Flat-panel Volume-CT of the Temporal Bone

Aus der Abteilung Neuroradiologie,
Zentrum Radiologie der Medizinischen Hochschule Hannover





Volumen-Computertomografie des Felsenbeines
unter Verwendung eines hochauflösenden
Flächendetektors











Dissertation
zur Erlangung des Doktorgrades der Humanmedizin
an der Medizinischen Hochschule Hannover



vorgelegt von
Sönke Bartling
aus Rinteln

Hannover 2002

Angenommen vom Senat der Medizinischen Hochschule
Hannover am: 27.1.2005



Gedruckt mit Genehmigung der Medizinischen Hochschule Hannover



Präsident: Prof. Dr. Dieter Bitter-Suermann

Betreuer der Arbeit: Prof. Dr. med. Hartmut Becker

Referent der Arbeit: Prof. Dr. Friedhelm Brassel

Koreferent der Arbeit: Prof. Dr. Thomas Lenarz

Tag der mündlichen Prüfung: 27.1.2005

Promotionsausschussmitglieder: Prof. Dr. Michael Galanski
Prof. Dr. Klaus Friedrich Gratz
Prof. Dr. Christoph Pape

Höchstwahrscheinlich ungewollte, künstlerische Interpretation der CT-
Schichtdickenproblematik.




















Wie hätte die Statue wohl ausgesehen, wenn sich der Künstler die Mühe gemacht hätte,
dünnere Schichten zu verwenden?




Künstler und Name unbekannt. Gefunden von Peter Ratiu in Orlando, FL, USA.

Inhaltsverzeichnis
1 EINLEITUNG..........................................................................................................6
1.1 GRUNDLAGEN DER COMPUTERTOMOGRAFIE.........................................................6
1.1.1 Geschichtlicher Überblick .........................................................................6
1.1.2 Mehrschicht-Spiralcomputertomografie ....................................................7
1.1.3 Volumencomputertomografie ...................................................................9
1.1.3.1 Kegelstrahlgeometrie ........................................................................9
1.1.3.2 Kegelstrahlrekonstruktion................................................................10
1.1.3.3 Flächenröntgendetektor ..................................................................11
1.1.3.4 Abbildungsgeometrie.......................................................................12
1.1.3.5 Optimale Rekonstruktionsvoxelgröße..............................................14
1.2 RELEVANTE ASPEKTE DER FELSENBEINANATOMIE UND –BILDGEBUNG. .................14
1.3 GRUNDLAGEN DER SCHICHTBILDNACHVERARBEITUNG.........................................17
1.3.1 Multiplanare Reformation .......................................................................18
1.3.2 Segmentierung .......................................................................................18
1.3.3 Surfacerendering ....................................................................................19
1.3.4 Volumerendering ....................................................................................20
1.3.5 Rendering der virtuellen Endoskopie......................................................20
1.4 FRAGESTELLUNG .............................................................................................21
2 MATERIAL UND METHODEN .............................................................................22
2.1 ANATOMISCHE FELSENBEINMODELLE.................................................................22
2.1.1 Unverändertes Felsenbein #1 ................................................................23
2.1.2 Felsenbein #2 mit unterschiedlich großen Läsionen...............................23
2.1.3 Felsenbein #3 mit Cochlea Implantat .....................................................24
2.1.4 Felsenbein #4 mit Symphonix Mittelohrhörgerät ....................................25
2.2 DATENAKQUISITION IM MEHRSCHICHTCOMPUTERTOMOGRAFEN ...........................26
2.3 DATENAKQUISITION IM VOLUMENCOMPUTERTOMOGRAFEN...................................27
2.3.1 Aufbau ....................................................................................................28
2.3.1.1 Röntgenquelle und Hochspannungsgenerator ................................29
2.3.1.2 Röntgendetektor und Detektorkontrollsystem..................................30
2.3.1.3 Volumencomputertomograf i.e.S. ....................................................30
2.3.1.4 Rekonstruktionscluster ....................................................................31
2.3.1.5 Rekonstruktionsalgorithmus ............................................................32
2.3.1.6 Zentrale Kontrolleinheit ...................................................................33
2.3.2 Scanvorgang ..........................................................................................33
2.3.3 Rekonstruktion........................................................................................34
2.4 AKQUISITION DER STENVERS PROJEKTION DES FELSENBEINES #3 .......................35
2.5 NACHVERARBEITUNG UND AUSWERTUNG ...........................................................35
2.5.1 Vergleich der Ergebnisse beider Tomografen ........................................36
2.5.1.1 Felsenbein #1..................................................................................37
2.5.1.2 Felsenbein #2..................................................................................38
2.5.1.3 Felsenbein #3..................................................................................38
2.5.1.4 Felsenbein #4..................................................................................39
2.5.2 Erstellung farbkodierter Modelle der Volumen-CT-Datensätze ..............40
2.5.2.1 Felsenbein #1..................................................................................40
2.5.2.2 Felsenbein #3..................................................................................41
3 ERGEBNISSE ......................................................................................................43
3.1 VERGLEICH DER ERGEBNISSE BEIDER TOMOGRAFEN ..........................................43
3.1.1 Felsenbein #1.........................................................................................44

Inhaltsverzeichnis

3.1.2 Felsenbein #2.........................................................................................62
3.1.3 Felsenbein #3.........................................................................................65
3.1.4 Felsenbein #4.........................................................................................68
3.2 ERSTELLUNG FARBKODIERTER MODELLE DER VOLUMEN-CT DATENSÄTZE ...........70
3.2.1 Felsenbein #1.........................................................................................70
3.2.2 Felsenbein #3.........................................................................................74
4 DISKUSSION .......................................................................................................76
4.1 ANATOMISCHE MODELLE...................................................................................76
4.2 DATENAKQUISITION ..........................................................................................76
4.2.1 Datenakquisition im Mehrschichtcomputertomografen ...........................76
4.2.2 Datenakquisition im Volumencomputertomografen ................................77
4.2.3 Akquisition der Stenvers Projektion ........................................................77
4.3 NACHVERARBEITUNG, AUSWERTUNG UND VERGLEICH ........................................77
4.3.1 Objektiver Vergleich der Dosis und der Auflösung .................................77
4.3.2 Rekonstruktionsvoxelgröße der VCT......................................................77
4.3.3 Nichtstandardisierte Abschwächungswerte der VCT..............................77
4.3.4 Aufsättigungen in der VCT .....................................................................77
4.3.5 Verringerter Weichteilkontrast der VCT ..................................................77
4.3.6 Bedeutung und Limitation dieses Vergleiches........................................77
4.3.7 Felsenbein #1.........................................................................................77
4.3.8 Felsenbein #2.........................................................................................77
4.3.9 Felsenbein #3.........................................................................................77
4.3.10 Felsenbein #4.........................................................................................77
4.4 FARBKODIERTER MODELLE DER FELSENBEINE....................................................77
4.5 MÖGLICHER KLINISCHER NUTZEN DER VOLUMENCOMPUTERTOMOPGRAFIE ...........77
4.6 DISKUSSION ZUR REALISIERUNG DER VOLUMENCOMPUTERTOMOGRAFIE IN DER
KLINISCHEN RADIOLOGIE .............................................................................................77
5 ZUSAMMENFASSUNG........................................................................................77
6 LITERATURVERZEICHNIS .................................................................................77
7 ANHANG..............................................................................................................77
7.1 ERKLÄRUNG LAUT PARAGRAPH 2, ABSATZ 2, NUMMERN 5 UND 6 DER
PROMOTIONSORDNUNG DER MEDIZINISCHEN HOCHSCHULE HANNOVER..........................77
7.2 LEBENSLAUF....................................................................................................77
7.3 SCHRIFTENVERZEICHNIS...................................................................................77
7.4 DANKSAGUNG..................................................................................................77
7.5 VERZEICHNIS DER ABBILDUNGEN.......................................................................77
7.6 VERZEICHNIS DER ABKÜRZUNGEN .....................................................................77
7.7 BESCHREIBUNG DER ZUGEHÖRIGEN CD-ROM ...................................................77

1 Einleitung 6
1 Einleitung
1.1 Grundlagen der Computertomografie
1.1.1 Geschichtlicher Überblick

Im Jahre 1917 bewies ein Mathematiker namens Radon, dass die Verteilung
einer Materialeigenschaft in einer Objektschicht errechnet werden kann, wenn die
Integralwerte entlang unendlich vieler Linien durch diese Schicht bekannt sind [Radon
1917]. Dies ist das Grundprinzip der Computertomografie (CT). Erste Anwendungen
dieser Theorie in der Bildgebung wurden 1956 in der Radioastronomie gefunden. Die
Medizin blieb aber lange Zeit unberührt davon, bis 1963 der Physiker A. M. Cormack
eine Methode zur Berechnung der Absorptionsverteilung im menschlichen Körper aus
Transmissionsmessungen fand [Cormack 1973]. Cormack erkannte das radiologische
Potenzial. Er führte seine Arbeiten ohne die Kenntnis von Radons Arbeiten durch, und
gab zu, dass diese ihm viel Mühe gespart hätten. Auf der Suche nach weiteren
Literaturstellen stieß er auf den Physiker H. A. Lorentz. Dieser hatte, was besonders
interessant auch in Bezug auf diese Dissertationsarbeit ist, schon 1905, früher als
Radon und Cormack, die mathematische Lösung für den dreidimensionalen Fall des
Problems gefunden. Er bezog sich nicht nur auf die Integralwerte entlang von Linien
durch eine Schicht, sondern auch auf jene durch ein Volumen.

Hounsfield konstruierte 1972 den ersten klinisch verwendbaren
Computertomografen [Hounsfield 1973]. Er arbeitete damals für die Schallplattenfirma
EMI. Hier begann die CT ihren rasanten Siegeszug in der radiologischen Diagnostik.
Die ersten Jahre waren reich an neuen technologischen Verbesserungen. Die
Nobelpreisverleihung an Cormack und Hounsfield stellte einen vorläufigen Höhepunkt
dar. Die 80er-Jahre blieben ohne große technologische Fortschritte. Ein neuer
Innovationsschub ergab sich aus der Einführung der helikalen CT, auch
gleichbedeutend „Spiral-CT“, Anfang der 90er-Jahre [Kalender 1990], eng gefolgt von
der helikalen Mehrschicht-Computertomografie (MSCT). Mehrschicht-
Computertomografen mit 4 oder 16 Schichten stellen den heutigen Stand der Technik
dar, wobei man in naher Zukunft mit noch mehr Schichten rechnen darf. Durch das

1 Einleitung 7

Hinzufügen von mehr und mehr Schichten muss die Parallelstrahlenrekonstruktion der
Kegelstrahlenrekonstruktion weichen. Kegelstrahlcomputertomografie für die klinische
Routine unter Verwendung sehr hochauflösender Flächendetektoren und somit einer
enormen Anzahl von Schichten ist Ziel laufender Experimente [Kalender 2000, Mueller
1999a] (Abbildung 1). Eine Beschreibung deren möglicher Bedeutung für die
Felsenbeindiagnostik, soweit es aus Experimenten möglich ist, ist das Ziel dieser
Dissertationsarbeit.


Abbildung 1
Die Entwicklungsstufen der CT-Strahlengeometrien und Ausblick in die Zukunft.

1.1.2 Mehrschicht-Spiralcomputertomografie

Bei der herkömmlichen CT wird eine Schicht nach der anderen sequentiell
akquiriert, wobei sich das Untersuchungsvolumen Schritt für Schritt durch die Gantry
bewegt. Im Gegensatz dazu bewegt sich bei der helikalen CT das
Untersuchungsvolumen während des Abtastungsvorganges (Abbildung 2). Dies macht
die Rekonstruktion von Schichten von der Akquisition unabhängig und ermöglicht es,
mehr Schichten in z-Richtung als bei der herkömmlichen CT zu berechnen [Kalender
1994]. Würde man die gleiche Anzahl von Schichten in der herkömmlichen CT
akquirieren, so würde sich die Strahlendosis überproportional stark erhöhen [Hermans
1995]. Allerdings werden bei der Spiralabtastung zu Beginn und Ende eines
Gantryumlaufes unterschiedliche Bereiche abgetastet. Damit es nicht zu Artefakten
kommt, werden nahe gelegene Werte nach unterschiedlichen Verfahren z-interpoliert.

1 Einleitung 8

Die Mehrschicht-Spiralcomputertomografie verwendet anstatt einer
Detektorzeile mehrere Detektorzeilen. Dadurch kann die Dosiseffizienz erhöht werden,
denn ein größerer Anteil des Strahlenfächers kann für die Bildrekonstruktion verwendet
werden. Außerdem kann die Scangeschwindigkeit gesteigert werden, da der
Strahlengang mehrere Schichtpositionen bei einem Umlauf um den Patienten auf
einmal abdeckt [Hu 1999]. Neben der dabei notwendigen z-Interpolation wurde bei den
ersten Mehrschicht-Computertomografen auch die so genannte z-Filterung einsatzreif,
die es ermöglicht, die effektive Schichtdicke frei zu bestimmen.
Z-Interpolations- und z-Filterungsalgorithmen ergeben einen planaren
Schichtrohdatensatz, der mit ähnlichen Faltungskernen und Algorithmen der
herkömmlichen CT in ein Schichtbild rekonstruiert wird [Kalender 2000].
Spiralscanverfahren können als volumentomografische Verfahren bezeichnet
werden, da ein ganzes Volumen gleichmäßig abgetastet und abgebildet wird [Kalender
1990, Soucek 1990]. In dieser Arbeit wird der Begriff Volumen-Computertomografie
(VCT) auf das Computertomografiekonzept, wie es im nächsten Abschnitt beschrieben
wird, eingeschränkt. In der Literatur herrscht Uneinigkeit über die Verwendung des
Begriffes „Volumen-Computertomografie“.



Abbildung 2
Prinzip der Spiral-CT.

1 Einleitung 9

1.1.3 Volumen-Computertomografie

Im Gegensatz zur MSCT werden bei der Volumen-Computertomografie (VCT)
nicht nur einzelne oder wenige Zeilen aufgenommen, sondern große Zeilenmengen.
Nach einem Umlauf um das Untersuchungsvolumen können somit nicht nur einzelne
Schichten rekonstruiert werden, sondern ein Volumen.
Die VCT kann durch eine Punktröntgenquelle und einen Flächendetektor
realisiert werden. Die Röntgenquelle sendet einen Kegelstrahl aus, der nach
Abschwächung des Untersuchungsobjektes vom Flächendetektor aufgenommen wird
(Abbildung 3).


Abbildung 3
Prinzip der Volumen-Computertomografie. Links ist der Flächendetektor dargestellt, rechts die
Röntgenquelle und in der Mitte das Untersuchungsvolumen, das relativ zu Quelle und Detektor
rotiert wird.

1.1.3.1 Kegelstrahlgeometrie
Die Aufnahme einer großen Zahl von Zeilen ist mit dem Übergang von der
planaren Fächerstrahlen- zur Kegelstrahlengeometrie verbunden. Zwar entspricht auch
die Strahlengeometrie heute verfügbarer Vierschichtcomputertomografen der eines
Kegelstrahles, bei der Rekonstruktion werden allerdings – eine Ausnahme sind die
neuesten Sechzehnzeilencomputertomografen - parallele Strahlen angenommen.

1 Einleitung 10

Somit sollte man dort nicht von Kegelstrahlcomputertomografie sprechen [Kalender
2000].
Bei der Verwendung von planaren Fächerstrahlen werden alle Details einer
Schicht bei einem Umlauf um das Untersuchungsvolumen auf die gleiche Detektorzeile
projiziert. Im Gegensatz dazu werden bei der Kegelstrahlenprojektion Details einer
Schicht abhängig von der Projektionsrichtung auf verschiedene Detektorzeilen
projiziert (Abbildung 4). Wird diese Tatsache ignoriert, kommt es zu Bildstörungen, der
sog. Schichtverschmierung [Ohnesorge 1999].

Abbildung 4
Objektdetails werden abhängig vom Projektionswinkel auf verschiedene Detektorzeilen projiziert,
dies wird um so bedeutender, je größer der Kegelwinkel ist.

1.1.3.2 Kegelstrahlrekonstruktion
Kegelstrahlrekonstruktionsalgorithmen tragen den oben beschriebenen
Kegelstrahlprojektionsbedingungen Rechnung. Sie ermöglichen so die artefaktfreie
Rekonstruktion einer großen Zahl von Schichten mit einem großen
Kegelöffnungswinkel. Kegelstrahlrekonstruktionsalgorithmen unterscheiden sich
teilweise grundsätzlich in ihrem Ansatz, was sich in Form des Artefaktverhaltens, der
benötigten Rechenzeit und anderen Faktoren bemerkbar macht [Bronnikov 2000,
Horsman 1987, Mueller 1999b, Schaller 1998]. Ein bekanntes Beispiel ist der sog.
Feldkamp, Davis & Kress Algorithmus, oft auch „FDK-Algorithmus“ genannt [Feldkamp
1984]. Bei diesem handelt es sich um eine Weiterentwicklung der gefilterten

1 Einleitung 11

Rückprojektion für den dreidimensionalen Fall. Der FDK-Algorithmus ist nicht
geometrisch exakt und resultiert lediglich in angenäherten Volumendatensätzen.

1.1.3.3 Flächenröntgendetektor
Bei der VCT werden Flächendetektoren verwendet. Sie bestehen aus einer
großen Anzahl von Bildpunkten (oder: Pixel), die in einem Array (oder: Matrix) auf einer
Fläche angeordnet werden. Flächendetektoren machen die Akquisition einer großen
Anzahl von Zeilen möglich. Die Größe der einzelnen Bildpunkte ist ein wichtiger Faktor
für die Auflösung der CT [Kalender 2000, Kalender 2003].
Es ist bis heute nicht möglich Flächendetektoren zu konstruieren, die den
gleichen Weichteilkontrast wie die Detektoren der MSCT ermöglichen [Endo 1998,
Kalender 2003]. Diese technisch bedingte Problematik ist der Grund dafür, dass die
VCT bisher nur geringe oder keine klinische Bedeutung hat [Kalender 2000, Kalender
2003], obwohl seit 1972 die Verwendung der VCT bzw. der verwandten
Tomosynthesis mit Flächendetektoren für die klinische Anwendung erprobt wurde.
Aufgrund der vergleichsweise erfolgreicheren Entwicklung der Ein- oder
Wenigzeilendetektoren startete die herkömmliche „Wenigschicht-CT“ ihren Siegeszug.
Die Anwendung der VCT blieb mit Ausnahme spezieller Applikationen in der
Zahnheilkunde [Mozzo 1998] auf nicht klinische Bereiche beschränkt [Heitzman 2000,
Kalender 2003]: Hierzu gehörten die Untersuchung kleiner Labortiere [Machin 1994]
oder die nicht destruierende Untersuchung biologischer Proben wie z. B. von
Knochenbiopsien [Feldkamp 1989, Kalender 2003]. Ein interessanter Versuch von
1998, bei dem ein VCT für menschliche in vivo Aufnahmen des Kopfes und des
Thoraxes unter Verwendung eines Videofluoressenzsystems entwickelt wurde,
bestätigte die Problematik des niedrigen Weichteilkontrastes. Die Ergebnisse waren
denen der MSCT weit unterlegen. Die Autoren machten dafür die niedrige
Quanteneffizienz und die niedrige dynamische Breite des Detektorsystems
verantwortlich [Endo 1998].
In letzter Zeit haben allerdings Fortschritte in der Entwicklung von
Flächenröntgendetektoren [Granfors 2000, Vedantham 2000] das Interesse an der
klinischen VCT wiedererweckt [Kalender 2003, Stevens 2001]: Fortschritte in der
Halbleiterherstellung – die neuartigen Flächendetektoren ähneln den Halbleitern in
Mikroprozessoren – ermöglichen es Bildpunkte im Submillimeterbereich auf einer

1 Einleitung 12

großen Matrix unterzubringen. Diese Konstruktionsweise gestattet eine sehr hohe,
bisher nicht gekannte Auflösung. Zwar ist der Weichteilkontrast dieser
Flächendetektoren immer noch schlechter als jener der MSCT-Detektoren, allerdings
könnte es Anwendungen geben, die mehr an Aussagekraft durch die sehr hohe
Auflösung gewinnen, als sie durch den verringerten Weichteilkontrast einbüßen
würden. Des Weiteren könnten zukünftige technische Entwicklungen dazu beitragen,
auch den Weichteilkontrast der Flächendetektoren zu optimieren.

1.1.3.4 Abbildungsgeometrie
Bei einem Orbit um das Untersuchungsvolumen akquiriert der Volumen-
Computertomograf zahlreiche Kegelstrahlprojektionen. Eine Kegelstrahlprojektion
entspricht der Projektionsweise einer konventionellen Röntgenaufnahme. Somit
können die Abbildungsregeln von der konventionellen Röntgenaufnahme auf die der
VCT übertragen werden [Kalender 2000, Machin 1994, Morton 1990].
Da jede Projektion des Volumen-Computertomografen während eines Orbits um
das Untersuchungsvolumen in der gleichen Ebene stattfindet und die Geometrie sich
nicht ändert, können die Abbildungsregeln der konventionellen Röntgenaufnahme
auch zur Berechnung des untersuchten Volumens des hier verwendeten Volumen-
Computertomografen herangezogen werden (Abbildung 5) [Endo 1998, Morton 1990].

1 Einleitung 13


Dx
Vx
FV VD
F V
D

Abbildung 5
Abbildungsgeometrie des hier verwendeten Volumentomografen von oben, die Geometrie ändert
sich während eines Umlaufs nicht. Links ist der Röngtenfokus F, in der Mitte das
Untersuchungsvolumen (ROC) V und rechts der Detektor D schematisch dargestellt. Das ROC
hat die Form eines Zylinders, dessen Durchmesser Vx und dessen Höhe Vz ist. Das
Untersuchungsvolumen kann durch Rekonstruktionsparameter in Rekonstruktionsvoxel der
Größe RVx,y in der Horizontalen und RVz in der Höhe geteilt werden. Dx ist die Detektorbreite in
der Horizontalen, Dz ist die Detektorhöhe. Nx ist die Anzahl der Detektorpunkte in der
Horizontalen, Nz ist die Anzahl der Detektorpunkte auf der Detektorhöhe. Px ist die Breite eines
Detektorpunktes in der Horizontalen und Pz in der Vertikalen. Der Punkt F ist der Röntgenfokus,
Punkt V ist die Mitte des untersuchten Volumens in der jeweiligen Ebene. FV ist der Fokus-
Objektabstand, VD ist der Objekt-Detektorabstand und FD der Fokus-Detektorabstand.
Es gelten somit folgende Abbildungsverhältnisse:
Gleichung 1.1.3-1 Abbildungsgleichung für die Horizontale
FV
FVVD
V
D
x
x )( +=
Gleichung 1.1.3-2 Abbildungsgleichung für die Vertikale
FV
FVVD
V
D
z
z )( +=
Die Bildvergrößerung M ist gegeben durch:
Gleichung 1.1.3-3 Die Bildvergrößerung M
FV
FVVDM )( +=
Die Größe eines Detektorpunktes bei hoher geometrischer Effizienz des Detektors ist:

1 Einleitung 14

Gleichung 1.1.3-4 Größe eines Detektorpunktes
Nx
DxPx = und
Nz
DzPz =
Somit ergeben sich für die optimale Größe eines Rekonstruktionsvoxels (s. u.) in der
Horizontalen RVx,y und in der Vertikalen RVz:
Gleichung 1.1.3-5 Optimale Größe eines Rekonstruktionsvoxels
MPxyRVx *, = und MPzRVz *=

Wenn die Detektorpunkte quadratisch sind, also Px = Pz gilt, so gilt auch RVx,y
= RVz. Somit erhält man isometrische Voxel als optimale Rekonstruktionsvoxel (s. u.)
[Morton 1990].

1.1.3.5 Optimale Rekonstruktionsvoxelgröße
Die Bestimmung des Vergrößerungsfaktors der Abbildung ist ein
entscheidender Punkt. Mit ihm und der Größe eines einzelnen Detektorpunktes lässt
sich die Größe eines Pixels in der Objektebene durch V berechnen. Daraus ergibt sich
für den dreidimensionalen Fall die optimale Rekonstruktionsvoxelgröße [Machin
1994]. Die optimale Rekonstruktionsvoxelgröße ist durch das Sampling Theorem (oder
auch „Nyquist Theorem“) gegeben [Machin 1994]. Wird ein CT Rohdatensatz mit der
durch das Sampling Theorem gegebenen Rekonstruktionsvoxelgröße rekonstruiert,
dann sind durch die Wahl der Rekonstruktionsvoxelgröße keine Auflösungsverluste zu
befürchten. Eine Verkleinerung der Rekonstruktionsvoxelgröße führt somit nicht zur
Erhöhung der Auflösung.

1.2 Relevante Aspekte der Felsenbeinanatomie und –bildgebung

Das Felsenbein (Pars petrosa) bildet mit der Pars squamosa und dem Pars
tympanica das Os temporale. Es ist Teil der Schädelbasis (Abbildung 6).
Die Anatomie ist in der Literatur bis in die kleinsten Details beschrieben [Rauber
1988a, Rauber 1988b], auch mit Schwerpunkt auf die computertomografische
Diagnostik [Ali 1993, Swartz 1998].

1 Einleitung 15

Die Strukturen des Felsenbeines gehören mit zu den kleinsten makroskopisch
beschriebenen Strukturen des menschlichen Körpers. Trotz ihrer winzigen Größe ist
die funktionelle Bedeutung dennoch hoch, und kleinste Unterschiede in der
Ausdehnung einer Pathologie können starke Veränderungen in der klinischen
Symptomatik ergeben. Beispielsweise können Veränderungen von
Otoskleroseplaques im Bereich von Zehntelmillimetern merkbare Auswirkungen auf die
Funktionalität der Ossikelkette haben [Swartz 1998].
Die Felsenbeinstrukturen sind – wie sonst selten im menschlichen Körper - in
den sie umgebenden Knochen eingebettet. In der CT ergeben sich somit oft
Hochkontrastsituationen: Das Innenohr, der Canalis facialis, Aquaeductus vestibuli
sowie zahlreiche andere Kanäle bilden einen Weichteil-Knochenübergang. Einen noch
größeren Kontrast bildet die Ossikelkette zu der sie umgebenden Luft im Cavum
tympani. Allerdings werden in der klinischen Felsenbeindiagnostik nicht nur hohe
Anforderungen an die Hochkontrastauflösungsfähigkeit der Computertomographie
gestellt. In der Diagnostik von Entzündungen und Tumoren ist ebenfalls ein hoher
Weichteilkontrast notwendig.
Nachbarschaftsverhältnisse zwischen den Felsenbeinstrukturen sind kompliziert
und darüber hinaus Variationen unterworfen. Ein Beispiel hierfür ist der hohe Bulbus
jugularis. Hier steht ein ausgesprochen großer Bulbus jugularis in engem Verhältnis
zum Cavum tympani, nicht selten ist er nur teilweise knöchern vom Cavum abgegrenzt
(2, 4 % aller Felsenbeine) [Tomura 1995]. Normalerweise ist dies ohne Bedeutung,
jedoch kann der Bulbus leichter durch einen Fremdkörper im Cavum tympani oder
während einer Operation verletzt werden. Eine Verletzung des Bulbus jugularis führt zu
sehr schwer kontrollierbaren Blutungen, ein Operateur ist unbedingt auf diese Variation
hinzuweisen.
Klinisch wichtige Dehiszenzen sind nicht nur mit auffälligen Variationen des
Felsenbeines verbunden, sondern auch am „durchschnittlichen“ Felsenbein kommt es
zu Dehiszenzen. Häufige Beispiele sind die Dehiszenzen des Tegmen cavum tympani
und des Canalis semicircularis superior (auch anterior) zur mittleren Schädelgrube
[Brantberg 2001] oder des tympanalen Anteils des Facialiskanales [Fuse 1996] zum
Mittelohr. Oft unterscheidet nur eine sehr dünne Knochenplatte eine Dehiszenz von
keiner Dehiszenz [Ahlqvist 1999].