) in Bezug auf das
untersuchte bildgebende Verfahren. Linie (c)
stellt die Untergrenze der diagnostischen
Leistungsfähigkeit dar, da hier die
Beurteilungen rein nach dem Zufallsprinzip
stattfanden und somit keinen diagnostischen
Wert haben. Modifiziert nach OPPELT (2005).
Unter Bildartefakten versteht man Teile eines Bildes, die im abgebildeten physikalischen
Objekt selber nicht vorkommen. Diese Artefakte können bei der Beurteilung von CT-Bildern
zu Problemen führen (BARRETT u. KEAT 2004). Die Entscheidung, ob eine Struktur im
Bild ein Artefakt ist oder nicht, hängt häufig von der Erfahrung des Betrachters ab. Bei der
Vermeidung von Bildartefakten ist die Auswahl der richtigen Scanparameter wichtig
(KALENDER 2006). Bildartefakte können zu Problemen bei der qualitativen und quanti-
tativen Auswertung von (µ)CT-Aufnahmen führen. Die Entwicklung nachträglicher
Korrekturverfahren, die solche Artefakte wieder korrigieren, ist deswegen nach wie vor
aktuell.
Grundsätzlich treten bei klinischer CT und µCT ähnliche Artefakte auf, die aber von der
Modalität (z. B. Spiral-CT) oder von der Strahlengeometrie (Kegel- oder Fächerstrahl)

LITERATURÜBERSICHT
beeinflusst werden. Die wichtigsten Arten von Artefakten, die bei µCT-Bildern auftreten,
werden nachfolgend besprochen.
2.4.2.2.1 Strahlaufhärtungsartefakte
Strahlaufhärtungsartefakte können entstehen, wenn sich bei CT-Aufnahmen Strukturen bzw.
Objekte von sehr hoher Röntgendichte im Strahlengang befinden. Bei der Rekonstruktion
mittels gefilterter Rückprojektion wird angenommen, dass der Röntgenstrahl monoenergetisch
ist (MAHNKEN et al. 2003). Unter dieser Annahme gibt es einen linearen
Zusammenhang zwischen der gemessenen Schwächung und der Dicke des gemessenen
Materials. In Wirklichkeit ist die benutzte Röntgenstrahlung jedoch polychromatisch. Bei
Objekten oder Materialien mit hoher Röntgendichte wird die niederenergetische Strahlung
stärker geschwächt als die hochenergetische Strahlung. Hierdurch ist die Gesamtschwächung
keine lineare Funktion der Objektdicke mehr. Diese Abweichung wird häufig für
Weichteilgewebe oder Knochen softwaremäßig korrigiert, wobei eine gleichzeitige Korrektur
für beides nur mit hohem Aufwand möglich ist (KALENDER 2006). Für Metalle und andere
Strukturen mit hoher Schwächung fehlt diese Korrektur typischerweise (JOSEPH u. RUTH
1997).
Strahlaufhärtungsartefakte können in der Form von Strichartefakten oder dunklen Zonen
auftreten oder auch visuell unauffällig sein. Bei letzterem sind jedoch die CT-Zahlen lokal
verfälscht (VAN DE CASTEELE et al. 2002; VETTER u. HOLDEN 1988), was dazu führt,
dass das gleiche Gewebe oder Material unterschiedliche Grauwerte haben kann, die vom
umgebenden Material abhängen (RAO u. ALFIDI 1981). Eine Vermeidung von Strahlaufhärtungsartefakten
ist von großer Wichtigkeit bei der quantitativen CT (MALTZ et al. 2008),
(Kap. 2.2.3). Strahlaufhärtungsartefakte lassen sich durch die Anwendung von Röntgenstrahlung
mit einer höheren mittleren Energie reduzieren. Dies kann durch den Einsatz von
Metallfiltern zwischen Objekt und Strahlenquelle sowie durch eine höhere kV-Zahl erreicht
werden.
34

2.4.2.2.2 Metallartefakte
LITERATURÜBERSICHT
Strukturen mit hoher Röntgendichte wie Metalle können im rekonstruierten CT-Bild zu
verschiedenen Artefakten führen wie z. B. Strahlaufhärtungsartefakten, Cupping und
Partialvolumeneffekten (Kap. 2.4.2.2.3). Ein Problem bei metallenen Implantaten ist, dass im
Metallschatten lokal ein niedrigeres SNR entsteht. Dieses niedrigere SNR kann zu
Schwierigkeiten bei der Beurteilung von Strukturen führen, die sich im Metallschatten
befinden (KACHELRIESS 1998). Strahlaufhärtungsartefakte treten bei Metallen häufig in
Form von Strichartefakten auf. Es wurden mehrere Verfahren entwickelt, womit
Metallartefakte verringert werden können, wobei MAR (Metal-Artefact-Reduction) am
weitesten verbreitet ist (FELSENBERG et al. 1988; KLOTZ et al. 1990; WATZKE u.
KALENDER 2004). Bei MAR werden die gemessenen Schwächungswerte im Metallschatten
bei der Korrektur des Bildes als unbrauchbar angesehen und deshalb ignoriert. Dies wird als
Lochprojektion bezeichnet. Ein anderer Ansatz, bei dem die gemessenen Schwächungswerte
im Metallschatten mit in das korrigierte Bild einfließen, wurde ebenfalls beschrieben (ZHAO
et al. 2000; ZHAO et al. 2002). Allgemein lassen sich Metallartefakte auch mit den für
Strahlaufhärtungs-, Partialvolumen- und Cuppingartefakte beschriebenen Methoden re-
duzieren.
2.4.2.2.3 Partialvolumenartefakte
In Bereichen, wo dichte Materialien wie Metall oder Knochen und Materialien von geringer
Dichte wie Weichteilgewebe aneinander grenzen, kann es zu Partialvolumenartefakten
(Partialvolumeneffekten) kommen. Wenn diese Grenzfläche innerhalb eines Voxels liegt,
werden die Schwächungswerte beider Materialien vorher im Detektorelement gemittelt.
Allerdings ist das Ergebnis dieser Mittelung von der Strahlenrichtung abhängig und nicht mit
dem Mittelwert der Schwächungskoeffizienten beider Materialien übereinstimmend. Somit
kann es zu Messwertdiskrepanzen kommen, die bei der Bildrekonstruktion verschiedene
Artefakte zur Folge haben können. Artefakte können z. B. in Form von weichteilartigen
Pseudostrukturen an Übergängen von Knochen zu Fett auftreten (SOUZA et al. 2005) oder
als dunkle und helle Streifen erscheinen. Bei Partialvolumenartefakten in der Transversalebene
spricht man meistens von Abtastartefakten. Problematisch bei Partialvolumenbzw.
Abtastartefakten ist die Schwierigkeit, zwei Materialien zuverlässig voneinander ab-
35

LITERATURÜBERSICHT
grenzen zu können. Vor allem in der quantitativen CT kann dies zu Abweichungen der
Messergebnisse führen. Partialvolumen- bzw. Abtastartefakte lassen sich verringern, indem
die Ortsauflösung erhöht wird. Der Nachteil ist, dass dadurch das Pixelrauschen zunimmt.
Dem kann entgegengewirkt werden, wenn nach der Messung die Ortsauflösung verringert
bzw. die Voxelgröße erhöht wird.
2.4.2.2.4 Ringartefakte
Ringartefakte sind kreisförmig um die Scanachse auftretende Störungen im CT-Bild
(KINNEY et al. 1989). Ringartefakte sind die Folge eines mangelhaften oder nicht perfekten
Detektorelementes (SHEPP u. STEIN 1976). Da die CT-Zahlen durch diese Artefakte
verändert werden können, bilden Ringartefakte bei der Segmentierung und der quantitativen
Auswertung von (µ)CT-Bildern ein großes Problem (SIJBERS u. POSTNOV 2004; STOCK
2009). Folgende Gründe können laut SIJBERS und POSTNOV (2004) auch bei hochwertigen
Detektorelementen zu einem unerwarteten Ansprechverhalten führen:
• Veränderungen der Empfindlichkeit einzelner Detetektorelemente nach der Weißbild-
Korrektur (flat-field correction, s.u.),
• nichtlineare Detektorantwort aufgrund von Strahlaufhärtungseffekten,
• Eine Drift bei der Weißbild-Korrektur, verursacht durch mangelhafte Hardware wie
z.B. Unregelmäßigkeiten beim Be-Fenster der Röntgenröhre, ungleichmäßige
Szintillatordicke und Fehler der Ausleseelektronik.
Außerdem sind µCT-Geräte mit 2D-Detektoren hochgradig empfindlich gegenüber geringsten
Empfindlichkeitsunterschieden zwischen aneinandergrenzenden Detektorelementen, was
gerade bei hoher Hochkontrastauflösung zu Problemen führt. Eine häufig eingesetzte
Methode, um Ringartefakte zu reduzieren, ist die Weißbild-Korrektur (flat-field correction).
Hierbei wird ein Bild ohne Messobjekt im Strahlengang gemessen. Die Ungleichmäßigkeiten
im entstandenen Weißbild können die Folge von Ungleichmäßigkeiten im einfallenden
Röntgenstrahl und/oder eines ungleichmäßigen Ansprechverhaltens vom Szintillator und
CCD-Detektor sein. Wenn es Unterschiede in der Empfindlichkeit einzelner Detektorelemente
gibt, werden Ringartefakte allerdings nicht vollständig korrigiert. Eine zweite
Möglichkeit, Ringartefakte zu reduzieren, ist die Verschiebung des Detektors während der
36

LITERATURÜBERSICHT
Scanaufnahme (DAVIS u. ELLIOTT 1997). Hierdurch wird das Ansprechverhalten aller
Detektorelemente gemittelt, was Ringartefakte stark reduzieren kann (DORAN et al. 2001;
JENNESON et al. 2003). Eine dritte Möglichkeit, Ringartefakte zu verringern, besteht in der
Nachbearbeitung des Sinogramms. Hierbei wird mithilfe von Filtern und Korrekturalgorithmen
softwaremäßig ein Sinogramm so korrigiert, dass im rekonstruierten Bild
Ringartefakte reduziert werden (KETCHAM 2006; RIVERS u. WANG 2006). Schließlich
beschreiben SIJBERS und POSTNOV (2004) eine Methode, mit der Ringartefakte
nachträglich im rekonstruierten Bild korrigiert werden können.
2.4.2.2.5 Bewegungsartefakte
Bewegungsartefakte entstehen z. B. durch die Atmungsbewegung des Patienten oder des
Versuchtieres während des Scannens. Sie spielt vor allem bei Thorax- und Abdomen-
Aufnahmen eine Rolle. Auch Erschütterungen während des Scans verursachen Artefakte.
Konturen im CT-Bild werden hierdurch unscharf, und es treten rekonstruktionsbedingt
Störungen im gesamten Bild auf, die korrigiert werden müssen. Bewegungsartefakte spielen
bei den Versuchen dieser Arbeit keine Rolle und werden hier nicht weiter beschrieben.
2.4.2.2.6 Streustrahlenartefakte
Streustrahlung ist Röntgenstrahlung, die nach der Wechselwirkung mit Materie entweder ihre
Ausbreitungsrichtung oder ihre Ausbreitungsrichtung und Quantenenergie verändert hat.
Gerade bei Kegelstrahlgeometrien, wie sie bei µCT-Scannern häufig eingesetzt werden, ist
die Streustrahlung wesentlich höher als bei CT-Scannern mit Fächerstrahlgeometrie
(RINKEL et al. 2007). Streustrahlung kann bei µCT zu Strich- und Cuppingartefakten führen
(ZBIJEWSKI u. BEEKMAN 2006). Die von der Streustrahlung verursachten Cupping-
artefakte ähneln denen der Strahlaufhärtungsartefakte (YAFFE u. JOHNS 1983). Die Ursache
ist, dass dem System durch den Streustrahlenhintergrund eine zu geringe Schwächung der
Röntgenstrahlung vorgetäuscht wird. Durch die unterschätzten Schwächungswerte enthält das
rekonstruierte Bild zu niedrige CT-Werte. Der Streustrahlenhintergrund im Objektschatten ist
nur in erster Näherung konstant (JOHNS u. YAFFE 1982). Röntgenstrahlen, die lange Wege
im Objekt zurücklegen, werden am stärksten geschwächt und nur noch mit geringer Intensität
37

LITERATURÜBERSICHT
vom Detektor registriert. Diese geschwächten Strahlen werden dadurch am Detektor von
Streustrahlung überlagert, was je nach Schwächung mehr oder weniger zu Verfälschungen der
CT-Zahlen führt. Diese Verfälschungen sind in einem homogenen Bild als Delle (cupping)
oder Striche zu sehen.
Streustrahlenartefakte sind mindestens von der Größenordnung der Strahlaufhärtungsartfakte
(JOSEPH u. SPITAL 1982). Es gibt verschiedene Ansätze in der µCT, um die Streustrahlenartefakte
softwaremäßig zu reduzieren (KACHELRIESS et al. 2006; ZBIJEWSKI u.
BEEKMAN 2006).
2.5 Maßnahmen zur Qualitätssicherung
2.5.1 Empfehlungen aus Leitlinien und DIN
In der Humanmedizin gibt es die „Leitlinien der Bundesärztekammer zur Qualitätssicherung
in der Computertomographie“ (BUNDESÄRZTEKAMMER 2007), in denen indikationsbezogene
Anforderungen an die Bildqualität bei der CT von einzelnen Körperabschnitten
gestellt werden. Die beschriebenen Qualitätskriterien umfassen charakteristische Bildmerkmale,
wichtige Bilddetails und kritische Bildelemente. Weiterhin sind Hinweise zur
Untersuchungstechnik enthalten. Dazu gehören Angaben zu Lagerung und Einstellung,
Aufnahmeparametern, Strahlendosis, Schichtgeometrie, Bilddarstellung, Fenstertechnik,
Bilddokumentation und Artefakten.
Für die Anforderungen an die Gerätetechnik und die Überprüfung von Qualitätskriterien
mittels Phantommessungen wird in den Leitlinien auf die mittlerweile ersetzten Normen DIN
6868, Teil 6 (ersetzt durch DIN EN 61223-2-6) und DIN 6868, Teil 53 (ersetzt durch DIN EN
61223-3-5) verwiesen. In den Normen DIN EN 61223-2-6 für die Konstanzprüfung (DIN
2007) und DIN EN 61223-3-5 für die Abnahmeprüfung (DIN 2005) werden Verfahren zur
Überprüfung von Komponenten und Parametern beschrieben, welche die Bildqualität und die
Patientendosis beeinflussen. Dazu gehören die Positionierung der Patienten-Lagerungshilfe,
die Patienten-Positioniergenauigkeit, die tomografische Schichtdicke, die Dosis, das
Rauschen, die Gleichförmigkeit, die mittleren CT-Zahlen und die räumliche Auflösung.
In der Veterinärmedizin gibt es bisher noch keine Leitlinien zur Qualitätssicherung bei CT-
Aufnahmen. Die Auswahl der Aufnahmeparameter bei klinischen CT-Untersuchungen in der
38

LITERATURÜBERSICHT
Veterinärmedizin orientiert sich an Vorgaben aus der Humanmedizin. Diese lassen sich
jedoch nicht ohne weiteres auf das Tier übertragen, da sich Tierorgane bezüglich Anatomie
und Funktion teilweise erheblich von Menschenorganen unterscheiden.
2.5.2 Qualitätssicherung in der Versuchstierbildgebung
Wie bereits dargelegt, ist sowohl für zuverlässige (veterinär)medizinische Diagnosen als auch
für eine qualitative und quantitative Auswertung von Forschungsergebnissen am µCT eine
langfristig konstante und hohe Bildqualität unabdinglich. Aus diesem Grund ist eine adäquate
Qualitätssicherung mit Hilfe von standardisierten und gleichbleibenden Verfahren notwendig.
Hierfür können teilweise Methoden eingesetzt werden, die in Kap. 2.3 beschrieben wurden.
Andererseits gibt es weder in der Human- noch in der Veterinärmedizin zurzeit Leitlinien
oder vergleichbare Empfehlungen zur qualitativen oder quantitativen Beurteilung von
Bildqualität in der Versuchstierbildgebung mit µCT (KALENDER et al. 2005; KALENDER
2006; STOCK 2009). Nicht zuletzt wegen des breiten Einsatzgebietes von µCT (Kap. 2.2.2)
bleibt die Entwicklung von Messkörpern und Verfahren für die Qualitätsicherung am µCT
Gegenstand aktiver Forschung (DU et al. 2007; KALENDER et al. 2005; STILLER et al.
2007). In den letzten Jahren ist eine Zunahme der präklinischen Versuchstierbildgebung zu
beobachten. Hierdurch besteht eine wachsende Nachfrage nach einer quantitativen
Beurteilung der Leistungsmerkmale von in-vivo-µCT-Scannern (DU et al. 2007). Bei
Langzeitstudien an Versuchstieren ist es außerdem äußerst wichtig, dass die CT-Messungen
im zeitlichen Verlauf konstant bleiben (APPLETON et al. 2007). Die Qualität der in Kap. 2.3
beschriebenen Parameter der Bildqualität kann durch Messungen an Phantomen gesichert und
gegebenenfalls verbessert werden. Üblicherweise sind Phantome zu diesen Zwecken aus nicht
organischen Materialien aufgebaut, da so konstante Materialeigenschaften leichter garantiert
werden können. Dennoch können auch organische Materialien für eine langfristige
Bildqualitätssicherung eingesetzt werden, sofern sie sich ausreichend konservieren lassen.
Verschiedene Autoren veröffentlichten für µCT (MCNIVEN et al. 2008; ROSS et al. 2006)
und µCT-Versuchstierbildgebung selbstentwickelte Phantome zur Qualitätssicherung (DU et
al. 2007; STILLER et al. 2007). Von KALENDER (2005) wurden mehrere Phantome für die
Qualitätssicherung am µCT beschrieben. Diese Phantome sind inzwischen kommerziell
erhältlich (Fa. QRM, Möhrendorf). Der Durchmesser dieser µCT-Phantome beträgt 32 mm
39

LITERATURÜBERSICHT
und entspricht damit etwa dem Körperquerschnitt einer Maus oder einer kleinen Ratte. Für
größere Versuchstiere wie ausgewachsene Ratten oder Kaninchen gibt es kommerziell
erhältliche Phantome zur Qualitätssicherung am µCT zurzeit nicht, so dass nach wie vor
Entwicklungsbedarf besteht.
40

3 Eigene Untersuchungen
3.1 Mikro-Computertomographen
EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Alle Mikro-Computertomographie-Messungen am XtremeCT wurden in der Klinik für
Kleintiere der Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover durchgeführt. Ebenfalls wurden
µCT-Aufnahmen des Implantatphantoms Nr. II (Kap. 3.2.9) an einem µCT 80 im
Produktionstechnischen Zentrum Garbsen (PZH) der Leibniz Universität Hannover gemacht.
3.1.1 XtremeCT
Der Mikro-Computertomograph „XtremeCT“ der Fa. Scanco Medical AG, Brüttisellen
(Schweiz) wurde für in-vivo-Messungen der Knochendichte und der Knochenmikroarchitektur
menschlicher Extremitäten konzipiert (Abb. 3.1a). Die Mikrofokus-
Röntgenröhre hatte einen Fokus von 80 µm. Die Röhrenspannung betrug 60 kVp und ließ sich
über die Bedienungssoftware nicht verändern. Der Röhrenstrom hatte eine Stärke von 1 mA.
Zur Unterdrückung von Strahlaufhärtungsartefakten wurde die erzeugte Röntgenstrahlung
durch eine 0,3 mm dicke Kupferschicht und eine 1 mm dicke Aluminiumschicht gefiltert. Die
mittlere Energie des Strahlungsspektrums betrug 40 keV. Die erzeugten Röntgenstrahlen
hatten eine Kegelstrahlgeometrie. Der eingesetzte Flächendetektor bestand aus 3072 x 255
Elementen und maß 170 mm x 14,5 mm. Der Abstand zwischen den einzelnen
Detektorelementen betrug 41 µm. Das transaxiale Field Of View (FOV) hatte einen
Durchmesser von 126 mm. Die maximale Länge eines Scans betrug 150 mm. Die Bildmatrix
betrug mindestens 512 x 512 und maximal 3072 x 3072 Pixel. Zur Steuerung des
Scanvorgangs, zur Bildrekonstruktion und zur Auswertung der Messungen war der XtremeCT
mit drei HP Integrity rx2620 Servern der Fa. Hewlett Packard verbunden (Abb. 3.1b). Der
Rechner zur Steuerung des XtremeCT hatte zwei Intel Itanium 1,6 GHz Prozessoren und war
mit 24 GByte RAM ausgestattet. Die anderen beiden Computer hatten zwei 1,6 GHz bzw.
vier 1,4 GHz Itanium Prozessoren und jeweils 24 GByte RAM. Auf diesen Servern war das
Betriebssystem OpenVMS V5.3 (Fa. Hewlett Packard, Palo Alto, USA) installiert. Die
Messdaten wurden auf einem angeschlossenen Festplatten-RAID (HP StorageWorks, Hewlett
Packard, Palo Alto, USA) gespeichert. Sicherheitskopien wurden mithilfe eines Bandlauf-
41

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
werkes (SDLT 600 storageWorks, Fa. Hewlett Packard, Palo Alto, USA) auf Magnetbändern
gespeichert (Super DLT tape II, Data Cartridge 600 GB, Fa. Hewlett Packard).
(a) (b)
Abb. 3.1: (a) Frontalansicht des XtremeCT. (b) Arbeitsplatz am XtremeCT mit angeschlossenen
Computern und Bildschirmen.
3.1.1.1 Bedienungssoftware des XtremeCT
Die Bedienungssoftware für den XtremeCT (µCT Tomography V5.4C) wurde von der Fa.
Scanco Medical AG mitgeliefert (Abb. 3.2). Neben Patientenname/Probenname mussten in
einem so genannten Controlfile die numerischen Werte für die Scanparameter festgelegt
werden. Die isotrope Ortsauflösung, die Zahl der Projektionen/180°, die Integrationszeit, die
Zahl der zu scannenden Schichten und die Länge des Scoutviews konnten variiert werden.
Dagegen waren Röhrenspannung und Röhrenstrom nicht variabel. Der Projektionswinkelbereich
betrug 180°. Die Integrationszeit ließ sich bei 1000 Projektionen/180°
zwischen 70 und 305 ms einstellen. Die isotrope Voxelgröße bzw. Schichtdicke konnte
zwischen 41 µm und 246 µm in Abständen von 41 µm eingestellt werden. Nachdem die
Scanparameter festlegt waren, wurde zweimal kalibriert.
Nach Anfrage wurde von Scanco Medical AG ein neues Controlfile im Batchmodus angelegt.
Mit diesem optimierten Controlfile war es möglich, die Kalibrierung auch mit dem bereits im
42

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
XtremeCT platzierten Objekt vorzunehmen. Ein einziger Rekonstruktionskern, optimiert für
die Darstellung von Knochengewebe, stand zur Verfügung.
Abb. 3.2: Hauptfenster der Bedienungssoftware des XtremeCT. 1: Probenbezeichnung und
Probennummer. 2: Auswahl des Controlfile. 3: Übersicht des fertigen Scans.
3.1.1.2 Halterung für den XtremeCT
Eine spezielle Halterung für das Teilprojekt R6 (SFB 599) zur Lagerung von anästhesierten
Kaninchen wurde von der Fa. Scanco Medical AG angefertigt. Diese Halterung bestand aus
einem Rohr aus Karbonfasern mit einer Länge von 710 mm und mit einem Durchmesser von
125 mm. Auf der Oberseite des Rohres war ein Spalt mit einer Breite von 90 mm ausgefräst.
Ein Ende der Halterung war offen, die andere Seite war mit einer Metallplatte verschlossen.
An dieser Metallplatte war ein Metallkamm zum Einhaken und Fixieren der Halterung im
43

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
XtremeCT befestigt (Abb. 3.3a). Zur zentralen Positionierung der entwickelten Phantome
(Kap. 3.2) in der Halterung wurden Plexiglasscheiben jeweils mit einem Durchmesser von
117 mm und einer zentralen Bohrung verwendet (Abb. 3.3b). Diese Scheiben ließen sich so
beidseits auf die unten beschriebenen Phantome aufstecken.
(a) (b)
Abb. 3.3: (a) Phantomhalterung für den XtremeCT. (b) Acrylglasscheiben zum mittigen Positionieren
der Phantome.
3.1.2 µCT 80
Der Mikro-Computertomograph µCT 80 der Fa. Scanco Medical AG wurde als Desktop-
Scanner konzipiert (Abb. 3.4a). Die Mikrofokusgröße der Röntgenröhre betrug 7 µm. Die
Röhrenspannung ließ sich mit 45, 55 oder 70 kV einstellen. Der Röhrenstrom betrug entweder
72 µA oder 160 µA. Die erzeugbare mittlere Photonenenergie bewegte sich zwischen 20 und
50 keV. Zur Unterdrückung von Strahlaufhärtungsartefakten wurde die erzeugte
Röntgenstrahlung durch eine 0,13 mm dicke Berylliumschicht und eine 0,5 mm dicke
Aluminiumschicht gefiltert. Der Röntgenstrahl hatte eine Kegelstrahlgeometrie. Die
maximale Länge eines Scans betrug 120 mm. Das Field Of View (FOV) hatte einen
Durchmesser von 75,8 mm. Die Bildmatrix betrug 512 x 512, 1024 x 1024 oder 2048 x 2048
Pixel. Der Abstand zwischen den Elementen betrug 48 µm. Die Ortsauflösung betrug 15-90
µm, (10% MTF). Zur Steuerung des Scanvorgangs, zur Bildrekonstruktion und zur
Auswertung der Messungen war das µCT 80 mit einer HP AlphaStation DS25 verbunden,
ausgestattet mit zwei 1 GHz-Prozessoren und 12 GB RAM (Fa. Hewlett Packard). Als
Bedienungssoftware wurde das vom Hersteller mitgelieferte Programm µCT Tomography
44

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
verwendet. Als Halterung diente ein von der Fa. Scanco mitgelieferter Hohlzylinder aus
Kunststoff (Abb. 3.4b).
(a) (b)
Abb. 3.4: (a) Frontalansicht des µCT 80. (b) Halterung des µCT 80 mit Knochenphantom Nr. II.
3.2 Entwurf und Konstruktion der Phantome
Zurzeit gibt es keine Standardphantome für die Versuchstierbildgebung mit µCT
(KALENDER et. al. 2005). Aus diesem Grund wurden selbst Phantome zur Evaluierung und
Verbesserung der Bildqualität am XtremeCT entwickelt. Der Entwurf der Phantome
orientierte sich dabei an den im Kap. „Einleitung“ erläuterten Fragestellungen. Ein wichtiges
Ziel der vorliegenden Arbeit war die allgemeinen Bildqualitätseigenschaften des XtremeCT
anhand der Parameter Pixelrauschen, Homogenität bzw. Linearität der CT-Zahlen,
Niedrigkontrastauflösung und Bildartefakte zu evaluieren und zu optimieren. Hierzu wurden
die in Kap. 3.2.5 und 3.2.6 beschriebenen Phantome konstruiert.
Weiterhin sollte geprüft werden, ob bzw. bei welchen Scanparametern sich verschiedene
Magnesiumlegierungen sowie periimplantärer Knochen optimal im XtremeCT darstellen
lassen. Ebenfalls sollte untersucht werden, ob eine mittlere Photonenenergie von 28 keV im
Vergleich zur mittleren Photonenenerie von 40 keV am XtremeCT, zur praktisch relevanten
besseren Bildqualität führt bei der Darstellung von Magnesiumimplantaten. Zur Simulierung
45

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
des von anderen Autoren beschriebenen in-vivo-Verhalten von in Kaninchentibiae
implantierten Magnesiumimplantaten (KRAUSE 2008; THOMANN 2008) wurden dazu die
in Kap. 3.2.8 bis 3.2.10 beschriebenen Phantome entwickelt.
Schließlich sollte die Frage beantwortet werden, ob bzw. wie sich eine Dichtekalibrierung im
XtremeCT durchführen lässt, die zuverlässig quantitative Aussagen zu einer sich
verändernden Implantatdichte ermöglicht. Zu diesem Zweck wurde ein Implantatdichtephantom
(Kap. 3.2.12) entwickelt und konstruiert.
In diesem Kapitel wird der Entwurf bzw. die Konstruktion der einzelnen Phantome
beschrieben. Die Beschreibung der mit den Phantomen durchgeführten Versuche erfolgt in
Kap. 3.3. Die verwendeten Verbrauchsmaterialien und Geräte für den Phantombau können
Tab. 3.1 entnommen werden.
46

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Tab. 3.1: Liste der verwendeten Verbrauchsmaterialien und Geräte für die Herstellung von
Phantomen.
Beschreibung Bezeichnung Hersteller
Acrylglasglasröhrchen -
47
Fa. Richard Rietzel GmbH,
Langenhagen
Analysenwaage 2001 MP2 Sartorius AG, Göttingen
Bohrer 0,4 - 2,5 mm -
Abraham Diederichs OHG,
Wuppertal
Destilliertes Wasser Aqua destillata TiHo-eigene Anlage
Exsikkator _ Glaswerk Wertheim, Wertheim
Formalin
Formaldehyd Lösung 4% gepuffert
(pH 6,9)
Merck KGaA, Darmstadt
Geschirrspülmittel Universalreiniger neutral Sonett OHG, Deggenhausen
Glaspipetten 1 - 50 ml Vollpipette Blaubrand Brand GmbH & Co. KG, Wertheim
Hydroxylapatit Hydroxylapatit purum p.a.; ≥ 90%
Lichtmikroskop KF2
Magnetrührgerät -
Paraffinwachs Granopent® "P"
Physiologische Kochsalzlösung Isotone Kochsalzlösung 0,9 %
Sigma-Aldrich Chemie GmbH,
Steinheim
Carl Zeiss MicroImaging GmbH,
Jena
C. Gerhardt GmbH & Co. KG,
Bonn
Carl Roth GmbH & Co. KG,
Karslruhe
Baxter Deutschland GmbH,
Unterschleißheim
Pipettenspitze Plastibrand pp 50-100 µl Brand GmbH + Co KG, Wertheim
Pipettierball - Brand GmbH + Co KG, Wertheim
Polypropylenröhrchen
Schraubröhre mit Verschluss
(Artikelnr.: 60.596)
Sarstedt AG & Co., Nümbrecht
Röntgenkontrastmittel Omnipaque® 350 Bayer Vital GmbH, Leverkusen
Trockenschrank T12 Haeraeus Holding GmbH, Hanau
Ultraschallbad Sonorex Super
Verschlussfolie Parafilm
Waschenzyme Biozym P
Zentrifuge Rontanta/S
BANDELIN electronic GmbH &
Co. KG, Berlin
American National Can Company,
USA
Spinnrad®, Fa. Intertee Handels
GmbH, Norderstedt
Hettich Zentrifugen GmbH & Co.
KG, Tuttlingen

3.2.1 Präparation von Knochen
EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Die verwendeten Knochen (Kaninchentibiae von weißen Neuseeländern und Pferderöhrbeine)
stammten von Tieren die bereits für andere Versuche an der Stiftung Tierärztliche Hochschule
Hannover euthanasiert wurden. Die Knochen wurden von Haut, Muskeln und Bindegewebe
befreit. Das distale und proximale Ende des Röhrenknochens wurden mit einer Metallsäge
abgetrennt. Danach wurde das Knochenmark mechanisch mit einer anatomischen Pinzette
entfernt. Anschließend wurde der Knochen 30 Minuten in 80°C heißes Wasser getaucht,
worin eine Tablette Spinnrad® Biozym P (Fa. Intertee Handels GmbH, Norderstedt) pro fünf
Liter aufgelöst war. Fünf Tropfen Universalreiniger (Fa. Sonett OHG, Deggenhausen) pro
fünf Liter wurden dem Wasser zugefügt. Durch diese Behandlung lösten sich Muskelreste
und Fett. Verbleibendes Bindegewebe wurde mechanisch entfernt. Anschließend wurde der
Knochen mit Wasser abgespült und im Trockenschrank bei 80°C vier Stunden getrocknet.
Drei Kaninchentibiae zur Bestimmung der mittleren Knochendichte (Kap. 3.3.3.4 und 3.3.3.5)
wurden mechanisch von Haut und Muskulatur gesäubert und in 4%iger Formalinlösung (Fa.
Merck KGaA, Darmstadt) fixiert und gelagert.
3.2.2 Herstellung von Knochenmehl
Drei linke Kaninchentibiae wurden wie unter Abschnitt 3.2.1 beschrieben, präpariert. Die
getrockneten Knochen wurde mithilfe einer Knochenmühle fein gemahlen. Das so
entstandene Pulver wurde mit Mörser und Stößel gerieben, so dass ein sehr feines
Knochenmehl entstand. Eine Untersuchung mit einem Lichtmikroskop (KF2, Fa. Carl Zeiss
GmbH, Jena) ergab, dass über 80 % der Partikel einen Durchmesser von maximal 5 µm
hatten.
3.2.3 Degradable Magnesiumimplantate
Die für die Untersuchungen verwendeten Implantate wurden zum Teil bereits in von anderen
Autoren durchgeführten in-vivo-Studien beschrieben (KRAUSE 2008; THOMANN 2008).
Diese zylinderförmigen Implantate hatten einen Durchmesser von 2,5 mm und eine Länge
von 25 mm (Abb. 3.5). Alle Implantate wurden im Produktionstechnischen Zentrum
Hannover (PZH) angefertigt. Die Implantatlegierungen wurden gegossen und zu Stangen
48

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
gepresst. Aus einer Rundstange wurden die Implantate gedreht. Die Legierungsanteile wurden
mit Buchstaben und Zahlen nach der amerikanischen ASTM-Norm B275-90 (AMERICAN
SOCIETY FOR TESTING AND MATERIALS 1990) bezeichnet. Tab. 3.2 enthält eine
Zusammenstellung der in der vorliegenden Arbeit verwendeten Implantatlegierungen. Nur die
Legierungen LAE442, ZEK100, AX30 und MgCa0,8% standen in einer Anzahl von n > 1 für
Versuche zur Verfügung. Außerdem stellte sich im Laufe der vorliegenden Arbeit heraus,
dass diese vier letztgenannten Legierungen am vielversprechendsten für künftige in-vivo-
Versuche im Kaninchenmodell erschienen. Aus diesen Gründen wurden die Legierungen
AL33, Magnesium und WE43 ausschließlich auf die Bildung von Metallartefakten im
XtremeCT untersucht.
Tab. 3.2: Übersicht der verwendeten Implantatlegierungen.
Bezeichnung Chemische Zusammensetzung
MgCa0,8% 99,2 mas% Magnesium und 0,8% Kalzium
LAE442
90 mas% Magnesium, 4mas% Lithium, 4 mas% Aluminium und 2 mas% Seltene
Erden
ZEK100 Magnesium, 1 mas% Zink, < 1 mas% Seltene Erden, < 1 mas% Zirkonium
Magnesium 100 mas% Magnesium
AL33 94 mas% Mg, 3 mas% Al, 3 mas% Li
AX30 Mg mit 3 mas% Al, < 1 mas% Ca
WE 43 93 mas% Magnesium, 4 mas% Yttrium, 3 mas% Seltene Erden
49

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Abb. 3.5: Seitenansicht eines Magnesiumimplantats.
3.2.4 Implantatbeschichtung
Von den Magnesiumimplantaten wurde jeweils ein Exemplar der Legierungen MgCa0,8%,
ZEK100, LAE442 und AX30 mit Knochenmehl oder Hydroxylapatit (Sigma-Aldrich Chemie
GmbH, Steinheim) beschichtet (Abb. 3.6a). Für die Beschichtung mit Knochenmehl wurde
ein Rohr aus Acrylglas (Fa. Richard Rietzel GmbH, Langenhagen) mit einem Außendurchmesser
von 5 mm und einem Innendurchmesser von 3 mm in 30 mm lange Röhrchen gesägt.
Ein Ende des Röhrchens wurde mit einem Acrylglasscheibchen mit einem Durchmesser von 5
mm und mithilfe von UHU plus endfest 300 (Fa. UHU GmbH, Bühl) verschlossen. In den
Röhrchen wurde jeweils ein Magnesiumimplantat mittig positioniert, so dass ringsum das
Implantat ein Spalt zwischen dem Implantat und der Röhrchenwand von etwa 250 µm
enstand. Eine gekürzte 1 ml Pipettenspitze (Plastibrand, Fa. Brand, Wertheim) diente als
Trichter und wurde auf das offene Ende des Acrylglasröhrchens gesteckt. Anschließend
wurde der Trichter mit Knochenmehl gefüllt. Durch vorsichtiges Schütteln, rieselte
Knochenmehl in den Spalt zwischen Implantat und Röhrchenwand.
Zur Beschichtung der Magnesiumimplantate mit Hydroxylapatit wurden vier der oben
beschriebenen Acrylglasröhrchen mittig längsgespalten. Mit einem kleinen Spatel wurde
jeweils eine etwa 250 µm dicke Schicht des Hydroxylapatit auf die Innenseite der
längsgespaltenen Hälften der Acrylglasröhrchen gebracht. Anschließend wurde ein
Magnesiumimplantat mittig im Röhrchen platziert indem beide Röhrchenhälften mit
anhaftendem Hydroxylapatit so um das Implantat positioniert wurden, dass wieder ein voll-
50

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
ständiges Acrylglasröhrchen enstand. Ein Ende der Röhrchen wurde ebenfalls mit einem
Acrylglasscheibchen (5 mm Ø) mithilfe von UHU plus endfest 300 verschlossen.
Die mit Knochenmehl oder Hydroxylaptit beschichteten Implantate wurden mit Röhrchen in
einer dafür konstruierten Halterung (Abb. 3.6b) für fünf Minuten in einem Ultraschallbad
(Sonorex Super, Fa. Bandelin, Berlin) platziert. Das Ultraschallbad sollte eventuelle
Hohlräume im Beschichtungsmaterial entfernen. Zur Verdichtung des Beschichtungsmaterials
wurden anschließend die Röhrchen in einer Zentrifuge (Rontanta/S, Fa. Hettich Zentrifugen
GmbH, Tuttlingen) zehn Minuten bei einer Drehzahl von 5000 min -1 zentrifugiert. Danach
wurde das offene Ende ebenfalls mit einem Acrylglasscheibchen verschlossen. Es wurden
zwei Acrylglasröhrchen ausschließlich mit Hydroxylapatit oder Knochenmehl gefüllt und
ebenfalls, wie oben beschrieben, im Ultraschallbad platziert und anschließend zentrifugiert.
(a) (b)
Abb. 3.6: (a) Beschichtete Implantate in Acrylglasröhrchen. V.l.n.r.: leeres Acrylglasröhrchen,
Implantat mit Knochenmehlbeschichtung und Implantat mit Hydroxylapatitbeschichtung. (b) Halterung,
mit der die beschichteten Implantate im Ultraschallbad behandelt wurden.
3.2.5 Wasserphantom
Zur Bestimmung des Pixelrauschens und der Homogenität der CT-Werte wurde ein Phantom
aus Acrylglas (PMMA) entworfen und von der Firma Richard Rietzel GmbH, Langenhagen
angefertigt (Abb. 3.7). Das Phantom bestand aus einem Hohlzylinder mit einer Gesamtlänge
51

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
von 175 mm, einem Durchmesser von 100 mm und einer Wandstärke von 3 mm. An beide
Enden des Phantoms wurde jeweils eine Scheibe mit einem Durchmesser von 100 mm
geklebt. In jede Scheibe wurde mittig ein Loch gebohrt und mit einem Gewinde versehen.
Diese Bohrungen wurden mit einer 5 mm langen Nylonschraube (M6) verschlossen.
Das Phantom wurde mit destilliertem Wasser befüllt. Anschließend wurde das
Wasserphantom aufrecht im Exsikkator (Glaswerk Wertheim) platziert. Unter Anwendung
einer Vakuumpumpe (TRIVAC B, D4B Fa. Leybold AG, Köln) wurde im Exsikkator ein
Unterdruck erzeugt. Das Phantom wurde bei Unterdruck entgast, bis keine Luftbläschen mehr
aufstiegen. Hiernach wurde der Unterdruck aufgehoben und das Phantom aus dem Exsikkator
entfernt. Anschließend wurde das Phantom aufrecht hingestellt und die Nylonschraube gelöst.
Die sich oben befindende Luftblase wurde abgesaugt und das Phantom vollständig mit
Wasser gefüllt. Abschließend wurde die Nylonschraube wieder festgezogen und das Phantom
so luftdicht verschlossen.
Abb. 3.7: Wasserphantom zur Bestimmung des Pixelrauschens
und der Homogenität der CT-Werte.
3.2.6 Phantom zur Bestimmung der Linearität der CT-Zahlen
Eine 60 ml-Schraubröhre aus Polypropylen (Fa. Sarstedt, Nümbrecht) mit einer Länge von
126 mm und einem Durchmesser von 30 mm konnte mit einem Schraubverschluss
52

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
verschlossen werden (Abb. 3.9a). Auf beide Enden des Röhrchens wurden Plexiglasscheiben
mit einem Durchmesser von 117 mm und mit einer zentralen Bohrung von 30 bzw. 28 mm
aufgesteckt. Die Plastikröhrchen konnten mit Omnipaque® 350 (Bayer Vital GmbH,
Leverkusen) mit unterschiedlichen Verdünnungsstufen gefüllt werden.
3.2.7 Niedrigkontrastphantom
Ein Phantom zur Bestimmung der Niedrigkontrastauflösung wurde von Herrn Dr. W. Stiller
(Deutsches Krebsforschungszentrum, Heidelberg) entwickelt (STILLER 2007) und
freundlicherweise für Untersuchungen im Rahmen der vorliegenden Arbeit zur Verfügung
gestellt (Abb. 3.8a). Dieses zylindrische Phantom hat eine Länge von 117 mm und einen
Durchmesser von 45 mm. Der Körper des Phantoms war aus Acrylglas. Das Phantom enthielt
jeweils 5 mm entfernt von der Wand vier Bohrungen mit Durchmessern von 8, 4, 2 und 1
mm. Alle vier Bohrungen wurden jeweils mit der selben verdünnten Omnipaquelösung
(Omnipaque® 350, Bayer Vital GmbH, Leverkusen) bzw. mit destilliertem Wasser befüllt.
Die Befüllung erfolgte mit einer 1 ml Spritze mit aufgesetzter Kanüle (G 30), woran ein 20
cm langer Schlauch mit einem Durchmesser von 0,5 mm befestigt war (Abb. 3.8a). Abb. 3.8b
zeigt ein Transaxiales µCT-Schnittbild durch das nicht befüllte Phantom.
(a) (b)
Abb. 3.8: (a) Niedrig-Kontrastphantom mit Spritze, aufgesetzter Kanüle und Schlauch zur Befüllung.
(b) Transaxiales µCT-Schnittbild durch das nicht befüllte Phantom.
53

3.2.8 Implantatphantom Nr. I
EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Für µCT-Aufnahmen von Magnesiumimplantaten wurde ein Phantom aus Acrylglas (PMMA)
entworfen und von der Fa. Richard Rietzel GmbH, Langenhagen konstruiert (Abb. 3.9b). Das
Implantatphantom Nr. I wurde so konstruiert, dass es der Anatomie einer Kaninchentibia mit
umgebendem Weichteilgewebe so weit wie möglich entsprach. Das Phantom bestand aus
einem Hohlzylinder mit einer Gesamtlänge von 45 mm. Der Außendurchmesser des
Hohlzylinders betrug 50 mm. Der Innendurchmesser betrug 30 mm. Die Wandstärke war 10
mm. Auf beiden Seiten war eine Acrylglasscheibe angebracht, die einen Durchmesser von 50
mm hatte. Diese Scheiben wurden mit jeweils vier Nylonschrauben auf den Phantomkörper
geschraubt. In einer Scheibe war eine zentrale Bohrung mit einem Durchmesser von 6 mm
angebracht. Diese Bohrung war mit einer M6 Nylonschraube verschlossen, die gelöst werden
konnte, um Luftblasen nach der Befüllung entweichen zu lassen. Eine linke Kaninchentibia
wurde wie unter Abschnitt 3.2.1 beschrieben präpariert. Zwischen zwei Plexiglasscheibchen
wurde ein 15 mm langes, aus der Diaphyse dieser Kaninchentibia gesägtes Knochenstück
mithilfe eines wasserresistenten Zweikomponentenklebers (UHU plus endfest 300) geklebt.
Diese Plexiglasscheibchen hatten jeweils eine 3 mm große, zentrale Bohrung. Die
Magnesiumimplantate konnten so mittig innerhalb der Tibia positioniert werden. Zwei
aufgesteckte Acrylglasscheiben diemten zur mittigen Positionierung in der unter Abschnitt
3.1.1.2 beschriebenen Halterung des XtremeCT.
54

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
(a) (b)
Abb. 3.9: (a) Schraubröhre zur Messung der Linearität der CT-Zahlen und der Knochendichte von
präparierten Kaninchentibiae. (b) Implantatphantom Nr. I mit Knocheneinsatz.
3.2.9 Implantatphantom Nr. II
Für Messungen an beschichteten Magnesiumimplantaten (Kap. 3.2.4) wurde das
Implantatphantom Nr. II konstruiert (Abb. 3.10). Ein Acrylglas-Hohlzylinder mit einem
Außendurchmesser von 25 mm und einem Innendurchmesser von 8 mm enthielt einen
Hohlzylinder aus Knochen. Dieser Knochenzylinder wurde aus der Wand eines präparierten
Pferderöhrbeins abgedreht (Kap. 3.2.1). Hiernach entstand durch eine mittige Bohrung durch
den Knochenzylinder ein Hohlzylinder mit einem Außendurchmesser von 8 mm und einem
Innendurchmesser von 5,5 mm. Auf beide Seiten des Acrylglaszylinders wurde eine
Acrylglasscheibe gesteckt, so dass sich das Phantom mittig in der Halterung des XtremeCT
platzieren ließ. In der Halterung des µCT 80 wurde das Phantom ohne aufgesteckte
Acrylglasscheiben mithilfe von kleinen Schaumstoffzylindern positioniert.
55

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
(a) (b)
Abb. 3.10: Implantatphantom Nr. II mit beidseits aufgestecken Acrylglasscheiben. (a) Seitenansicht
des Phantoms. (b) Frontalansicht des Phantoms.
3.2.10 Implantatphantom Nr. III
Der Durchmesser von biologisch abbaubaren Implantaten nimmt in vivo im Laufe der Zeit ab.
Außerdem bildet sich eine Schicht aus (kompaktem) Knochengewebe um die Implantate
(KRAUSE 2008). Der Zweck des Implantatphantoms Nr. III war die Simulierung dieses
Verhaltens. Mit dem Phantom sollte die Unterscheidbarkeit von Implantaten und kompaktem
Knochengewebe bei unterschiedlichen Implantatdurchmessern untersucht werden. Ebenfalls
sollte mithilfe des Phantoms die Niedrigkontrastauflösung im CT-Werte-Bereich von Gewebe
und Materialien mit hoher Röntgendichte (kortikaler Knochen und Magnesiumlegierungen)
untersucht werden.
Ein linkes, unpräpariertes Röhrbein eines Pferdes wurde wie unter Kap. 3.2.1 beschrieben
präpariert. Von dem Knochen wurden 1 cm dicke Scheiben abgesägt. Diese Scheiben wurden
an einer Drehbank abgedreht, bis symmetrische Ringe mit einem Außendurchmesser von 32
mm und einem zentralen Loch mit einem Durchmesser von 18 mm entstanden. In den so
entstandenen Knochenring wurden, jeweils um 72˚ versetzt, fünf Löcher mit abnehmenden
Durchmessern gebohrt (2,5; 2,0; 1,5; 1,0 und 0,7 mm). Weiterhin wurden Implantate aus
verschiedenen Legierungen (LAE442, AX30, ZEK100 und MgCa0,8%) an der Drehbank so
bearbeitet, dass Stifte mit einem Durchmesser von 2,5; 2,0; 1,5; 1,0 und 0,7 mm entstanden.
Kleinere Stiftdurchmesser als 0,7 mm ließen sich technisch nicht realisieren. Die Metallstifte
wurden in die entsprechenden Bohrungen der Knochenringe geschoben. Für jeden Knochen-
56

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
ring wurde eine Acrylglasscheibe mit einem Durchmesser von 45 mm und einer Dicke von 20
mm angefertigt. Mittig in diese Scheiben wurde jeweils eine kreisförmige Nut mit einer
Breite von 7 mm gefräst. Ein Knochenring mit den enthaltenen Magnesiumstiften wurde in
die Nut eingelassen. (Abb. 3.11). Eine Acrylglasscheibe mit einem Durchmesser von 117 mm
und mit einem zentralen Loch mit einem Durchmesser von 45 mm wurde ebenfalls
angefertigt und diente der zentralen Positionierung in der Halterung des XtremeCT.
Abb. 3.11: Implantatphantom III (links) und axial-Scan mit MgCa0,8%-Stiften im XtremeCT (rechts).
3.2.11 LAE442-Stifte zur Kalibrierung der Implantatdichte
Biologisch abbaubare Implantate werden in vivo im Laufe der Degradation porös, wodurch
die Dichte des Implantates bzw. die Massenkonzentration der Legierung innerhalb des
Implantatvolumens abnimmt (KRAUSE 2008). Zur Simulierung einer sich verändernden
Implantatdichte bzw. Massenkonzentration einer Magnesiumlegierung wurden im PZH,
Garbsen exemplarisch aus der Legierung LAE442 sechs Stifte mit einem Durchmesser von
2,5 mm und einer Länge von 10 mm angefertigt. Diese Stifte wurden aus einem Stab
abgedreht. In diese Stifte wurde zentral jeweils ein einzelnes durchgehendes Loch gebohrt.
Die Lochdurchmesser betrugen 0,4 mm, 0,6 mm, 0,8 mm, 1,0 mm und 1,2 mm (Abb. 3.12).
Ein Stift erhielt keine Bohrung. Die Länge des Stiftes mit 0,4 mm Bohrung betrug aus
57

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
fertigungstechnischen Gründen nur 8,9 mm. Anschließend wurden die einzelnen Stifte mit
einer Analysewaage (2001 MP2, Sartorius AG, Göttingen) gewogen.
Abb. 3.12: LAE442-Stifte mit zentraler Bohrung. Oben: Seitenansicht. Unten: Frontalansicht mit
v.l.n.r.: ohne Bohrung; 0,4; 0,6; 0,8; 1,0 und 1,2 mm Bohrloch-Durchmesser.
3.2.12 Implantatdichtephantom
Das Implantatdichtephantom wurde entwickelt, um die Implantatdichte bzw. die
Massenkonzentration einer Magnesiumlegierung in einem Messgang im XtremeCT
kalibrieren zu können. Eine Acrylglasscheibe mit einem Durchmesser von 45 mm und einer
Dicke von 20 mm wurde angefertigt. Hierin wurden sechs Bohrungen mit einem Durchmesser
von 2,4 mm, jeweils um 60° versetzt, angebracht. Die LAE442-Stifte mit Bohrung wurden
mit Parafin (Fa. Carl Roth GmbH, Karlsruhe) gefüllt und einzeln mit im Uhrzeigersinn
abnehmenden Bohrungsdurchmessern in die entsprechenden Löcher gedrückt (Abb. 3.13).
Eine Acrylglasscheibe mit einem Durchmesser von 117 mm und mit einem zentralen Loch
mit einem Durchmesser von 45 mm wurde ebenfalls angefertigt und diente der zentralen
Positionierung in der Halterung des XtremeCT.
58

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Abb. 3.13: Phantom zur Bestimmung der Implantatdichte in einem Messgang. Die Bohrungen der im
Phantom enthaltenen Stifte waren entweder mit Paraffinwachs (abgebildet) oder mit Knochenmehl
gefüllt.
3.3 Phantomstudien
Der Schwerpunkt der vorliegenden Arbeit lag bei der Beurteilung und Optimierung der
Bildqualität am XtremeCT. Die mittlere Photonenenergie war bei den µCT-Aufnahmen mit
dem XtremeCT (40 keV) und mit dem µCT 80 (28 keV) unterschiedlich. Um die Auswirkung
der mittleren Photonenergie auf den Kontrast zwischen den Magnesiumimplantaten einerseits
und der Substantia corticalis (Kaninchentiba), dem Knochenmehl oder dem Hydroxylapatit
andererseits qualifizieren und quantifizieren zu können, wurden die beschichteten
Magnesiumlegierungen LAE442, ZEK100, AX30 und MgCa0,8% und Kaninchentibiae
sowohl im XtremeCT als auch im µCT 80 untersucht. Es sollte so untersucht werden, ob eine
am XtremeCT zurzeit nicht einstellbare, niedrigere Röhrenspannung, und damit eine
niedrigere mittlere Photonenenergie als 40 keV, zur einer praktisch relevanten besseren
Bildqualität bei der Darstellung von periimplanterem Knochen und Magnesiumimplantaten
im XtremeCT führen würde.
59

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
3.3.1 Tägliche und wöchentliche Qualitätssicherung am XtremeCT
Von der Fa. Scanco Medical AG wurde zur Qualitätssicherung ein Phantom (KP 70, Lot Kp
03/3) mitgeliefert. Dieses zylinderförmige Phantom hatte eine Körperlänge von 6,5 cm und
einen Körperdurchmesser von 6,5 cm (Abb. 3.15). Eine Seite war optimiert, um die
Knochendichte in mg HA/cm 3 zu kalibrieren. Auf dieser Seite waren vier Stäbe aus
Hydroxylapatit in unterschiedlicher Konzentration in ein bezüglich der Röntgendichte
wasseräquivalentes Epoxydharz eingegossen. Die Stäbe hatten einen Durchmesser von 12
mm. Die Hydroxylapatitkonzentration der Stäbe betrug 800 mg /cm 3 , 400 mg /cm 3 , 200 mg /cm 3 und
100 mg /cm 3 . Die andere Seite des Phantoms diente zur Kalibrierung der Bildgeometrie und
enthielt drei Aluminiumstifte mit einem Durchmesser von 1 mm. Diese Stifte waren ebenfalls
in Epoxydharz eingebettet. Täglich wurde vor Anfang der Messungen die Röntgen- bzw.
Knochendichte in mg HA/cm 3 (Hydroxylapatit) kalibriert. Nach Einstellung der in Tab. 3.3
erwähnten Parameter wurden fünf zylinderförmige Bereiche des Phantoms automatisch von
der Software „Evaluation Program“ mittels evaluation 3D ausgewertet. Danach wurden die
gemessenen Ist-Werte in mg HA/cm 3 und deren Standardabweichung mit den Soll-Werten
verglichen, wobei überprüft wurde, ob die Abweichungen entsprechend der Empfehlung des
Herstellers < 1 % waren. Die Bildgeometrie wurde mithilfe des Phantoms wöchentlich
kalibriert. Hierzu wurden die in Tab. 3.4 genannten Parameter gewählt und automatisch von
der Software “Evaluation Program„ mittels evaluation 3D ausgewertet (Kap 3.7).
60

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Abb. 3.14: Ansicht des Phantoms zur Qualitätssicherung am XtremeCT.
Tab. 3.3: Parameter für die Kalibrierung der Knochendichte.
Programm Parameter
µCT Tomography Patientenname: QC1
µCT Tomography Controlfile: QC1
Evaluation Program Skript QC1
Tab. 3.4: Parameter für die Kalibrierung der Bildgeometrie.
Programm Parameter
µCT Tomography Patientename: QC2
µCT Tomography Controlfile: QC2
Evaluation Program Skript QC2
61

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
3.3.2 Allgemeine Bildqualitätsparameter am XtremeCT
3.3.2.1 Bestimmung von Pixelrauschen und Homogenität der CT-Zahlen
Zur Bestimmung des Pixelrauschens und der Homogenität der CT-Zahlen wurden transaxial
in der Mitte des im Kap. 3.2.5 beschriebenen Wasserphantoms jeweils zehn Schichten
gescannt, wobei Intergrationszeit, Schichtdicke und die Zahl der Projektionen systematisch
variiert wurden (Tab. 3.5 und Tab. 3.6). Die mittleren CT-Zahlen der rekonstruierten
Schichten eines Datensatzes wurden entsprechend Kap. 3.7 bestimmt. In jeder transaxialen
Schicht wurde dazu eine kreisförmige ROI, die der Querschnittsfläche des Phantoms
entsprach, festgelegt (Abb. 3.15a). Als Maß für das Pixelrauschen wurde die
Standardabweichung der mithilfe des Evaluation Programs berechneten mittleren CT-Zahl
genommen. Bei sigma und support wurde, zur Bestimmung des Pixelrauschens, jeweils die
Zahl 0 gewählt. Das Pixelrauschen wurde graphisch in Abhängigkeit der zugehörigen
Integrationszeit bei 100, 750, 500 und 250 Projektionen/180° dargestellt und untersucht
mithilfe des Programms Excel® 2003 (Fa. Microsoft Corporation, Redmond, USA).
Die Homogenität der CT-Zahlen wurde anhand fünf kreisförmiger ROIs mit einem
Durchmesser von 2 cm beurteilt, die entsprechend Abb. 3.15b angeordnet waren. Hierzu
wurde für jede der fünf ROIs die mittlere CT-Zahl sowie ihre Standardabweichung sowohl
einzeln pro Schicht als auch als Mittelwert über zehn Schichten entsprechend entsprechend
Kap. 3.7 berechnet. Diese Werte wurden anschließend auf Unterschiede miteinander
verglichen.
62

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
(a) (b)
Abb. 3.15: Einzelne axiale µCT-Schicht des Wasserphantoms mit eingezeichneten ROIs zur
Bestimmung des Pixelrauschens (a) und der Homogenität der CT-Zahlen (b).
Tab. 3.5: Scanparameter bei der Bestimmung des Pixelrauschens.
Schichtdicke [µm] Projektionen/180° Integrationszeiten [ms]
41 1000 300, 250, 200, 150, 100
41 750 300, 250, 200, 150, 100
41 500 300, 250, 200, 150, 100
41 250 300, 250, 200, 150, 100
82 1000 300, 250, 200, 150, 100
82 750 300, 250, 200, 150, 100
82 500 300, 250, 200, 150, 100
82 250 300, 250, 200, 150, 100
123 1000 300, 250, 200, 150, 100
123 750 300, 250, 200, 150, 100
123 500 300, 250, 200, 150, 100
123 250 300, 250, 200, 150, 100
246 1000 300, 250, 200, 150, 100
246 750 300, 250, 200, 150, 100
246 500 300, 250, 200, 150, 100
246 250 300, 250, 200, 150, 100
63

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Tab. 3.6: Gewählte Scanparameter bei der Untersuchung der Homogenität der CT-Zahlen.
Schichtdicke [µm] Projektionen/180° Integrationszeiten [ms]
41 1000 300, 200, 100
41 750 300, 200, 100
41 500 300, 200, 100
41 250 300, 200, 100
3.3.2.2 Linearität der CT-Zahlen
Um die Linearität der CT-Zahlen bei unterschiedlicher Röntgendichte zu überprüfen, wurden
die in Kap. 3.2.6 beschriebenen Phantome mithilfe von zwei Acrylglasscheiben mittig und in
Längsrichtung in der in Kap. 3.1.1.2 beschriebenen Halterung platziert. Die Phantome
enthielten entweder destilliertes Wasser oder eine Verdünnung aus Omnipaque® 350 (Bayer
Vital GmbH, Leverkusen) und destilliertem Wasser in folgenden 16 Verdünnungsstufen: 150;
125; 100; 75; 50; 25; 20; 15; 10; 7,5; 5; 3; 2,5; 2; 1,5; 1,0 mg /ml. Anschließend wurden in der
Mitte des jeweiligen Röhrchens zehn Schichten gescannt bei 41 µm Schichtdicke, 1000
Projektionen/180° und 300 ms Integrationszeit. Für jede rekonstruierte Schicht wurden im
Bereich des transaxialen Röhrchenquerschnittes eine dem Innendurchmesser entsprechende
ROI festgelegt und die mittlere CT-Zahl sowie deren Standardabweichung mit der in Kap. 3.7
beschriebenen Methode bestimmt. Die berechneten CT-Zahlen wurden in Abhängigkeit von
den zugehörigen Konzentrationen mittels einer graphischen Darstellung auf Linearität
untersucht, wobei das Programm Excel® 2003 (Fa. Microsoft Corporation, Redmond, USA)
zur Erzeugung einer Ausgleichsgeraden und zur Berechnung des Bestimmtheitsmaßes
verwendet wurde.
3.3.2.3 Niedrigkontrastauflösung und Kontrast-Rausch-Verhältnis
Für die Bestimmung der Niedrigkontrastauflösung wurde das unter Kap. 3.2.6 beschriebene
Niedrigkontrastphantom verwendet. Die Bohrungen des Phantoms wurden alle entweder mit
destilliertem Wasser oder mit einer Verdünnung aus Omnipaque® 350 (Bayer Vital GmbH,
Leverkusen) und destilliertem Wasser gefüllt. Für jede Messung wurden alle vier Bohrungen
blasenfrei mit der selben Omnipaque-Verdünnungstufe gefüllt. Folgende 13 Verdünnungs-
64

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
stufen wurden dabei gewählt: 1,0; 1,2; 1,5; 1,8; 2,0; 2,5; 3,0; 3,5; 4,0; 4,5; 5,0; 5,5; 6,0 mg /ml.
Jeweils zehn Schichten wurden auf halber Länge des Phantoms mit den in Tab. 3.7 genannten
Parametern gescannt. Die rekonstruierten Schichten wurden in das DICOM-Format
konvertiert und mit dem Programm Osirix betrachtet (Kap. 3.8). Es wurde für jede
Kombination der untersuchten Scanparameter bestimmt bei welcher Omnipaque-
Verdünnungsstufe die kleinste Bohrung (Ø 1 mm) noch von der Umgebung zu unterscheiden
war. Hierbei wurde in Osirix zur Verringerung des Pixelrauschens auch die Schichtdicke
verringert, die transaxiale Ortsauflösung jedoch nicht verändert. Zur Bestimmung des
Kontrast-Rausch-Verhältnisses wurde die mittlere CT-Zahl des Plexiglas-Phantoms ermittelt.
Hierzu wurden zehn Schichten des nicht gefüllten Phantoms gescannt mit den Scanparamtern:
41 µm Schichtdicke, 1000 Projektionen/180° und 300 ms Integrationszeit. Für jede
rekonstruierte Schicht wurde eine dem Phantom-Außendurchmesser entsprechende ROI
festgelegt und die mittlere CT-Zahl mit der in Kap. 3.7 beschriebenen Methode bestimmt. Die
der jeweiligen Verdünnungsstufe entsprechende mittlere CT-Zahl wurde den Ergebnissen der
Auswertung der Linearität der CT-Zahlen (Kap. 3.3.2.2) entnommen. Aus den so
gewonnenen Daten wurde für jede Kombination der untersuchten Scanparameter der Kontrast
C (als absolute CT-Zahldifferenz) berechnet bei dem die Bohrung mit 1 mm Durchmesser
gerade noch von der Umgebung unterschieden werden konnte entsprechend
C = P a − P o (3.1)
Mit P a = mittlere CT-Zahl von Acrylglas und P o = mittlere CT-Zahl der jeweiligen
Omnipaque-Verdünnungsstufe.
Das Kontrast-Rausch-Verhältnis (CNR) bei dem die kleinste Bohrung noch sichtbar war,
wurde für jede Kombination der untersuchten Scanparameter als Verhältnis zwischen dem
berechneten Kontrast C und dem den Scanparametern entsprechenden Pixelrauschen (Kap.
3.3.2.1) bestimmt.
65

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Tab. 3.7: Gemeinsame Scanparameter der Phantomstudien am XtremeCT.
Schichtdicke [µm] Projektionen/180° Integrationszeiten [ms]
41 1000 300, 200, 100
41 750 300, 200, 100
41 500 300, 200, 100
41 250 300, 200, 100
3.3.2.4 Beurteilung von Bildartefakten
Alle im Laufe der vorliegenden Arbeit entstandenen Schnittbilder wurden vor der
quantitativen Auswertung an einem am XtremeCT angeschlossenen Rechner bzw. Bildschirm
(Kap. 3.1.1) visuell auf Bildartefakte untersucht, wonach die Art der gefundenen Artefakte
bestimmt wurde.
3.3.3 Mikrotomographische Untersuchungen an Magnesiumimplantaten,
Hydroxylapatit und Knochengewebe
3.3.3.1 Beurteilung von Strahlaufhärtungs- und Metallartefakten am XtremeCT
Mithilfe des Implantatphantoms Nr. I, wurden jeweils drei Exemplare der in Tab. 3.2
aufgeführten Implantatlegierungen gescannt. Ein Implantat wurde jeweils im Knocheneinsatz
des Phantoms geschoben. Das Phantom wurde anschließend mit 0,9%iger Kochsalzlösung
(Baxter Deutschland GmbH, Unterschleißheim) befüllt. Danach wurde das Phantom mittig in
der Halterung des XtremeCT platziert. Es wurden Axial-Scans des Phantoms von jeweils
zehn Schichten in der Mitte des Phantoms angefertigt mit den Scanparametern 41 µm
Schichtdicke, 1000/180° Projektionen und 300 ms Integrationszeit. Die Schichtbilder wurden
mit dem Evaluation Program in DICOM-Bilder umgewandelt. Bei jeder Legierung wurden
jeweils in zehn Schichten visuell nach Strahlaufhärtungs- und Metallartefakten gesucht (Kap.
3.8). Vorrangig wurde auf mögliche Strichartefakte, Metallschatten sowie die Güte der
Homogenität bildlich zusammenhängender Pixel geachtet.
66

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
3.3.3.2 Mittlere Implantatdichte am XtremeCT
Zur Bestimmung der mittleren Implantatdichte in der Form der mittleren CT-Zahl, wurde das
in Kap. 3.2.8 beschriebene Implantatphantom Nr. I verwendet. Der Knocheneinsatz wurde
hierzu in das Phantom geschoben und das Phantom mit 0,9%iger Kochsalzlösung (Baxter
Deutschland GmbH) befüllt. Danach wurde ein in Kap. 3.2.1 beschriebenes Magnesium-
implantat in dem Knocheneinsatz positioniert. Hiernach wurden µCT-Scans des Phantoms
von jeweils 50 Schichten angefertigt. Die eingestellten Scanparameter können Tab. 3.6
entnommen werden. Hierbei wurde im Scout-View die Referenzlinie jeweils am
Knochenanfang positioniert. Der Abstand zwischen der Referenzlinie und der ersten Schicht
betrug 2 mm. Von den Legierungen LAE442, ZEK100, AX30 und MgCa0,8% wurden in
dieser Weise jeweils drei Implantate gescannt. Zur Bestimmung der mittleren CT-Zahl und
ihrer Standardabweichung wurde für jede Legierung die in Kap. 3.7 beschriebene Methode
eingesetzt. Hierfür wurde auf jeder Schicht eine kreisförmige ROI um das Implantat gelegt.
Alle ROIs hatten einen Durchmesser von 2,5 mm. Die benutzten Schwellenwerte wurden
visuell anhand eines Histogramms (Kap. 3.7.1) bestimmt.
3.3.3.3 Mittlere Implantatdichte am µCT 80
Am µCT 80 wurde die mittlere Implantatdichte in der Form der mittleren CT-Zahl für die
Legierungen LAE442, ZEK100, AX30 und MgCa0,8% untersucht. Dazu wurden einzeln
jeweils ein mit Knochenmehl und ein mit Hydroxylapatit beschichtetes Implantat in den
Knochenzylinder des Implantatphantoms Nr. II geschoben und mithilfe von kleinen
Schaumstoffzylindern mittig in der Halterung des µCT 80 fixiert. Es wurden jeweils 50
Schichten gescannt mit folgenden Scanparametern: 55 kV Röhrenspannung, 72 µA
Röhrenstrom, 37 µm Schichtdicke, 500 Projektionen/180° und 400 ms Integrationszeit. Die
Scandaten wurden anschließend mithilfe eines Magnetbandes (Super DLT tape II, Data
Cartridge 600 GB, Fa. Hewlett Packard) zur Auswertung auf den am XtremeCT
angeschlossenen Rechner übertragen. Die Auswertung der Implantatdichte erfolgte wie in
Kap. 3.3.3.2 beschrieben.
67

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
3.3.3.4 Mittlere kortikale Knochendichte am XtremeCT
Drei präparierte und formalinfixierte Kaninchentibiae (Kap. 3.2.1) wurden vor dem Scannen
unter Wasser abgespült und dann in eine 60 ml-Schraubröhre aus Polypropylen (Fa. Sarstedt,
Nümbrecht) mit 0,9%iger Kochsalzlösung gebracht. Die Schraubröhre wurde mithilfe zweier
Acrylglasscheiben mittig in der in Kap. 3.1.1.2 beschriebenen Halterung positioniert.
Anschließend wurden 610 Schichten bei unterschiedlichen Scanparametern gescannt (Tab.
3.7). Die zu messenden Schichten befanden sich in dem Bereich, wo in von anderen Autoren
beschriebenen Tierversuchen (KRAUSE 2008) die Implantate positioniert wurden (Abb.
3.16). Im Bereich der Implantate wurden kreisförmige ROIs festgelegt, die die Diaphysis der
Tibia jeweils vollständig umgaben. Die mittleren CT-Zahlen und deren
Standardabweichungen wurden entsprechend Kap. 3.7 berechnet. Die Schwellenwerte wurden
visuell anhand eines Histogramms festgelegt (3.7.1).
3.3.3.5 Mittlere kortikale Knochendichte am µCT 80
Eine präparierte und formalinfixierte Kaninchentibia wurde vor dem Scannen unter Wasser
abgespült und dann in eine 60 ml-Schraubröhre aus Polypropylen (Fa. Sarstedt, Nümbrecht)
mit 0,9%iger Kochsalzlösung gebracht. Die Schraubröhre wurde mithilfe von Schaumstoff
mittig in der Halterung des µCT 80 fixiert. Anschließend wurden 610 Schichten der Diaphyse
gescannt mit den Scanparamtern: 55 kV Röhrenspannung, 72 µA Röhrenstrom, 37 µm
Schichtdicke, 500 Projektionen/180° und 400 ms Integrationszeit. Die am µCT 80
enstandenen Scandaten wurden zur Auswertung mithilfe eines Magnetbandes (Super DLT
tape II, Data Cartridge 600 GB, Fa. Hewlett Packard) auf den am XtremeCT angeschlossenen
Server übertragen. Die Bestimmung der mittleren Dichte erfolgte wie in Kap. 3.3.3.4 für die
Tibia-Scans am XtremeCT beschrieben.
68

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
69
Abb. 3.16: Scoutview einer präparierten
Tibia im XtremeCT. 1: Die Referenzlinie
wurde am proximalen Ende der Tibia
positioniert. 2: Der Scanbereich entspricht
dem Bereich, in dem sich die Implantate in
vivo befinden.
3.3.3.6 Mittlere Dichte von Hydroxylapatit und Knochenmehl am XtremeCT
Ein in Kap. 3.2.4 beschriebenes Acrylglasröhrchen gefüllt mit entweder Hydroxylapatit oder
Knochenmehl, wurde in den Knochenzylinder des Implantatphantoms Nr. II (Kap. 3.2.9)
geschoben und mittig in der Halterung des XtremeCT (Kap. 3.1.1.2) platziert. Danach wurden
jeweils 50 Schichten mit den in Tab. 3.7 genannten Scanparametern gescannt. Auf jeder
rekonstruierten Schicht wurde eine dem Innendurchmesser des Acrylglasröhrchens
entsprechende, kreisförmige ROI gelegt. Die Berechnung der mittleren CT-Zahl und deren
Standardabweichung erfolgte entsprechend Kap. 3.7. Die Schwellenwerte wurden visuell
anhand eines Histogramms festgelegt (3.7.1).
3.3.3.7 Mittlere Dichte von Hydroxylapatit und Knochenmehl am µCT 80
Ein mit entweder Hydroxylapatit oder Knochenmehl gefülltes Acrylglasröhrchen wurde im
Knochenzylinder des Implantatphantoms Nr. II platziert und mithilfe von Schaumstoff mittig
in der Halterung des µCT 80 fixiert. Es wurden jeweils 50 Schichten gescannt mit folgenden

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Scanparametern: 55 kV Röhrenspannung, 72 µA Röhrenstrom, 37 µm Schichtdicke, 500
Projektionen/180° und 400 ms Integrationszeit. Die Scandaten wurden anschließend mithilfe
eines Magnetbandes (Super DLT tape II, Data Cartridge 600 GB, Fa. Hewlett Packard) zur
Auswertung auf den XtremeCT übertragen. Die Berechnung der Dichte in der Form der
mittleren CT-Zahl erfolgte wie in Kap. 3.3.3.6 dargelegt.
3.3.3.8 Pixelrauschen am µCT 80
Beim Scan des mit Knochemehl gefüllten Acrylglasröhrchens (Kap. 3.3.3.7) wurde ebenfalls
exemplarisch das Pixelrauschen am µCT 80 bei 55 kV Röhrenspannung, 72 µA Röhrenstrom,
37 µm Schichtdicke, 500 Projektionen/180° und 400 ms Integrationszeit. bestimmt. Hierzu
wurde auf jeder rekonstruierten Schicht im Bereich der gescannten Acrylglaswand des
Implantatphantoms Nr. II, eine Kreisförmige ROI gelegt, mit einem Durchmesser von 50 mm.
Das Pixelrauschen wurde mithilfe des Evaluation Programs (Kap. 3.7) als Standardabweichung
aller Voxelwerte innerhalb des ausgewerteten Volumens in HU berechnet.
3.3.3.9 Visuelle Unterscheidung von Beschichtung und Implantat am XtremeCT
Zur Simulierung einer periimplantären Knochenbildung wurden mit Knochenmehl oder
Hydroxylapatit beschichtete Implantate der legierungen LAE442, ZEK100, AX30 und
MgCa0,8% untersucht. Zu diesem Zweck wurde ein Acrylglasröhrchen (Kap. 3.2.4) mit
beschichtetem Implantat in den Knochenzylinder des Implantatphantoms Nr. II geschoben
und mittig in der Halterung des XtremeCT platziert. Danach wurden am XtremeCT in der
Mitte des Phantoms transaxial jeweils zehn Schichten mit den in Tab. 3.7 genannten
Scanparametern gescannt. Es wurde im Scout-View die Referenzlinie am Anfang des
Knochenzylinders positioniert. Die erste zu messende Schicht lag 5 mm von der Referenzlinie
entfernt. Anschließend wurden die Daten der rekonstruierten Schichten mithilfe des
Evaluation Programs in das DICOM-Format umgewandelt. Die Betrachtung erfolgte wie in
Kap. 3.8 beschrieben mit dem Programm Osirix. Hierbei wurde für jede Legierung jeweils für
Hydroxylapatit und Knochenmehl bestimmt, ob und ggf. bei welchen Scanparametern und bei
welchem Kontrast-Rausch-Verhältnis (Kap. 3.5) sich Knochenmehl oder Hydroxylapatit
visuell von der jeweiligen Legierung unterscheiden ließen. Es wurden der Kontrast mittels
Fenstertechnik optimiert und zur Verringerung des Pixelrauschens die Schichtdicke erhöht.
70

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Ebenfalls wurde, zur Verringerung des Pixelrauschens, die Schichtdicke erhöht indem jeweils
zehn Schichten zur einer Schicht zusammengefügt wurden, was auch als „thick slabs“
bezeichnet wird. Hierdurch verringerte sich das Pixelrauschen in dem betrachteten Schnittbild
um einen Faktor √10 = 3,16.
3.3.3.10 Visuelle Unterscheidung von Beschichtung und Implantat am µCT 80
Ein in Kap. 3.2.4 beschriebenes Acrylglasröhrchen mit beschichtetem Implantat wurde in den
Knochenzylinder des Implantatphantoms Nr. II (Kap. 3.2.9) geschoben und mittig in der
Halterung des µCT 80 (Kap. 3.1.2) platziert. Auf dieser Weise wurden für die
Magnesiumlegierungen LAE442, ZEK100, AX30 und MgCa0,8% jeweils zehn Schichten mit
folgenden Scanparametern gescannt: 55 kV Röhrenspannung, 72 µA Röhrenstrom, 37 µm
Schichtdicke, 500 Projektionen/180° und 400 ms Integrationszeit. Hierbei wurde im Scout-
View die Referenzlinie am Anfang des Knochenzylinders positioniert. Die erste zu messende
Schicht lag 5 mm von der Referenzlinie entfernt. Anschließend wurden die Daten der
rekonstruierten Schichten in das DICOM-Format umgewandelt. Die Betrachtung und visuelle
Auswertung erfolgte gleicher Weise wie in Kap. 3.3.3.9 beschrieben wurde. Es wurde
ebenfalls die Erkennbarkeit der Beschichtung bei den am XtremeCT und am µCT 80
entstandenen Scans verglichen die ein ähnliches Pixelrauschen zeigten. Hierdurch konnte der
Einfluss der mittleren Photonenenergie auf die Kontrastauflösung bzw. auf die Bildqualität
bei der Darstellung von beschichteten Implantaten untersucht werden.
3.3.3.11 Kontrastauflösung bei abnehmendem Implantatdurchmesser am XtremeCT
Jeweils ein Exemplar des Implantatphantoms Nr. III (Kap. 3.2.10) wurde mithilfe einer
Acrylglasscheibe transaxial in der Halterung (Kap. 3.1.1.2) des XtremeCT positioniert.
Anschließend wurden zehn Schichten mit den in Tab. 3.7 genannten Scanparametern
gescannt. In dieser Weise wurden alle vier Implantatphantome Nr. III mit enthaltenen
LAE442-, ZEK100-, AX30- oder MgCa0,8%-Stiften untersucht. Anschließend wurden die
Daten der rekonstruierten Schichten in das DICOM-Format umgewandelt. Es wurde dabei für
jede untersuchte Legierung visuell bestimmt, bei welchen der untersuchten Scanparameter der
Stift mit einem Durchmesser von 0,7 mm noch von dem umgebenden Knochen zu
unterscheiden war. Weiterhin wurde für alle untersuchten Scanparameter visuell untersucht,
71

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
welcher der kleinste noch vom Knochen zu unterscheidende Stiftdurchmesser der jeweiligen
Magnesiumlegierung war. Es wurde bei der visuellen Auswertung der Bildkontrast mittels
Fenstertechnik variiert, um den optimalen Kontrastunterschied für eine visuelle Beurteilung
zu finden.
Es wurde ebenfalls bestimmt, bei jeweils welchem Kontrast-Rausch-Verhältnis die
unterschiedlichen Stiftdurchmesser erkannt werden konnten. Aus diesem Grund wurden die
mittleren CT-Zahlen der Knochenringe einzeln für die vier Implantatphantome Nr. III
bestimmt. Dazu wurden die Aufnamen bei 41 µm Schichtdicke, 1000/180° Projektionen und
300 ms Integrationszeit ausgewertet. Auf jeder der zehn rekonstruierten Schichten wurde eine
quadratische ROI mit einer Kantenlänge von sechs mm, zwischen zwei Stiften (Ø 2,5 und 2,0
mm) so auf dem Knochenring platziert, dass keine Magnesiumstifte in der ROI
eingeschlossen waren. Die mittlere CT-Zahl und ihre Standardabweichung über die
ausgewerteten Volumina wurden jeweils mit dem Evaluation Program (kap. 3.7) ermittelt.
Das Kontrast-Rausch-Verhältnis CNRi wurde für die vier untersuchten Implantatlegierungen
bei allen untersuchten Scanparametern nach OPPELT (2005) jeweils wie folgt berechnet:
CNR i = P i − P k
σ
72
(3.2)
mit P = mittlere CT-Zahl des jeweiligen Implantates i bzw. des Knochenringes k, und σ =
das den Scanparametern entsprechende Pixelrauschen (3.3.2.1). Bei der mittleren CT-Zahl der
Implantatlegierungen wurde der berechnetete Gesamtmittelwert (Kap. 3.9) der jeweiligen
Legierung genommen.
3.3.3.12 Kalibrierung der Implantatdichte am XtremeCT
Zur Simulierung einer abnehmenden Implantatdichte wurden exemplarisch für LAE442,
Stifte mit einer mittigen Bohrung, wie in Kap. 3.2.11 beschrieben, angefertigt. Diese
Bohrungen wurden entweder mit Knochenmehl (Kap. 3.2.2) oder Parafinwachs (Fa. Carl
Roth GmbH, Karlsruhe) gefüllt.
Zur Bestimmung der mittleren Implantatdichte der mit Knochenmehl oder Paraffin gefüllten
Implantate wurde das in Kap. 3.2.12 beschriebene Implantatdichtephantom entworfen. Das

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Phantom wurde mithilfe einer Plexiglasscheibe mittig in der Halterung des XtremeCT
platziert. Anschließen wurden 50 Schichten mit den Scanparametern 41 µm Schichtdicke,
1000/180° Projektionen und 300 ms gescannt.
Zur Bestimmung der mittleren CT-Zahl und ihrer Standardabweichung wurde für jede
Legierung entsprechend Kap. 3.7 auf jeder Schicht eine kreisförmige ROI um das Implantat
gelegt. Alle ROIs hatten einen Durchmesser von 2,5 mm. Die benutzten unteren und oberen
Schwellenwerte wurden visuell anhand des Histogramms bestimmt (3.7.1). Das Volumen V
der Stifte (in cm 3 ) wurde mittels der Gleichung
v = πr 2 ⋅l (3.3)
berechnet. Hierbei bezeichnet r den Radius und l die Länge des Magnesiumstiftes. Die Dichte
ρ der Stifte (in mg /cm 3 ) ergab sich entsprechend
ρ = m
V
73
(3.4)
aus den unter 3.2.11 bestimmten Massen m und den Volumina V. Die berechneten
Dichtewerte wurden in Abhängigkeit von den zugehörigen CT-Zahlen mittels einer
graphischen Darstellung auf Linearität untersucht, wobei das Programm Excel ® 2003 (Fa.
Microsoft Corporation, Redmond, USA) zur Erzeugung einer Ausgleichsgeraden sowie zur
Berechnung des Bestimmtheitsmaßes verwendet wurde. Da das in Kap. 3.2.12 beschriebene
Implantatdichtephantom zur Kalibrierung in einem Messgang mehrere Implantate mit
Bohrung enthielt, wurden die Schichtbilder dieses Phantoms in DICOMs umgewandelt und
mit dem Programm Osirix (Kap. 3.8) auf eventuelle Strahlaufhärtungsartefakte untersucht.
3.4 Kontraste in Abhängigkeit der mittleren Photonenenergie
Aus den in Kap. 3.3.3.2 bis 3.3.3.7 bestimmten Dichtewerten bzw. mittleren CT-Zahlen
wurde der Kontrast C in HU zwischen den Magnesiumlegierungen LAE442, ZEK100, AX30
und MgCa0,8% einerseits, und der Substantia corticalis, Hydroxylapatit oder Knochenmehl
andererseits, berechnet. Der Kontrast wurde als absolute CT-Zahldifferenz jeweils bei einer

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
mittleren Photonenenergie von 40 keV (XtremeCT) und 28 keV (µCT 80) berechnet
entsprechend
C = P i − P x (3.5)
mit P i = Mittelwert (µCT 80) bzw. Gesamtmittelwert (XtremeCT) der CT-Zahlen der
jeweiligen Implantatlegierung (s. Kap. 3.9) und P x = Mittelwert (µCT 80) bzw.
Gesamtmittelwert (XtremeCT) der CT-Zahlen von Hydroxylapatit, Knochenmehl oder der
Substantia corticalis der Tibia (s. Kap. 3.9). Die berechneten Kontraste bei 28 keV und die
berechneten Kontrasten bei 40 keV wurden anschließend auf absolute Unterschiede in HU
untersucht.
3.5 Kontrast-Rausch-Verhältnis zwischen Magnesiumimplantaten,
kortikalem Knochen, Hydroxylapatit und Knochenmehl
Das Kontrast-Rausch-Verhältnis CNRi wurde für die Legierungen LAE442, ZEK100, AX30
und MgCa0,8% bezogen auf kortikalen Knochen (Kanichentibiae), Hydroxylapatit oder
Knochenmehl bei allen am XtremeCT und am µCT 80 untersuchten Scanparametern nach
OPPELT (2005) jeweils wie folgt berechnet:
CNR i = P i − P h
σ
74
(3.6)
mit P = Mittelwert (µCT 80) bzw. Gesamtmittelwert der mittleren CT-Zahlen (XtremeCT)
(s. Kap. 3.9) und σ = das den jeweiligen Scanparametern entsprechende Pixelrauschen (Kap.
3.3.2.1 und 3.3.3.8). Das Subskript i steht für Implantatlegierung und das Subskript h für
Hintergrund, d.h. Substantia corticalis, Hydroxylapatit oder Knochenmehl. Die Grundlage
der Berechnung des Kontrast-Rausch-Verhältnisses bildeten die ausgewerteten Ergebnisse aus
Kap. 3.3.3.2 bis 3.3.3.7. Die für den XtremeCT und das µCT 80 berechneten Kontrast-
Rausch-Verhältnisse zwischen jeweils den selben Materialien wurden untereinander
verglichen.

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
3.6 Ermittlung der theoretischen Scanzeiten und Abschätzung der
Strahlendosis am XtremeCT
Die theoretische Scanzeit pro Stack wurde bestimmt, indem die Parameter Integrationszeit
und Projektionen/180° bei 41 µm Schichtdicke im Controlfile systematisch geändert wurden.
Die von der Steuerungssoftware berechnete Scanzeit sowie theoretische Strahlendosis
(CTDI100) wurde anschließend abgelesen. Der Stack bezeichnet den Bereich, der während
einer Rotation der Gantry um 180° gescannt wurde. Die für die Ermittlung der theoretischen
Scanzeiten gewählten Parameter können Tab. 3.8 entnommen werden. Die gewählten
Parameter bei der Bestimmung der theoretischen Strahlendosis werden in Tab. 3.9 gezeigt.
Die ermittelten theoretischen Scanzeiten in Minuten und Strahlendosis in der Form des
CTDI100 in mGy wurden in Abhängigkeit von der zugehörigen Integrationszeit bei jeweils
1000, 750, 500 und 250 Projektionen/180° mittels einer graphischen Darstellung auf
Linearität untersucht, wobei das Programm Excel® 2003 (Fa. Microsoft Corporation,
Redmond, USA) zur Erzeugung einer Ausgleichsgeraden verwendet wurde. Anschließend
wurde mithilfe der graphischen Darstellung untersucht, ob und ggf. welche Scanparameter zur
gleichen Scanzeit führen.
Tab. 3.8: Scanparameter bei der Ermittlung der theoretischen Scanzeiten
Schichtdicke [µm] Projektionen/180° Integrationszeiten [ms]
41 1000 300, 250, 200, 150, 100
41 750 300, 250, 200, 150, 100
41 500 300, 250, 200, 150, 100
41 250 300, 250, 200, 150, 100
Tab. 3.9: Scanparameter bei der Ermittlung der theoretischen Strahlendosis
Schichtdicke [µm] Projektionen/180° Integrationszeiten [ms]
41 1000 300, 200, 100
41 750 300, 200, 100
41 500 300, 200, 100
41 250 300, 200, 100
75

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
3.7 Auswertung mit dem µCT Evaluation Program
Zur quantitativen Auswertung der Scans vom XtremeCT und vom µCT 80 wurde die von
Scanco Medical AG mitgelieferte Software µCT Evaluation Program V6.0 verwendet.
Hiermit ließen sich für segmentierte Bereiche die Dichte in der Form von
Hydroxylapatit/ccm, die durchschnittliche CT-Zahl in Hounsfield Units (HU) und das
Volumen sowie die jeweilige Standardabweichung berechnen. Gesteuert über eine grafische
Benutzeroberfläche, wurde auf die Softwarebibliothek IPL zugegriffen. Die Image Processing
Language (IPL) ist eine von der Firma Scanco entwickelte, proprietäre und sehr umfangreiche
Software-Bibliothek. Sie bietet eine Vielzahl von Algorithmen zur Auswertung von µCT-
Daten.
Für Berechnungen der mittleren CT-Zahl und ihre Standardabweichung über alle Schichten
eines ausgwerteten Volumens wurde für jede auszuwertende Schicht eine Region Of Interest
(ROI) definiert. Anschließend erfolgte die Segmentierung mithilfe des Skriptes 13 „TV/BV
only“.
3.7.1 Bestimmung der optimalen Segmentierungseinstellung
Das Evaluation Programm ermöglichte die Segmentierung mithilfe von manuell gezeichneten
ROIs. Optional unterstützte die Software auch das Auffinden der Konturen des zu
segmentierenden Gewebes. Zur Segmentierung des Bereiches innerhalb einer ROI mussten
der obere sowie der untere Schwellenwert (threshold) sowie die Parameter „sigma“ und
„support“ festgelegt werden (Abb. 3.17). Es wurden anschließend ausschließlich Voxel mit
CT-Werten segmentiert, die zwischen dem oberen und dem unteren Schwellenwert lagen. Die
optimalen oberen und unteren Schwellenwerte für die Segmentierung bzw. quantitative
Auswertung der Scandaten wurden mithilfe des Evaluation Programs zunächst visuell grob
anhand eines Histogramms bestimmt (Abb. 3.17). Hierzu wurde jeweils auf beiden Seiten des
Histogramms der Bereich gesucht wo die Histogrammwerte am Nächsten bei der X-Achse
lagen. Danach wurden die mit diesen Bereichen korrespondierenden Schwellenwerte
eingestellt. Anschließend wurde der jeweils zu untersuchende Bereich im Schnittbild am
Bildschirm mit 16-facher Vergrößerung dargestellt. Von der Software wurde in Echtzeit die
Wirkung der eingestellten Schwellenwerte visuell angezeigt. Das heißt, die Bildpixel inner-
76

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
halb der ROI, die nicht in die Berechnung einflossen, wurden ausgeblendet, während die
übrigen Pixel weiß dargestellt wurden. Das Schnittbild ließ sich anschließend jeweils
entweder als reines Graustufenbild oder als Graustufenbild mit überlagertem Segmentierungsbereich
(weiß) einblenden. Zur genauen Bestimmung der optimalen Schwellenwerte bzw. zur
Feineinstellung wurde mehrmals zwischen dem Graustufenbild und der Darstellung des zu
segmentierenden, weißen Bereiches gewechelt. Es wurden die oberen und unteren Schwellenwerte
gesucht bei denen die weißen Pixel der Segmentierungsansicht so gut wie möglich mit
den Konturen des zu segmentierenden Objektes im Graustufenbild korrespondierten. Zur
Bestimmung der optimalen Schwellenwerte wurden jeweils zehn unterschiedliche Schichten
eines Scans untersucht, die gleichmäßig über den gescannten Bereich verteilt waren.
Abb. 3.17: Evaluation Programm mit geöffnetem “evaluation 3D„-Fenster. 1: Voxel innerhalb der
ROI mit CT-Zahlen zwischen den eingestellten Schwellenwerten sind weiß dargestellt. 2: Histogramm
der Voxel innerhalb der ROI. 3: Schieberegler zum Einstellen der Schwellenwerte.
77

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
3.8 Visuelle Auswertung der Schnittbilder
Zur Betrachtung und Beurteilung von erstellten DICOM-Bildern wurde ein Mac Pro der Fa.
Apple Inc., Cupertino, USA eingesetzt. Der Computer verfügte über zwei 3,2 GHz Quad Core
Intel Xeon 5400 Prozessoren. Der Rechner war mit 10 GByte 800 MHz DDR2 ECC-FB-
DIMM-Arbeitsspeicher (RAM) bestückt. Die Graphikkarte bestand aus einer NVIDIA
Quadro FX 5600 mit 1,5 GB GDDR3 Arbeitsspeicher. Als Bildschirm war ein 23" Cinema
Display der Fa. Apple Inc. angeschlossen. Zur visuellen Auswertung von DICOM-Bildern
sowie zu deren 3D-Darstellung wurde das Programm Osirix Version 3.3.2, 64 bit (ROSSET
et. al. 2004) eingesetzt. Osirix ist ein Open Source DICOM Viewer. Das Programm wird
unter Leitung von Dr. Antoine Rosset (Hôpitaux Universitaires de Genève) entwickelt. Durch
Zusammenfassen mehrerer Schichten wurde der Effekt einer verringerten Ortsauflösung in
der axialen Ebene und damit eines reduzierten Pixelrauschens untersucht.
Alle im Laufe der vorliegenden Arbeit entstandenen Schnittbilder wurden ebenfalls an einem
am XtremeCT angeschlossenen Rechner bzw. Bildschirm (Kap. 3.1.1) visuell auf
Bildartefakte untersucht, wonach die Art der gefundenen Artefakte bestimmt wurde.
78

3.9 Statistik
EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Alle statistischen Auswertungen wurden mit dem Program Excel ® 2003 (Fa. Microsoft
Corporation, Redmond, USA) durchgeführt. Am XtremeCT wurden bei jedem untersuchten
Scanprotokoll jeweils drei Implantate einer Legierung bzw. drei Kaninchentibiae gescannt.
Am µCT 80 wurden von jeder Magnesiumlegierung jeweils zwei Exemplare gescannt.
Anschließend wurde für jedes untersuchte Volumen die mittlere CT-Zahl und ihre
Standardabweichung berechnet (3.7).
Der Mittelwert der jeweils für ein Material bei einem bestimmten Scanprotokoll berechneten
mittleren CT-Zahlen wurde als ungewichtetes arithmetisches Mittel entsprechend
xg = 1
n
79
n
∑ xi i=1
(3.7)
bestimmt mit x g = Mittelwert der jeweils gemessenen mittleren CT-Zahlen, n = Zahl der
ausgewerteten Volumina, und x i = die berechnete mittlere CT-Zahl für Volumen i. Aus den in
dieser Weise für ein bestimmtes Scanprotokoll berechneten Mittelwerten wurde für am
XtremeCT durchgeführten Messungen ebenfalls mithilfe von Gl. (3.7) der Gesamtmittelwert
in HU aller ausgewerteten Volumina über alle Scanprotokolle gebildet. Für Hydroxylapatit
und Knochenmehl wurde ebenfalls nach Gl. (3.7) der Gesamtmittelwert aller mittleren CT-
Zahlen über alle untersuchten Scanprotokolle am XtremeCT gebildet.
Der Mittelwert σg in HU der jeweils drei am XtremeCT für ein Scanprotokoll gemessenen
Standardabweichungen ergab sich nach MCNAUGHT und WILKINSON (1997) für jede
Legierung bzw. bei der Substantia corticalis der Tibia entsprechend
σ g =
∑
∑
n
i=1
n
i=1
2
((mi − 1) σi (mi − 1)
(3.8)
wobei n die Zahl der ausgewerteten Volumina, mi die Zahl der Voxel und σi die
Standardabweichung der Voxel eines ausgewerteten Volumens i bezeichnen.

EIGENE UNTERSUCHUNGEN
Der Standardfehler σ x in HU wurde für jeweils ein ausgewertes Volumen bestimmt nach
BÄRLOCHER (2008) ensprechend
σ x = σ
m
80
(3.9)
mit σ = Standardabweichung der Voxelwerte in HU eines ausgewerteten Volumens und m =
Voxelzahl des ausgewerteten Volumens. Bei einer als Mittelwert über mehrere Volumina
berechneten mittleren CT-Zahl bzw. bei einer nach Gl. (3.8) berechneten mittleren
Standardabweichung σg wurde der mittlere Standardfehler σ x ensprechend
σ x =
σ g
n
∑ mi i=1
(3.10)
berechnet mit n = Zahl der zusammengefassten Volumina und mi = Voxelzahl des
ausgewerteten Messvolumens i.

4 Ergebnisse
ERGEBNISSE
4.1 Theoretische Scanzeiten und Strahlendosis
Die theoretischen Scanzeiten für verschiedene Scanprotokolle wurden bestimmt, indem
systematisch Scanparameter im Controlfile geändert wurden. (Kap. 3.6). Die Stackgröße bei
einer Gantry-Rotation um 180°, das heißt die maximale Zahl der Schichten, die während einer
Rotation der Gantry gescannt wird, wurde ermittelt. Sie betrug bei 41 µm Schichtdicke 220
Schichten, bei 82 µm Schichtdicke 110 Schichten usw. Die Länge des Stacks betrug also
rechnerisch 9,02 mm.
Die Scanzeiten für die verschiedenen Scanprotokolle sind in Abb. 4.1 dargestellt. Die
Scanzeiten beziehen sich dabei auf die Zeit, die für eine Rotation der Gantry benötigt wird.
Die für die Scanzeit ermittelten Einzelwerte können Tab. 9.1 im Anhang entnommen werden.
Die ermittelte Scanzeit im XtremeCT war eine lineare Funktion der Integrationszeit
(Bestimmtheitsmaß R 2 = 1). Aus den in Tab. 9.1 im Anhang gezeigten Zahlen lässt sich
ableiten, dass bei konstanter Integrationszeit auch ein linearer Zusammenhang zwischen der
Zahl der Projektionen/180° und der Scanzeit besteht (R 2 = 1).
Die theoretisch zu erwartende Strahlendosis in der Form des CTDI100 (KALENDER 2006)
wurde ebenfalls dem Controlfile bei verschieden eingestellten Scanparametern entnommen
(Abb. 4.2 und Tab. 9.2 im Anhang). Das mAs-Produkt nahm linear zu mit zunehmender
Integrationszeit (R 2 = 1), so dass mit steigender Scanzeit auch die Strahlendosis entsprechend
höher wurde.
Es zeigte sich, dass die Scanzeit eines Scanprotokolls mit 1000 Projektionen/180° bei einer
Integrationszeit von 100 ms der Zeit entsprach, die bei 500 Projektionen/180° und 300 ms
Integrationszeit gebraucht wurde, nämlich 3,73 Minuten. Trotz gleicher Scanzeit betrug die
ermittelte Strahlendosis bei 1000/180° und 100 ms Integrationszeit 7,3 mGy während sie bei
500/180° Projektionen und 300 ms Integrationszeit eine Höhe von 10,0 mGy hatte.
81

ERGEBNISSE
Abb. 4.1: Abhängigkeit der Scanzeit von der Integrationszeit für verschiedene Projektionswerte. Die
angegeben Scanzeiten beziehen sich auf die Zeit, die zur Messung eines Stacks benötigt wird (s. o.).
Abb. 4.2: CTDI100-Werte in Abhängigkeit von der Integrationszeit für verschiedene Projektionswerte.
82

ERGEBNISSE
4.2 Allgemeine Bildqualitätsparameter am XtremeCT
4.2.1 Linearität der CT-Zahlen
Die Phantomstudien mit Omnipaque-Verdünnung (Kap. 3.3.2.2) in verschiedenen
Konzentrationen zeigten entsprechend Abb. 4.3 eine hohe CT-Zahl-Linearität im gesamten
Messbereich (0 – 150 mg /ml). Das Bestimmtheitsmaß R 2 betrug insgesamt 0,996. Für den
Teilbereich von 0 – 100 mg /ml war R 2 gleich 0,998 und für den Teilbereich 0 – 25 mg /ml betrug
R 2 gleich 0,999. Angaben über die Genauigkeit der verwendeten unverdünnten Omnipaque ®
350-Lösung lagen nicht vor. Die Genauigkeit der Omnipaque-Konzentration in den
verschiedenen Verdünnungsstufen konnte deswegen nicht exakt abgeschätzt werden. Die
Standardabweichung als Maß für das Pixelrauschen nahm im Bereich zwischen 0 und 3500
HU nur geringfügig mit höherer Röntgendichte zu. Im Vergleich hierzu nahm ab etwa 4000
HU das Pixelrauschen mit zunehmender Röntgendichte stärker zu. Die berechneten
Mittelwerte und deren Standardabweichung der ausgewerteten ROIs in den transaxialen
Schnittbildern befinden sich im Anhang (Tab. 9.3).
Abb. 4.3: Linearität der CT-Zahlen bei verschiedenen Omnipaque-Verdünnungsstufen. Dargestellt
sind die einzelnen Messwerte und deren Standardabweichung sowie die Ausgleichsgrade mit dem
Bestimmtheitsmaß R 2 .
83

4.2.2 Pixelrauschen
ERGEBNISSE
Die mittlere CT-Zahl sowie ihre Standardabweichung als Maß für das Pixelrauschen bei
unterschiedlichen Scanparametern wurde mithilfe eines Wasserphantoms über jeweils zehn
Schichten gemessen (3.3.2.1). Die Ergebnisse für das Pixelrauschen sind in Abb. 4.4 bis Abb.
4.7 dargestellt.
Für alle Schichtdicken gilt, dass bei einer gewissen Integrationszeit das Pixelrauschen bei
500, 750 und 1000 Projektionen/180° relativ nah zusammen liegt, insbesondere bei höherer
Integrationszeit. Bei 250 Projektionen/180° ist das Pixelrauschen bei gleicher Integrationszeit
deutlich höher als bei 500, 750 und 1000 Projektionen/180°.
Bei 1500 Projektionen/180° betrug die maximal einstellbare Integrationszeit 150 ms. Die
Messergebnisse bei 1500 Projektionen/180° sind nicht in den gezeigten Abb. enthalten und
können, wie die übrigen Messwerte, Tab. 9.5 bis Tab. 9.7 im Anhang entnommen werden.
Bei 41 µm Schichtdicke betrug das Pixelrauschen bei 1500 Projektionen/180° 251 HU (100
ms Integrationszeit) bzw. 434 HU (150 ms Integrationszeit).
Bei gleichbleibender Schichtdicke und Integrationszeit führte eine höhere Projektionszahl zu
einem niedrigeren Pixelrauschen. Ebenso zeigte sich bei gleichbleibender Schichtdicke und
Projektionszahl eine Abnahme des Pixelrauschens bei zunehmender Intergrationszeit. Das
Pixelrauschen nahm mit zunehmender Schichtdicke, im Vergleich zum Pixelrauschen bei 41
µm Schichtdicke, deutlich ab (Abb. 4.5 bis Abb. 4.7). Eine Halbierung der Ortsauflösung
bewirkte eine Abnahme des Pixelrauschens um einen Faktor von etwa 2 bis 2,3.
84

ERGEBNISSE
Abb. 4.4: Pixelrauschen bei 41 µm Schichtdicke. Für 250, 500, 750 und 1000 Projektionen/180° wird
jeweils die Abhängigkeit des Pixelrauschens von der Integrationszeit dargestellt.
Abb. 4.5: Pixelrauschen bei 82 µm Schichtdicke. Für 250, 500, 750 und 1000 Projektionen/180° wird
jeweils die Abhängigkeit des Pixelrauschens von der Integrationszeit dargestellt.
85

ERGEBNISSE
Abb. 4.6: Pixelrauschen bei 123 µm Schichtdicke. Für 250, 500, 750 und 1000 Projektionen/180°
wird jeweils die Abhängigkeit des Pixelrauschens von der Integrationszeit dargestellt.
Abb. 4.7: Pixelrauschen bei 246 µm Schichtdicke. Für 250, 500, 750 und 1000 Projektionen/180°
wird jeweils die Abhängigkeit des Pixelrauschens von der Integrationszeit dargestellt.
86

4.2.3 Homogenität der CT-Zahlen
ERGEBNISSE
Die mit dem Wasserphantom (Kap. 4.2.2) ermittelten mittleren CT-Zahlen mit
Standardabweichung als Maß für das Pixelrauschen wurden als Mittelwert von jeweils zehn
gescannten Schichten bestimmt (3.3.2.1). Die Abweichung zwischen den Mittelwerten bzw.
den Standardabweichungen der einzelnen Schichten innerhalb von jeweils zehn
ausgewerteten Schichten betrug für alle untersuchten Scanparameter immer weniger als 2 HU
(Tab. 4.1). Die bei den unterschiedlichen Scanparametern gemessenen mittleren CT-Zahlen
für Wasser wurden ebenfalls miteinander verglichen. Die größte und die kleinste gemessene
mittlere CT-Zahl betrugen -11,6 bzw. -24,4 HU (Tab. 9.4 bis Tab. 9.7 im Anhang). Der
Mittelwert sowie die Standardabweichung aller gemessenen mittleren CT-Zahlen im
Wasserphantom betrug (-14,9 ± 2,8) HU. Ein Zusammenhang zwischen den gewählten
Scanparametern und der mittleren CT-Zahl von Wasser ließ sich nicht erkennen.
Tab. 4.1: Mittlere CT-Zahl und Pixelrauschen σ eines exemplarischen Scans des Wasserphantoms
(Scanparameter: 41 µm Schichtdicke, 1000 Projektionen/180°, 300 ms Integrationszeit).
Schichtnr. CT-Zahl [HU] σ [HU]
1 -13,8 255,7
2 -13,8 255,3
3 -13,9 256,0
4 -13,9 255,8
5 -14,0 255,1
6 -14,0 254,9
7 -14,1 255,5
8 -14,1 255,0
9 -14,1 254,2
10 -14,1 254,2
Mittelwert -14,0 255,2
Die Homogenität der CT-Werte innerhalb einer Schicht wurde ebenfalls untersucht. Die
Ergebnisse sind in Abb. 4.8 exemplarisch für vier verschiedene Scanparametersätze
zusammengefasst. Die in einer ROI angegebenen Zahlen entsprechen der mittleren CT-Zahl
mit Standardabweichung σ bzw. Pixelrauschen in HU. Bei allen Scans des Wasserphantoms
87

ERGEBNISSE
ergab sich in Bezug auf die mittlere CT-Zahl eine konstante Rangfolge der fünf ROIs: Die
mittlere CT-Zahl nahm in der Reihenfolge linke, obere, untere, rechte, und mittlere ROI ab.
Das Pixelrauschen nahm in der Reihenfolge rechte, untere oder obere, linke und mittlere ROI
zu. Die absoluten minimalen und maximalen Differenzen zwischen den mittleren CT-Zahlen
der äußeren ROIs untereinander bzw. zwischen den CT-Zahlen der äußeren ROIs und der
zentralen ROI sind in Tab. 4.2 zusammengefasst.
Tab. 4.2: Minimale und maximale Diffenrenzen zwischen den CT-Zahlen der peripheren ROIs und
der zentralen ROI im Wasserphantom (vgl. Kap. 4.2.3 und Abb. 4.8). Bestimmt wurden die
Differenzen bei der mittleren CT-Zahl oder bei dem Pixelrauschen zwischen den peripheren ROIs
untereinander (peripher - peripher) und zwischen den peripheren ROIs und der jeweiligen zentralen
ROI (zentral - peripher).
Verglichene CT-Zahlen und ROIs Minimale und maximale Differenz [HU]
Mittlere CT-Zahl (peripher - peripher) 1 - 8
Mittlere CT-Zahl (zentral - peripher) 7 - 17
Pixelrauschen (peripher - peripher) 2 - 37
Pixelrauschen (zentral - peripher) 84 - 132
88

ERGEBNISSE
Abb. 4.8: Homogenität der CT-Zahlen in transaxialen Scans eines Wasserphantoms. Die Zahlen in
den ROIs korrespondieren mit der gemessenen mittleren CT-Zahl über zehn Schichten und ihrer
Standardabweichung (Pixelrauschen). Alle Aufnahmen erfolgten bei 41 µm Schichtdicke und 300 ms
Integrationszeit. a) 1000 Projektionen/180°, b) 750 Projektionen/180°, c) 500 Projektionen/180°,
d) 250 Projektionen/180°.
89

4.2.4 Niedrigkontrastauflösung
ERGEBNISSE
Mithilfe des Niedrigkontrastphantoms wurde die Niedrigkontrastauflösung des XtremeCT bei
verschiedenen Scanparametern untersucht (Kap. 3.3.2.3). Dazu wurde bei den eingestellten
Scanparametern untersucht, ob eine Abgrenzung der kleinsten Bohrung (Ø 1 mm) vom
Hintergrund gerade noch möglich war. Es zeigte sich, dass bei den untersuchten
Scanparametern ein Kontrast von mindesten 128 HU bzw. ein Kontrast-Rausch-Verhältnis
von mindestens 0,51 für eine zuverlässige Unterscheidung vom Hintergrund benötigt wurde.
Abb. 4.9 zeigt für verschiedene Projektionszahlen/180° in Abhängigkeit der Integrationszeit
die Kontraste in HU, die bei einem Kontrast-Rausch-Verhältnis von 0,51 gerade noch
erkennbar waren.
Abb. 4.9: Niedrigkontrastauflösung bei einem Bohrdurchmesser von 1 mm. Dargestellt sind die bei
einem Kontrast-Rausch-Verhältnis von 0,51 gerade noch wahrnehmbaren Kontraste in Abhängigkeit
von der Integrationszeit für jeweils 500, 750 und 1000 Projektionen/180°.
4.2.5 Ring- und Strichartefakte
Die am XtremeCT erzeugten Schnittbilder wurden visuell auf Bildartefakte untersucht. Dabei
wurden regelmäßig Bildartefakte beobachtet (Abb. 4.10). Während des Untersuchungs-
zeitraums wurde der Flächen-Detektor zweimal ausgetauscht. Auch danach traten Artefakte
90

ERGEBNISSE
auf. Es zeigte sich, dass der XtremeCT sehr stark zu unterschiedlichen Ring- und
Strichartefakten neigt, wobei die Ringartefakte überwogen. Die Ringartefakte traten innerhalb
eines Scans aber häufig nur in einzelnen Schichten auf. Eine konstante Lokalisation der
Artefakte im FOV wurde nicht beobachtet. Die Bildartefakte traten sowohl innerhalb von
Strukturen mit hoher Röntgendichte als auch in Geweben und Strukturen mit niedriger
Röntgendichte auf. Auch in Objekten, die ausschließlich Materialien mit geringer
Röntgendichte enthielten (z. B. Plexiglas und Wasser) traten Ringartefakte auf. Ein
Zusammenhang zwischen der Anwesenheit von Knochengewebe oder Metallimplantaten im
Messobjekt und dem Auftreten von Bildartefakten konnte nicht festgestellt werden.
Abb. 4.10: Ausgewählte Bildartefakte bei Aufnahmen mit dem XtremeCT. a) AX30-Implantat mit
Ringartefakt, b) Kaninchentibia mit Strichartefakten, c) Wasserphantom mit Ringartefakten,
d) Qualitätssicherungsphantom mit einem durch Ausfall eines Dektektorelementes verursachten
Ringartefakt.
91

4.3 Metallartefakte am XtremeCT
ERGEBNISSE
Die Scans der untersuchten Metallimplantate wurden visuell auf die Anwesenheit von
Artefakten untersucht. Bei den von tibialem Knochen umgebenen Implantaten konnten keine
sichtbaren Metallartefakte bzw. Metallschatten beobachtet werden. Dies galt sowohl für
Implantate mit relativ niedriger Röntgendichte als auch für Implantate mit hoher
Röntgendichte wie LAE442. In Abb. 4.11 werden (exemplarisch für alle Scans) einzelne
Schichten unterschiedlicher Legierungen gezeigt, die das Fehlen von Metallartefakten
belegen.
Abb. 4.11: µCT-Scans (XtremeCT) von Implantaten im Implantatphantom Nr. I, umgeben von
tibialem Knochen. a) AL33, b) Magnesium, c) AX30, d) MgCa0,8%, e) ZEK100, f) LAE442.
92

ERGEBNISSE
4.4 CT-Zahlen von Knochen- und Implantatvolumina
4.4.1 Segmentierung
Die Bestimmung des oberen und des unteren Schwellenwertes vor einer Segmentierung
erfolgte visuell anhand eines Histogramms (3.7.1). Das Histogramm stellte die Grauwerte
innerhalb einer ROI dar. Es zeigte sich, dass eine optimale Segmentierung der untersuchten
Magnesiumlegierungen nur möglich war, wenn der obere bzw. untere Schwellenwert etwa der
mittleren CT-Zahl ± 3σ entsprach (Abb. 4.12).
Abb. 4.12: Segementierung eines ZEK100-Implantates. Die obere Reihe zeigt die Graustufen-Bilder.
Die untere Reihe bildet die korrespondierenden Histogramme ab. Segmentierte Pixel innerhalb einer
ROI sowie korrespondierende Histogrammbereiche sind weiß dargestellt. V.l.n.r.: Graustufenbild
ohne Segmentierung, Segmentierung mit der mittleren CT-Zahl ± σ, Segmentierung mit der mittleren
CT-Zahl ± 2σ, Segmentierung mit der mittleren CT-Zahl ± 3σ.
In Abb. 4.13 wird die Segmentierung der Substantia corticalis einer Kaninchentibia
dargestellt. Ausgehend von der für die Kortikalis gemessenen mittleren CT-Zahl wurde
festgestellt, dass die mittlere CT-Zahl + 3σ als oberer Schwellenwert für eine zuverlässige
Segmentierung von kortikalem Knochengewebe ausreicht. Knochenstrukturen mit einer
niedrigeren Dichte als die Substantia corticalis, wie der in Abb. 4.13 von lateral nach medial
verlaufende Knochensteg, ließen sich bei der mittleren CT-Zahl - 3σ als unterem
Schwellenwert nicht vollständig segmentieren.
93

ERGEBNISSE
Abb. 4.13: Segementierung der Substantia corticalis einer Kaninchentibia. Die obere Reihe zeigt den
segmentierten Bereich. Die untere Reihe bildet die korrespondierenden Histogramme ab. Segmentierte
Pixel und korrespondierende Histogrammbereiche sind weiß dargestellt. V.l.n.r.: Graustufenbild ohne
Segmentierung, Segmentierung mit der mittleren CT-Zahl ± σ, Segmentierung mit der mittleren CT-
Zahl ± 2σ, Segmentierung mit der mittleren CT-Zahl ± 3σ.
4.4.2 Mittlere CT-Zahlen mit Standardabweichung
Die mittlere CT-Zahl sowie ihre Standardabweichung σ wurde bei unterschiedlichen
Scanparametern am XtremeCT und am µCT 80 für die Magnesiumlegierungen LAE442,
ZEK100, AX30 und MgCa0,8% sowie für die Kortikalis von Kaninchentibiae, für
Knochenmehl und für Hydroxylapatit bestimmt (Kap. 3.3.3.2 bis 3.3.3.7). Die Ergebnisse
dieser Untersuchungen sind tabellarisch im Anhang gelistet (ab Tab. 9.8) sowie in Abb. 4.14
bis Abb. 4.26 graphisch darstellt. Für jedes Material wird die durchnittliche mittlere CT-Zahl
± 3σ für unterschiedliche Scanparametersätze gezeigt. Die Ober- und Untergrenzen der
Fehlerbalken entsprechen den oberen bzw. unteren Schwellenwerten in HU, die für eine
zuverlässige Segmentierung notwendig sind (Kap. 4.4.1). Materialien mit überlappenden
Fehlerbalken enthalten in diesem Bereich Voxel mit derselben CT-Zahl. Am XtremeCT lagen
die CT-Zahlen von tibialem Knochengewebe und LAE442 in einem sehr ähnlichen Bereich.
Die Voxelwerte von LAE442 und Knochenmehl bzw. Hydroxylapatit überlappten sich
dagegen, je nach verwendeten Scanparametern, nicht oder kaum. Die CT-Zahlen von AX30
und MgCa0,8% korrespondierten größtenteils mit den Grauwerten von Knochenmehl und
Hydroxylapatit. ZEK100 zeigte eine Überlappung der CT-Zahlen sowohl mit der Substantia
corticalis der Tibia als auch mit Knochenmehl und Hydroxylapatit.
94

ERGEBNISSE
Am µCT 80 (Abb. 4.26) überschnitten sich die CT-Zahlen von tibialem Knochengewebe und
LAE442 teilweise deutlich. Auch die Voxelwerte von LAE442 und Knochenmehl bzw.
Hydroxylapatit überlappten zum Teil. ZEK100 zeigte teilweise eine Überlappung der CT-
Zahlen mit der Substantia corticalis der Tibia und eine große Übereinstimmung mit den CT-
Zahlen von Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die CT-Zahlen von AX30 und MgCa0,8%
bildeten eine Teilmenge der CT-Zahlen von Knochenmehl und korrespondierten größtenteils
mit den Grauwerten von Hydroxylapatit. Es gab keine Überschneidung zwischen den CT-
Zahlen der Legierung AX30 oder MgCa0,8% und der Substantia corticalis.
Im Vergleich zum XtremeCT lagen die mittleren CT-Zahlen bei allen am µCT 80 gemessenen
Materialien deutlich höher. Am XtremeCT war bei 41 µm Schichtdicke, 750/180°
Projektionen und 300 ms Integrationszeit das Pixelrauschen 283 HU, was etwa gleich groß
war wie das gemessenen Pixelrauschen am µCT 80 (271 HU). Bei diesen Scanparametern
zeigten sich zwischen den Aufnahmen der beiden µCT-Scanner für ZEK100, AX30 und
MgCa0,8% einerseit und Kaninchentibia, Hydroxylapatit oder Knochenmehl andererseits,
keine wesentlichen Unterschiede beim Ausmaß der Überlappung der CT-Zahlen. Zwischen
LAE442 und Kaninchentibia nahm das Maß der Überschneidung der CT-Zahlen am µCT 80
aber deutlich ab. Zwischen LAE442 und Hydroxylapatit oder Knochenmehl nahm die
Überlappung der CT-Zahlen am µCT 80 dagegen deutlich zu.
95

ERGEBNISSE
Abb. 4.14: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von LAE442, Tibia, Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die
Aufnahmen erfolgten mit dem XtremeCT bei 41 µm Schichtdicke und 1000 Projektionen/180°.
a) 300 ms Integrationszeit, b) 200 ms Integrationszeit, c) 100 ms Integrationszeit.
Abb. 4.15: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von LAE442, Tibia, Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die
Aufnahmen erfolgten mit dem XtremeCT bei 41 µm Schichtdicke und 750 Projektionen/180°.
a) 300 ms Integrationszeit, b) 200 ms Integrationszeit, c) 100 ms Integrationszeit.
96

ERGEBNISSE
Abb. 4.16: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von LAE442, Tibia, Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die
Aufnahmen erfolgten mit dem XtremeCT bei 41 µm Schichtdicke und 500 Projektionen/180°.
a) 300 ms Integrationszeit, b) 200 ms Integrationszeit, c) 100 ms Integrationszeit.
Abb. 4.17: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von ZEK100, Tibia, Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die
Aufnahmen erfolgten mit dem XtremeCT bei 41 µm Schichtdicke und 1000 Projektionen/180°.
a) 300 ms Integrationszeit, b) 200 ms Integrationszeit, c) 100 ms Integrationszeit.
97

ERGEBNISSE
Abb. 4.18: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von ZEK100, Tibia, Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die
Aufnahmen erfolgten mit dem XtremeCT bei 41 µm Schichtdicke und 750 Projektionen/180°.
a) 300 ms Integrationszeit, b) 200 ms Integrationszeit, c) 100 ms Integrationszeit.
Abb. 4.19: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von ZEK100, Tibia, Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die
Aufnahmen erfolgten mit dem XtremeCT bei 41 µm Schichtdicke und 500 Projektionen/180°.
a) 300 ms Integrationszeit, b) 200 ms Integrationszeit, c) 100 ms Integrationszeit.
98

ERGEBNISSE
Abb. 4.20: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von AX30, Tibia, Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die
Aufnahmen erfolgten mit dem XtremeCT bei 41 µm Schichtdicke und 1000 Projektionen/180°.
a) 300 ms Integrationszeit, b) 200 ms Integrationszeit, c) 100 ms Integrationszeit.
Abb. 4.21: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von AX30, Tibia, Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die
Aufnahmen erfolgten mit dem XtremeCT bei 41 µm Schichtdicke und 750 Projektionen/180°.
a) 300 ms Integrationszeit, b) 200 ms Integrationszeit, c) 100 ms Integrationszeit.
99

ERGEBNISSE
Abb. 4.22: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von AX30, Tibia, Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die
Aufnahmen erfolgten mit dem XtremeCT bei 41 µm Schichtdicke und 500 Projektionen/180°.
a) 300 ms Integrationszeit, b) 200 ms Integrationszeit, c) 100 ms Integrationszeit.
Abb. 4.23: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von MgCa0,8%, Tibia, Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die
Aufnahmen erfolgten mit dem XtremeCT bei 41 µm Schichtdicke und 1000 Projektionen/180°.
a) 300 ms Integrationszeit, b) 200 ms Integrationszeit, c) 100 ms Integrationszeit.
100

ERGEBNISSE
Abb. 4.24: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von MgCa0,8%, Tibia, Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die
Aufnahmen erfolgten mit dem XtremeCT bei 41 µm Schichtdicke und 750 Projektionen/180°.
a) 300 ms Integrationszeit, b) 200 ms Integrationszeit, c) 100 ms Integrationszeit.
Abb. 4.25: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von MgCa0,8%, Tibia, Knochenmehl und Hydroxylapatit. Die
Aufnahmen erfolgten mit dem XtremeCT bei 41 µm Schichtdicke und 500 Projektionen/180°.
a) 300 ms Integrationszeit, b) 200 ms Integrationszeit, c) 100 ms Integrationszeit.
101

ERGEBNISSE
Abb. 4.26: Mittlere CT-Zahl ± 3σ von LAE442, ZEK100, AX30, MgCa0,8%, Tibia, Knochenmehl
und Hydroxylapatit. Die Aufnahmen erfolgten mit dem µCT 80 bei 37 µm Schichtdicke, 500
Projektionen/180° und 400 ms Integrationszeit.
4.5 Kontraste in Abhängigkeit von der mittleren Photonenenergie
Die Kontraste in HU zwischen den untersuchten Magnesiumlegierungen und jeweils tibialem
Knochengewebe, Knochenmehl oder Hydroxylapatit wurden bei einer mittleren
Photonenenergie von 40 keV (XtremeCT) bzw. 28 keV (µCT 80) bestimmt (Kap. 3.4 und
Abb. 4.27 bis Abb. 4.30). Bei einer mittleren Energie von 28 keV wurde eine deutliche
Kontraststeigerung zwischen den Magnesiumlegierungen und der Substantia corticalis der
Tibia im Vergleich zu 40 keV beobachtet. Bei LAE442 wurde der Kontrastunterschied zu
Knochenmehl und Hydroxylapatit im µCT 80 im Vergleich zum XtremeCT kleiner. Die
Kontrastunterschiede zwischen den Legierungen ZEK100, AX30 bzw. MgCa0,8% und
Knochenmehl oder Hydroxylapatit wurden dagegen bei 28 keV geringfügig größer.
102

ERGEBNISSE
Abb. 4.27: Kontraste in HU zwischen LAE442 und jeweils tibialem Knochengewebe, Hydroxylapatit
oder Knochenmehl. Die Aufnahmen erfolgten bei einer mittleren Photonenenergie von 28 keV
(µCT 80) bzw. 40 keV (XtremeCT).
Abb. 4.28: Kontraste in HU zwischen ZEK100, tibialem Knochengewebe, Hydroxylapatit und
Knochenmehl. Die Aufnahmen erfolgten bei einer mittleren Photonenenergie von 28 keV (µCT 80)
bzw. 40 keV (XtremeCT).
103

ERGEBNISSE
Abb. 4.29: Kontraste in HU zwischen AX30, tibialem Knochengewebe, Hydroxylapatit und
Knochenmehl. Die Aufnahmen erfolgten bei einer mittleren Photonenenergie von 28 keV (µCT 80)
bzw. 40 keV (XtremeCT).
Abb. 4.30: Kontraste in HU zwischen MgCa0,8%, tibialem Knochengewebe, Hydroxylapatit und
Knochenmehl. Die Aufnahmen erfolgten bei einer mittleren Photonenenergie von 28 keV (µCT 80)
bzw. 40 keV (XtremeCT).
104

4.6 Kontrast-Rausch-Verhältnisse
ERGEBNISSE
Die Kontrast-Rausch-Verhältnisse zwischen den Magnesiumlegierungen LAE442, ZEK100,
AX30 und MgCa0,8% einerseits und Kaninchentibia, Hydroxylapatit oder Knochenmehl
andererseits wurden für die untersuchten Scanparameter am XtremeCT und am µCT 80
berechnet (Kap. 3.5). Beim XtremeCT wurden die höchsten Kontrast-Rausch-Verhältnisse bei
41 µm Schichtdicke, 1000/180° Projektionen und 300 ms Integrationszeit gemessen. Die
jeweils maximal gemessenen Kontrast-Rausch-Verhältnisse am XtremeCT bzw. am µCT 80
zeigt Tab. 4.3. Die einzelnen gemessenen Werte können Tab. 9.22 bis Tab. 9.27 im Anhang
entnommen werden. Durchweg ließen sich am µCT 80 höhere Kontrast-Rauschverhältnisse
erzielen. Nur Zwischen LAE442 und Hydroxylapatit oder Knochenmehl bzw. zwischen
ZEK100 und Hydroxylapatit war das erreichte Kontrast-Rausch-Verhältnis am µCT 80
niedriger als das maximal erreichte Kontrast-Rausch-Verhältnis am XtremeCT.
Tab. 4.3: Maximal gemessene Kontrast-Rausch-Verhältnisse zwischen LAE442, ZEK100, AX30 oder
MgCa0,8% einerseits und der Substantia corticalis (Kaninchentibia), Hydroxylapatit oder
Knochenmehl andererseits am XtremeCT (jeweils linke Spalte) oder am µCT 80 (jeweils rechte
Spalte).
Legierung Kaninchentibia Hydroxylapatit Knochenmehl
XtremeCT µCT 80 XtremeCT µCT 80 XtremeCT µCT 80
LAE442 0,57 4,82 6,96 4,80 7,79 6,63
ZEK100 4,61 7,98 1,77 1,64 2,60 3,47
AX30 7,52 11,78 1,14 2,16 0,31 0,33
MgCa0,8% 7,74 12,18 1,35 2,56 0,52 0,73
4.7 Kontrastauflösung bei der µCT-Bildgebung beschichteter Magnesium-
implantate
Implantate der Legierungen LAE442, ZEK100, AX30 und MgCa0,8% wurden mit
Hydroxylapatit oder Knochenmehl beschichtet und bei verschiedenen Scanparametern im
XtremeCT bzw. im µCT 80 untersucht. Die Scans wurden visuell hinsichtlich der
Unterscheidbarkeit von Legierung und Beschichtung bzw. ihrer Kontrastauflösung untersucht
105

ERGEBNISSE
(Kap. 3.3.3.9 und 3.3.3.10). Die Abb. 4.31 bis Abb. 4.38 zeigen für alle untersuchten
Legierungen exemplarische Aufnahmen der beschichteten Implantate. Für jede
Beschichtungsart sind jeweils eine Schicht und zehn zusammengefasste Schichten („thick
slab“) dargestellt. Die Scans von XtremeCT und µCT 80 wiesen nicht exakt das gleiche
Pixelrauschen auf. Zur besseren Vergleichbarkeit werden Schnittbilder gezeigt, deren
Pixelrauschen am besten übereinstimmt. Das gemessene Pixelrauschen der Aufnahmen vom
µCT 80 lag mit 269 HU dem Pixelrauschen von 283 HU im XtremeCT (bei 750
Projektionen/180° und 300 ms Integrationszeit) am nächsten. Am XtremeCT war eine
visuelle Unterscheidung der Beschichtung mit Hydroxylapatit oder Knochenmehl bei den
Legierungen AX30 und MgCa0,8% am schwierigsten. ZEK100 ließ sich etwas besser von der
jeweiligen Beschichtung abgrenzen. Die Beschichtungen der Legierung LAE442 waren bei
allen untersuchten Scanparametern gut zu erkennen. Durch eine Anpassung der Fensterung
ließen sich Kontrastunterschiede zwischen Implantat und Beschichtung am Bildschirm
verstärken. Eine wesentliche Verbesserung der Unterscheidbarkeit von Implantat und
Beschichtung ließ sich hiermit jedoch nicht erreichen. Auf den Scans des µCT 80 ließ sich die
Hydroxylapatit- oder Knochenmehl-Beschichtung von allen untersuchten Legierungen gut
unterscheiden. Bei den Legierungen ZEK100, AX30 und MgCa0,8% konnte im Vergleich
zum XtremeCT eine deutliche Kontraststeigerung zwischen Implant und Beschichtung
beobachtet werden. Die Kontrastunterschiede zwischen Beschichtung und LAE442 nahmen
im Vergleich zum XtremeCT ab. „Thick slabs“ aus zehn Schichten führten bei gleichen
Scanparametern zu einer deutlich besseren Erkennbarkeit der Implantatkonturen im Vergleich
zu einzelnen Schichten. Insgesamt ließ sich bei einem Kontrast-Rausch-Verhältnis von etwa
0,2 bis 0,3 ein Kontrastunterschied zwischen Implantat und Beschichtung wahrnehmen. Ab
einem Kontrast-Rausch-Verhältnis von etwa 1,0 wurden Konturen der Implantate erkennbar.
Erst bei einem Kontrast-Rausch-Verhältnis ab etwa 5,0 ließen sich die Konturen des
Implantates sehr gut von der Beschichtung abgrenzen.
106

ERGEBNISSE
Abb. 4.31: LAE442-Implantate, beschichtet mit Hydroxylapatit. Die Aufnahmen erfolgten mit dem:
a) XtremeCT (einzelne Schicht); b) XtremeCT („thick slab“ aus zehn Schichten); c) µCT 80 (einzelne
Schicht) und d) µCT 80 („thick slab“ aus zehn Schichten).
Abb. 4.32: LAE442-Implantate, beschichtet mit Knochenmehl. Die Aufnahmen erfolgten mit dem: a)
XtremeCT (einzelne Schicht); b) XtremeCT („thick slab“ aus zehn Schichten); c) µCT 80 (einzelne
Schicht) und d) µCT 80 („thick slab“ aus zehn Schichten).
107

ERGEBNISSE
Abb. 4.33: ZEK100-Implantate, beschichtet mit Hydroxylapatit. Die Aufnahmen erfolgten mit dem:
a) XtremeCT (einzelne Schicht); b) XtremeCT („thick slab“ aus zehn Schichten); c) µCT 80 (einzelne
Schicht) und d) µCT 80 („thick slab“ aus zehn Schichten).
Abb. 4.34: ZEK100-Implantate, beschichtet mit Knochenmehl. Die Aufnahmen erfolgten mit dem:
a) XtremeCT (einzelne Schicht); b) XtremeCT („thick slab“ aus zehn Schichten); c) µCT 80 (einzelne
Schicht) und d) µCT 80 („thick slab“ aus zehn Schichten).
108

ERGEBNISSE
Abb. 4.35: AX30-Implantate, beschichtet mit Hydroxylapatit. Die Aufnahmen erfolgten mit dem:
a) XtremeCT (einzelne Schicht); b) XtremeCT („thick slab“ aus zehn Schichten); c) µCT 80 (einzelne
Schicht) und d) µCT 80 („thick slab“ aus zehn Schichten).
Abb. 4.36: AX30-Implantate, beschichtet mit Knochenmehl. Die Aufnahmen erfolgten mit dem:
a) XtremeCT (einzelne Schicht); b) XtremeCT („thick slab“ aus zehn Schichten); c) µCT 80 (einzelne
Schicht) und d) µCT 80 („thick slab“ aus zehn Schichten).
109

ERGEBNISSE
Abb. 4.37: MgCa0,8%-Implantate, beschichtet mit Hydroxylapatit. Die Aufnahmen erfolgten mit
dem: a) XtremeCT (einzelne Schicht); b) XtremeCT („thick slab“ aus zehn Schichten); c) µCT 80
(einzelne Schicht) und d) µCT 80 („thick slab“ aus zehn Schichten).
Abb. 4.38: MgCa0,8% -Implantate, beschichtet mit Knochenmehl. Die Aufnahmen erfolgten mit dem:
a) XtremeCT (einzelne Schicht); b) XtremeCT („thick slab“ aus zehn Schichten); c) µCT 80 (einzelne
Schicht) und d) µCT 80 („thick slab“ aus zehn Schichten).
110

ERGEBNISSE
4.8 Kontrastauflösung bei abnehmendem Implantatdurchmesser am
XtremeCT
Mit dem Implantatphantom Nr. III wurde bestimmt, was der kleinste noch erkennbare
Implantatdurchmesser war. Die mittleren CT-Zahlen der aus einem Pferderöhrbein
hergestellten Knochenringe bewegten sich zwischen 2690 und 2856 HU.
Die Legierungen MgCa0,8%, AX30 und LAE442 ließen sich auch bei 0,7 mm
Bohrdurchmesser bei allen untersuchten Scanparametern vom Hintergrund (Knochenring)
visuell unterscheiden. Hier konnte deswegen keine Kontrastauflösung bestimmt werden. Bei
der benutzten Scannereinstellung mit dem höchsten Pixelrauschen (500 Projektionen/180°,
100 ms Integrationszeit) ließen sich bei ZEK100 die Stiftdurchmesser < 2,0 mm nicht mehr
vom Hintergrund unterscheiden. Bei den letztgenannten Scanparametern wurden
erwartungsgemäß die niedrigsten Kontrast-Rausch-Verhältnisse gemessen. Sie betrugen 1,5
(MgCa0,8%), 1,4 (AX30), 1,3 (LAE442) bzw. 0,42 (ZEK100). Bei den anderen untersuchten
Scanparametern lagen die Kontrast-Rausch-Verhältnisse höher. Die ermittelten Kontrast-
Rausch-Verhältnisse können Tab. 9.28 im Anhang entnommen werden.
4.9 Dichtekalibrierung von LAE442-Implantaten am XtremeCT
Eine Dichtekalibrierung der mit Paraffinwachs oder Knochenmehl vermischten Magnesiumlegierung
LAE442 wurde, wie in Kap. 3.3.3.12 beschrieben, am XtremeCT durchgeführt. Die
berechneten, metrischen Daten der einzelnen Stifte können Tab. 9.29 im Anhang entnommen
werden. Abb. 4.39 zeigt einen Axial-Scan des Kalibrierungsphantoms. Die Einzelmesswerte
sowie eine Ausgleichsgrade sind in Abb. 4.40 (Bohrungen mit Paraffinwachs gefüllt) und
Abb. 4.41 (Bohrungen mit Knochenmehl gefüllt) dargestellt. Die Phantommessungen zeigten
eine hohe CT-Zahl-Linearität im gesamten Messbereich (1811 – 1273 mg /cm 3 ). Das
Bestimmtheitsmaß R 2 betrug 0,997 (Paraffinwachs) bzw. 0,995 (Knochenmehl).
111

ERGEBNISSE
Abb. 4.39: Axial-Scan des Kalibrierungsphantoms. Die Bohrungen der LAE442-Stifte sind mit
Paraffinwachs gefüllt.
Abb. 4.40: CT-Zahlen als Funktion der Dichtewerte der mit Paraffinwachs gefüllten LAE442-Stifte
im Kalibrierphantom einschließlich Ausgleichsgerade und Bestimmtheitsmaß R 2 .
112

ERGEBNISSE
Abb. 4.41: CT-Zahlen als Funktion der Dichtewerte der mit Knochenmehl gefüllten LAE442-Stifte
im Kalibrierphantom einschließlich Ausgleichsgerade und Bestimmtheitsmaß R 2 .
113

5 Diskussion
DISKUSSION
Ein zentrales Ziel dieser Arbeit war die Beurteilung der Bildgebungseigenschaften des µCT-
Scanners „XtremeCT“ der Fa. Scanco Medical AG (Brüttisellen, Schweiz). Insbesondere
sollte durch eine Untersuchung der wichtigsten Bildqualitätsparameter die Eignung des
XtremeCT sowohl für die Versuchstierbildgebung im Allgemeinen, als auch speziell für
Studien an degradablen Magnesiumimplantaten eingeschätzt werden.
Grundlegende Fragen waren, ob und bei welchen Scanparametern sich ausgewählte
Magnesiumlegierungen sowie eine gebildete periimplantäre Knochenneubildung optimal im
XtremeCT darstellen lassen. Auch sollte die Frage beantwortet werden, ob bzw. wie sich eine
Dichtekalibrierung im XtremeCT durchführen lässt, die zuverlässig quantitative Aussagen zu
einer sich verändernden Implantatdichte ermöglicht. Schließlich sollte die Frage beantwortet
werden, ob eine, zurzeit nicht einstellbare, niedrigere mittlere Photonenenergie am XtremeCT
zur einer praxisrelevanten besseren Bildqualität bei der Darstellung von periimplantärem
Knochen und Magnesiumimplantaten führen würde. Zur Beantwortung dieser Frage-
stellungen wurden Phantome und Methoden etabliert, die eine langfristige und kontinuierlich
hohe Bildqualität am XtremeCT garantieren sollen. Ebenfalls sollen die konstruierten
Phantome auch künftige Untersuchungen an neuen degradablen Magnesiumlegierungen
ermöglichen. Die Phantommessungen wurden mit den µCT-Scannern „XtremeCT“ und „µCT
80“ der Fa. Scanco Medical AG durchgeführt. Die entstandenen Schnittbilder wurden visuell
und quantitativ ausgewertet. Auch wurde mithilfe von Software eine Quantifizierung der
Implantat- und Kochendichte vorgenommen. Die Ergebnisse der Untersuchungen zu den
Bildqualitätsparametern werden nachfolgend einzeln diskutiert. Zum Abschluss erfolgt eine
Gesamtbeurteilung des XtremeCT in Bezug auf die oben genannten Fragestellungen.
5.1 Theoretische Scanzeiten und Strahlendosis
5.1.1 Theoretische Scanzeiten
Untersuchungen zu Scanzeiten an anderen kommerziellen in-vivo-µCT-Scannern, konnten im
Rahmen der vorliegenden Arbeit nicht in der Literatur gefunden werden. Es sollen hier
deswegen nur die eigenen Ergebnisse diskutiert werden. Die theoretisch benötigten Scan-
114

DISKUSSION
zeiten am XtremeCT für jeweils eine Rotation der Gantry um 180° wurden bei verschiedenen
Kombinationen der Projektionszahl/180° und der Integrationszeit ermittelt (Kap. 4.1). Die
berechneten Scanzeiten wurden von der Bedienungssoftware des XtremeCT vor einem
durchzuführenden Scan ausgegeben. Die tatsächliche Durchführung der Scans bei allen
möglichen Kombinationen an Scanparametern zur Bestimmung der Scanzeiten war weder
erforderlich noch praktikabel. Die Genauigkeit der von der Software gemachten Angaben zur
theoretischen Scanzeit wurde in der vorliegenden Arbeit nicht systematisch geprüft. Die
Scanzeit der bei den Experimenten in dieser Arbeit gemachten Scans stimmte allerdings mit
der im Controlfile gezeigten Scanzeit in Minuten überein. Deshalb ist davon auszugehen, dass
auch die nicht experimentell überprüften Angaben zur Scanzeit in Minuten ausreichend genau
sind.
In der vorliegenden Arbeit wurden vor einem µCT-Scan zunächst die Lokalisation und die
Länge des gewünschten Scanbereichs festgelegt. Anschließend konnte die benötigte Scanzeit
ausschließlich über die Zahl der Projektionen/180°, über die Integrationszeit und über die
Zahl der zu erfassenden Schichten beeinflusst werden. Dagegen hatte eine Veränderung der
Schichtdicke bei konstanter Scanlänge keinen Einfluss auf die Scanzeit. Das lag daran, dass
der während einer Gantryumdrehung gescannte Bereich, d.h. die Stackgröße in mm, immer
gleich groß war. Nur die Zahl der maximal während dieser Umdrehung gleichzeitig erfassten
Schichten war variabel und von der Schichtdicke abhängig. Die Fa. Scanco Medical
beschreibt in ihrer Bedienungsanleitung für den XtremeCT eine Stackgröße von > 8 mm
(SCANCO 2005). Tatsächlich betrug die berechnete Stackgröße bei einer Gantryumdrehung
9,02 mm. Während einer Umdrehung wurden also maximal 220 Schichten bei 41 µm
Schichtdicke gleichzeitig erfasst. Bei 82 µm Schichtdicke betrug die Zahl der gleichzeitig
gemessenen Schichten 110, usw. Die Menge der Scandaten nahm mit abnehmender
Schichtdicke durch die größere Bildmatrix zu, so dass eine höhere Ortsauflösung (geringere
Schichtdicke) zu längeren Rekonstruktionszeiten und zu einer größeren Auslastung der
Rechnerkapazität führte.
Die voraussichtliche Gesamtdauer eines Scans kann aus den in dieser Arbeit ermittelten Daten
im Voraus bestimmt werden. Dazu muss die Zahl der zu scannenden Schichten durch die Zahl
der während einer Gantryrotation erfassten Schichten geteilt werden. Das Ergebnis wird
anschließend auf eine ganze Zahl aufgerundet. Die so berechnete Zahl muss dann mit der in
115

DISKUSSION
Tab. 9.1 im Anhang erwähnten Scanzeit für die jeweilig eingestellten Scanparameter
multipliziert werden. Z. B. beträgt die Scanzeit bei 1500 Schichten, 41 µm Schichtdicke, 1000
Projektionen/ 180° und 300 ms Integrationszeit 52 Minuten.
Es gibt mehrere Gründe, die kurze Scanzeiten am µCT erfordern. Die wichtigsten sollen hier
diskutiert werden. Beim Versuchstier müssen alle Untersuchungen in Narkose durchgeführt
werden. Steigende Scanzeiten bedeuten auch eine längere Narkosezeit, die sich negativ auf
das Narkoserisiko (BRODBELT 2008) bzw. das Infektionsrisiko von Wunden (SLATTER
2003) auswirken können. Allein aus diesem Grund sollen die Narkosezeiten so kurz wie
möglich gehalten werden. Die Strahlenexposition nimmt ebenfalls mit der Scanzeit zu (Kap.
5.1.2). Längere Scanzeiten führen auch zu einem höheren Verschleiß der Scannermechanik
bzw. der Röntgenröhre, was höhere Betriebskosten nach sich zieht. Nicht zuletzt ist zu
berücksichtigen, dass bei vielen gleichzeitig geplanten Versuchsvorhaben die verfügbare
Scanzeit knapp ist. Es spielen also ebenfalls wirtschaftliche und organisatorische
Überlegungen bei der Scanzeit eine Rolle. In diesem Zusammenhang soll noch darauf
hingewiesen werden, dass die Scanzeit nicht immer direkt mit der anfallenden Datenmenge
korrespondiert. So bewirkt eine höhere Integrationszeit zwar eine längere Scanzeit, jedoch
wird die Menge an Projektionsdaten hierdurch nicht beeinflusst. Eine größere Zahl der
Projektionen/180° führt aber, neben zu längeren Scanzeiten, auch zu mehr Daten, die zur
Bildrekonstruktion mittels der Methode der gefilterten Rückprojektion herangezogen werden
müssen. Neben der veränderbaren Integrationszeit und der Zahl der Projektionen/180° ist die
benötigte Scanzeit auch von der Scannermechanik abhängig, die aber nicht nachträglich
beeinflusst werden kann.
5.1.2 Strahlendosis
Seit einigen Jahren wird auch der Strahlendosis bei der Versuchstierbildgebung im µCT
zunehmende Aufmerksamkeit geschenkt (KALENDER 2006). Die theoretisch zu erwartende
Strahlendosis im XtremeCT wurde für verschiedene Scanparameter dem Controlfile der
Bedienungssoftware in Form des „Computed Tomography Dose Index“ (CTDI)
(KALENDER 2006) entnommen (Kap. 4.1). Die in dieser Arbeit ermittelten CTDI100-Werte
dienten vorrangig dazu, die Auswirkungen der unterschiedlichen Kombinationen von
Scanparametern auf die Strahlendosis miteinander vergleichen zu können. Die von der
116

DISKUSSION
Software angezeigten CTDI100-Werte (KALENDER 2006) wurden von der Fa. Scanco
Medical AG mit Phantomuntersuchungen bei 750 Projektionen/180°, 100 ms Integrationszeit
und einem mAs-Produkt von 96 mAs auf Zuverlässigkeit validiert (SCANCO 2005). Das von
Scanco Medical AG verwendete Phantom war nach IEC 60601-2-44 (IEC 1999) spezifiziert.
Das Phantom hatte jedoch nur einen Durchmesser von 100 mm wegen des nur 126 mm
großen FOV im XtremeCT. Wegen der sehr niedrigen Dosisleistung gab Scanco für die von
ihr durchgeführten Phantommessungen zur Ermittlung der Strahlenexposition eine Genauig-
keit von ± 30 % an. Die Ergebnisse der von Scanco Medical AG durchgeführten CTDI100-
Dosismessungen zeigt Abb. 5.1.
Abb. 5.1: Ergebnisse der CTDI100-Dosismessungen durch Scanco Medical AG (SCANCO 2005). Die
Zahlen in den Kreisen sind die CTDI100-Werte in mGy.
Der von Scanco Medical aus den in Abb. 5.1 gezeigten Messwerten berechnete CTDI100,w,
betrug 6,1 mGy. Daraus ergab sich ein normierter nCTDI100,w-Wert von 0,064 mGy/mAs. Der
jeweils im Controlfile gezeigte CTDI100-Wert wurde für die eingestellten Scanparameter
automatisch von der Bedienungssoftware entsprechend 0,064 mGy/mAs × Wert des mAs-
Produktes berechnet (SCANCO 2005).
Die von Scanco Medical AG im Phantom gemessene Dosis war nicht überall im Messfeld
gleich groß (Abb. 5.1). Unter der Voraussetzung, dass die von Scanco Medical AG ver-
öffentlichten und in Abb. 5.1 gezeigten Messwerte charakteristisch für die Dosisverteilung im
117

DISKUSSION
XtremeCT sind, ist die Strahlendosis im oberen Bereich des Messfeldes (bei 90°) am
höchsten.
CTDI-Werte erlauben keinen direkten Rückschluss auf die Patientendosis, da keine
Berücksichtigung der jeweils gescannten anatomischen Bereiche gegeben ist (KALENDER
2006). Ein Vergleich der CTDI100-Werte des XtremeCT mit anderen in-vivo-µCT-Scannern
wäre wünschenswert. Bei der zugänglichen Literatur existieren jedoch keine Angaben über
CTDI100-Werte von anderen in-vivo-µCT-Scannern. Das liegt vermutlich daran, dass CTDI-
Angaben zu CT-Scannern nur in der Humanmedizin vorgeschrieben sind (DIN 2005; DIN
2008; IEC 1999). Zurzeit gibt es noch keine Richtlinien oder Empfehlungen für in-vivo-µCT-
Untersuchungen an Versuchstieren in Bezug auf die zulässige bzw. unschädliche
Strahlenexposition (KALENDER 2006; STEPINA 2006). Der normierte CTDI100-Wert im
XtremeCT betrug 0,064 mGy/mAs bzw. 6,4 mGy/100 mAs. Diese Werte haben die gleiche
Größenordung wie die von KALENDER (2006) für unterschiedliche Schichtdicken
veröffentlichten Daten der klinischen CT-Scanner SOMATOM PLUS 4 und SOMATOM
Sensation 64 (Fa. Siemens AG, München), bei deren nCTDI100,w-Werte zwischen 6,5 und 13,4
mGy/100mAs liegen.
Auf die Gefahr der Entstehung von Tumoren bei Langzeitstudien an Mäusen im µCT wurde
bereits von CARLSON et al. (2007) hingewiesen. Eine maximale Obergrenze der Dosis von
100-200 mSv pro Untersuchung im µCT wird zurzeit für die Versuchstierbildgebung
diskutiert (BOONE et al. 2004; FORD et al. 2003; KALENDER 2006).
5.2 Ergebnisse der allgemeinen Bildqualitätsparameter
Zu den „allgemeinen Bildqualitätsparametern“ (Kap. 4.2) werden in dieser Arbeit die
Bildqualitätsparameter gezählt, die allgemein für die Versuchstierbildgebung im XtremeCT
relevant sind. Der Begriff wird hier verwendet, um die für die Versuchstierbildgebung
relevanten Ergebnisse von den Ergebnissen abzugrenzen, die sich ausschließlich auf
degradable Magnesiumimplantate beziehen.
Es wurden die Linearität der CT-Zahlen (Kap. 4.2.1), das Pixelrauschen (Kap. 4.2.2), die
Homogenität der CT-Werte (Kap. 4.2.3), die Niedrigkontrastauflösung (Kap. 4.2.4) und
Bildartefakte (Kap. 4.2.5) untersucht. Auf die Prüfung der Ortsauflösung wurde verzichtet, da
von der Fa. Scanco Medical AG für den XtremeCT bereits Ergebnisse zur Ortsauflösung bzw.
118

DISKUSSION
von MTF-Messungen veröffentlicht wurden (SCANCO 2005). Auch schien eine Messung der
Ortsauflösung mithilfe von Lochmustern oder Rechteckrastern nicht sinnvoll, da kommerziell
erhältliche Phantome nur mit Strukturen > 500 µm verfügbar sind. Der für die Versuchstierbildgebung
im XtremeCT interessante Bereich (41 - 82 µm) kann damit nicht erfasst werden.
Da der XtremeCT zu Dichtemessungen an menschlichen Knochen konzipiert wurde, werden
standardmäßig Dichtewerte von segmentierten und ausgewerteten Volumina in der äquivalenten
Menge Hydroxylapatit [ mg /cm 3 ] angegeben. Auch die tägliche Dichtekalibrierung am
XtremeCT erfolgte mit einem von Scanco Medical AG gelieferten Phantom anhand von
Hydroxylapatit in verschiedenen Konzentrationen (Kap. 3.3.1). Ein das Hydroxylapatit
einschließendes Epoxydharz diente bei der täglichen Kalibrierung als wasseräquivalente
Substanz. Prinzipiell wäre am XtremeCT eine automatische Dichtekalibrierung auch mit
anderen Materialien als Hydroxylapatit durchführbar. Jedoch ständen dann bei der
Auswertung für Knochengewebe keine genauen quantitativen Dichtewerte in der Form von
mg Hydroxylapatit/cm 3 mehr zur Verfügung.
Es war nicht möglich, automatisch die Dichte mehrerer Materialien gleichzeitig zu
kalibrieren. Bei µCT-Aufnahmen von Knochenstrukturen bzw. von Kaninchentibiae ist es
aber wünschenswert, dass sich Dichtewerte auch als äquivalente Menge Hydroxylapatit
ausdrücken lassen. Bei in-vivo-µCT-Aufnahmen von degradablen Implantaten werden sowohl
Knochengewebe als auch Metall gescannt. Damit zur späteren Auswertung die Dichtewerte
auch immer als Hydroxylapatit [ mg /cm 3 ] zur Verfügung stehen, ist also eine automatische,
tägliche Dichtekalibrierung mit dem von Scanco Medical AG mitgelieferten Phantom
empfehlenswert. Auch in der vorliegenden Arbeit wurde die tägliche Dichtekalibrierung
ausschließlich nach den Vorgaben von Scanco Medical AG durchgeführt.
Am XtremeCT konnten für segmentierte Volumina statt der Dichtewerte ausgedrückt in
Hydroxylapatit [ mg /cm 3 ] auch die CT-Werte in HU nachträglich abgefragt werden. Es schien
für diese Arbeit wenig sinnvoll, andere Strukturen als Knochengewebe in der äquivalenten
Menge Hydroxylapatit in mg /cm 3 auszudrücken. Zur besseren Vergleichbarkeit der Dichtewerte
unterschiedlicher Materialien wurden deshalb alle quantitativen Ergebnisse in dieser Arbeit,
soweit möglich, in HU (Hounsfield Units) angegeben.
119

5.2.1 Linearität der CT-Zahlen
DISKUSSION
Die Linearität der CT-Werte-Skala ist eine unbedingte Voraussetzung für die quantitative
Auswertung von Dichtemessungen. KALENDER (2006) weist darauf hin, dass die Linearität
der CT-Werte nur überprüft werden kann, wenn für die Messungen Prüfkörper gleicher
chemischer Zusammensetzung eingesetzt werden, die sich nur hinsichtlich der Dichte
voneinander unterscheiden. Allerdings gibt es, auch bei klinischen CT-Scannern, keine
allgemein anerkannte Methode zur Überprüfung der Linearität der CT-Werte-Skala
(KALENDER 2006).
Bisher wurden verschiedene Methoden beschrieben, um die Linearität der Hounsfieldskala im
µCT-Scanner zu bestimmen. PREVRHAL (2005) benutzte eine wässerige Emulsion,
bestehend aus K2PO4H in Konzentrationen von 100 bis 600 mg /cm 3 . Hiermit sollte
Knochengewebe simuliert und die Linearität der CT-Werte in diesem Dichte-Bereich
untersucht werden. STILLER (2008) setzte zur Messung der Linearität der CT-Zahlen im in-
vivo-µCT „LaTheta“ LCT-100A (Aloka Co., Ltd.; Tokyo, Japan) das Röntgenkontrastmittel
Ultravist ® in verschiedenen Verdünnungsstufen ein.
Da ein wesentliches Einsatzgebiet des in der vorliegenden Arbeit verwendeten XtremeCT die
Versuchstierbildgebung ist, sollte in dieser Arbeit die Linearität der CT-Zahlen sowohl im
Bereich von Weichteilgeweben (z. B. Knochenmark, Muskeln) als auch im Bereich von
Hartgeweben (z. B. Knochen, Zahnschmelz, Dentin) untersucht werden. Deshalb wurde die
CT-Wert-Linearität mithilfe verschiedener Verdünnungsstufen des Röntgenkontrastmittels
Omnipaque® 350 in destilliertem Wasser überprüft (Kap. 4.2.1). Als Phantom wurde eine
Schraubröhre der Fa. Sarstedt gewählt, weil sie standardmäßig für die Fixierung von
explantierten Kaninchentibiae eingesetzt wird und in etwa der Größe eines Kaninchenunterschenkels
mit Haut und Muskulatur entspricht. Ein größeres Phantomvolumen schien
nicht sinnvoll. Der Nachteil der angewandten Methode mit Röntgenkontrastmittel-
verdünnungen besteht darin, dass sie recht aufwendig ist und daher nur bedingt tauglich, um
regelmäßig Konstanzprüfungen zur Qualitätssicherung durchzuführen. Da die Lösungen mit
Iod-Kontrastmitteln instabil und lichtempfindlich sind, müssen sie vor jeder Messung neu
angesetzt werden. Die Messungen der mittleren CT-Zahlen erfolgten ausschließlich bei 300
ms Integrationszeit und 1000 Projektionen/180°. Die Linearität der CT-Skala wurde nicht bei
anderen Kombinationen von Projektionen/180° und Integrationszeit untersucht, da diese
120

DISKUSSION
Scanparameter vor allem Einfluss auf das Pixelrauschen haben und die mittlere CT-Zahl als
Maß für die Röntgendichte nicht beeinflussen. Im gesamten Messbereich von 0 bis 8000 HU
wurde eine hohe Linearität der CT-Zahlen festgestellt. Die hohe Linearität der CT-Werte
erleichtert eine eigene Dichtekalibrierung von Magnesiumlegierungen mithilfe des in dieser
Arbeit vorgestellten Kalibrierungsphantoms (Kap. 5.9).
5.2.2 Pixelrauschen
Grundsätzlich verhält sich das Pixelrauschen umgekehrt proportional zur Quadratwurzel des
mAs-Produktes bzw. der Integrationszeit, wenn alle anderen Scanparameter konstant sind
(KALENDER 2006). Die Messergebnisse zeigten bei konstanter Schichtdicke und
Projektionszahl/180° tendenziell diesen Zusammenhang, wobei jedoch das Pixelrauschen bei
einer Erhöhung der Integrationszeit immer etwas niedriger war, als nur aufgrund des
theoretischen Zusammenhangs zwischen Pixelrauschen und Integrationszeit vermutet werden
konnte. Dies entspricht dennoch den Erwartungen, da auch der gewählte Faltungskern einen
Einfluss auf das Pixelrauschen hat.
Nach KALENDER (2006) hängt bei einer isotropen Ortsauflösung das Pixelrauschen σ
entsprechend
σ ~
1
4 (5.1)
Δξ
von der Größe des Auflösungselementes ξ ab, was auch von FUCHS und KALENDER
(2003) durch Messungen bestätigt wurde. Eine Halbierung der isotropen Ortsauflösung
müsste demnach zu einer Reduktion des Pixelrauschens um einen Faktor 4 führen. Dieser
Zusammenhang wurde beim im XtremeCT gemessenen Pixelrauschen (Kap. 4.2.2) nicht
beobachtet. So betrug das Pixelrauschen z. B. bei 41 µm Ortsauflösung, 1000 Projektionen/180°
und 300 ms Integrationszeit σ = 250 HU. Bei 82 µm Ortsauflösung, 1000
Projektionen/180° und 300 ms Integrationszeit betrug das Pixelrauschen σ = 120 HU.
Insgesamt nahm das Pixelrauschen nach einer Halbierung der Ortsauflösung um einen Faktor
von etwa 2 bis 2,3 ab. Die bei einer abnehmenden Ortsauflösung geringere Abnahme des
Pixelrauschens als nach Gl. (5.1) theoretisch erwartet, kann eventuell durch die Art und Weise
121

DISKUSSION
erklärt werden, wie der XtremeCT die Pixel der Bildmatrix berechnet. Das Signal mehrerer
Detektorelemente wird bei abnehmender Ortsauflösung nämlich nicht bereits auf dem
Detektor zusammengefasst, sondern die Zusammenfassung wird erst auf dem Rechner
softwaremäßig vorgenommen. Obwohl damit nach den Angaben von Scanco Medical eine
bessere Ortsauflösung erreicht wird, ist ein Nachteil dieser Methode, dass das Ausleserauschen
am Detektor bei einer niedrigeren Ortsauflösung ein grösseres Gewicht hat als im
rauschoptimierten Fall (SCANCO 2009a). Das Pixelrauschen bei abnehmender Ortsauflösung
ist aus diesem Grund höher, als theoretisch erwartet wurde. Ob diese Erklärung der einzige
Grund für das höhere Pixelrauschen ist oder ob noch andere Rauschquellen in der Signalkette
am XtremeCT eine Rolle spielen, müsste durch weitere Untersuchungen geklärt werden.
Die Scanzeit für 1000 Projektionen/180° bei einer Integrationszeit von 100 ms entspricht der
Zeit, die bei 500 Projektionen/180° und 300 ms Integrationszeit gebraucht wird. Das
Pixelrauschen betrug jedoch bei 41 µm Ortsauflösung, 1000 Projektionen/180° und 100 ms
Integrationszeit σ = 504 HU und bei der gleichen Ortsauflösung, 500 Projektionen/180° und
300 ms Integrationszeit nur σ = 343 HU. Dieses niedrigere Pixelrauschen bei den zuletzt
genannten Scanparametern bedingt jedoch eine etwas höhere Strahlendosis. Bezogen auf die
Niedrigkontrastauflösung, wäre die höhere Integrationszeit (300 ms) bei niedrigerer
Projektionszahl (500/180°) der niedrigeren Integrationszeit (100 ms) bei höherer Projektionszahl
(1000/180°) vorzuziehen.
Eine geringere Ortsauflösung verringert das Pixelrauschen. Ein niedrigeres Pixelrauschen
erhöht die Niedrigkontrastauflösung (KALENDER 2006; OPPELT 2005). Deshalb ist es zur
Erzielung einer optimalen Niedrigkontrastauflösung sinnvoll, immer die niedrigstmögliche
Ortsauflösung am XtremeCT einzustellen, die erforderlich ist, um die gewünschten Struktu-
ren noch darstellen zu können. Allerdings hat, wie bereits in Kap. 5.1.1 dargelegt, die
eingestellte Schichtdicke keinen Einfluss auf die Scanzeit. Außerdem können die Voxelgröße
oder die Schichtdicke nachträglich durch die Auswertungssoftware am XtremeCT vergrößert
werden. Wenn die Originaldaten noch vorhanden sind, lässt sich dieser Prozess auch beliebig
oft wieder rückgängig machen. Diese nachträgliche, softwaremäßige Anpassung der
Voxelgröße führt theoretisch zur gleichen Abnahme des Pixelrauschens als wenn bei der
niedrigeren Ortsauflösung gescannt worden wäre (KALENDER 2006). Deshalb ist es trotzt
122

DISKUSSION
des hohen Pixelrauschens empfehlenswert, im XtremeCT immer mit der höchsten Ortsauflösung
von 41 µm zu scannen.
5.2.3 Homogenität der CT-Werte
Eine hohe Homogenität der CT-Werte bedeutet, dass die CT-Werte eines homogenen
Objektes in verschiedenen Objektabschnitten konstant oder zumindest näherungsweise
konstant sind. Die CT-Werte von Wasser weichen im Idealfall nur wenige HU vom Sollwert
0 HU ab (KALENDER 2006). Die Bundesärztekammer forderte für klinische Computertomographen
vor einigen Jahren noch eine maximale Differenz zwischen den CT-Werten
einer peripheren und einer zentralen Fläche eines homogenen Prüfkörpers von ≤ 8 HU
(BUNDESÄRZTEKAMMER 1992). In den aktuellen „Leitlinien der Bundesärztekammer zur
Qualitätssicherung in der Computertomographie“ werden allerdings keine Anforderungen an
die Homogenität mehr erwähnt (BUNDESÄRZTEKAMMER 2007). Die DIN EN 61223-2-6
(DIN 2008) schreibt für klinische CT-Geräte eine maximale Differenz zwischen der zentralen
ROI und den ROIs im Randbereich von 2 HU vor. Auch sollen sich die mittleren CT-Zahlen
der ausgewerteten ROIs maximal 2 HU von einem Bezugswert (z. B. 0 HU bei Wasser)
unterscheiden.
Die Messergebnisse im XtremeCT (Kap. 4.2.3) zeigten Abweichungen zwischen den CT-
Zahlen der ausgewerteten zentralen und peripheren Bereiche, die bis zu 17 HU betrugen und
damit deutlich über den für klinische CT-Scanner geforderten Differenzen lagen. Vor allem
bei der Erkennbarkeit von Strukturen mit geringen Kontrasten können diese Abweichungen
zu Problemen führen, da Kontraste zwischen diesen Strukturen durch nicht homogene CT-
Zahlen abnehmen können. Der CT-Wert von Wasser betrug am XtremeCT zwischen -12 und
-24 HU und wich damit relativ deutlich von der theoretischen CT-Zahl für Wasser (0 HU) ab.
Der Grund für diese Abweichung ist, dass der XtremeCT bei der täglichen Kalibrierung ein
wasseräquivalentes Epoxydharz mit Wasser gleichsetzt. Die Dichte dieses Epoxydharzes
dürfte etwas höher als die Dichte von Wasser sein, so dass die CT-Zahl von Wasser zu niedrig
dargestellt wird bzw. mit negativem Vorzeichen behaftet ist. Eine Diskrepanz, wenn auch
wesentlich geringer und mit positivem Vorzeichen, gab es auch bei einem von STILLER et al.
(2007) untersuchten in-vivo-µCT „LaTheta“ LCT-100A (Aloka Co., Ltd.; Tokyo, Japan). Die
CT-Zahlen für Wasser betrugen am LaTheta bei bestimmten Scannereinstellungen 4 HU, was
123

DISKUSSION
STILLER et. al (2007) auf Strahlaufhärtung zurückführten deren Korrektur bei der
Rekontruktion der Schichtbilder nicht berücksichtigt wurde.
5.2.4 Niedrigkontrastauflösung
Die Niedrigkontrastauflösung wird meistens im CT-Werte-Bereich von Weichteilgewebe
gemessen. Gerade in diesem Bereich ist bei vielen klinischen Fragestellungen eine hohe
Niedrigkontrastauflösung sehr wichtig. Auch die Eigenschaften des XtremeCT in Bezug auf
die Niedrigkontrastauflösung bei Weichteilstrukturen sollten in der vorliegenden Arbeit
überprüft werden. Das hierfür eingesetzte Niedrigkontrastphantom war eine Leihgabe von
Herrn Dr. W. Stiller (STILLER et al. 2007). Ein wesentlicher Vorteil dieses Phantoms war
die Möglichkeit, die Kontraste zwischen dem Inhalt einer Bohrung und dem umgebenden
Acrylglas stufenlos zu erhöhen. Ein Nachteil war, dass die kleinste Bohrung einen
Durchmesser von 1 mm besaß. Im µCT bzw. im XtremeCT ist aber gerade die Darstellung
von Strukturen mit einem sehr viel kleineren Durchmesser als 1 mm interessant. Die
Befüllung und Entleerung von sehr kleinen Bohrungen mit einer Flüssigkeit führen durch den
Kapillareffekt zu Problemen (STILLER 2007). Bohrungen mit einem Durchmesser < 1 mm
können dadurch nicht mehr mit vertretbarem Aufwand zeitnah und blasenfrei befüllt oder
entleert werden. Gerade die schnelle Befüllung und Entleerung der Bohrungen ist aber bei
dem vorgestellten Phantom äußerst wichtig, da jodhaltige Röntgenkontrastmittel nach
längerer Verweilzeit im Phantom dazu neigen, in die Mikroporen des Acrylglases
einzudringen. Eine zuverlässige Auswertung der Niedrigkontrastauflösung wäre dann nicht
mehr gewährleistet. Ein anderes Niedrigkontrastphantom das Strukturen mit einem
Durchmesser < 1 mm enthielt, ließ sich im Rahmen der vorliegenden Arbeit nicht beschaffen.
Andere wichtige Nachteile des eingesetzten Niedrigkontrastphantoms waren erstens die
aufwendige Befüllung der Bohrungen und die Abhängigkeit von frisch angesetzten
Kontrastmittelverdünnungen. Auch konnte immer nur ein Kontrast gleichzeitig ausgewertet
werden, da für eine Messung die unterschiedlichen Bohrdurchmesser mit derselben
Kontrastmittelverdünnung befüllt wurden. Nur so konnte bei einem bestimmten Kontrast die
kleinste, noch sichtbare Bohrung bestimmt werden. Für Konstanzprüfungen an klinischen CT
werden dagegen kommerziell Phantome angeboten, die sowohl Objekte mit unterschiedlichen
Durchmessern als auch Objekte mit verschiedenen Kontrasten zum Hintergrund enthalten.
124

DISKUSSION
Aus o. g. Gründen ist das in dieser Arbeit verwendete Niedrigkontrastphantom für
regelmäßige Konstanzprüfungen nur bedingt geeignet.
Die Niedrigkontrasterkennbarkeit von Strukturen in einem Bild hängt auch maßgeblich vom
Vorhandensein eines Musters ab (BRIGHT et al. 1998). Gerade die einfache geometrische
Anordnung der Bohrungen im Niedrigkontrastphantom führte deshalb wahrscheinlich zu
einer geringfügig besseren Niedrigkontrasterkennbarkeit im Vergleich zu Bildern ohne
deutliches Muster. In Schnittbildern, bei denen das Vorkommen einer Struktur mit niedrigem
Kontrast nicht im Voraus feststeht, wird die praktisch erreichbare Niedrigkontrastauflösung
also etwas niedriger sein als in dieser Arbeit ermittelt.
Die Auswertung von Röntgen- und CT-Bildern von Lebewesen die im Rahmen einer Studie
angefertigt wurden, wird meistens von mehreren erfahrenen Radiologen vorgenommen. Aus
den Bewertungsergebnissen kann eine ROC-Kurve erstellt werden (OPPELT 2005). Hierbei
hat neben den visuellen Fähigkeiten der Testpersonen vor allem auch ihre Erfahrung in der
Auswertung von Bildern einen großen Einfluss auf die Testergebnisse. Bei der Betrachtung
der einfachen geometrischen Strukturen des in der vorliegenden Arbeit untersuchten
Phantoms würde röntgenologische Erfahrung nur wenig zum Testergebnis beitragen, da nur
die visuellen Fähigkeiten der Testperson getestet wird. Auch in der Erstveröffentlichung zu
dem in der vorliegenden Arbeit verwendeten Niedrigkontrastphantom wurde die Auswertung
der Niedrigkontrastauflösung nur von einem Gutachter vorgenommen (STILLER et al. 2007).
Auf eine Auswertung der Schnittbilder durch mehrere Personen wurde daher auch in der
vorliegenden Arbeit verzichtet.
Insgesamt ist die Niedrigkontrastaufösung des XtremeCT bei einer Schichtdicke von 41 µm
relativ gering. Bei 1000 Projektionen/180° und 300 ms Integrationszeit betrug der noch
wahrnehmbare Kontrast bei 1 mm Bohrdurchmesser 128 HU (Kap. 4.2.4). Dies entspricht
einem Kontrast-Rausch-Verhältnis von 0,51. Die Scanzeit bei dieser Einstellung würde
allerdings bei den typischen Untersuchungen an Kaninchentibiae mehr als 60 Minuten dauern.
Da der noch wahrnehmbare Kontrast auch von der Größe des Objektes abhängt, müssen die
Kontraste bei kleineren Strukturen noch wesentlich höher sein als die wahrnehmbaren
Kontraste, die bei 1 mm Bohrdurchmesser festgestellt wurden.
Die Kontrastauflösung wurde nur bei 41 µm Ortsauflösung ermittelt, da gerade die
höchstmögliche Ortsauflösung am XtremeCT für künftige Studien an degradablen
125

DISKUSSION
Implantaten interessant ist. Legt man aber das berechnete Kontrast-Rausch-Verhältnis (0,51),
bei dem sich die 1 mm Bohrung noch unterscheiden ließ, zugrunde, dann kann man mithilfe
des in der vorliegenden Arbeit gemessenen Pixelrauschens die wahrnehmbaren Kontraste für
einen Objektdurchmesser von 1 mm, bei geringeren Ortsauflösungen als 41 µm nach Gl.
(2.22) (OPPELT 2005; ROSE 1973) theoretisch abschätzen. Es muss dann zur Schätzung der
Niedrigkontrastauflösung das Pixelrauschen bei einer bestimmten Kombination an
Scanparametern (ab Tab. 9.4) mit dem berechneten CNR (0,51) multipliziert werden. Somit
würde bei einem Bohrdurchmesser von 1 mm, der noch wahrnehmbare Kontrast bei 82 µm
Ortsauflösung, 1000 Projektionen/180° und 300 ms Integrationszeit schätzungsweise 0,51 ×
120 HU = 61 HU betragen.
Die theoretisch mögliche Abschätzung der Niedrigkontrastauflösung auch bei niedrigeren
Ortsauflösungen lässt sich wie folgt begründen. Nach Gl. (2.22) ist bei gleichbleibendem
Objektdurchmesser das Verhältnis zwischen Niedrigkontrastauflösung und Pixelrauschen (=
CNR) näherungsweise unabhängig von der Ortsauflösung. Dies gilt für ein großes Intervall
von Objektdurchmessern, die aber deutlich größer sein müssen als die Ortsauflösung des
Scanners (OPPELT 2005). Die Kontrastauflösung bei kleinen Objekten mit einem
Durchmesser, der nah an der Ortsauflösung des Scanners liegt, hängt dagegen von der
Ortsauflösung des Systems ab, wie der von (KALENDER 2006) veröffentlichte Objekt-
Detail-Kurve belegt. Inwieweit die hier vorgeschlagene Methode zur Schätzung der
Niedrigkontrastauflösung am XtremeCT in der Praxis zuverlässig ist, müsste allerdings durch
weitere Phantomuntersuchungen validiert werden.
5.2.5 Bildartefakte
Das Auftreten von Bildartefakten wurde visuell beurteilt. Es wurden vereinzelt Strichartefakte
wahrgenommen. Der XtremeCT neigte jedoch vor allem sehr stark zu Ringartefakten, die
aber weder zeitlich noch örtlich ein konstantes Muster aufwiesen (Kap. 4.2.5). Auffällig war,
dass neben den typischen kreisförmigen Ringartefakten (KALENDER 2006) sehr häufig
bogenförmige Artefakte über einen Winkelbereich von < 360° auftraten. Hierbei waren
meistens nur 2 bis 3 Schichten von dem Artefakt betroffen. Die bogenförmigen Artefakte
befanden sich häufig genau im Bereich des Bildes, der quantifiziert werden sollte. Eine
126

DISKUSSION
zuverlässige Auswertung am Ort der Ringartefakte war damit nicht mehr möglich, so dass
einzelne Schichten von der Auswertung ausgenommen werden mussten.
Die Auswertungssoftware am XtremeCT bietet allerdings keine einfache Möglichkeit,
während einer quantitativen Auswertung einzelne Schichten auszublenden. Problematisch ist
auch, dass im Übersichtsfenster der Auswertungssoftware am XtremeCT 16 Schichten
gleichzeitig gezeigt werden, wobei das konstante Intervall von der Gesamtzahl der Schichten
abhängt. Die Segmentierungswerkzeuge ermöglichen es, nur auf einzelnen Schichten ROIs zu
platzieren. ROIs für die dazwischen liegenden Schichten werden anschließend mit der
Funktion „Morph“ automatisch erzeugt. Dies verleitet dazu, nicht alle Schichten einzeln zu
betrachten. Somit besteht die Gefahr, dass bei einem Scan mit sehr vielen Schichten
Bildartefakte auf einzelnen Schichten übersehen werden.
Wie von SIJBERS und POSTNOV (2004) beschrieben, können Ringartefakte die Folge von
instabilen Detektorelementen sein. Der Detektor im XtremeCT wurde wegen des Ausfalls
eines Detektorelementes während eines Zeitraums von drei Jahren zweimal ersetzt. Dies
erscheint häufiger, als aufgrund der Nutzungsdauer zu erwarten wäre. Einerseits waren nach
dem Austausch des Detektors keine dauerhaften und kontinuierlichen Ringartefakte mehr
sichtbar. Andererseits nahm das Auftreten von Ring- oder Bogenartefakten auf einzelnen
Schichten auch nach dem Austausch nicht ab. Daher kann bei dem eingesetzten Detektortyp
eine systematisch auftretende, zeitweise Instabilität einzelner Detektorelemente vermutet
werden.
5.3 Diskussion der degradablen Magnesiumimplantate
5.3.1 Auswahl der Magnesiumlegierungen
Die in der vorliegenden Arbeit verwendeten degradablen Implantate wurden aus
stranggepressten Magnesiumlegierungen am Produktionstechnischen Zentrum in Garbsen
hergestellt. Dieser Strangpressprozess führt zu einer Verbesserung der mechanischen und
korrosiven Eigenschaften durch die auftretende dynamische Rekristallisation (LASS 2005).
Bei den in der vorliegenden Arbeit verwendeten Magnesiumlegierungen handelte es sich um
Legierungen die auch in vivo im Kaninchenmodell Anwendung fanden (KRAUSE 2008;
THOMANN 2008; VON DER HÖH 2008).
127

5.3.2 Metallartefakte
DISKUSSION
Metalle verursachen im CT eine mehr oder weniger starke Strahlaufhärtung, die zu
Strahlaufhärtungsartefakten führen kann (KALENDER 2006; KACHELRIEß 1998). Vor
allem im Bereich des Metallschattens kann dadurch ein sehr niedriges Signal-Rausch-
Verhältnis entstehen, was die Auswertung von Strukturen in unmittelbarer Implantatnähe
erschwert (KACHELRIEß 1998). Die von KRAUSE (2008) und THOMANN (2008)
beschriebenen periimplantären Knochenstrukturen befinden sich auf der Oberfläche der
Magnesiumimplantate. Zur qualitativen und quantitativen Beurteilung dieser Knochenschicht
ist es also sehr wichtig, dass keine Metallartefakte auftreten. Der XtremeCT ist für
Dichtemessungen an Knochen optimiert und enthält zur Vermeidung von Strahlaufhärtungsartefakten
einen Filter aus 0,3 mm Kupfer und 1 mm Aluminium. Aus diesem Grund war
anzunehmen, dass Metalllegierungen, deren Röntgendichte vergleichbar mit der oder geringer
als die Röntgendichte von Knochen ist, nicht zu Strahlaufhärtungsartefakten führen.
Tatsächlich zeigten sowohl Legierungen mit einer niedrigeren Röntgendichte im Vergleich zu
Knochen als auch Legierungen, die eine geringfügig höhere Dichte haben als Knochen, keine
sichtbaren Artefakte (Kap. 4.3). Auch in den von SWITZER (2005) durchgeführten Studien
zeigten die Magnesiumlegierungen keine Artefaktbildung. Allerdings wurden in der
vorliegenden Arbeit immer nur ein Metallimplantat mit einem Durchmesser von 2,5 mm oder
weniger gleichzeitig gemessen. Ob größere Durchmesser oder mehrere Leichtmetallobjekte
die sich gleichzeitig im Messfeld befinden im XtremeCT Metall- oder Strahlaufhärtungsartefakte
verursachen, kann nur in weiteren Studien geprüft werden.
5.4 CT-Zahlen von Knochen- und Implantatvolumina
Das Implantatphantom Nr. I wurde so konstruiert, dass es der Anatomie einer Kaninchentibia
mit umgebendem Weichteilgewebe so weit wie möglich entsprach. Bekannt ist, dass bei CT-
Zahlen Verfälschungen durch Strahlaufhärtung auftreten können, worauf auch KALENDER
(2006) hinweist. Verschiebungen der CT-Zahlen haben potenziell einen Einfluss auf die
Segmentierung, da sich dadurch Kontraste zwischen unterschiedlichen Geweben verändern
können (KALENDER 2006). Um die in-vivo-Verhältnisse so gut wie möglich abzubilden,
128

DISKUSSION
war es deshalb wichtig, dass alle Implantate während eines Scans von weichteiläquivalentem
Material (Acrylglas) und Substantia corticalis umgeben waren.
5.4.1 Segmentierung von Implantaten und Knochengewebe
Unter Segmentierung eines Schnittbildes versteht man die Zerlegung eines Bildes in wichtige
anatomische Strukturen. Diese Strukturen können anschließend qualitativ oder quantitativ
bewertet werden. Eine vollautomatische Segmentierung von Organen oder anderen Strukturen
im CT-Bild ist zurzeit noch nicht zuverlässig möglich. Wichtig ist daher, dass die zu
segmentierenden Bereiche visuell im CT-Bild erkannt werden können (PREIM u. BARTZ
2007). Außerdem müssen die interessanten anatomischen Bereiche deutlich von anderen
Strukturen abgrenzbar sein. Ein ausreichender Kontrast zwischen den zu erkennenden
Strukturen ist dafür unabdinglich. Eine zu geringe Ortsauflösung oder Partialvolumeneffekte
sind zu vermeiden, denn sie können die genaue Bestimmung der Grenzfläche zwischen zwei
Materialien oder Geweben erschweren (KALENDER 2006). Nur wenn oben genannte
Voraussetzungen erfüllt sind, können ROIs ausreichend genau platziert werden.
Die Software von Scanco Medical AG ermöglichte die Segmentierung mithilfe von manuell
gezeichneten ROIs. Optional unterstützte die Software auch das Auffinden der Konturen des
zu segmentierenden Gewebes. Anschließend mussten ein oberer und ein unterer
Schwellenwert definiert werden. Es wurden ausschließlich Voxel mit CT-Werten segmentiert,
die zwischen dem oberen und dem unteren Schwellenwert lagen.
Die richtige Einstellung der Schwellenwerte hat einen großen Einfluss auf die späteren
Ergebnisse. GULDBERG et al. (2004) zeigten bei einem in-vivo-µCT Scanner der Fa. Scanco
Medical AG anhand von Mäuseskeletten die Auswirkungen von zu niedrigen oder zu hohen
Schwellenwerten. Nicht korrekt eingestellte Schwellenwerte führten bei GULDBERG et al.
(2004) dazu, dass Knochenstrukturen fälschlicherweise dicker oder dünner dargestellt wurden
als sie in Wirklichkeit waren. Ebenfalls entschieden in der von GULDBERG et al. (2004)
veröffentlichten Studie die richtigen Schwellenwerte darüber, ob sehr dünne Strukturen
gerade noch segmentiert wurden oder nicht. Wichtig ist auf jeden Fall, dass die gewählten
Schwellenwerte innerhalb einer Langzeitstudie für ein bestimmtes Gewebe oder Material
immer gleich bleiben (SCANCO 2009b).
129

DISKUSSION
Da die in der Literatur beschriebenen Methoden zur Bestimmung der Schwellenwerte nicht
vielversprechend schienen (z. B. MÜLLER et al. 1996), wurde in der vorliegendem Arbeit die
Bestimmung der Schwellenwerte visuell mithilfe eines Histogramms vorgenommen.
Die Ergebnisse zeigten, dass für eine Segmentierung von Implantaten oder Knochen der obere
Schwellenwert etwa der mittleren CT-Zahl + 3σ entsprechen musste, während für den unteren
Schwellenwert die mittlere CT-Zahl - 3σ notwendig war (Kap. 4.4). Bei oberen Schwellen-
werten, die niedriger bzw. bei unteren Schwellenwerten, die höher lagen, erschienen die
Konturen der Magnesiumimplantate oder der Kortikalis im Schnittbild nicht mehr glatt,
sondern ausgefranst. Außerdem entstanden im Implantat oder im Knochengewebe scheinbar
einzelne „Löcher“. Zusammenfassend ergibt sich, dass bei steigendem Pixelrauschen sich die
für eine Segmentierung notwendigen oberen Schwellenwerte auf der CT-Wert-Skala nach
oben und die unteren Schwellenwerte auf der CT-Wert-Skala nach unten verschieben. Bei
Strukturen, deren mittlere CT-Zahlen relativ nah zusammen liegen, überlappen sich hierdurch
die Voxelwerte beider Strukturen bei zunehmendem Pixelrauschen immer mehr, was eine
zuverlässige Segmentierung erschwert.
Die einzige Möglichkeit, zwei Materialien mit überlappenden CT-Zahlen genau zu
segmentieren, besteht dann, wenn sich die Materialien nicht vermischen und eine visuelle
Abgrenzung beider Strukturen klar möglich ist. Es können dann ROIs entlang der jeweiligen
Materialgrenze manuell eingezeichnet werden, die eine Segmentierung ermöglichen. Die
ROIs müssen in diesem Fall den Konturen der zu segmentierenden Struktur genau
entsprechen. Wenn dennoch innerhalb einer ROI Voxel aus unterschiedlichen Strukturen
liegen, die sich zahlenmäßig überschneiden, können Voxel mit einer CT-Zahl im sich
überschneidenden Bereich nicht mehr zuverlässig einem Material zugeordnet werden.
Denkbar ist z. B., dass Knochenmaterial in die Poren eines Magnesiumimplantates wächst. In
dem Bereich, wo Legierung und Knochengewebe zusammen vorkommen, ist, soweit die CT-
Zahlen der Legierung und des Knochens teilweise gleich sind, eine Segmentierung zur
quantitativen Auswertung von Dichtewerten nicht mehr möglich. Das Maß der Überlappung
der Voxelwerte zweier Materialen kann verringert werden, indem bewusst Scanparameter
gewählt werden, die ein niedrigeres Pixelrauschen bewirken. Die zweite Möglichkeit, sich
überschneidende CT-Zahlen zu vermeiden, besteht darin, die mittlere Photonenenergie zu
optimieren. Dadurch können bessere Kontraste zwischen verschiedenen Materialien erreicht
130

DISKUSSION
werden, und die Zahl der sich überlappenden Voxelwerte nimmt ab. Diese Möglichkeit ist
jedoch durch die festgelegte Röhrenspannung von 40 keV im XtremeCT nicht gegeben.
5.4.2 Mittlere CT-Zahlen mit Standardabweichung
Wie bereits in Kap. 5.4.1 diskutiert, lassen sich anhand der mittleren CT-Zahl und ihrer
Standardabweichung die optimalen Schwellenwerte vor einer Segmentierung abschätzen. Die
mittlere CT-Zahl sowie ihre Standardabweichung wurden bei verschiedenen Scanparametern
für Magnesiumlegierungen, Kortikalis, Hydroxylapatit und Knochenmehl bestimmt. Die
ausgewerteten Daten sollten so Aussagen über das Maß der Überlappung der Voxelwerte
zwischen den Magnesiumlegierungen und dem Knochengewebe ermöglichen. Die Ergebnisse
zeigten, dass die CT-Zahlen von tibialem Knochengewebe im XtremeCT bei allen
untersuchten Scanparametern eine Teilmenge der gemessenen CT-Zahlen von LAE442
bildeten (Kap. 4.4.2, Abb. 4.14-Abb. 4.16). Eine zuverlässige Segmentierung von kompaktem
Knochen und LAE442 ist deswegen im XtremeCT kaum möglich. Anders sah das Bild bei
Hydroxylapatit und Knochenmehl aus. Bei 300 ms Integrationszeit und 500, 750 oder 1000
Projektionen/180° überschnitten sich die CT-Zahlen von LAE442 und Hydroxylapatit bzw.
Knochenmehl nicht oder kaum noch (Kap. 4.4.2, Abb. 4.14-Abb. 4.16). Diese hohe
Integrationszeit ist im XtremeCT bei Scans von LAE442 also unbedingt zu empfehlen. Die
Segmentierung von LAE442 und Knochenstrukturen mit einer Dichte, die im Bereich von
Hydroxylapatit oder Knochenmehl liegt, ist deswegen im XtremeCT bei 300 ms Integrationszeit,
unabhängig von der gewählten Zahl der Projektionen/180°, als unproblematisch anzusehen.
Die CT-Zahlen der Magnesiumlegierung ZEK100 bildeten im XtremeCT bei allen
untersuchten Scanparametern sowohl mit den CT-Zahlen der Kortikalis der Kaninchentibiae
als auch mit den CT-Zahlen von Knochenmehl und Hydroxylapatit eine deutliche
Schnittmengen (Kap. 4.4.2, Abb. 4.17-Abb. 4.19). Sobald ZEK100 innerhalb einer ROI
zusammen mit Knochengewebe vorkommt, ist eine Materialzuordnung nicht mehr sicher
möglich. Die Segmentierung von ZEK100 und Knochenstrukturen im XtremeCT muss daher
als potenziell schwierig eingestuft werden.
Zwischen den CT-Zahlen der Legierung AX30 oder MgCa0,8% und der Substantia corticalis
wurde am XtremeCT keine Überschneidung bei 750 oder 1000 Projektionen/180° und 300 ms
131

DISKUSSION
Integrationszeit beobachtet (Kap. 4.4.2, Abb. 4.20-Abb. 4.25). Aus diesem Grund sind diese
Scanparameter für AX30 und MgCa0,8% in Kombination mit kompakten Knochenstrukturen
zu empfehlen. Die CT-Zahlen von Hydroxylapatit und Knochenmehl bildeten am XtremeCT
bei allen untersuchten Kombinationen der Scanparameter eine deutliche Teilmenge der CT-
Zahlen von AX30 bzw. MgCa0,8%. Knochengewebe mit einer geringen Dichte würde sich
deswegen im XtremeCT nur äußerst schwer von AX30 oder MgCa0,8% segmentieren lassen.
Die niedrigere mittlere Photonenenergie am µCT 80 (28 keV) führte, verglichen mit den
Scanparametern am XtremeCT die zu einem vergleichbaren Pixelrauschen führen (41 µm
Schichtdicke, 750/180° Projektionen, 300 ms Integrationszeit) zu einer ähnlicher
Überlappung der CT-Zahlen zwischen den Magnesiumlegierungen einerseits und der
Substantia corticalis, Hydroxylapatit oder Knochenmehl andererseits bei ZEK100, AX30 und
MgCa0,8%. Bei diesen drei Magnesiumlegierungen würde eine mittlere Photonenenergie von
28 keV also wahrscheinlich nicht zu einer einfacheren Segmentierung von Implantat und
Knochengewebe führen im Vergleich zu der mittleren Photonenenergie von 40 keV am
XtremeCT. Zwischen LAE442 und Kaninchentibia nahm das Maß der Überlappung der CT-
Zahlen bei einer mittleren Photonenenergie von 28 keV deutlich ab. Zwischen LAE442 und
Hydroxylapatit oder Knochenmehl nahm die Überlappung der CT-Zahlen am µCT 80 jedoch
deutlich zu. Eine mittlere Photonenenergie von 28 keV würde also wahrscheinlich bei
LAE442 oder Legierungen mit einer ähnlichen Dichte zu einer einfacheren Segmentierung
führen, wenn der periimplantäre Knochen eine zur Substantia corticalis vergleichbaren
Dichte besitzt.
5.5 Kontraste in Abhängigkeit von der mittleren Photonenenergie
Die Zusammenhänge zwischen der mittleren Photonenenergie und der gemessenen CT-Zahl
eines Objektes sind bekannt (KALENDER 2006). Eine Erhöhung der mittleren
Photonenenergie verringert Kontraste zwischen Objekten oder Geweben unterschiedlicher
Röntgendichte. Eine Reduzierung der mittleren Photonenenergie erhöht dagegen die
Kontraste.
Die Untersuchungen von KRAUSE (2008) und THOMANN (2008) zeigten gute Kontraste
zwischen den untersuchten Implantatlegierungen und den periimplantären Knochenauflagerungen
bei µCT-Aufnahmen mit einem µCT 80 (Scanco Medical AG, Brüttisellen,
132

DISKUSSION
Schweiz). Auch Dichteunterschiede innerhalb des Implantates ließen sich mit diesem µCT-
Scanner gut darstellen. Die mittlere Photonenenergie bei dem von KRAUSE (2008) und
THOMANN (2008) benutzten Scanprotokoll am µCT 80 betrug 28 keV. Zur besseren
Vergleichbarkeit der Ergebnisse in dieser Arbeit und der Ergebnisse aus früheren Arbeiten
über degradable Implantate wurde in der vorliegenden Arbeit am µCT 80 auf das gleiche
Scanprotokoll zurückgegriffen. Es wurde allerdings nicht untersucht, ob dieses Scanprotokoll
tatsächlich die optimalen Ergebnisse im µCT 80 zeigt. Es ist jedoch zu vermuten, dass sich
die beobachtete Bildqualität im µCT 80 noch verbessern lässt. Sowohl die Zahl der
Projektionen als auch die Integrationszeit könnten im µCT 80 noch erhöht werden. Ein
niedrigeres Pixelrauschen wäre also im µCT 80 noch erreichbar. Auch ließen sich die
Kontraste möglicherweise, je nach untersuchter Magnesiumlegierung, bei einer niedrigeren
mittleren Photonenenergie als 28 keV noch vergrößern. Allerdings könnte eine die Implantate
umgebende Tibia bei einer mittleren Photonenenergie unterhalb von 28 keV durch eine zu
starke Filterwirkung und die damit verbundene Strahlaufhärtung zu Artefakten führen.
Inwieweit sich mit einer niedrigeren mittleren Photonenenergie als 28 keV die Bildqualität bei
der Darstellung von degradablen Implantaten noch steigern lässt, wurde im Rahmen dieser
Arbeit nicht untersucht. Die Beantwortung dieser Frage wäre dennoch interessant, um bei
einer eventuellen Anpassung des XtremeCT in der Klinik für Kleintiere, den optimalen
Bereich der Röhrenspannung festlegen zu können. Bei der eingestellten mittleren
Photonenenergie von 28 keV am µCT 80 traten keine sichtbaren Strahlaufhärtungsartefakte
bzw. Metallartefakte bei den untersuchten Legierungen auf. Diese Ergebnisse bestätigen die
Beobachtungen von KRAUSE (2008) und THOMANN (2008).
In der vorliegenden Arbeit wurde gezeigt, dass sich im µCT 80 teilweise deutlich bessere
Kontraste zwischen den untersuchten Magnesiumlegierungen einerseits und Knochengewebe,
Hydroxylapatit und Knochenmehl andererseits erreichen ließen als im XtremeCT (Kap. 4.5).
Es ist also davon auszugehen, dass eine niedrigere mittlere Photonenenergie als 40 keV im
XtremeCT in den meisten Fällen zu einer besseren Unterscheidbarkeit zwischen
periimplantären Knochenauflagerungen und Metallimplantaten führen würde.
133

5.6 Kontrast-Rausch-Verhältnisse
DISKUSSION
Die bereits in Kap. 5.5 diskutierten höheren gemessenen Kontraste am µCT 80 führten
erwartungsgemäß im Vergleich zum XtremeCT zu höheren Kontrast-Rauschverhältnissen
zwischen Magnesiumlegierungen, kortikalem Knochen, Hydroxylapatit und Knochenmehl.
Es war technisch nicht möglich die untersuchten Magnesiumimplantae mit kortikalem
Knochen der Kaninchentibiae zu beschichten. Aus Einzelmessungen konnte jedoch ein
Kontrast-Rausch-Verhältnis zwischen den Magnesiumlegierungen und der Substantia
corticalis der Kaninchentibia berechnet werden (Tab. 9.26 im Anhang). Mithilfe der bei der
Beschichtung mit Knochenmehl und Hydroxylapatit ermittelten Kontrast-Rausch-
Verhältnisse (s. Kap. 4.7 und Kap. 5.7) die für eine Unterscheidung von Beschichtung und
Magnesiumimplantat erforderlich waren, kann deswegen abgeschätzt werden, ob, und ggf. bei
welchen Scanparametern, die Substantia corticalis von den untersuchten Magnesiumimplantaten
unterschieden werden kann.
5.7 Kontrastauflösung bei der µCT-Bildgebung beschichteter Magnesium-
implantate
In der Literatur wurde beschrieben, dass sich periimplantär eine ringförmige Knochenschicht
auf der Oberfläche von degradablen Magnesiumimplantaten bildet (KRAUSE 2008;
THOMANN 2008). In der Vorliegenden Arbeit wurden Magnesiumimplantate beschichtet
zur Simulierung dieser periimplantären Knochenschicht. Die Beschichtung von
Titanimplantaten durch Plasmaspritzen gehört in der Medizintechnik zum Standardverfahren
(ZAGAJEWSKI 2008). Die geplante Hydroxylapatitbeschichtung der zylinderförmigen
degradablen Magnesiumimplantate durch Plasmaspritzen stellte sich während der Anfertigung
der vorliegenden Arbeit allerdings unerwartet als technisch nicht umsetzbar heraus
(ZAGAJEWSKI 2008), weshalb in der vorliegenden Arbeit eine mechanische Beschichtung
entwickelt und eingesetzt wurde (Kap. 3.2.4).
Die Dichte der oben beschriebenen periimplantären Knochenschicht sowie ihre räumliche
Ausdehnung wurde bisher nicht quantifiziert. Es ist davon auszugehen, dass die
Knochenschicht anfänglich sehr dünn ist und langsam heranwächst. Da die isotrope
Ortsauflösung im XtremeCT maximal 41 µm beträgt, lässt sich die um ein Implantat
134

DISKUSSION
heranwachsende Knochenschicht also erst darstellen, wenn sie größer als 41 µm ist. Die
Dicke der periimplantären Knochenschicht in der axialen Ebene wurde von KRAUSE (2008)
und THOMANN (2008) ebenfalls nicht quantifiziert. Es lässt sich deswegen keine definitive
Aussage darüber treffen, ob die in der vorliegenden Arbeit gebildeten „thick slabs“ durch eine
nachträgliche Verringerung der Ortsauflösung in der axialen Ebene in der Praxis auch zur
einer besseren Bildqualität führen. Vorteilhaft ist, dass bei „thick slabs“ die Ortsauflösung in
der transaxialen Ebene nicht verringert wird. Kleine Strukturen lassen sich dadurch im
zweidimensionalen Schnittbild auch nach Reduktion der axialen Ortsauflösung noch gut
erkennen. Durch die Zusammenfassung mehrerer Schichten verringert sich das Pixelrauschen
proportional zur Wurzel aus der Zahl der zusammengelegten Schichten (KALENDER 2006).
Das niedrigere Pixelrauschen bewirkt ein höheres Kontrast-Rausch-Verhältnis, wodurch sich
die Konturen von Implantat und Beschichtung (als Simulierung von periimplantären
Knochenauflagerungen), wie in dieser Arbeit gezeigt, besser unterscheiden lassen. Diese
Methode kann jedoch nur angewendet werden, wenn die Strukturen auf den
zusammengefassten Schittbildern räumlich exakt übereinstimmen, wie es bei den in der
vorliegenden Arbeit vorgestellten Ergebnissen der Fall war (Kap. 4.7). Dennoch scheint die
„thick-slab-Methode“ auch zur praktischen Anwendung von Interesse zu sein, da die Zahl der
zusammengefassten Schichten in Abhängigkeit von der axialen Ausdehnung der
Knochenauflagerungen variiert werden kann. Außerdem lässt sich die Methode mit einigen
Programmen in Echtzeit anwenden und wieder rückgängig machen. Es wäre dadurch
möglich, die Schichtdicke so zu vergrößern, dass das manuelle Einzeichnen von ROIs durch
die bessere Erkennbarkeit von Konturen erleichtert wird. Zur quantitativen Auswertung
könnte die Schichtdicke danach wieder auf 41 µm zurückgesetzt werden.
Der Spalt zwischen Implantat und dem Innendurchmesser der verwendeten Acrylglasröhrchen
betrug etwa 250 µm und entsprach damit in etwa der Dicke der in der Arbeit von KRAUSE
(2008) beobachteten periimplantären Knochenauflagerungen. Knochenmehl ließ sich
wesentlich besser handhaben als Hydroxylapatit. Das Knochenmehl ließ sich relativ einfach
und gleichmäßig in den Spalt zwischen Implantat und Acrylglasröhrchen einbringen.
Dagegen neigte das Hydroxylapatit sehr stark zu Verklumpungen. Aus diesem Grund mussten
die Acrylglasröhrchen längs gespalten werden, so dass sich das Hydroxylapatit mechanisch
135

DISKUSSION
um das Implantat einbringen ließ. Eine exakt gleichmäßige Dicke der Hydroxylapatitbeschichtung
ließ sich dadurch, im Gegensatz zur Knochenmehlbeschichtung, nicht erreichen.
Hydroxylapatit und Knochenmehl ließen sich in den meisten Fällen im µCT 80 deutlich
besser von den untersuchten Magnesiumlegierungen unterscheiden als im XtremeCT (Kap.
4.7). Diese Beobachtung unterstreicht die in Kap. 5.5 getroffene Aussage, dass die niedrigere
mittlere Photonenenergie im µCT 80 bei der Darstellung von Magnesiumimplantaten in
vielen Fällen zu einer besseren Bildqualität führt. Es war bei einigen gewählten
Scanparametern möglich, die Beschichtung visuell von dem Implantat zu unterscheiden, ohne
dass sich die Konturen deutlich erkennen ließen. Das Einzeichnen von ROIs zur
Segmentierung wird hierdurch stark erschwert. Deshalb sollte immer angestrebt werden, die
Scanparameter so zu wählen, dass die Konturen der Implantate klar erkennbar sind. Nur dann
kann garantiert werden, dass bei Langzeitstudien auch immer der auszuwertende Bereich
quantifizierbar ist. Aufgrund der in dieser Arbeit erhaltenen Ergebnisse stellten sich hierzu
unter gleichzeitiger Berücksichtigung der Scanzeiten 750 oder 500 Projektionen/180° und 300
ms Integrationszeit als empfehlenswert heraus.
5.8 Kontrastauflösung am XtremeCT bei abnehmendem Implantat-
durchmesser
Die Legierungen MgCa0,8%, AX30 und LAE442 ließen sich auch bei 0,7 mm
Bohrdurchmesser bei allen untersuchten Scanparametern vom Hintergrund (Knochenring)
visuell unterscheiden, was durch den relativ hohen Kontrast der Legierungen zum
Knochenring möglich wurde. Das niedrigste für o.g. Legierungen gemessene Kontrast-
Rausch-Verhältnis war 1,3, was offensichtlich ausreicht um auch Implantate mit einem
Durchmesser von 0,7 mm vom Hintergrund zu unterscheiden. Bei der Legierung ZEK100
reichte ein Kontrast-Rausch-Verhältnis von 0,42 nicht mehr aus um Stiftdurchmesser < 2,0
mm vom Knochenring unterscheiden zu können. Bei abnehmendem Objektdurchmesser muss
das Kontrast-Rausch-Verhältnis zunehmen, damit eine Unterscheidung vom Hintergrund
möglich ist (OPPELT 2005). Bei ZEK100 war ein Kontrast-Rausch-Verhältnis von 0,42
notwendig, um einen Stiftdurchmesser von 2,0 mm vom Hintergrund unterscheiden zu
können. Dies war im Einklang mit der Beobachtung, dass bei einem Durchmesser von 2,5
136

DISKUSSION
mm eine Unterscheidung von Beschichtung und Implantaten bereits ab einem Kontrast-
Rausch-Verhältnis von etwa 0,2 bis 0,3 möglich war (Kap. 4.7).
5.9 Dichtekalibrierung von LAE442-Implantaten
In der Literatur wird beschrieben, dass bei degradablen Magnesiumimplantaten in vivo im
Laufe der Zeit eine Lochfrasskorrosion stattfindet und die Dichte des jeweiligen Implantates
scheinbar abnimmt (KRAUSE 2008; THOMANN 2008). Bei der Lochfrasskorrosion
enstehen kleinere und größere Hohlräume bzw. Poren und Kavernen. Bei der
Versuchsplanung der vorliegenden Arbeit war nicht bekannt, ob und womit die Hohlräume
ausgefüllt waren. KRAUSE (2008) vermutete, dass sich die Zusammensetzung der
Legierungen, und damit die Dichte der Implantatlegierungen selber, während des
biologischen Abbaus nicht verändert. Es ist deshalb davon auszugehen, dass die
Massenkonzentration einer Magnesiumlegierung innerhalb eines gewissen Implantatvolumens
in vivo im Laufe der Zeit abnimmt.
Zur Simulierung einer sich verändernden Implantatdicht bzw. Legierungskonzentration
wurden aus der Legierung LAE442 Stifte mit einer zentralen Bohrung angefertigt. Die
Bohrungen wurden in der vorliegenden Arbeit entweder mit Knochenmehl oder mit
Paraffinwachs gefüllt. Die mit Knochenmehl gefüllten Bohrungen sollten das Einwachsen
bzw. Einlagern von Knochengewebe in die o. g. Poren des Implantates simulieren. Die
Bohrungen mit Paraffinwachs simulierten mit Knochenmark ausgefüllten Poren und
Kavernen im Implantat. Das zur Dichtekalibrierung entworfene Phantom sollte eine
Quantifizierung der Dichteabnahme bei degradablen Implantaten ermöglichen.
Bei Entwurf und Konstruktion des Phantoms stand die praktische Anwendung im
Mittelpunkt. Vor allem sollte eine Kalibrierung in einem kurzen Messdurchgang im
XtremeCT durchführbar sein. Aus diesem Grund wurden die Stifte mit Bohrung in einer
transaxialen Ebene angeordnet. Während einer Gantryrotation um 180° werden so alle Stifte
erfasst. Die qualitative Auswertung nach dem Scan erfolgte manuell. Nur so wurde
gewährleistet, dass die ROIs der Implantatoberfläche so dicht wie möglich anliegen. Die von
Scanco mitgelieferte Auswertungssoftware kann diese Auswertung nicht vollautomatisch
vornehmen. Der untere Schwellenwert musste so gesetzt werden, dass auch das Material, dass
137

DISKUSSION
sich in der Bohrung befindet, segmentiert wurde. Der untere Schwellenwert musste also etwa
die mittlere CT-Zahl - 3σ, bezogen auf das jeweilige Füllungsmaterial, betragen.
Problematisch war, dass das Paraffinwachs und das Plexiglas des Phantoms überlappende
CT-Zahlen aufwiesen. Deshalb bestand das Risiko, vom ROI eingeschlossene Plexiglasbereiche
irrtümlicherweise ebenfalls zu segmentieren, was zu falschen Volumenberechnungen
führen würde. Die kreisförmigen ROIs wurden aus diesem Grund so gelegt, dass sie örtlich
genau mit dem Implantatquerschnitt übereinstimmten.
Die Legierung LAE442 wurde für die Versuche zur Dichtekalibrierung ausgewählt, da sie
eine erfolgversprechende Legierung als degradables Implantatmaterial darstellt. Die
gewonnenen Erkenntnisse bei LAE442 lassen sich aber höchstwahrscheinlich genauso auf
andere Implantatlegierungen übertragen. Deshalb wäre es sinnvoll, für jede
Implantatlegierung ein Phantom anzufertigen, das eine Dichtekalibrierung ermöglicht.
Idealerweise würde eine Kalibrierung am selben Tag wie der µCT-Scan der Kaninchentibiae
erfolgen. Das in der vorliegenden Arbeit konstruierte Phantom ausschließlich zur
Konstanzprüfung einzusetzen, wäre möglich, obwohl der Erkenntnisgewinn dadurch fraglich
ist. Eine tägliche Kalibrierung der Hydroxylapatitdichte anhand verschiedener Hydroxylapatitkonzentrationen,
und damit eine Konstanzprüfung der CT-Zahlen im CT-Werte-Bereich
von Knochengewebe findet bereits statt. Da die Röntgendichte von LAE442 nahezu im selben
CT-Werte-Bereich wie die von tibialem Knochen liegt, erscheint eine zusätzliche
Konstanzprüfung mithilfe des LAE442 Phantoms deshalb als wenig sinnvoll.
5.10 Abschließende Bewertung der Eigenschaften des XtremeCT
Der größte Vorteil des XtremeCT für die Versuchstierbildgebung ist sicherlich das große
Messfeld von 126 mm. Dies erlaubt das Scannen von größeren Labortieren wie z. B.
Kaninchen oder Ratten. Von Nachteil ist die nicht veränderbare Röhrenspannung. Es fehlt
daher die Möglichkeit, die mittlere Photonenenergie zu variieren. Ebenfalls wird von Scanco
Medical AG zum XtremeCT nur ein einziger, auf die Darstellung von Knochen optimierter
Faltungskern angeboten. Es fehlen daher Faltungskerne zur besseren Darstellung von
Weichteilgewebe.
In der vorliegenden Arbeit wurden die allgemeinen und speziellen Bildqualitätsparameter des
XtremeCT in Hinblick auf die Eignung für die Versuchstierbildgebung sowie die Darstellung
138

DISKUSSION
von degradablen Magnesiumimplantaten untersucht. Der XtremeCT wies insgesamt bei allen
untersuchten Schichtdicken ein hohes bis sehr hohes Pixelrauschen auf. Die gemessenen CT-
Zahlen waren nicht homogen innerhalb der untersuchten Schichten des Wasserphantoms
verteilt. Der XtremeCT zeigte eine hohe Linearität der CT-Zahlen im gesamten gemessenen
Bereich. Die Niedrigkontrastauflösung des XtremeCT stellte sich als sehr gering heraus. Es
ließen sich am XtremeCT regelmäßig deutlich sichtbare Bildartefakte beobachten, die das
Auswerten der betroffenen Schichten unmöglich machten.
Zur Versuchstierbildgebung bei kleinen Labortieren wie Ratten oder Mäusen ist der
XtremeCT, vor allem wegen der geringen Niedrigkontrastauflösung, relativ schlecht geeignet.
Für diese Zwecke werden von mehreren Herstellern µCT-Scanner angeboten, die speziell für
die in-vivo-Darstellung von kleinen Nagern entwickelt worden sind. Auch Scanco Medical
AG hat einige in-vivo-µCT-Scanner für die Versuchstierbildgebung im Lieferprogramm.
Inwieweit sich degradable Magnesiumlegierungen und Knochenstrukturen im XtremeCT
visuell voneinander unterscheiden lassen, ist vorrangig von der Legierungszusammensetzung
und der Dichte der periimplantären Knochenschicht abhängig. Der Zusatz von geringen
Mengen an seltenen Erden in den Legierungen erhöht die effektive Ordnungszahl, so dass die
Röntgendichte der Magnesiumlegierungen vergleichbar mit der Röntgendichte der Substantia
corticalis von tibialem Knochen wird.
Das hohe Pixelrauschen macht eine Segmentierung von Magnesiumimplantaten und
Knochengewebe innerhalb einer ROI schwierig bis unmöglich. Die geringe Niedrigkontrastauflösung
führt wahrscheinlich zu Schwierigkeiten bei der visuellen Unterscheidung
zwischen degradablen Magnesiumimplantaten und einer periimplantären Knochenschicht.
Ebenfalls wird aufgrund einer unzureichenden Niedrigkontrastauflösung die Erkennung einer
in der Literatur für degradable Implantate beschriebenen Korrosionsschicht (THOMANN
2008) nicht oder kaum möglich sein, was aber im Rahmen der vorliegenden Arbeit nicht
näher untersucht wurde. Der XtremeCT scheint insgesamt zur Darstellung degradabler
Magnesiumimplantate im Kaninchenmodell nicht geeignet, wenn Strukturen mit einem
niedrigen Kontrast am oder im Implantat untersucht werden sollen.
In der aktuellen Ausführung hat der XtremeCT, wie vom Hersteller vorgesehen, eindeutig
seine Stärke bei der Darstellung von Knochengewebe. Mit der Möglichkeit zur Anpassung
der Röhrenspannung, und damit der mittleren Photonenenergie, wäre der XtremeCT im
139

DISKUSSION
Bereich der Versuchstierbildgebung sowie bei der Darstellung degradabler Magnesiumimplantate
besser geeignet. Wie in Kap. 5.5 für degradable Implantate diskutiert, würden sich
die Kontraste bei einer mittleren Photonenenergie von 28 keV deutlich erhöhen.
Untersuchungen an sehr dichten Strukturen würden voraussichtlich von einer höheren
mittleren Photonenenergie als 40 keV profitieren.
140

6 Zusammenfassung
Jurriaan Schulman
ZUSAMMENFASSUNG
Entwicklung von Methoden zur Qualitätssicherung und Auswertung von Dichtemessungen an
Implantat- und Knochenstrukturen im µCT.
Ein zentrales Ziel der vorliegenden Arbeit war die Beurteilung der Bildqualitätseigenschaften
des µCT-Scanners „XtremeCT“ (Scanco Medical AG; Brüttisellen, Schweiz). Insbesondere
sollte durch eine Untersuchung wichtiger Bildqualitätsparameter die Eignung des XtremeCT
sowohl für die Versuchstierbildgebung im Allgemeinen als auch speziell für in-vivo-
Untersuchungen von degradablen Magnesiumimplantaten im Kaninchenmodell beurteilt
werden. Es sollte überprüft werden, ob bzw. bei welchen Scanparametern sich ausgewählte
Magnesiumlegierungen sowie eine periimplantäre Knochenneubildung optimal im XtremeCT
darstellen lassen. Auch sollte die Frage beantwortet werden, ob bzw. wie sich eine
Dichtekalibrierung im XtremeCT durchführen lässt, die zuverlässig quantitative Aussagen zu
einer sich verändernden Implantatdichte ermöglicht. Schließlich sollte die Frage beantwortet
werden, ob eine, zurzeit nicht einstellbare, niedrigere mittlere Photonenenergie am XtremeCT
zur einer in der Praxis relevanten besseren Bildqualität bei der Darstellung von
periimplantärem Knochen und Implantaten führen würde.
Es wurden spezielle Phantome entwickelt und Methoden etabliert, die zu einer kontinuierlich
hohen Bildqualität am XtremeCT beitragen sollen. Es wurden Phantome konstruiert, zur
Bestimmung des Pixelrauschens, der Homogenität und Linearität der CT-Zahlen sowie der
Niedrigkontrastauflösung. Es wurde eine Methode etabliert, die durch eine Beschichtung von
Magnesiumimplantaten mit Hydroxylapatit oder Knochenmehl eine periimplantäre Knochen-
neubildung simulierte. Schließlich wurden Phantome entwickelt zur Messung der Dichte
degradabler Magnesiumimplantate sowie Hydroxylapatit, Knochenmehl und Kaninchentibae.
Im Rahmen der vorliegenden Arbeit wurden die Magnesiumlegierungen LAE442, ZEK100,
AX30 und MgCa0,8% sowie präparierte und explantierte Kaninchentibia untersucht. Zur
Beurteilung des Einflusses einer mittleren Photonenenergie von 28 keV auf die Darstellung
141

ZUSAMMENFASSUNG
von periimplantärem Knochen und degradablen Magnesiumimplantaten im µCT, wurden
Phantommessungen mit beschichteten Implantaten, sowie Dichtemessungen an Hydroxyl-
apatit, Knochenmehl und Kaninchentibiae sowohl am XtremeCT als auch am µCT 80
(Scanco Medical AG, Brüttisellen, Schweiz) durchgeführt.
Das Pixelrauschen am XtremeCT betrug bei 41 µm Ortsauflösung je nach eingestellten
Scanparametern mindestens 255 und maximal 980 HU. Untersuchungen zur Homogenität der
CT-Zahlen zeigten im XtremeCT für Wasser Abweichungen innerhalb des FOV von bis zu 17
HU zwischen den untersuchten ROIs. Im XtremeCT wurde eine hohe Linearität der CT-
Zahlen im Bereich von 0 bis 8000 HU festgestellt (R 2 = 0,996). Die Kontrastauflösung des
XtremeCT für 1 mm Bohrdurchmesser betrug bei 41 µm Ortsauflösung maximal 128 HU.
Insgesamt neigte der XtremeCT sehr stark zu Bildartefakten, wobei Ringartefakte und
bogenförmige Artefakte dominierten. Es konnte weder ein zeitlich noch ein örtlich konstantes
Auftreten dieser Artefakte beobachtet werden. Die untersuchten Magnesiumlegierungen
führten im XtremeCT nicht zu Metallartefakten.
Für eine vollständige Segmentierung der Magnesiumimplantate bzw. von tibialem Knochen
erwies sich die jeweils gemessene mittlere CT-Zahl ± 3 × Standardabweichung (σ) als
optimal. Es liesen sich im XtremeCT, je nach Stärke des Pixelrauschens, mehr oder wenig
starke Überlappungen zwischen den gemessenen CT-Zahlen der Magnesiumimplantate und
tibialem Knochen, Hydroxylapatit oder Knochenmehl nachweisen. Die Legierung LAE442
zeigte eine starke Überschneidung der CT-Werte mit tibialem Knochengewebe. Die
Legierung ZEK100 bildete sowohl mit der Substantia corticalis als auch mit Hydroxylapatit
und Knochenmehl eine deutliche Schnittmenge. Knochenmehl und Hydroxylapatit bildeten
im XtremeCT eine Teilmenge der CT-Zahlen von AX30 bzw. MgCa0,8%. Eine
Unterscheidung zwischen tibialem Knochen und LAE442 erwies sich im XtremeCT als sehr
problematisch. Knochenmehl- und Hydroxylapatitbeschichtungen ließen sich dagegen gut
von LAE442 unterscheiden. Die Legierungen ZEK100, AX30 und MgCa0,8% ließen sich im
XtremeCT alle, je nach Wahl der Scanparamter, mäßig bis gut von tibialem Knochengewebe,
Hydroxylapatit- oder Knochenmehlbeschichtungen unterscheiden.
Für eine gute Darstellung der Implantate und Knochengewebe mit dem XtremeCT erwiesen
sich eine Integrationszeit von 300 ms und eine Projektionszahl von 500/180° oder höher als
notwendig. Die mittlere Photonenenergie (40 keV) ließ sich im XtremeCT wegen der festen
142

ZUSAMMENFASSUNG
Röhrenspannung nicht verändern. Am µCT 80 führte die niedrigere mittlere Photonenenergie
von 28 keV im Vergleich zum XtremeCT zu deutlich besseren Kontrasten zwischen den
Legierungen ZEK100, AX30 und MgCa0,8% einerseits und der Substantia corticalis,
Hydroxylapatit oder Knochenmehl andererseits. Bei LAE442 nahm am µCT 80 der Kontrast
zur Kortikalis zu sowie zu Hydroxylapatit oder Knochenmehl ab.
Eine Dichtekalibrierung am XtremeCT mithilfe von mit Knochenmehl oder Paraffinwachs
gefüllten Bohrlöchern in LAE442-Stiften erwies sich als praktikabel. Es wurde ein linearer
Zusammenhang zwischen abnehmender Implantatdichte und korrespondierenden CT-Zahlen
für Knochenmehlfüllung (R 2 = 0,995) oder Paraffinwachsfüllung (R 2 = 0,997) festgestellt.
Der XtremeCT erwies sich für die Versuchstierbildgebung, vor allem aufgrund der geringen
Niedrigkontrastauflösung, als bedingt geeignet.
Vorteilhaft am XtremeCT war das große Messfeld von 126 mm, das auch µCT-Aufnahmen
von größeren Labortieren, wie z. B. Kaninchen, mit hoher Ortsauflösung (max. 41 µm)
ermöglichte. Als Nachteil stellte sich die nicht veränderbare Röhrenspannung von 60 kV
heraus. Eine Anpassung der mittleren Photonenenergie und damit eine Erhöhung des
Kontrast-Rausch-Verhältnisses waren daher nicht möglich. Deshalb lassen sich am XtremeCT
Objekte mit geringen Kontrasten nicht optimal darstellen. Aus dem Grund stellte sich der
XtremeCT als nicht geeignet heraus zur Darstellung degradabler Magnesiumimplantate im
Kaninchenmodell wenn Strukturen mit einem niedrigen Kontrast am oder im Implantat unter-
sucht werden sollen.
Eine variable Röhrenspannung wäre für den XtremeCT zukünftig empfehlenswert und würde
die Eignung des XtremeCT für die Versuchstierbildgebung deutlich verbessern. Eine
Auswahl von verschiedenen, den anatomischen Strukturen angepassten Faltungskernen wäre
ebenfalls wünschenswert.
143

7 Summary
Jurriaan Schulman
SUMMARY
Development of Methods for Quality Assurance and Analysis of Density Measurements of
Implant and Bone Structures in µCT.
One of the main goals of this study was the evaluation of the image quality characteristics of
the micro-CT scanner „XtremeCT“ (Scanco Medical AG; Brüttisellen, Schweiz). In
particular, by analysis of the most important image quality parameters, the suitability of the
XtremeCT for both small animal imaging as well as for in vivo studies of degradable
magnesium implants in a rabbit model were to be evaluated. It was to be assessed if, and
using which scan parameters, selected magnesium alloys as well as a peri-implant bone
formation can be optimally imaged with the XtremeCT. Also, the question was to be
answered whether and how a density calibration can be accomplished with the XtremeCT,
which reliably allows quantitative conclusions about a changing implant density. Finally, the
question was to be answered whether a lower mean photon energy than currently achievable
with the XtremeCT scanner would result in better image quality regarding the imaging of
peri-implant bone formation and degradable implants.
Custom phantoms were developed and established which were to guarantee a long-term and
continuous high image quality with the XtremeCT Scanner. Phantoms were constructed for
measuring image noise, CT number homogeneity and linearity as well as low contrast
resolution. Also, a method was established which used hydroxylapatite or bone meal coated
magnesium implants to simulate peri-implant bone formation. Lastly, phantoms were made
for measuring the density of both degradable implants as well as hydroxylapatite, bone meal
and rabbit tibiae. In the context of this work the magnesium alloys LAE442, ZEK100, AX30
and MgCa0,8%, as well as prepared explanted rabbit tibiae, were investigated. To evaluate
the influence of a mean photon energy of 28 keV on the imaging of peri-implant bone and
degradable implants with µCT, phantom measurements with coated implants and density
144

SUMMARY
measurements of hydroxylapatite, bone meal and rabbit tibiae were conducted with both the
XtremeCT and a µCT 80 Scanner (Scanco Medical AG, Brüttisellen, Switzerland).
The pixel noise measured with the XtremeCT was, at 41 µm spatial resolution and depending
on the chosen scan parameters, between 255 and 980 HU. Study of the homogeneity of CTnumbers
of water revealed variations within the FOV of up to 17 HU. A high linearity of the
CT-number-scale at the interval of 0-8000 HU was observed (R 2 = 0,996). The contrast
resolution of the XtremeCT for a 1 mm bore was, at 41 µm spatial resolution, 128 HU at
maximum. Overall, the XtremeCT tended strongly to image artefacts, of which ring artefacts
and arcuated artefacts were most pronounced. Neither a temporally nor a locally constant
occurrence of the artefacts could be observed. The investigated magnesium alloys didn't lead
to metal artefacts in the XtremeCT.
For a complete segmentation of either the magnesium implants or the tibial bone, the
measured mean CT-number ± 3 × standard deviation (σ) turned out to be optimal. The
XtremeCT showed, depending on the amount of pixel noise, a more or less pronounced
overlap between the measured CT-numbers of the magnesium implants and tibial bone,
hydroxylapatite or bone meal. The alloy LAE442 and tibial bone showed a strong overlap of
CT numbers. The CT-numbers of alloy ZEK100 had a clear intersection both with the CTnumbers
of the Substantia corticalis as well as with hydroxylapatite and bone meal. Bone
meal and hydroxylapatite formed a subset of the CT-numbers of AX30 or MgCa0,8% in
images made with the XtremeCT. A distinction between tibial bone and LAE442 proved to be
very problematic with the XtremeCT. However, both bone meal and hydroxylapatite coating
could be readily distinguished from LAE442. ZEK100, AX30 and MgCa0,8% could with the
XtremeCT, depending on the chosen scan parameters, only be reasonably well told apart from
tibial bone tissue and hydroxylapatite or bone meal coating.
Using the XtremeCT, an integration time of 300 ms and 500/180° or more projections turned
out to be required for a good representation of both the implants and bone tissue. The mean
photon energy (40 keV) could not be altered in the XtremeCT because of a fixed tube voltage.
In comparison to the XtremeCT, the lower mean photon energy (28 keV) used in the µCT 80
showed clearly better contrasts between ZEK100, AX30 and MgCa0,8% on the one hand and
the Substantia corticalis, hydroxylapatite or bone meal on the other hand. For LAE442,
145

SUMMARY
contrast increased to the cortical and decreased to hydroxylapatite or bone meal using the
µCT 80.
A density calibration by means of using bone meal filled or paraffin wax filled bores in
LAE442-pins, turned out to be feasible with the XtremeCT. A highly linear correlation
between decreasing implant density and corresponding CT-numbers for both bone meal filled
(R 2 = 0,995) or paraffin wax filled (R 2 = 0,997) pins was found.
Mainly because of the low contrast resolution, the XtremeCT proved to be suitable for small
animal imaging to only a limited extent.
The XtremeCT’s large FOV, measuring 126 mm is advantageous since it allows scanning
with a high spatial resolution (41 µm) of large laboratory animals like e.g. rabbits. The
unchangeable tube voltage (60 kV) turned out to be disadvantageous. This way, the mean
photon energy, and therefore the contrast-to-noise-ratio, could not be altered. Hence, the
XtremeCT can’t optimally display low contrast objects. For this reason the XtremeCT turned
out to be not suitable for imaging of degradable magnesium implants when low contrast
structures around or within the implant are to be analysed.
A variable tube voltage would be recommendable for the XtremeCT in the future and would
improve the suitability for small animal imaging considerably. A choice of different convolution
kernels, adapted to varying anatomical structures, would be desirable as well.
146

8 Verzeichnisse
8.1 Literaturverzeichnis
LITERATURVERZEICHNIS
AMERICAN SOCIETY FOR TESTING AND MATERIALS (ASTM) (1990):
ASTM B275-90: Standard practice for codification of certain nonferrus metals and alloys,
cast and wrought.
in: Annual Book of ASTM Standards.
Philadelphia, PA
APPLETON, C. T. G., D. D. MCERLAIN, J. L. HENRY, D. W. HOLDSWORTH, u. F.
BEIER (2007):
Molecular and Histological Analysis of a New Rat Model of Experimental Knee
Osteoarthritis.
Ann. N. Y. Acad. Sci. 1117, 165-174
BACHER, K., P. SMEETS, A. DE HAUWERE, T. VOET, P. DUYCK, K. VERSTRAETE,
u. H. THIERENS (2006):
Image quality performance of liquid crystal display systems: influence of display resolution,
magnification and window settings on contrast-detail detection.
Eur. J. Radiol. 58, 471-479
BADEA, C. T., E. BUCHOLZ, L. W. HEDLUND, H. A. ROCKMAN, u. G. A. JOHNSON
(2006):
Imaging methods for morphological and functional phenotyping of the rodent heart.
Toxicol. Pathol. 34, 111-117
BADEA, C., L. W. HEDLUND, u. G. A. JOHNSON (2004):
Micro-CT with respiratory and cardiac gating.
Med. Phys. 31, 3324-3329
BÄRLOCH, F. (2008):
Biostatistik.
2. Aufl., Georg Thieme Verlag, Stuttgart
BARRETT, H. H. u. W. SWINDELL (1981):
Radiological imaging: the theory of image formation, detection, and processing.
1. Aufl., Verlag Academic Press, New York
BARRETT, J. F. u. N. KEAT (2004):
Artifacts in CT: recognition and avoidance.
Radiographics 24, 1679-1691
147

LITERATURVERZEICHNIS
BARTLING, S. H., W. STILLER, W. SEMMLER u. F. KIESSLING (2007):
Small animal computed tomography imaging.
Curr. Med. Imaging Rev. 3, 45-59
BENTLEY, M. D., M. C. ORTIZ, E. L. RITMAN, u. J. C. ROMERO (2002):
The use of microcomputed tomography to study microvasculature in small rodents.
Am. J. Physiol. Regul. Integr. Comp. Physiol. 282, R1267-R1279
BENTLEY, M. D., S. M. JORGENSEN, L. O. LERMAN, E. L. RITMAN, u. J. C. ROMERO
(2007):
Visualization of three-dimensional nephron structure with microcomputed tomography.
Anat. Rec. (Hoboken) 290, 277-283
BERNHARDT, R., D. SCHARNWEBER, B. MÜLLER, F. BECKMANN, J. GOEBBELS, J.
JANSEN, H. SCHLIEPHAKE, u. H. WORCH (2006):
3D analysis of bone formation around titanium implants using micro computed tomography
(µCT).
in: V.U. BONSE (Hrsg.): Developments in X-Ray Tomography V.
Proc. of SPIE 6318, 631807
BEUTEL, J. (2000):
Handbook of medical imaging.
Vol. 1, SPIE Press, Bellingham, WA
BONGARTZ, G., S. J. GOLDING, A. G. JURIK, M. LEONARDI, G. J. VAN MEERTEN,
K. A. JESSEN, W. PANZER, P. C. SHRIMPTON u. G. TOSI (1998):
European guidelines on quality criteria for computed tomography.
European Commission’s Study Group (Hrsg):
Report EUR 16262 EN
BONSE, U., F. BUSCH, O. GUNNEWIG, u. O. OTHERS (1996):
Microtomography (µCT) applied to structure analysis of human bone biopsies.
ESRF Newsletter 25, 21-23
BOONE, J., O. VELAZQUEZ u. S. M. CHERRY (2004):
Small-animal X-ray dose from micro-CT.
Mol. Imaging 3, 149-158
BORSDORF, A., R. RAUPACH, T. FLOHR, u. J. HORNEGGER (2008):
Wavelet based noise reduction in CT-images using correlation analysis.
IEEE. Trans. Med. Imaging 27, 1685-1703
BOWEN, D. K., J. S. ELLIOTT, S. R. STOCK, u. S. D. DOVER (1986):
X-ray microtomography with synchrotron radiation.
Proc. of SPIE, 94–98
148

LITERATURVERZEICHNIS
BRIGHT, D. S., D. E. NEWBURY, u. E. B. STEEL (1998):
Visibility of objects in computer simulations of noisy micrographs.
J. Microsc. 189, 25-42
BRODBELT, D. (2008):
Perioperative mortality in small animal anaesthesia.
Vet. J. (2008) [Epub. ahead of print]
BUNDESÄRZTEKAMMER (1992):
Leitlinien der Bundesärztekammer zur Qualitätssicherung in der Computertomographie.
Deutsches Ärzteblatt 89, 1-35
BUNDESÄRZTEKAMMER (2007):
Leitlinien der Bundesärztekammer zur Qualitätssicherung in der Computertomographie.
Bundesärztekammer, Berlin, 1-30
BURGER, W. u. M. J. BURGE (2007):
Digital image processing: an algorithmic introduction using Java.
1. Aufl., Springer Verlag, Berlin
BURSTEIN, P. J., R. C. BJORKHOLM, R. C. CHASE, u. F. H. SEGUIN (1984):
The largest and smallest X-ray computed tomography systems.
Nucl. Instrum. Methods. Phys. Res. 221, 207-212
BUSIGNIES, V., B. LECLERC, P. PORION, P. EVESQUE, G. COUARRAZE, u. P.
TCHORELOFF (2006):
Quantitative measurements of localized density variations in cylindrical tablets using X-ray
microtomography.
Eur. J. Pharm. Biopharm. 64, 38-50
CARBALLIDO-GAMIO, J. u. S. MAJUMDAR (2006):
Clinical utility of microarchitecture measurements of trabecular bone.
Curr. Osteoporos. Rep. 4, 64-70
CARLSON, S. K., K. L. CLASSIC, C. E. BENDER u. S. J. RUSELL (2007):
Small animal absorbed radiation dose from serial micro-computed tomography imaging.
Mol. Imaging Biol. 9, 78-82
CATTANEO, P. M., M. DALSTRA, F. BECKMANN, T. DONATH, u. B. MELSEN (2004):
Comparison of conventional and synchrotron-radiation-based microtomography of bone
around dental implants.
in: V.U. BONSE (Hrsg.): Developments in X-Ray Tomography IV.
Proc. of SPIE 5535, 757-764
149

LITERATURVERZEICHNIS
CAVANAUGH, D., E. JOHNSON, R. E. PRICE, J. KURIE, E. L. TRAVIS, u. D. D. CODY
(2004):
In vivo respiratory-gated micro-CT imaging in small-animal oncology models.
Mol. Imaging 3, 55-62
CHESLER, D. A., S. J. RIEDERER, u. N. J. PELC (1977):
Noise due to photon counting statistics in computed X-ray tomography.
J. Comput. Assist. Tomogr. 1, 64-74
CHO, Z. H., K. S. HONG, u. O. NALCIOGLU (1984):
Three-dimensional microtomography with synchrotron radiation using planar integral
projection data.
Nucl. Instrum. Methods. Phys. Res. Section. A. 227
CNUDDE, V., J. P. CNUDDE, C. DUPUIS, u. P. J. S. JACOBS (2004):
X-ray micro-CT used for the localization of water repellents and consolidants inside natural
building stones.
Materials Characterization 53, 259-271
CORMACK, A. M. (1963):
Representation of a function by its line integrals, with some radiological applications.
J. Appl. Physics 34, 2722-2727
DAVIS, G. R. u. J. C. ELLIOTT (1997):
X-ray microtomography scanner using time-delay integration for elimination of ring artefacts
in the reconstructed image.
Nucl. Instrum. Methods. Phys. Res. A. 394, 157-162
DE CLERCK, N. M., K. MEURRENS, H. WEILER, D. VAN DYCK, G. VAN HOUTTE, P.
TERPSTRA, u. A. A. POSTNOV (2004):
High-resolution X-ray microtomography for the detection of lung tumors in living mice.
Neoplasia 6, 374-379
DE CLERCK, N., D. VAN DYCK, u. A. POSTNOV (2003):
Non-Invasive High-Resolution CT of the Inner Structure of Living Animals.
Microscopy and Analysis 81, 13-15
DE GRAEF, B., V. CNUDDE, J. DICK, N. DE BELIE, P. JACOBS, u. W. VERSTRAETE
(2005):
A sensitivity study for the visualisation of bacterial weathering of concrete and stone with
computerised X-ray microtomography.
Sci. Total. Environ. 341, 173-183
150

LITERATURVERZEICHNIS
DEMIRKAYA, O. u. E. L. RITMAN (1999):
Noise reduction in x-ray microtomographic images by anisotropic diffusion filtration of the
scanner projection images.
in: K.M. HANSON (Hrsg.): Medical Imaging 1999: Image Processing.
Proc. of SPIE 3661, 690-697
DEUTSCHES INSTITUT FÜR NORMUNG E.V. (DIN) (2005):
Bewertung und routinemäßige Prüfung in Abteilungen für medizinische Bildgebung. Teil 3-5:
Abnahmeprüfungen. Leistungsmerkmale zur Bildgebung von Röntgeneinrichtungen für
Computertomographie (IEC 61223-3-5:2004); Deutsche Fassung EN 61223-3-5:2004
Beuth Verlag, Berlin
DEUTSCHES INSTITUT FÜR NORMUNG E.V. (DIN) (2007):
Bewertung und routinemäßige Prüfung in Abteilungen für medizinische Bildgebung. Teil 2-6:
Konstanzprüfungen. Röntgeneinrichtungen für die Computertomographie (IEC 61223-2-
6:2006); Deutsche Fassung EN 61223-2-6:2007
Beuth Verlag, Berlin
DEUTSCHES INSTITUT FÜR NORMUNG E.V: (DIN) (2008):
Bewertung und routinemäßige Prüfung in Abteilungen für medizinische Bildgebung. Teil 2-6:
Konstanzprüfungen - Leistungsmerkmale zur Bildgebung von Röntgeneinrichtungen für die
Computertomographie (IEC 61223-2-6:2006); Deutsche Fassung EN 61223-2-6:2007
Beuth Verlag, Berlin
DICKSON, G. R., C. GEDDIS, N. FAZZALARI, D. MARSH, u. I. PARKINSON (2008):
Microcomputed tomography imaging in a rat model of delayed union/non-union fracture.
J. Orthop. Res. 26, 729-736
DIEKMANN, F., H. MEYER, S. DIEKMANN, S. PUONG, S. MULLER, U. BICK, u. P.
ROGALLA (2007):
Thick Slices from Tomosynthesis Data Sets: Phantom Study for the Evaluation of Different
Algorithms.
J. Digit. Imaging, 2007
DING, M., J. S. DAY, D. B. BURR, T. MASHIBA, T. HIRANO, H. WEINANS, D. R.
SUMNER, u. I. HVID (2003):
Canine cancellous bone microarchitecture after one year of high-dose bisphosphonates.
Calcif. Tissue. Int. 72, 737-744
DORAN, S. J., K. K. KOERKAMP, M. A. BERO, P. JENNESON, E. J. MORTON, u. W. B.
GILBOY (2001):
A CCD-based optical CT scanner for high-resolution 3D imaging of radiation dose
distributions: equipment specifications, optical simulations and preliminary results.
Phys. Med. Biol. 46, 3191-3213
151

LITERATURVERZEICHNIS
DU, L. Y., J. UMOH, H. N. NIKOLOV, S. I. POLLMANN, T. Y. LEE, u. D. W.
HOLDSWORTH (2007):
A quality assurance phantom for the performance evaluation of volumetric micro-CT
systems.
Phys. Med. Biol. 52, 7087-7108
ELLIOTT, J. C. u. S. D. DOVER (1982):
X-ray microtomography.
J. Microsc. 126, 211-213
ENGELKE, K. (2002):
Quantitative Computertomographie.
Journal für Mineralstoffwechsel 9, 22-31
ENGELKE, K., M. KAROLCZAK, A. LUTZ, U. SEIBERT, S. SCHALLER, u. W.
KALENDER (1999):
Mikro-CT. Technologie und Applikationen zur Erfassung von Knochenarchitektur.
Radiologe 39, 203-212
FELDKAMP, L. A., L. C. DAVIS, u. J. W. KRESS (1984):
Practical cone-beam algorithm.
J. Opt. Soc. Am. A 1, 612-619
FELDKAMP, L. A., D. J. KUBINSKI, u. G. JESION (1988):
Application of high magnification to 3D x-ray computed tomography.
Rev. Prog. Quant. NDE. 7A, 381-388
FELSENBERG, D., W. KALENDER, R. SOKIRANSKI, J. EBERSBERGER, u. R.
KRÄMER (1988):
Reduktion von Metallartefakten in der Computertomographie: Klinische Erfahrungen und
Ergebnisse.
Electromedica 56, 97-104
FORD, N. L., M. M. THORNTON u. D. W. HOLDSWORTH (2003):
Fundamental image quality limits for microcomputed tomography in small animals.
Med. Phys. 30, 2869-2877
FUCHS, T. H. u. W. A. KALENDER (2003):
On the Correlation of Pixel Noise, Spatial Resolution and Dose in Computed Tomography:
Theoretical Prediction and Verification by Simulation and Measurement.
Physica Medica XV (1), 48
GRIFFITH, J. F. u. H. K. GENANT (2008):
Bone mass and architecture determination: state of the art.
Best. Pract. Res. Clin. Endocrinol. Metab. 22, 737-764
152

LITERATURVERZEICHNIS
GULDBERG, R. E., A. S. LIN, R. COLEMAN, G. ROBERTSON u. C. DUVALL (2004):
Microcomputed tomography imaging of skeletal development and growth.
Birth Defects Res. C. Embryo Today. 72, 250-259
GULDBERG, R. E., C. L. DUVALL, A. PEISTER, M. E. OEST, A. S. LIN, A. W.
PALMER, u. M. E. LEVENSTON (2008):
3D imaging of tissue integration with porous biomaterials.
Biomaterials 29, 3757-3761
HAACKE, E. M., R. W. BROWN, M. R. THOMPSON, u. R. VENKATESAN (1999):
Magnetic resonance imaging : physical principles and sequence design.
1. Aufl. Verlag Wiley-Liss, New York
HANCOCK, B. C. u. M. P. MULLARNEY (2005):
X-ray microtomography of solid dosage forms.
Pharm. Technol. 29, 92-100
HANKE, R., T. FUCHS, u. N. UHLMANN (2008):
X-ray based methods for non-destructive testing and material characterization.
Nuclear. Inst. and Methods in Physics Research, A. 591, 14-18
HARASE, Y., K. ARAKI, u. T. OKANO (2006):
Accuracy of extraoral tuned aperture computed tomography (TACT) for proximal caries
detection.
Oral. Surg. Oral. Med. Oral. Pathol. Oral. Radiol. Endod. 101, 791-796
HIRAI, T., H. YAMADA, M. SASAKI, D. HASEGAWA, M. MORITA, Y. ODA, J.
TAKAKU, T. HANASHIMA, N. NITTA, M. TAKAHASHI, u. K. MURATA (2006):
Refraction contrast 11x-magnified X-ray imaging of large objects by MIRRORCLE-type
table-top synchrotron.
J. Synchrotron. Radiat. 13, 397-402
HOLDSWORTH, D. W. u. M. M. THORNTON (2002):
Micro-CT in small animal and specimen imaging.
Trends in Biotechnology. 20, 34-39
HOUNSFIELD, G. N. (1973):
Computerized transverse axial scanning (tomography). 1. Description of system.
Br. J. Radiol. 46, 1016-1022
HUANG, K., D. ZHANG, u. Y. JIN (2008):
Adaptive Filter for Serial Slice Images of Cone-Beam Computed Tomography.
in: The 2nd International Conference on Bioinformatics and Biomedical Engineering, 2393-
2396
153

LITERATURVERZEICHNIS
INTERNATIONAL ELECTROTECHNICAL COMMISSION (IEC) (1999):
Medical electrical equipment - 60601 Part 2-44: Particular requirements for the basic safety
and essential performance of X-ray equipment for computed tomography.
Geneva, Switzerland
INTERNATIONAL ELECTROTECHNICAL COMMISSION (IEC) (2004):
Evaluation and routine testing in medical imaging departments - 61223-3-5 Part 3-5:
Acceptance tests - Imaging performance of computed tomography X-ray equipment.
Geneva, Switzerland
JENNESON, P. M., W. B. GILBOY, E. J. MORTON, u. P. J. GREGORY (2003):
An X-ray micro-tomography system optimised for the low-dose study of living organisms.
Appl. Radiat. Isot. 58, 177-181
JOHNS, P. C. u. M. YAFFE (1982):
Scattered radiation in fan beam imaging systems.
Med. Phys. 9, 231
JOSEPH, P. M. u. C. RUTH (1997):
A method for simultaneous correction of spectrum hardening artifacts in CT images
containing both bone and iodine.
Med. Phys. 24, 1629-1634
JOSEPH, P. M. u. R. D. SPITAL (1982):
The effects of scatter in x-ray computed tomography.
Med. Phys. 9, 464
KACHELRIESS, M. (1998):
Reduktion von Metallartefakten in der Röntgen–Computer–Tomographie
Erlangen–Nürnberg, Friedrich–Alexander–Universität, Diss
KACHELRIESS, M., K. SOURBELLE, u. W. A. KALENDER (2006):
Empirical cupping correction: a first-order raw data precorrection for cone-beam computed
tomography.
Med. Phys. 33, 1269-1274
KALENDER, W. A. (2006):
Computertomographie - Grundlagen, Gerätetechnologie, Bildqualität, Anwendungen.
2. Aufl., Publicis Corporate Publishing, Erlangen
KALENDER, W. A., D. FELSENBERG, H. K. GENANT, M. FISCHER, J. DEQUEKER, u.
J. REEVE (1995):
The European Spine Phantom--a tool for standardization and quality control in spinal bone
mineral measurements by DXA and QCT.
Eur. J. Radiol. 20, 83-92
154

LITERATURVERZEICHNIS
KALENDER, W., B. DURKEE, O. LANGNER, E. STEPINA, u. M. KAROLCZAK (2005):
Comparative Evaluation: Acceptance Testing and Constancy Testing for Micro-CT Scanners.
Proc. of the ICMP and the BMT, 1192-1193
KALRA, M. K., C. WITTRAM, M. M. MAHER, A. SHARMA, G. B. AVINASH, K.
KARAU, T. L. TOTH, E. HALPERN, S. SAINI, u. J. A. SHEPARD (2003):
Can noise reduction filters improve low-radiation-dose chest CT images? Pilot study.
Radiology 228, 257-264
KAMEGAWA, M., M. NAKAMURA, K. KITAHARA, H. OHTOMO, T. HASEGAWA, T.
NAKAKURA, u. S. TSUTSUMI (2008):
3D morphological assessment of occlusal treatment by measuring dental casts with a microfocus
X-ray CT.
J. Oral. Rehabil. 35, 382-389
KAZAKIA, G. J., B. HYUN, A. J. BURGHARDT, R. KRUG, D. C. NEWITT, A. E. DE
PAPP, T. M. LINK, u. S. MAJUMDAR (2008):
In vivo determination of bone structure in postmenopausal women: a comparison of HRpQCT
and high-field MR imaging.
J. Bone. Miner. Res. 23, 463-474
KETCHAM, R. A. (2006):
New algorithms for ring artifact removal
in: V.U. BONSE (Hrsg.): Developments in X-Ray Tomography V.
Proc. of SPIE 6318, 631800-1 -7
KIMPE, T. u. T. TUYTSCHAEVER (2007):
Increasing the number of gray shades in medical display systems – how much is enough?
J. Digit. Imaging 20, 422-432
KIMPE, T., A. XTHONA, P. MATTHIJS, u. L. DE PAEPE (2005):
Solution for nonuniformities and spatial noise in medical LCD displays by using pixel-based
correction.
J. Digit. Imaging 18, 209-218
KINNEY, J. H., Q. C. JOHNSON, M. C. NICHOLS, U. BONSE, R. A. SAROYAN, R.
NUSSHARDT, u. R. PAHL (1989):
X-ray microtomography on beamline X at SSRL.
Rev. Sci. Instr. 60, 2471
KLOTZ, E., W. A. KALENDER, R. SOKIRANSKY, u. D. FELSENBERG (1990):
Algorithms for the reduction of CT artifacts caused by metallic implants
in: S.J. DWYER u. R.G. JOST (Hrsg.): Medical Imaging IV: PACS Systems Design and
Evaluation.
Proc. of SPIE 1234, 642-650
155

LITERATURVERZEICHNIS
KRAUSE, A. (2008):
Untersuchung der Degradation und Biokompatibilität von degradablen, intramedullären
Implantaten auf Magnesiumbasis im Kaninchenmodell.
Hannover, Tierärztl. Hochsch., Diss., 247 S.
KUJOORI, M. A., B. J. HILLMAN, u. H. BARRETT (1980):
High resolution computed tomography of the normal rat nephrogram.
Invest. Radiol. 15, 148–154
LANGHEINRICH, A. C., R. M. BOHLE, S. GRESCHUS, N. HACKSTEIN, G. WALKER,
S. VON GERLACH, W. S. RAU, u. H. HÖLSCHERMANN (2004):
Atherosclerotic lesions at micro CT: feasibility for analysis of coronary artery wall in autopsy
specimens.
Radiology 231, 675-681
LASS, J.-F. (2005):
Untersuchungen zur Entwicklung einer magnesiumgerechten Strangpresstechnologie.
Hannover, Leibnitz Univ., Diss., 168 S.
Verlag Books on demand, Norderstedt
LEE, H. J., K. G. KIM, S. I. HWANG, S. H. KIM, S. S. BYUN, S. E. LEE, S. K. HONG, J.
Y. CHO, u. C. G. SEONG (2009):
Differentiation of Urinary Stone and Vascular Calcifications on Non-contrast CT Images: An
Initial Experience using Computer Aided Diagnosis.
J. Digit. Imaging, 2009, Epub. ahead of print
LEE, H. S., J. H. BERG, F. GARCÍA-GODOY, u. K. T. JANG (2008):
Long-term evaluation of the remineralization of interproximal caries-like lesions adjacent to
glass-ionomer restorations: a micro-CT study.
Am. J. Dent. 21, 129-132
LEITNER, M. M., A. E. TAMI, P. M. MONTAVON, u. K. ITO (2008):
Longitudinal as well as age-matched assessments of bone changes in the mature
ovariectomized rat model.
Lab. Anim. (Epub ahead of print)
LUTZ, A. (2001):
Untersuchungen zur Bildqualität bei Mikro-CT an Kleintieren mit hoher Niedrigkontrast- und
Ortsauflösung.
Erlangen-Nürnberg, Friedrich–Alexander–Universität, Diss., 114 S.
MACNEIL, J. A. u. S. K. BOYD (2007):
Accuracy of high-resolution peripheral quantitative computed tomography for measurement
of bone quality.
Med. Eng. Phys. 29, 1096-1105
156

LITERATURVERZEICHNIS
MACNEIL, J. A. u. S. K. BOYD (2008):
Improved reproducibility of high-resolution peripheral quantitative computed tomography for
measurement of bone quality.
Med. Eng. Phys. 30, 792-799
MAHNKEN, A. H., R. RAUPACH, J. E. WILDBERGER, B. JUNG, N. HEUSSEN, T. G.
FLOHR, R. W. GÜNTHER, u. S. SCHALLER (2003):
A new algorithm for metal artifact reduction in computed tomography: in vitro and in vivo
evaluation after total hip replacement.
Invest. Radiol. 38, 769-775
MALTZ, J. S., B. GANGADHARAN, S. BOSE, D. H. HRISTOV, B. A. FADDEGON, A.
PAIDI, u. A. R. BANI-HASHEMI (2008):
Algorithm for X-ray scatter, beam-hardening, and beam profile correction in diagnostic
(kilovoltage) and treatment (megavoltage) cone beam CT.
IEEE Trans. Med. Imaging. 27, 1791-1810
MATSUBARA, K., K. KOSHIDA, M. SUZUKI, N. HAYASHI, T. TAKATA, H. TSUJII, T.
YAMAMOTO, u. O. MATSUI (2007):
Contrast resolution in multidetector-row CT with 16 detector rows: phantom study.
Radiol. Phys. Tech. 1, 13-19
MCNAUGHT, A. D. u. A. WILKINSON (1997):
Compendium of chemical terminology: IUPAC Recommendations.
2. Auflage. Blackwell Science, Oxford.
MCNIVEN, A. L., J. UMOH, T. KRON, D. W. HOLDSWORTH, u. J. J. BATTISTA (2008):
Ionization chamber volume determination and quality assurance using micro-CT imaging.
Phys. Med. Biol. 53, 5029-5043
METZ, C. E. (1986):
ROC methodology in radiologic imaging.
Invest. Radiol. 21, 720-733
MORGAN, E. F., Z. D. MASON, K. B. CHIEN, A. J. PFEIFFER, G. L. BARNES, T. A.
EINHORN, u. L. C. GERSTENFELD (2009):
Micro-computed tomography assessment of fracture healing: relationships among callus
structure, composition, and mechanical function.
Bone 44, 335-344
MORIN, R. L., T. C. GERBER u. C. H. MCCOLLOUGH (2003):
Radiation Dose in Computed Tomography of the Heart.
Circulation 107, 917-922
157

LITERATURVERZEICHNIS
MUELLER, K. (1998):
Fast and Accurate Three-Dimensional Reconstruction from cone-beam projection data using
algebraic methods.
Columbus, Ohio, The Ohio State University, Diss., 132 S.
MÜLLER, R., M. HAHN, M. VOGEL, G. DELLING u. P. RÜEGSEGGER (1996):
Morphometric analysis of noninvasively assessed bone biopsies: comparison of highresolution
computed tomography and histologic sections.
Bone. 18, 215-220
OEST, M. E., J. C. JONES, C. HATFIELD, u. M. R. PRATER (2008):
Micro-CT evaluation of murine fetal skeletal development yields greater morphometric
precision over traditional clear-staining methods.
Birth Defects Res. B. Dev. Reprod. Toxicol. 83, 582-589
OKUMURA, M., T. OTA, K. KAINUMA, J. W. SAYRE, M. MCNITT-GRAY, u. K.
KATADA (2008):
Effect of Edge-Preserving Adaptive Image Filter on Low-Contrast Detectability in CT
Systems: Application of ROC Analysis.
Int. J. Biomed. Imaging 2008, 379486
OPPELT, A. (2005):
Imaging systems for medical diagnostics: Fundamentals, Technical Solutions and
Applications for Systems Applying Ionizing Radiation, Nuclear Magnetic Resonance and
Ultrasound.
1. Aufl. Verlag Publicis Corporate Pub., Erlangen
PATEL, V., K. R. HOFFMANN, C. N. IONITA, C. KELESHIS, D. R. BEDNAREK, u. S.
RUDIN (2008):
Rotational micro-CT using a clinical C-arm angiography gantry.
Med. Phys. 35, 4757-4764
PHAN, C. M., M. MATSUURA, J. S. BAUER, T. C. DUNN, D. NEWITT, E. M.
LOCHMUELLER, F. ECKSTEIN, S. MAJUMDAR, u. T. M. LINK (2006):
Trabecular bone structure of the calcaneus: comparison of MR imaging at 3.0 and 1.5 T with
micro-CT as the standard of reference.
Radiology 239, 488-496
POHLE, R. (2004):
Computerunterstützte Bildanalyse zur Auswertung medizinischer Bilddaten.
Magdeburg, Otto-von-Guericke-Universität, Habil.-Schr.
POSTNOV, A., A. ZAROWSKI, N. DE CLERCK, F. VANPOUCKE, F. E. OFFECIERS, D.
VAN DYCK, u. S. PEETERS (2006):
High resolution micro-CT scanning as an innovative tool for evaluation of the surgical
positioning of cochlear implant electrodes.
Acta Otolaryngol. 126, 467-474
158

LITERATURVERZEICHNIS
PREIM, B. u. D. BARTZ (2007):
Visualization in Medicine - Theory, Algorithms, and Applications.
Morgan Kaufmann Publishers, Oxford
PREVRHAL, S. (2005):
Quantitative micro-CT.
Proc. SPIE. 5923, 59230K
PREVRHAL, S. u. H. K. GENANT (1999):
Quantitative Computertomographie.
Radiologe 39, 194-202
RADON, J. H. (1917):
Über die Bestimmung von Funktionen durch ihre Integralwerte längs gewisser
Mannigfaltigkeiten.
Ber. Sächs. Akad. Wiss. 69, 262-277
RAO, P. S. u. R. J. ALFIDI (1981):
The environmental density artifact: a beam-hardening effect in computed tomography.
Radiology 141, 223
RINKEL, J., L. GERFAULT, F. ESTÈVE, u. J. M. DINTEN (2007):
A new method for x-ray scatter correction: first assessment on a cone-beam CT experimental
setup.
Phys. Med. Biol. 52, 4633-4652
RITMAN, E. L. (2004):
Micro-computed tomography-current status and developments.
Annu. Rev. Biomed. Eng. 6, 185-208
RITMAN, E. L. (2007):
Small-animal CT - Its Difference from, and Impact on, Clinical CT.
Nucl. Instrum. Methods Phys. Res. A. 580, 968-970
RIVERS, M. L. u. Y. WANG (2006):
Recent developments in microtomography at GeoSoilEnviroCARS.
in: V.U. BONSE (Hrsg.): Developments in X-Ray Tomography V.
Proc. of SPIE 6318, 63180J-1 -15
ROSE, A. (1973):
Vision: human and electronic.
1. Aufl. Verlag Plenum Press, New York
ROSS, W., D. D. CODY, u. J. D. HAZLE (2006):
Design and performance characteristics of a digital flat-panel computed tomography system.
Med. Phys. 33, 1888
159

LITERATURVERZEICHNIS
ROSSET, A., L. SPADOLA u. O. RATIB (2004):
OsiriX: an open-source software for navigating in multidimensional DICOM images.
J. Digit. Imaging 17, 205-216
ROSSMANN, K. (1969):
Point spread-function, line spread-function, and modulation transfer function.
Radiology 93, 257-272
RÜEGSEGGER, P., B. KOLLER, u. R. MÜLLER (1996):
A microtomographic system for the nondestructive evaluation of bone architecture.
Calcif. Tissue Int. 58, 24-29
RÜHLI, F. J., G. KUHN, R. EVISON, R. MÜLLER, u. M. SCHULTZ (2007):
Diagnostic value of micro-CT in comparison with histology in the qualitative assessment of
historical human skull bone pathologies.
Am. J. Phys. Anthropol. 133, 1099-1111
SATO, T., O. IKEDA, Y. YAMAKOSHI, u. M. TSUBOUCHI (1981):
X-ray tomography for microstructural objects.
Appl. Opt. 20, 3880-3883
SAVAI, R., A. C. LANGHEINRICH, R. T. SCHERMULY, S. S. PULLAMSETTI, R.
DUMITRASCU, H. TRAUPE, W. S. RAU, W. SEEGER, F. GRIMMINGER, u. G. A.
BANAT (2009):
Evaluation of angiogenesis using micro-computed tomography in a xenograft mouse model of
lung cancer.
Neoplasia 11, 48-56
SCANCO MEDICAL AG (2005):
XtremeCT Users Guide, Revision 5.05.
Scanco Medical AG, Bassersdorf, Schweiz
SCANCO MEDICAL AG (2009a):
Pers.Mitteilung.
Scanco Medical AG, Brüttisellen, Schweiz
SCANCO MEDICAL AG (2009b):
FAQ: Threshold, Entering 3D thresholds.
[Internet: URL: http://www.scanco.ch/faq_scanco/doc/ipl/ipl_015_thresholds.html]
SCHAAP, M., A. M. SCHILHAM, K. J. ZUIDERVELD, M. PROKOP, E. J. VONKEN, u.
W. J. NIESSEN (2008):
Fast noise reduction in computed tomography for improved 3-D visualization.
IEEE Trans. Med. Imaging 27, 1120-1129
160

LITERATURVERZEICHNIS
SCHALLER, S., J. E. WILDBERGER, R. RAUPACH, M. NIETHAMMER, K.
KLINGENBECK-REGN, u. T. FLOHR (2003):
Spatial domain filtering for fast modification of the tradeoff between image sharpness and
pixel noise in computed tomography.
IEEE Trans. Med. Imaging 22, 846-853
SCHILHAM, A. M., B. VAN GINNEKEN, H. GIETEMA, u. M. PROKOP (2006):
Local noise weighted filtering for emphysema scoring of low-dose CT images.
IEEE Trans. Med. Imaging. 25, 451-463
SHEPP, L. A. u. J. A. STEIN (1976):
Simulated Reconstruction Artefacts in Computerized X-Ray Tomography.
1. Aufl. Verlag University Park Press, Baltimore, MD
SHOPE, T. B., R. M. GAGNE u. G. C JOHNSON (1981):
A method for describing the doses delivered by transmission x-ray computed tomography.
Med. Phys. 8, 488-495
SIJBERS, J. u. A. POSTNOV (2004):
Reduction of ring artefacts in high resolution micro-CT reconstructions.
Phys. Med. Biol. 49, N247-N253
SLATTER, D. H. (2003):
Textbook of Small Animal Surgery.
3rd Edition, W. B. Saunders Co., Philadelphia
SMITH, S. W. (1997):
The scientist and engineer's guide to digital signal processing.
1. Aufl. Verlag California Technical Pub., San Diego, CA
SONG, G. (2007):
Control of biodegradation of biocompatable magnesium alloys.
Corrosion Sci. 49, 1696-1701
SOUZA, A., J. K. UDUPA, u. P. K. SAHA (2005):
Volume rendering in the presence of partial volume effects.
IEEE Trans. Med. Imaging 24, 223-235
STARCK, S. A. u. S. CARLSSON (1997):
Digital filtering of bone scans: an ROC study.
Nucl. Med. Commun. 18, 98-104
STEPINA, E. (2006):
Optimierung von Dosis und Bildqualität in der Mikro-CT an Kleintieren.
Erlangen-Nürnberg, Friedrich-Alexander-Universität, Diss., 87 S.
161

LITERATURVERZEICHNIS
STILLER, G. W. (2007):
Pers. Mitteilung.
Deutsches Krebsforschungszentrum, Heidelberg
STILLER, G. W. (2008):
Small Animal CT with Micro-, Flat-panel and Clinical Scanners: An Applicability Analysis.
Heidelberg, Ruperto-Carola-University, Diss., 152 S.
STILLER, W., M. KOBAYASHI, K. KOIKE, U. STAMPFL, G. M. RICHTER, W.
SEMMLER, u. F. KIESSLING (2007):
Initial Experience with a Novel Low-Dose Micro-CT System.
Rofo. 179, 669-675
STOCK, S. R. (2008):
Recent advances in X-ray microtomography applied to materials.
Int. Mat. Rev. 53, 129-181
STOCK, S. R. (2009):
Microcomputed tomography: methodology and applications.
1. Auflage, Verlag CRC Press, Boca Raton, London, New-York
SUESS, C., W. A. KALENDER, u. J. M. COMAN (1999):
New low-contrast resolution phantoms for computed tomography.
Med. Phys. 26, 296
SWITZER, E. N. (2005):
Resorbierbares metallisches Osteosynthesematerial.
Hannover, Tierärztl. Hochsch., Diss., 138 S.
THOMANN, M. (2008):
Untersuchungen zur Degradation und Biokompatibilität von intramedullären Implantaten auf
Magnesiumbasis im Kaninchenmodell: Prüfung der Degradation im Langzeitversuch und
Untersuchung des Einflusses einer Fluoridbeschichtung.
Hannover, Tierärztl. Hochsch., Diss., 288 S.
TKACHUK, A., M. FESER, H. CUI, F. DUEWER, H. CHANG, u. W. YUN (2006):
High-resolution x-ray tomography using laboratory sources.
in: V.U. BONSE (Hrsg.): Developments in X-Ray Tomography V.
Proc. of SPIE 6318, 63181D
TRAINI, D., G. LORETI, A. S. JONES, u. P. M. YOUNG (2008):
X-ray computed microtomography for the study of modified release systems.
Microscopy and Analysis 123, 13
162

LITERATURVERZEICHNIS
VAN DE CASTEELE, E., D. VAN DYCK, J. SIJBERS, u. E. RAMAN (2002):
An energy-based beam hardening model in tomography.
Phys. Med. Biol. 47, 4181-4190
VAN KAICK, G. u. S. DELORME (2005):
Computed tomography in various fields outside medicine.
Eur. Radiol. 15 Suppl 4, D74-D81
VAN OOSSTERWYCK, H., J. DUYCK, J. VANDER SLOTEN, G. VAN DER PERRE, J.
JANSEN, M. WEVERS, u. I. NAERT (2000):
Use of microfocus computerized tomography as a new technique for characterizing bone
tissue around oral implants.
J. Oral. Implantol. 26, 5-12
VETTER, J. R. u. J. E. HOLDEN (1988):
Correction for scattered radiation and other background signals in dual-energy computed
tomography material thickness measurements.
Med. Phys. 15, 726-731
VON DER HÖH, N., A. KRAUSE, C. HACKENBROICH, D. BORMANN, A. LUCAS, u.
A. MEYER-LINDENBERG (2006):
Einfluss der Oberflächenbearbeitung von resorbierbaren Implantaten aus verschiedenen
Magnesium-Calciumlegierungen auf die Degradation: Erste Ergebnisse einer Pilotstudie am
Kaninchenmodell.
Dtsch. Tierarztl. Wochenschr. 113, 439-446
WANG, G., S. ZHAO, H. YU, C. A. MILLER, P. J. ABBAS, B. J. GANTZ, S. W. LEE, u. J.
T. RUBINSTEIN (2005):
Design, analysis and simulation for development of the first clinical micro-CT scanner.
Acad. Radiol. 12, 511-525
WANG, J., H. LU, Z. LIANG, D. EREMINA, G. ZHANG, S. WANG, J. CHEN, u. J.
MANZIONE (2008):
An experimental study on the noise properties of x-ray CT sinogram data in Radon space.
Phys. Med. Biol. 53, 3327-3341
WATZKE, O. u. W. A. KALENDER (2004):
A pragmatic approach to metal artifact reduction in CT: merging of metal artifact reduced
images.
Eur. Radiol. 14, 849-856
WINKELMANN, C. T., S. D. FIGUEROA, T. L. ROLD, W. A. VOLKERT, u. T. J.
HOFFMAN (2006):
Microimaging characterization of a B16-F10 melanoma metastasis mouse model.
Mol. Imaging. 5, 105-114
163

LITERATURVERZEICHNIS
WITTE, F., J. FISCHER, J. NELLESEN, H. A. CROSTACK, V. KAESE, A. PISCH, F.
BECKMANN, u. H. WINDHAGEN (2006):
In vitro and in vivo corrosion measurements of magnesium alloys.
Biomaterials 27, 1013-1018
WOLTER, K. J., M. Oppermann, H. Heuer, B. Köhler, F. Schubert, U. Netzelmann, P.
Krüger, Q. Zhan, u. N. Meyendorf (2007):
Micro-and Nano-NDE for Micro-Electronics (back end).
in: IV Conferencia Panamericana de END
YAFFE, M. J. u. P. C. JOHNS (1983):
Scattered radiation in diagnostic radiology: magnitudes, effects and methods of reduction.
J. Appl. Photogr. Engin. 9, 184-195
YIP, W. M., S. Y. PANG, W. S. YIM, u. C. S. KWOK (2001):
ROC curve analysis of lesion detectability on phantoms: comparison of digital spot
mammography with conventional spot mammography.
Br. J. Radiol. 74, 621-628
ZAGAJEWSKI, M. (2008):
Werkstoffanforderungen für biokompatible Anwendungen.
Dortmund, Technische Universität Dortmund, Studienarbeit, 42 S.
ZBIJEWSKI, W. u. F. J. BEEKMAN (2006):
Efficient Monte Carlo based scatter artifact reduction in cone-beam micro-CT.
IEEE Trans. Med. Imaging 25, 817-827
ZHAO, S., D. D. ROBERTSON, G. WANG, B. WHITING, u. K. T. BAE (2000):
X-ray CT metal artifact reduction using wavelets: an application for imaging total hip
prostheses.
IEEE Trans. Med. Imaging 19, 1238-1247
ZHAO, S., K. T. BAE, B. WHITING, u. G. WANG (2002):
A wavelet method for metal artifact reduction with multiple metallic objects in the field of
view.
J. X-Ray Sci. Tech. 10, 67-76
ZHONG, J. u. R. NING (2005):
Image denoising based on wavelets and multifractals for singularity detection.
IEEE Trans. Image Process. 14, 1435-1447
164

8.2 Abkürzungsverzeichnis
Δ Differenz
↑ Zunahme
↓ Abnahme
° Grad
Abb. Abbildung
BV Bone Volume
CCD Charge-Coupled-Device
ABKÜRZUNGSVERZEICHNIS
CNR Contrast-to-Noise-Ratio = Kontrast-Rausch-Verhältnis
CT Computertomographie
CTDI Computed Tomography Dose Index
DICOM Digital Imaging and Communications in Medicine
DIN Deutsches Institut für Normung e.V.
FOM Field Of Measurement
FOV Field Of View
FWHM Full Width at Half Maximum
GB Gigabyte
GHz Gigahertz
Gl. Gleichung
HA Hydroxylapatit
HU Hounsfield Units
IT Integration Time
IZ Integrationszeit
IZ Integrationszeit
k.A. Keine Angabe
165

Kap. Kapitel
keV Kilo-Elektronenvolt
Max. Maximum
Min. Minimum
ABKÜRZUNGSVERZEICHNIS
MTF Modulation Transfer Function = Modulationsübertragungsfunktion
PMMA Polymethylmethacrylat (= Acrylglas)
PSF Point Spread Function = Punktbildfunktion
PZH Produktionstechnisches Zentrum Hannover
QCT Quantitative Computertomographie
RAM Random-Access Memory
RFOV Reconstruction Field Of View
ROC Receiver Operating Characteristic
ROI Region Of Interest
s. siehe
SFB Sonderforschungsbereich
SNR Signal-to-noise-ratio = Signal-Rausch-Verhältnis
Tab. Tabelle
TV Total Volume
VOI Volume Of Interest
µCT Mikro-Computertomographie
166

9 Anhang
ANHANG
Tab. 9.1: Scanzeiten am XtremeCT pro Stack in Abhängigkeit der Scanparameter Projektionen/180°
und Integrationszeit.
Projektionen/180° Integrationszeit [ms] Scanzeit [min]
1000 100 3,73
1000 150 4,65
1000 200 5,58
1000 250 6,50
1000 300 7,43
750 100 2,80
750 150 3,50
750 200 4,20
750 250 4,88
750 300 5,58
500 100 1,88
500 150 2,35
500 200 2,80
500 250 3,27
500 300 3,73
250 100 0,97
250 150 1,18
250 200 1,42
250 250 1,65
250 300 1,88
167

ANHANG
Tab. 9.2: CTDI100-Werte am XtremeCT pro Stack in Abhängigkeit der Scanparameter
Projektionen/180° und Integrationszeit. CTDI = Computed Tomography Dose Index.
Projektionen/180° Integrationszeit [ms] CTDI [mGy]
1000 300 20,1
1000 200 13,7
1000 100 7,3
750 300 15,1
750 200 10,3
750 100 5,5
500 300 10,0
500 200 6,8
500 100 3,6
168

ANHANG
Tab. 9.3: Mittlere CT-Zahl und ihre Standardabweichung σ am XtremeCT bei verschiedenen
Omnipaque-Verdünnungsstufen. Konz. = Konzentration.
Konz. [mg/ml] CT-Zahl [HU] σ [HU]
0,0 -12,0476 116,3754
1,0 50,3494 118,8514
1,2 66,1963 119,8419
1,5 87,9857 120,8323
1,8 105,8134 121,3275
2,0 117,6986 121,3275
2,5 148,8971 123,8036
3,0 180,5908 126,7749
3,5 234,8095 128,9723
4,0 282,6703 130, 9875
4,5 307,3564 130,9875
5,0 311,8225 130,2414
6,0 397,5363 135,0179
7,5 469,3007 137,1743
10,0 625,2932 143,1169
15,0 948,1729 169,9542
20,0 1235,3971 174,3154
25,0 1535,9922 194,6191
50,0 2924,0776 310,4993
75,0 4182,9121 488,2812
100,0 5433,3281 809,6753
125,0 6244,4893 1118,6891
150,0 7623,1655 2149,7251
169

ANHANG
Tab. 9.4: Mittlere CT-Zahl und ihre Standardabweichung (= Pixelrauschen) σ im Wasserphantom bei
41 µm Schichtdicke am XtremeCT.
Projektionen/180° Integrationszeit [ms] CT-Zahl [HU] σ [HU]
1500 100 -14,5236 251,0736
1500 150 -16,5045 433,8077
1000 100 -17,9901 504,1281
1000 150 -14,5236 385,2767
1000 200 -19,8783 319,6755
1000 250 -17,9901 281,2817
1000 300 -14,0283 255,1832
750 100 -15,5141 572,9629
750 150 -14,0284 433,8077
750 200 -14,0284 366,9538
750 250 -14,5236 315,9467
750 300 -15,5141 283,2625
500 100 -18,9806 683,3957
500 150 -14,5236 527,4031
500 200 -13,0380 443,7119
500 250 -13,5332 383,7910
500 300 -12,5428 342,6883
250 100 -14,0284 980,0290
250 150 -12,0476 739,8510
250 200 -13,0380 623,4747
250 250 -13,5332 540,2787
250 300 -12,5428 481,8435
170

ANHANG
Tab. 9.5: Mittlere CT-Zahl und ihre Standardabweichung (= Pixelrauschen) σ im Wasserphantom bei
82 µm Schichtdicke am XtremeCT.
Projektionen/180° Integrationszeit [ms] CT-Zahl [HU] σ [HU]
1500 100 -21,5010 192,6978
1500 150 -17,4442 151,3185
1000 100 -20,6896 224,3408
1000 150 -18,2555 175,6592
1000 200 -19,8782 150,1014
1000 250 -17,8498 133,8743
1000 300 -17,4442 119,6755
750 100 -19,8783 248,2759
750 150 -12,5761 195,9432
750 200 -12,9817 167,9513
750 250 -13,7931 148,0730
750 300 -12,5761 133,8742
500 100 -16,2272 292,9006
500 150 -12,1704 229,6146
500 200 -13,3874 195,9432
500 250 -13,3874 173,2251
500 300 -12,5761 156,1866
250 100 -14,6045 406,4909
250 150 -12,9817 317,6471
250 200 -18,6612 269,7769
250 250 -14,1988 240,1623
250 300 -12,5761 216,2272
171

ANHANG
Tab. 9.6: Mittlere CT-Zahl und ihre Standardabweichung (= Pixelrauschen) σ im Wasserphantom bei
123 µm Schichtdicke am XtremeCT.
Projektionen/180° Integrationszeit [ms] CT-Zahl [HU] σ [HU]
1500 100 -24,4279 113,8993
1500 150 -19,9710 88,6433
1000 100 -19,0669 133,7079
1000 150 -12,5428 105,9758
1000 200 -16,0093 90,0609
1000 250 -11,5524 80,7199
1000 300 -12,5428 73,2917
750 100 -18,9806 147,5739
750 150 -12,5428 117,3658
750 200 -14,5236 101,0237
750 250 -12,9817 90,1290
750 300 -12,5428 81,7104
500 100 -19,4758 169,8585
500 150 -12,0476 135,6887
500 200 -12,5761 116,8706
500 250 -13,5332 103,9950
500 300 -11,5524 94,5859
250 100 -17,4949 227,3033
250 150 -12,5428 181,2484
250 200 -12,5707 156,4877
250 250 -13,5332 139,1552
250 300 -12,0476 125,7844
172

ANHANG
Tab. 9.7: Mittlere CT-Zahl und ihre Standardabweichung (= Pixelrauschen) σ im Wasserphantom bei
246 µm Schichtdicke am XtremeCT.
Projektionen/180° Integrationszeit [ms] CT-Zahl [HU] σ [HU]
1500 100 -18,9806 43,0836
1500 150 -15,0189 34,1698
1000 100 -19,4726 49,5214
1000 150 -13,0380 39,6171
1000 200 -12,5428 34,6650
1000 250 -13,5332 31,1985
1000 300 -13,5332 28,7224
750 100 -15,5141 55,9592
750 150 -12,0476 44,5693
750 200 -16,5045 38,6267
750 250 -12,5428 34,1698
750 300 -12,5428 31,1985
500 100 -18,9806 64,8731
500 150 -11,5524 51,9975
500 200 -19,9710 44,5693
500 250 -12,5428 40,6076
500 300 -11,5524 36,6459
250 100 -20,9614 81,2151
250 150 -17,9901 64,8731
250 200 -12,1704 57,9401
250 250 -12,5428 51,5023
250 300 -12,9817 46,5501
173

ANHANG
Tab. 9.8: Gemessene mittlere CT-Zahl und Standardabweichung σ von LAE442 am XtremeCT bei
verschiedenen Scanparametern. Ebenfalls gezeigt werden Mittelwerte der CT-Zahlen mit
Standardfehler sowie Mittelwerte der Standardabweichungen.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
1000 300 3814,9683 314,9563
1000 300 3621,3394 312,9751
1000 300 3744,1526 314,2959
Mittelwert 3726,8201 ± 0,4207 314,2941
1000 200 3826,3582 377,3533
1000 200 3781,2935 386,7625
1000 200 3752,0759 386,7625
Mittelwert 3786,5759 ± 0,5035 383,7393
1000 100 3808,0352 511,061
1000 100 3729,2961 518,9846
1000 100 3712,4587 518,9846
Mittelwert 3749,9300 ± 0,6806 516,4718
750 300 3821,9011 342,1931
750 300 3769,4084 343,6785
750 300 3759,0090 343,6785
Mittelwert 3783,4395 ± 0,4516 343,1999
750 200 3827,3484 407,5613
750 200 3768,9133 416,9705
750 200 3742,6667 416,9705
Mittelwert 3779,6428 ± 0,5418 413,9554
750 100 3706,5161 563,5537
750 100 3714,9348 564,5442
750 100 3719,887 564,5442
Mittelwert 3713,7793 ± 0,7376 564,2233
500 300 3806,5496 394,1907
500 300 3759,9993 402,1143
500 300 3738,7051 402,1143
Mittelwert 3768,4180 ± 0,5235 399,5658
500 200 3815,4634 470,4536
500 200 3762,4753 481,8433
500 200 3748,1143 481,8433
Mittelwert 3775,3510 ± 0,6242 478,1830
500 100 3778,3223 672,9961
500 100 3723,8486 655,1687
500 100 3697,6023 655,1687
Mittelwert 3733,2577 ± 0,8628 660,9991
Gesamtmittelwert 3757,4683 ± 0,5940
174

ANHANG
Tab. 9.9: Gemessene mittlere CT-Zahl und Standardabweichung σ von ZEK100 am XtremeCT bei
verschiedenen Scanparametern. Ebenfalls gezeigt werden Mittelwerte der CT-Zahlen mit
Standardfehler sowie Mittelwerte der Standardabweichungen.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
1000 300 2493,2412 272,3679
1000 300 2474,4231 268,4062
1000 300 2489,7749 268,9014
Mittelwert 2485,8131 ± 0,3598 269,8976
1000 200 2474,4231 329,8127
1000 200 2456,5955 329,8127
1000 200 2486,8035 329,8127
Mittelwert 2472,6075 ± 0,4377 329,8127
1000 100 2423,4160 507,0994
1000 100 2424,4065 467,9775
1000 100 2453,1289 465,0063
Mittelwert 2433,6505 ± 0,6350 480,4108
750 300 2466,4998 291,6812
750 300 2447,1863 302,5759
750 300 2496,7078 297,1287
Mittelwert 2470,1313 ± 0,3951 297,1619
750 200 2475,9087 362,0017
750 200 2466,0046 358,5349
750 200 2506,6121 357,0496
Mittelwert 2482,8418 ± 0,4752 359,2014
750 100 2392,7129 528,3936
750 100 2431,3396 500,6616
750 100 2462,5381 520,9653
Mittelwert 2428,8635 ± 0,6846 516,8064
500 300 2464,5188 340,7075
500 300 2451,1482 342,6882
500 300 2501,6599 338,7266
Mittelwert 2472,4423 ± 0,4527 340,7113
500 200 2458,0811 416,4753
500 200 2460,5571 414,4941
500 200 2494,7271 418,1258
Mittelwert 2471,1218 ± 0,5551 418,1433
500 100 2415,9878 591,7810
500 100 2413,5117 591,7810
500 100 2466,4998 595,7427
Mittelwert 2431,9998 ± 0,7850 593,1045
Gesamtmittelwert 2461,0524 ± 0,5311
175

ANHANG
Tab. 9.10: Gemessene mittlere CT-Zahl und Standardabweichung σ von AX30 am XtremeCT bei
verschiedenen Scanparametern. Ebenfalls gezeigt werden Mittelwerte der CT-Zahlen mit
Standardfehler sowie Mittelwerte der Standardabweichungen.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
1000 300 1741,0109 264,9396
1000 300 1760,3242 257,5114
1000 300 1721,6975 269,8917
Mittelwert 1741,0109 ± 0,4271 264,0692
1000 200 1757,8481 308,0232
1000 200 1755,8673 304,0616
1000 200 1724,6688 325,8514
Mittelwert 1746,1281 ± 0,5102 315,6512
1000 100 1722,6887 433,3125
1000 100 1712,2885 431,8268
1000 100 1691,9846 451,1401
Mittelwert 1727,5576 ± 0,7168 442,1903
750 300 1758,3434 270,3837
750 300 1764,2859 282,2722
750 300 1714,2693 293,6621
Mittelwert 1727,3100 ± 0,4657 288,2851
750 200 1747,9438 337,7361
750 200 1769,2381 331,2983
750 200 1716,2501 353,5829
Mittelwert 1745,0551 ± 0,5678 342,8533
750 100 1712,2885 465,9967
750 100 1729,6214 474,9105
750 100 1729,6213 474,9105
Mittelwert 1720,9548 ± 0,7948 474,8990
500 300 1761,8098 316,9373
500 300 1771,7141 320,8989
500 300 1723,1831 335,7554
Mittelwert 1739,7233 ± 0,5307 328,7662
500 200 1754,8768 383,2958
500 200 1744,4774 389,7335
500 200 1708,8219 403,5997
Mittelwert 1744,1472 ± 0,6444 397,1405
500 100 1661,7766 538,7933
500 100 1707,8315 567,0203
500 100 1684,0613 577,9152
Mittelwert 1710,3076 ± 0,9213 572,7502
1733,5772 ± 0,6199
176

ANHANG
Tab. 9.11: Gemessene mittlere CT-Zahl und Standardabweichung σ von MgCa0,8% am XtremeCT
bei verschiedenen Scanparametern. Ebenfalls gezeigt werden Mittelwerte der CT-Zahlen mit
Standardfehler sowie Mittelwerte der Standardabweichungen.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
1000 300 1702,3842 246,1215
1000 300 1688,5182 252,0642
1000 300 1721,2023 244,1406
Mittelwert 1704,0349 ± 0,3258 247,5234
1000 200 1681,5852 301,5854
1000 200 1686,0421 303,0713
1000 200 1719,2214 291,6812
Mittelwert 1695,6162 ± 0,3490 298,8672
1000 100 1649,3962 423,4082
1000 100 1638,0063 426,8748
1000 100 1686,5374 416,9705
Mittelwert 1657,9800 ± 0,5625 422,4534
750 300 1662,767 285,2434
750 300 1727,1449 286,2339
750 300 1700,5683 278,8055
Mittelwert 1700,5684 ± 0,3735 283,4850
750 200 1690,9943 332,7839
750 200 1667,2242 339,2217
750 200 1717,7358 328,8223
Mittelwert 1691,9847 ± 0,4419 333,67683
750 100 1656,8245 465,9966
750 100 1642,4633 481,8434
750 100 1677,1282 476,3962
Mittelwert 1658,8053 ± 0,6277 474,6683
500 300 1677,1282 319,9084
500 300 1649,3962 339,7169
500 300 1721,6975 321,3942
Mittelwert 1682,7406 ± 0,4300 327,1114
500 200 1669,7001 392,2096
500 200 1668,7096 407,0661
500 200 1682,5756 378,3436
Mittelwert 1673,6618 ± 0,5178 392,98153
500 100 1649,3962 550,1831
500 100 1661,2814 542,7549
500 100 1644,4441 542,7549
Mittelwert 1651,7072 ± 0,7157 545,2934
Gesamtmittelwert 1679,6777 ± 0,4620
177

ANHANG
Tab. 9.12: Gemessene mittlere CT-Zahl und Standardabweichung σ von linken Kaninchentibiae am
XtremeCT bei verschiedenen Scanparametern. Ebenfalls gezeigt werden Mittelwerte der CT-Zahlen
mit Standardfehler sowie Mittelwerte der Standardabweichungen.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
1000 300 3700,0784 260,4827
1000 300 3587,6648 294,6526
1000 300 3621,3394 257,0161
Mittelwert 3636,3609 ± 0,05819 271,3707
1000 200 3703,0498 276,8247
1000 200 3559,9329 341,2026
1000 200 3598,5596 278,8057
Mittelwert 3620,5141 ± 0,0643 301,0002
1000 100 3689,6793 326,8413
1000 100 3569,3418 372,8965
1000 100 3590,1409 344,6692
Mittelwert 3616,3872 ± 0,0748 348,74817
750 300 3700,0784 277,8152
750 300 3575,2844 328,3271
750 300 3606,9783 269,3965
Mittelwert 3627,4470 ± 0,0628 293,4759
750 200 3694,6311 298,6143
750 200 3546,5621 368,4395
750 200 3615,8921 283,2625
Mittelwert 3619,0284 ± 0,0687 320,2882
750 100 3667,8894 373,3916
750 100 3531,2104 442,7214
750 100 3601,5308 373,3916
Mittelwert 3600,2102 ± 0,0848 398,6760
500 300 3678,7842 314,9563
500 300 3559,4375 367,4492
500 300 3607,9685 291,6812
Mittelwert 3615,3967 ± 0,0699 327,1006
500 200 3649,0713 365,4683
500 200 3546,5622 395,1809
500 200 3587,6648 336,7456
Mittelwert 3594,4327 ± 0,0779 366,9735
500 100 3623,3203 460,054
500 100 3542,6003 472,4343
500 100 3572,8083 438,2646
Mittelwert 3579,5763 ± 0,0963 457,2711
Gesamtmittelwert 3612,1504 ± 0,0731
178

ANHANG
Tab. 9.13: Gemessene mittlere CT-Zahl und Standardabweichung σ von Knochenmehl bei
verschiedenen Scanparametern am XtremeCT. Ebenfalls gezeigt wird der Gesamtmittelwert aller
mittleren CT-Zahlen.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
1000 300 1827,8195 ± 0,5561 207,5648
1000 200 1805,1486 ± 0,6600 246,3573
1000 100 1784,9966 ± 0,9057 338,0486
750 300 1811,1941 ± 0,6074 226,7092
750 200 1803,1333 ± 1,0014 276,0815
750 100 1812,2017 ± 0,6897 373,8184
500 300 1830,3385 ± 0,8274 257,4408
500 200 1822,2777 ± 0,8274 308,8282
500 100 1797,0878 ± 1,1540 430,7474
Gesamtmittelwert 1810,4664 ± 0,7935
Tab. 9.14: Gemessene mittlere CT-Zahl und Standardabweichung σ von Hydroxylapatit bei
verschiedenen Scanparametern am XtremeCT. Ebenfalls gezeigt wird der Gesamtmittelwert aller
mittleren CT-Zahlen.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
1000 300 2021,7101 ± 5496 209,5248
1000 200 1994,9886 ± 0,6509 248,1563
1000 100 2052,1735 ± 0,8972 342,0422
750 300 1995,3203 ± 0,6054 230,8092
750 200 2053,4454 ± 0,7504 286,0821
750 100 1956,7681 ± 1,0031 382,4184
500 300 2028,7833 ± 0,6852 261,2408
500 200 2044,1731 ± 0,8360 318,7281
500 100 2012,2821 ± 1,1482 437,7373
Gesamtmittelwert 2017,7395 ± 0,7918
179

ANHANG
Tab. 9.15: Gemessene mittlere CT-Zahlen mit Standardfehler und Standardabweichung σ von
LAE442 am µCT 80.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
500 400 5113,8589 454,7314
500 400 5386,5474 541,9912
Mittelwert 5250,20315 ± 0,8322 498,3613
Tab. 9.16: Gemessene mittlere CT-Zahlen mit Standardfehler und Standardabweichung σ von
ZEK100 am µCT 80.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
500 400 4330,7734 434,4204
500 400 4466,5532 424,2656
Mittelwert 4398,6633 ± 0,7170 429,3430
Tab. 9.17: Gemessene mittlere CT-Zahlen mit Standardfehler und Standardabweichung σ von AX30
am µCT 80.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
500 400 3459,6755 431,4116
500 400 3290,0447 401,3218
Mittelwert 3374,8601 ± 0,6953 416,3667
Tab. 9.18: Gemessene mittlere CT-Zahlen mit Standardfehler und Standardabweichung σ von AX30
am µCT 80.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
500 400 3247,9189 404,7070
500 400 3286,2834 414,8623
Mittelwert 3267,1012 ± 0,6843 409,78465
180

ANHANG
Tab. 9.19: Gemessene mittlere CT-Zahlen mit Standardfehler und Standardabweichung σ einer linken
Kaninchentibia am µCT 80.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
500 400 6549,8916 ± 0,0179 633,7651
Tab. 9.20: Gemessene mittlere CT-Zahlen mit Standardfehler und Standardabweichung σ von
Knochenmehl am µCT 80.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
500 400 3464,5652 ± 0,8510 611,1978
Tab. 9.21: Gemessene mittlere CT-Zahlen mit Standardfehler und Standardabweichung σ von
Hydroxylapatit am µCT 80.
Projektionen/180° Integrationszeit CT-Zahl σ
500 400 3956,5322 ± 0,7134 512,6538
Tab. 9.22: Kontrast-Rausch-Verhältnis zwischen LAE442 und Knochenmehl bzw. Hydroxylapatit am
XtremeCT bei verschiedenen Scanparametern.
Projektionen/180° Integrationszeit Hydroxylapatit Knochenmehl
1000 300 6,96 7,79
1000 200 5,44 6,09
1000 100 3,45 3,86
750 300 6,14 6,87
750 200 4,74 5,31
750 100 3,04 3,40
500 300 5,08 5,68
500 200 3,92 4,39
500 100 2,51 2,85
181

ANHANG
Tab. 9.23: Kontrast-Rausch-Verhältnis zwischen ZEK100 und Knochenmehl bzw. Hydroxylapatit am
XtremeCT bei verschiedenen Scanparametern.
Projektionen/180° Integrationszeit Hydroxylapatit Knochenmehl
1000 300 1,77 2,60
1000 200 1,39 2,04
1000 100 0,88 1,29
750 300 1,56 2,30
750 200 1,21 1,77
750 100 0,77 1,14
500 300 1,29 1,90
500 200 1,00 1,47
500 100 0,65 0,95
Tab. 9.24: Kontrast-Rausch-Verhältnis zwischen AX30 und Knochenmehl bzw. Hydroxylapatit am
XtremeCT bei verschiedenen Scanparametern.
Projektionen/180° Integrationszeit Hydroxylapatit Knochenmehl
1000 300 1,14 0,31
1000 200 0,89 0,24
1000 100 0,56 0,15
750 300 1,00 0,27
750 200 0,77 0,21
750 100 0,50 0,13
500 300 0,83 0,22
500 200 0,64 0,17
500 100 0,42 0,11
182

ANHANG
Tab. 9.25: Kontrast-Rausch-Verhältnis zwischen MgCa0,8% und Knochenmehl bzw. Hydroxylapatit
am XtremeCT bei verschiedenen Scanparametern.
Projektionen/180° Integrationszeit Hydroxylapatit Knochenmehl
1000 300 1,35 0,52
1000 200 1,06 0,41
1000 100 0,67 0,26
750 300 1,19 0,46
750 200 0,92 0,36
750 100 0,59 0,23
500 300 0,99 0,38
500 200 0,76 0,29
500 100 0,49 0,19
Tab. 9.26: Kontrast-Rausch-Verhältnisse am XtremeCT zwischen Kortikalis der Kaninchentibiae und
Mg-Legierungen bei verschiedenen Scanparametern.
Proj./180° Integrationszeit LAE442 ZEK100 AX30 MgCa0,8%
1000 300 0,57 4,61 7,52 7,74
1000 200 0,45 3,61 5,88 6,05
1000 100 0,28 2,29 3,73 3,84
750 300 0,51 4,07 6,64 6,83
750 200 0,39 3,14 5,12 5,27
750 100 0,25 2,01 3,28 3,38
500 300 0,45 3,37 5,49 5,65
500 200 0,32 2,60 4,24 4,36
500 100 0,21 1,69 2,75 2,83
183

ANHANG
Tab. 9.27: Kontrast-Rausch-Verhälnis zwischen Magnesiumlegierungen und Substantia corticalis,
Hydroxylapatit oder Knochenmehl am µCT 80.
Legierung Tibia Hydroxylapatit Knochenmehl
LAE442 4,82 4,80 6,63
ZEK100 7,98 1,64 3,47
AX30 11,78 2,16 0,33
MgCa0,8% 12,18 2,56 0,73
Tab. 9.28: Mit dem Implantatphantom Nr. III am XtremeCT bei unterschiedlichen Scanparametern
gemessene Kontrast-Rausch-Verhältnisse.
Proj./180° Integrationszeit LAE442 ZEK100 AX30 MgCa0,8%
1000 300 3,53 1,14 3,79 3,96
1000 200 2,82 0,91 3,03 3,16
1000 100 1,79 0,58 1,92 2,0
750 300 3,18 1,03 3,42 3,6
750 200 2,46 0,80 2,64 2,75
750 100 1,57 0,51 1,69 1,76
500 300 2,63 0,85 2,82 2,95
500 200 2,03 0,66 2,182 2,28
500 100 1,32 0,43 1,42 1,48
Tab. 9.29: Metrische Daten der Stifte mit Bohrung im Phantom (Kap. 3.2.12). Das Gesamtvolumen
der Stifte wurde berechnet wie in Kap. 3.2.11 beschrieben. Aus dem Gewicht und dem Volumen ergab
sich die rechnerische Dichte des jeweiligen Stiftes.
Bohrdurchmesser [mm] Gewicht [mg] Volumen [ccm] Dichte [mg/ccm]
ohne Bohrung 88,9 0,0491 1810,6
0,4 75,9 0,0442 1717,2
0,6 82,3 0,0491 1676,2
0,8 78,6 0,0491 1600,8
1,0 71,6 0,0491 1458,2
1,2 62,5 0,0491 1272,9
184

Danksagung
DANKSAGUNG
Mein aufrichtiger Dank gilt Herrn Prof. Dr. H. Seifert und Frau Prof. Dr. A. Meyer-
Lindenberg für die Überlassung des spannenden Themas, und die von großem persönlichen
und fachlichem Einsatz geprägte Betreuung der Arbeit.
Mein besonderer Dank gilt Herrn Dr. M. Lüpke für die fruchtbaren Diskussionen und die
vielen fachlichen Hinweise. Ein sehr großes Dankeschön geht auch an Herrn F. Goblet für die
großartige Hilfe bei der Anfertigung der Phantome sowie für die vielen interessanten
persönlichen und fachlichen Gespräche. Auch bedanke ich mich ganz herzlich bei allen
anderen Mitarbeitern des Fachgebietes Allgemeine Radiologie und Medizinische Physik für
die unterstützenden und aufmunterenden Worte.
Dr. Nina Angrisani, Dr. Annett Krause, Dr. Martina Thomann sowie Melanie Büttner aus der
Klinik für Kleintiere der Tierärztlichen Hochschule Hannover danke ich für die nette
Zusammenarbeit und gewährte Hilfe.
Ich möchte mich ebenfalls ganz herzlich bei Dr. A. Laib und Dr. S. Hämmerle von Scanco
Medical AG bedanken, dass sie immer und geduldig bereit waren meine viele Fragen zum
XtremeCT zu beantworten
Herrn K.-W. Grunert aus dem Physiologischem Institut der Stiftung Tierärztliche Hochschule
möchte ich ganz besonders danken für die fachlich sehr gekonnte Anfertigung von
Knochenringen und Magnesiumstiften. Ebenso geht mein Dank an Herrn Dr. D. Bormann aus
dem Institut für Werkstoffkunde der Leibniz Universität Hannover für die Bereitstellung der
LAE442-Stifte mit zentraler Bohrung. Herrn PD Dr. C. Staszyk aus dem Anatomischen
Institut der Stiftung Tierärztliche Hochschule danke ich für die zur Verfügung gestellten
Pferdebeine. Auch möchte ich mich bei Herrn Dr. W. Stiller aus der Abteilung Diagnostische
und Interventionelle Radiologie der Radiologischen Klinik der Universitätsklinik Heidelberg
bedanken für das geliehene Niedrigkontrastphantom.
Ich danke meinen lieben Eltern Laurens und Carla Schulman von ganzem Herzen für all das,
was sie mir ermöglicht haben. Auch danke ich meinen Schwiegeeltern Werner und Elisabeth
Franke für Ihre Unterstützung während des Studiums.
Der größte Dank gilt meiner Frau Iris Schulman, die mich während der gesamten Zeit seelisch
und moralisch liebevoll unterstutzt hat.
185