Medizintechnik: Verfahren - Systeme - Informationsverarbeitung

Rüdiger Kramme (Hrsg.) Medizintechnik 3., vollständig überarbeitete und erweiterte Auflage

Rüdiger Kramme (Hrsg.)

Medizintechnik Verfahren – Systeme – Informationsverarbeitung

Mit 686 Abbildungen, davon 99 in Farbe, und 170 Tabellen

123

Dipl.-Ing. Rüdiger Kramme Korrespondenz-Anschrift: Fuchsweg 14 79822 Titisee-Neustadt

ISBN-13 978-3-540-34102-4 Springer Medizin Verlag Heidelberg Bibliografische Information der Deutschen Nationalbibliothek Die Deutsche Nationalbibliothek verzeichnet diese Publikation in der Deutschen Nationalbibliografie; detaillierte bibliografische Daten sind im Internet über http://dnb.d-nb.de abrufbar. Dieses Werk ist urheberrechtlich geschützt. Die dadurch begründeten Rechte, insbesondere die der Übersetzung, des Nachdrucks, des Vortrags, der Entnahme von Abbildungen und Tabellen, der Funksendung, der Mikroverfilmung oder der Vervielfältigung auf anderen Wegen und der Speicherung in Datenverarbeitungsanlagen, bleiben, auch bei nur auszugsweiser Verwertung, vorbehalten. Eine Vervielfältigung dieses Werkes oder von Teilen dieses Werkes ist auch im Einzelfall nur in den Grenzen der gesetzlichen Bestimmungen des Urheberrechtsgesetzes der Bundesrepublik Deutschland vom 9. September 1965 in der jeweils geltenden Fassung zulässig. Sie ist grundsätzlich vergütungspflichtig. Zuwiderhandlungen unterliegen den Strafbestimmungen des Urheberrechtsgesetzes. Springer Medizin Verlag springer.de © Springer Medizin Verlag Heidelberg 2007 Die Wiedergabe von Gebrauchsnamen, Warenbezeichnungen usw. in diesem Werk berechtigt auch ohne besondere Kennzeichnung nicht zu der Annahme, dass solche Namen im Sinne der Warenzeichen- und Markenschutzgesetzgebung als frei zu betrachten wären und daher von jedermann benutzt werden dürften. Produkthaftung: Für Angaben über Dosierungsanweisungen und Applikationsformen kann vom Verlag keine Gewähr übernommen werden. Derartige Angaben müssen vom jeweiligen Anwender im Einzelfall anhand anderer Literaturstellen auf ihre Richtigkeit überprüft werden.

Planung: Hinrich Küster, Heidelberg Projektmanagement: Gisela Zech, Heidelberg Lektorat: Kerstin Barton, Heidelberg Layout und Einbandgestaltung: deblik Berlin, unter Verwendung einer Abbildung von © medicalpicture/högner SPIN 10826521 Satz: TypoStudio Tobias Schaedla, Heidelberg Gedruckt auf säurefreiem Papier

2126 – 5 4 3 2 1 0

V

Wie einer, dem das Auge fehlt, auf seiner Wanderung in Not gerät, so ist einer, dem das Wissen fehlt. Darum sind die Wissenden den anderen überlegen.

Mokshadharma (Indische Philosophie des epischen, zwischen dem Veda und dem klassischen Sanskrit stehenden Zeitalters)

VII

Geleitwort Eine immer älter werdende Bevölkerung, eine zunehmende Anspruchshaltung in allen Lebensaltern an das Niveau der eigenen Gesundheit und eine rasante technologische Entwicklung, die häufig aus anderen Gebieten als den medizinischen Technologien selbst stammt, bestimmen die Innovationsraten auf dem faszinierenden Gebiet der Medizintechnik. Wer erfolgreich Medizintechnik betreibt, ist immer interdisziplinär unterwegs. Er versucht aus Nachbargebieten der Medizin, darunter allen Natur- und Ingenieurwissenschaften, nützliche Entwicklungen aufzugreifen und für die Verfügbarkeit an und im Körper aufzubereiten. Mehr als auf jedem anderen technologischen Gebiet rückt der Mensch, psychisch oder körperlich leidend, in den Mittelpunkt eines technischen Geschehens, mit hohen Anforderungen an den behandelnden Arzt: es muss ihm gelingen, die extreme Spanne an Technologisierung einerseits und menschlich-verständnisvoller Zuwendung andererseits zu vermitteln. Zu allen Zeiten, nicht erst seit Stammzell-Therapien einer breiteren Öffentlichkeit bekannt sind, haben ethische Erwägungen den Einsatz der Medizintechnik am Menschen geprägt. In geringem Maße ist die Medizintechnik insgesamt kontrovers akzeptiert, in überwältigendem großem Ausmaß wird sie als helfend, nützlich und förderungswürdig erkannt. Herrn Rüdiger Kramme ist es in der nun 3., vollständig überarbeiteten und erweiterten Auflage des Standard-Nachschlagewerks zur Medizintechnik gelungen, namhafte Autoren ihre Spezialgebiete darstellen zu lassen. Dabei besticht das Buch durch Tiefe in der Darstellung des einzelnen Gebietes und durch Breite in der Auswahl der Themen. Das Buch ist ein ausgezeichneter Begleiter, der lexikalischen Charakter mit Wertungen und Gewichtungen der einzelnen Autoren verbindet. In dieser Kombination ist das Werk besonders wertvoll für Studierende, Fachpersonen benachbarter Gebiete und für jenen wissensdurstigen Leser, der auf dem neuesten Stand der Erkennung und Behandlung von Krankheiten bleiben möchte. Dem Buch sei eine möglichst große Verbreitung gewünscht. Es gehört ins Regal jeden Lesers, der alle aktuellen Technologien der Medizin und ihre praktische Anwendung verstehen und erkunden möchte. Erich Wintermantel, Professor Dr. med. Dr.-Ing. habil o.-Univ.-Prof. für Medizintechnik Lehrstuhl für Medizintechnik der TU München, 85748 Garching Stellvertretender Vorsitzender der Deutschen Gesellschaft für Biomedizinische Technik (DGBMT)

IX

Vorwort zur 3. Auflage Ohne Technik und Physik, deren Einfluss auf die Medizin sehr vielseitig und umfangreich ist, wäre unser heutiges und zukünftiges Gesundheitswesen nicht denkbar. Seit der ersten Auflage 1997 hat sich die Zielsetzung dieses Buches, anschaulich zu machen, was Technik in der Medizin ‒ ergo Medizintechnik ‒ ist und kann, nicht verändert. Im Gegensatz dazu haben sich aber der Buchumfang, das Themenspektrum und die Anzahl der Autoren deutlich erhöht, dank der positiven Reaktionen und der damit verbundenen Nachfrage. Die vorangegangenen Auflagen haben gezeigt, dass es den Autoren gelungen ist, Beiträge aus unterschiedlichen Fachbereichen der Medizintechnik in einem Buch mit Erfolg darzustellen. Dies bestärkt uns darin, diesen Weg konsequent weiter zu gehen. Die seit Erscheinen der letzten Auflage erzielten wesentlichen medizintechnischen Fortschritte und die Leistung der unterschiedlichen Techniken im Umfeld der medizinischen Versorgung wurden in der vorliegenden Neuauflage berücksichtigt und neue Kapitel hinzugefügt. Neben der bewährten Gliederung in einen allgemeinen und einen speziellen Teil bietet ein umfangreicher Anhang praktisches Hintergrundwissen anhand zahlreicher Tabellen, Norm- und Anhaltswerte. Ein fachübergreifender historischer Abriss der Medizintechnik und ein ausführliches Sachverzeichnis runden das Buch ab. Bei der Realisierung dieser Auflage habe ich wiederum tatkräftige Unterstützung erhalten. Der Erfolg dieses Buches wäre ohne die engagierte und kompetente Mitarbeit der zahlreichen Autoren aus Wissenschaft und Praxis sowie aus der medizintechnischen Industrie so nicht möglich gewesen. Besonderer Dank gebührt meiner Frau für ihr Engagement und ihre Geduld. Für die angenehme und vertrauensvolle Zusammenarbeit danke ich seitens des SpringerVerlags Herrn Küster, Frau Zech, Frau Barton und Herrn Schaedla sowie allen anderen, die zum Gelingen dieser Auflage beigetragen haben. Titisee, im Herbst 2006 Rüdiger Kramme

XI

Vorwort zur 1. Auflage Die Entwicklung zahlreicher medizintechnischer Geräte und Einrichtungen während der letzten 20 Jahre ist vergleichbar mit der Entwicklung des Flugzeugs vom Doppeldecker zum vierstrahligen Düsenjet. Medizin und Technik stehen in einer dynamischen Wechselbeziehung zueinander. Medizinische Fragen fordern mehr und mehr technische Antworten. Neue Möglichkeiten der Technik beeinflussen die moderne Heilkunde. Sie erweitern das diagnostische und therapeutische Potential mit dem Ziel, präzise Informationen über den Gesundheitszustand des Patienten zu liefern, die Lebensqualität der Kranken zu verbessern und die Verlängerung des Lebens, nicht etwa des Sterbens, zu ermöglichen. So sehr auch die Bedeutung der Technik in der Medizin als Werkzeug für den Anwender wächst, bleibt dennoch die Kontinuität der Betreuung durch den Arzt und das Pflegepersonal von vorrangiger Bedeutung. Denn die spezifisch menschlichen Fähigkeiten und Eigenschaften kann – gerade in der Medizin – eine Maschine niemals ersetzen. Ziel dieses Buches ist es, Neues zu vermitteln, bereits Bekanntes in Erinnerung zu rufen sowie Informationen aus den verschiedenen Bereichen der heutigen Medizintechnik bereitzustellen. Zunehmend werden Beschäftigte im Gesundheitswesen mit medizinischen Geräten konfrontiert, ohne ausreichendes Informationsmaterial zur Verfügung zu haben. Während der ärztlichen oder pflegerischen Ausbildung, selbst in der Ausbildung angehender Ingenieure und Techniker für das Gesundheitswesen, wird die Medizintechnik vernachlässigt oder nur marginal behandelt. Diesem Defizit will das vorliegende Buch begegnen. Der – gemessen an der Fülle des zur Verfügung stehenden Materials – knappe Platz zwingt zur Konzentration. In der medizinischen Technik bleibt vieles erklärungsbedürftig – auch für Fachleute, die außerhalb ihres Spezialgebietes Laien sind. Die an der Praxis der Anwender orientierten, aktuellen Beiträge sind für technische Laien leicht verständlich geschrieben. Medizintechnische Fachbegriffe und Zusammenhänge werden erklärt und somit das Verständnis für die aktuelle Medizintechnik gefördert und vertieft. Nutzen Sie dieses Buch als Nachschlagewerk, Ratgeber oder Arbeitsbuch. Neben einem allgemeinen Teil, in dem die Rahmenbedingungen der Medizintechnik dargestellt werden, behandelt der zweite, spezielle Teil Geräte der Funktionsdiagnostik, Bildgebende Systeme, Therapiegeräte und Patientenüberwachungssysteme. Zahlreiche Tabellen, Übersichten und Abbildungen erleichtern das Verständnis. Darüber hinaus werden zwei Spezialthemen (Biowerkstoff Kunststoff und Operationstischsysteme) sowie Beiträge über Kommunikation und Informationsverarbeitungssysteme in der Medizin angeboten. Ein schneller Zugriff zu den einzelnen Themen wird durch ein übersichtliches und gut strukturiertes Sachwortregister gewährt. Darüber hinaus wird im Anhang praktisches Hintergrundwissen anhand zahlreicher systematisierter Tabellen, Norm- und Anhaltswerte geboten. Ein Glossar zur Computer- und Kommunikationstechnik steht ebenfalls zur Verfügung. Ohne die engagierte und kompetente Mitarbeit der Autoren wäre das vorliegende Buch in dieser Form nicht zu realisieren gewesen; deshalb gilt mein besonderer Dank allen, die direkt und indirekt durch ihren Einsatz dieses Buch ermöglicht haben. Kirchhofen, im September 1996 Rüdiger Kramme

XIII

Rüdiger Kramme, Dipl.-Ing., geboren 1954 in Dortmund. ▬ Studium der Biomedizinischen Technik, Krankenhausbetriebstechnik und Volkswirtschaftslehre in Gießen und Freiburg. ▬ Langjährige Berufstätigkeit in Vertrieb, Marketing und Personalentwicklung der medizintechnischen Industrie für Verbrauchs- und Investitionsgüter. ▬ Seit 1993 Planung und Projektierung von Universitätskliniken des Landes Baden-Württemberg sowie medizinischen Einrichtungen der Bundeswehr. ▬ Lehrbeauftragter für Medizintechnik der FH-Gießen. ▬ Verfasser zahlreicher Fachpublikationen in Zeitschriften und Büchern. Autor des Springer-Wörterbuchs »Technische Medizin«.

Sektionsverzeichnis A

Allgemeiner Teil

– 1

B

Spezieller Teil

I

Funktionsdiagnostik

II

Bildgebende Systeme

III

Therapiegeräte

IV

Monitoring – 615

V

Medizinische Informationsverarbeitung und Kommunikation – 717

VI

Spezialthemen

VII

Anhang

– 83

– 875

– 85 – 247

– 375

– 827

XVII

Inhaltsverzeichnis A Allgemeiner Teil 1

Die Rolle der Technik in der Medizin und ihre gesundheitspolitische Bedeutung . . . . . . . . . . . . . . . . . .3 R. Kramme, H. Kramme

2

Ingenieure im Gesundheitswesen – Ausbildung und Tätigkeitsfelder . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .7 L.F. Clausdorff, K.-P. Hoffmann

3

Hygiene in der Medizintechnik. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15 H.-M. Just, E. Roggenkamp

12 Schlafdiagnostiksysteme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 169 K.-P. Hoffmann 13 Nystagmographie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 185 K.-P. Hoffmann 14 Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung . . . . . . . . . . . . . . . . 193 S. Hoth

II

4

5

Vorschriften für Medizinprodukte . . . . . . . . . . . . . . . . . 37 M. Kindler, W. Menke Technische Sicherheit von elektromedizinischen Geräten und Systemen in medizinisch genutzten Räumen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 49 R. Kramme, H.-P. Uhlig

6

Ökonomische Aspekte der betrieblich-medizinischtechnischen Einrichtungsplanung (BMTE) . . . . . . . . . 61 H. Knickrehm, B. Karweik

7

Qualitätsmanagement in der Medizintechnik – Ziele, Elemente und Strukturen . . . . . . . . . . . . . . . . . 73 K. Rudolf

B Spezieller Teil

Bildgebende Systeme . . . . . . . . . . . . . . . . . . .247

15 Computertomographie (CT) . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 249 T.M. Buzug 16 Magnetresonanztomographie (MRT) . . . . . . . . . . . . . 271 H. Kolem 17 Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT) – Hybridbildgebung zur funktionalen Diagnostik und Therapiemanagement. Ein technologischer Überblick . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 285 Y. Hämisch, M. Egger 18 Ultraschalldiagnostik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 311 B. Köstering, H. Dudwiesus 19 Systeme für die Endoskopie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 347 K.E. Grund, R. Salm 20 Infrarot-Bildgebung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 367 T.M. Buzug

III Therapiegeräte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .375 I

Funktionsdiagnostik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 85

8

Elektrokardiographen (EKG-Geräte) . . . . . . . . . . . . . . . 87 R. Kramme

21 Langzeitbeatmungsgeräte für die Intensivtherapie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 377 T. Peyn

9

Ergometriemessplatz . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 97 R. Kramme

22 Defibrillatoren/ICD-Systeme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 399 R. Kramme

10 Lungenfunktionsdiagnostik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 105 R.M. Schlegelmilch, R. Kramme

23 Lasersysteme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 407 H. Albrecht, E. Rohde, F. Zgoda, G. Müller

11 Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP) . . . . . . . . . . . 129 K.-P. Hoffmann, U. Krechel

24 Anästhesiegeräte . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 427 E. Siegel

XVIII

Inhaltsverzeichnis

25 Blutreinigungssysteme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 443 C. Busse 26 Herz-Lungen-Maschinen (HLM) . . . . . . . . . . . . . . . . . . 463 A. Hahn, F. Sieburg

42 Fetales Monitoring: Kardiotokographie und Geburtenüberwachungssysteme . . . . . . . . . . . . . . . . 693 M. Nagel, A. Bindszus 43 Neonatologisches Monitoring . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 707 R. Hentschel

27 Einsatz von Stoßwellen in der Medizin . . . . . . . . . . . 483 F. Ueberle

V 28 Hochfrequenzchirurgie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 515 B. Hug, R. Haag 29 Medizinische Strahlentherapie . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 539 P.H. Cossmann

Medizinische Informationsverarbeitung und Kommunikation . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .717

44 Grundlagen der Vernetzung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 719 H. Tanck

30 Infusionstechnik . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 557 W. Weyh, D. Röthlein

45 Krankenhausinformationssysteme – Ziele, Nutzen, Topologie, Auswahl . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 733 P. Haas, K. Kuhn

31 VAD-Systeme (Ventricular Assist Devices) . . . . . . . . 569 G. Trummer

46 Telemedizin am Beispiel aktiver Implantate . . . . . . 757 K. P. Koch

32 Herzschrittmachersysteme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 579 A. Bolz

47 Medizinische Bildverarbeitung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 765 T.M. Lehmann

33 Einführung in die Neuroprothetik . . . . . . . . . . . . . . . . 595 K.-P. Hoffmann

48 Virtuelle Realität in der Medizin . . . . . . . . . . . . . . . . . . 791 W. Müller-Wittig

34 Einführung in die Elektrotherapie . . . . . . . . . . . . . . . . 603 W. Wenk

49 Computerunterstützte Lehr- und Lernsysteme in der Medizin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 803 M. Haag, F. J. Leven

IV Monitoring . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .615

50 PACS/RIS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 815 K. Eichhorn, D. Sunderbrink

35 Biosignale erfassen und verarbeiten . . . . . . . . . . . . . 617 K.-P. Hoffmann

51 3D-Postprocessing für die virtuelle Endoskopie . . 823 G.-F. Rust, S. Marketsmüller, N. Lindlbauer

36 Patientenüberwachungssysteme . . . . . . . . . . . . . . . . 639 R. Kramme, U. Hieronymi

VI Spezialthemen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .827 37 Kardiovaskuläres Monitoring . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 645 R. Kramme, U. Hieronymi

52 Operationstischsysteme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 829 B. Kulik

38 Impedanzkardiographie: nichtinvasives hämodynamisches Monitoring . . . . . . . . . . . . . . . . . . 659 H. Kronberg

53 Biomaterialien . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 839 L. Kiontke

39 Respiratorisches Monitoring . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 663 R. Kramme, H. Kronberg

54 Medizinische Robotersysteme . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 853 H. Fischer, U. Voges

40 Metabolisches Monitoring . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 679 R. Kramme

55 Medizinische Gasversorgungssysteme . . . . . . . . . . . 863 P. Neu

41 Zerebrales Monitoring . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 683 B. Schulz, A. Schulz, H. Kronberg

56 Inkubatoren . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 869 G. Braun, R. Hentschel

XIX Inhaltsverzeichnis

VII Anhang . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .875 A

Allgemeine Richtungs- und Lagebezeichnungen des Körpers . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 877

B

Organprofile und Tabellen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 879

C

Größen und Einheiten . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 897

D

Abkürzungen, Zeichen und Symbole . . . . . . . . . . . . . 901

E

Radionuklide (Auswahl) und dosimetrische Grundgrößen . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 905

F

Elektromagnetisches Spektrum . . . . . . . . . . . . . . . . . . 907

G

Historische Meilensteine in der Technischen Medizin . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 909 Danksagung . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 927 Sachverzeichnis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 929 Farbteil. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 941

XXI

Autorenverzeichnis Albrecht, Hansjörg, Dr. rer. nat.

Egger, Matthias, Dr. rer. nat.

Laser-und Medizin-Technologie GmbH, Berlin Fabeckstraße 60-62 14195 Berlin

Chemin des Etorneaux 1162 Saint Prex, Suisse

Bindszus, Andreas, Dipl.-Ing. Philips Medizin Systeme GmbH Postfach 1473 71004 Böblingen

Bolz, Armin, Prof. Dr. rer. nat. Universität Karlsruhe Institut für Biomedizinische Technik Kaiserstraße 12 76131 Karlsruhe

Braun, Günther, Dipl.-Ing. (FH) Universitätsklinik Freiburg Zentrum für Kinderheilkunde und Jugendmedizin Mathildenstraße 1 79106 Freiburg

Eichhorn, Konrad, Dipl.-Inform. Philips Healthcare Information Technology 22335 Hamburg

Fischer, Harald, Dr.-Ing. Forschungszentrum Karlsruhe Institut für Biologische Grenzflächen Hermann-von-Helmholtz-Platz 1 76344 Eggenstein-Lepoldshafen

Grund, Karl Ernst, Prof. Dr. med. Eberhardt-Karls-Universität Tübingen Zentrum für Medizinische Forschung Experimentelle Chirurgische Endoskopie Waldhörnlestraße 22 72072 Tübingen

Haag, Martin, Prof. Dr. rer. nat. Busse, Christian, Dipl.-Biol. Fresenius Medical Care Deutschland GmbH Else Kroener Straße 1 61352 Bad Homburg

Medizinische Informatik Universität Heidelberg/FH Heilbronn Max-Planck-Straße 39 74081 Heilbronn

Haag, Reiner, Dipl.-Ing. Buzug, Thorsten, Prof. Dr. rer. nat. Rhein Ahr Campus Südallee 2 53424 Remagen

Lawton GmbH & Co.KG Württemberger Str. 23 78567 Fridingen

Haas, Peter, Prof. Dr. sc. hum. Clausdorff, Lüder F., Prof. Dipl.-Ing. Fachhochschule Gießen-Friedberg Fachbereich Krankenhaus Technik Management Wiesenstraße 14 35390 Gießen

Cossmann, Peter H., Dr. phil. nat. Institut für Radiotherapie Hirslanden Klinik Aarau Rain 34 5000 Aarau, Schweiz

Dudwiesus, Heiko, Dipl.-Ing. GE Medical Systems Ultrasound Beethovenstraße 239 42665 Solingen

FH-Dortmund, Medizinische Informatik Postfach 105018 44047 Dortmund Hahn, Andreas, Dr.- Ing. Sorin Group Deutschland/ Stöckert GmbH Lilienthalallee 5-7 80939 München

Hämisch, York, Dr. rer. nat. Bioscan GmbH Idstein Uglitscher Straße 3 65510 Idstein

Hentschel, Roland, Priv.-Doz. Dr. med. Universitäts-Kinderklinik Freiburg Mathildenstraße 1 79106 Freiburg

Hieronymi, Ullrich, Dr.-Ing. Dräger Medical Deutschland GmbH Moislinger Allee 53-55 23542 Lübeck

Hoffmann, Klaus-Peter, Prof. Dr.-Ing. Fraunhofer Institut für Biomedizinische Technik Ensheimer Straße 48 66386 St-Ingbert

Hoth, Sebastian, Prof. Dr. rer. nat. Universitätsklinikum Heidelberg Im Neuenheimer Feld 400 69120 Heidelberg Hug, Bernhard, Dr.-Ing. KLS Martin GmbH & Co.KG Am Gansacker 1b 79224 Umkirch

Just, H.-M., Priv.-Doz. Dr. med. Klinikum Nürnberg Med. Mikrobiologie, KH-Hygiene Professor-Ernst-Nathan-Straße 1 90340 Nürnberg

Karweik, Bernd, Dipl.-Ing. (FH) Teamplan GmbH Heerweg 8 72070 Tübingen

Kindler, Manfred, Dipl.-Ing. Kindler International Division Stemmenkamp 23 59368 Werne a.d. Lippe

Kiontke, Lothar, Dipl.-Ing. Sulzer Orthopedics GmbH Merzhauser Straße 112 79100 Freiburg

Knickrehm, Heiko, Dipl.-Ing. (FH) Teamplan GmbH Heerweg 8 72070 Tübingen

XXII

Autorenverzeichnis

Koch, Klaus Peter, Dr.-Ing.

Lindlbauer, Norbert, Ing.

Rohde, Ewa, Dr. med. Dipl.-Ing.

Fraunhofer Institut für Biomedizinische Technik Ensheimer Straße 48 66386 St-Ingbert

Rendoscopy AG Grubmühlerfeldstraße 54 82131 Gauting

Charité – Universitätsmedizin Berlin Klinik für Dermatologie, Venerologie und Allergologie Fabeckstraße 60-62 14195 Berlin

Marketsmüller, Sebastian Kolem, Heinrich, Dr. rer. nat. Siemens AG - Medizinische Technik Postfach 3260 91052 Erlangen

Rendoscopy AG Grubmühlerfeldstraße 54 82131 Gauting

Köstering, Bernd, Dipl.-Ing.

Menke, Wolfgang, Beratender Arzt/Ingenieur

GE Medical Systems Ultrasound Beethovenstraße 239 42665 Solingen

c/o Medizin & Technik Postfach 524 10795 Berlin

Kramme, Heike, Dipl.-Verw.-Wiss.

Müller, Gerhard, Prof. Dr.-Ing., Prof. h.c., Dr. h.c. mult.

Fuchsweg 14 79822 Titisee

Kramme, Rüdiger, Dipl.-Ing. Fuchsweg 14 79822 Titisee

Charité – Universitätsmedizin Berlin Institut für Medizinische Physik und Lasermedizin Fabeckstraße 60-62 14195 Berlin

Krechel, Ursula, Dipl.-Ing.

Röthlein, Doris, Dr. rer. nat. B. Braun Melsungen AG Carl-Braun-Straße 1 34212 Melsungen

Rudolf, Klaus, Dipl.-Inform. Zentrale Koordination Universitätsklinik Freiburg Malteserordensstraße 13A 79111 Freiburg

Rust, Georg-Friedemann, Dr. med. Rendoscopy AG Grubmühlerfeldstraße 54 82131 Gauting

Salm, Richard, Prof. Dr. med.

Munzinger Straße 3 79111 Freiburg

CAMTech – Centre for Advanced Media Nanyang Technological University NSI, # 05-07, Nanyang Avenue Singapore 639798

Regionalverbund kirchlicher Krankenhäuser, Abt. Allgemein- und Viszeralchirurgie, Endoskopische Chirurgie, St. Josefskrankenhaus und BruderKlaus-Krankenhaus Waldkirch, Hermann-Herder-Straße 1 79104 Freiburg

Kuhn, Klaus, Prof. Dr. med.

Nagel, Michael, Dr.-Ing.

Schlegelmilch, Rolf M., Dipl.-Math.

Zentrale Informationsverarbeitung Klinikum der Universität Marburg Bunsenstraße 3 35037 Marburg

Philips Medizin Systeme GmbH Postfach 1473 71004 Böblingen

SMT medical GmbH & Co Florian-Geyer-Straße 3 97076 Würzburg

Neu, Peter, Dr. rer. nat.

Schultz, Arthur, Priv.-Doz. Dr. med. Dr. hort.

Universitätsklinik Freiburg Hugstetter Str. 59 79106 Freiburg

Kronberg, Harald, Dr. rer. nat.

Kulig, Bernhard Maquet GmbH & Co.KG 76411 Rastatt

Lehmann, Thomas, Priv.-Doz., Dr. rer. nat. Dipl.-Ing. Institut für Medizinische Informatik Universitätsklinikum der RWTH Aachen Pauwelsstraße 30 52057 Aachen

Leven, Franz Josef, Prof. Medizinische Informatik Universität Heidelberg/FH Heilbronn Max-Planck-Straße 39 74081 Heilbronn

Müller-Wittig, Wolfgang, Prof. Dr.-Ing.

Air Liquide Deutschland GmbH Hans-Günther-Sohl-Straße 5 40235 Düsseldorf

Peyn, Thomas, Dräger Medical AG & Co.KG Moislinger Allee 53 23542 Lübeck

Arbeitsgruppe Informatik/Biometrie der Anästhesie im Klinikum Region Hannover Krankenhaus Oststadt-Heidehaus Medizinische Hochschule Hannover Podbielskistraße 380 30659 Hannover

Schultz, Barbara, Priv.-Doz. Dr. med. Roggenkamp, Eckhard, Dipl.-Ing. Klinikum Nürnberg Med. Mikrobiologie, KH-Hygiene Professor-Ernst-Nathan-Straße 1 90340 Nürnberg

Arbeitsgruppe Informatik/Biometrie der Anästhesie im Klinikum Region Hannover Krankenhaus Oststadt-Heidehaus Medizinische Hochschule Hannover Podbielskistraße 380 30659 Hannover

XXIII Autorenverzeichnis

Seipp, Hans-Martin, Prof. Dr. med., Dipl.-Ing. Fachhochschule Gießen-Friedberg Fachbereich Krankenhaus Technik Management Wiesenstraße 14 35390 Gießen

Wenk, Werner Schillingstaler Weg 37 41189 Mönchengladbach

Weyh, Wolfgang B. Braun Melsungen AG Carl-Braun-Straße 1 34212 Melsungen

Sieburg, Frank Sorin Group Deutschland/ Stöckert GmbH Lilienthalallee 5-7 80939 München

Siegel, Erich, Priv.-Doz. Dr. rer. nat. Dräger Medical AG & Co.KG Moislinger Allee 53 23542 Lübeck

Stief, Matthias Given Imaging GmbH Borsteler Chaussee 47 22453 Hamburg

Sunderbrink, Dirk, Dipl.-Wirtschaftsing. Siemens Medical Solutions 91052 Erlangen

Tanck, Hajo, Dipl.-Wirtschaftsinform. GWI Medica GmbH Eiffestraße 426 20537 Hamburg

Trummer, Georg, Dr. med. Universitätsklinik Freiburg Abt. Herz- und Gefäßchirurgie Hugstetter Straße 55 79106 Freiburg

Ueberle, Friedrich, Prof. Dr.-Ing. Hochschule für angewandte Wissenschaften Hamburg Fachbereich Naturwissenschaftliche Technik Lohbrügger Kirchstraße 65 21033 Hamburg

Uhlig, Hans-Peter, Dipl.-Ing. Goldberger Straße 57 18273 Güstrow

Zgoda, Frank Laser-und Medizin-Technologie GmbH, Berlin Fabeckstraße 60-62 14195 Berlin

1 xxxx · xxxx

Allgemeiner Teil

A X

1 Die Rolle der Technik in der Medizin und ihre gesundheitspolitische Bedeutung R. Kramme, H. Kramme

Neue Wege in der Diagnostik und Therapie werden heute in verstärktem Maße durch eine ausgefeilte und erweiterte Technik eröffnet. Rasant ist die Entwicklung zahlreicher medizinischer Geräte und Einrichtungen aufgrund digitaler Technologien, die es ermöglichen, neue medizinische Konzepte, Strategien und Visionen schneller als zuvor umzusetzen, d. h. was sich bisher in einem Jahrzehnt vollzogen hat, vollzieht sich nun im Jahresrhythmus. Damit steht die Technik nicht nur in dynamischer Wechselbeziehung zur Medizin, sondern sie beeinflusst und prägt die moderne Heilkunde aufgrund neuer technischer Möglichkeiten. Ein hochwertiges Gesundheitswesen wäre ohne medizintechnischen Fortschritt und Innovation nicht denkbar. Medizin (lat. ars medicina, ärztliche Kunst) und Technik (gr. Fertigkeit) haben die Menschen seit ihren Anfängen begeistert und fasziniert. Technische Instrumente und Geräte hatten immer ihren Platz in der Medizin. Aus der fernöstlichen Medizin ist die Akupunkturnadel seit etwa 2500 v. Chr. bekannt. Hippokrates (460–370 v. Chr.), Begründer der abendländischen wissenschaftlichen Medizin, verwendete als bedeutender Arzt seiner Zeit bereits ein Proktoskop zur Darminspektion. Darüber hinaus hat er eine Vielzahl von Instrumenten und Vorrichtungen für die Wundversorgung beschrieben. Beispielsweise Apparaturen mit Gewichten und Bändern, die bei einer Armfraktur die gebrochenen Knochen zueinander positionierten, streckten und gleichzeitig ruhigstellten. Bereits im Imperium Romanum (ab 63 v. Chr.) wurden, wie archäologische Ausgrabungen im verschütteten Pompeji eindrucksvoll belegen, differenzierte Instrumente und Geräte für chir-

urgische Eingriffe verwendet. Die vielen von uns vertraute Sehhilfe (sog. Brille) ist keine Errungenschaft des zwanzigsten Jahrhunderts, sondern wurde bereits Ende des 13. Jahrhunderts von einem Handwerker erfunden. Der erste große medizintechnische Durchbruch und Aufschwung in der modernen Medizin erfolgte um 1900 mit Röntgens Entdeckung der nach ihm benannten Röntgenstrahlen (1895). Obwohl bereits 1895 von Einthoven die Nomenklatur des EKG – die noch heute unverändert Gültigkeit besitzt – festgelegt wurde, konnte der erste klinisch brauchbare Elektrokardiograph erst 1903 eingesetzt werden. 1896 wurde von Riva-Rocci die nichtinvasive palpatorische Messmethode zur Bestimmung des Blutdrucks vorgestellt. Das Elektroenzephalogramm (EEG) wurde erstmals 1924 von Berger mit einem Saitengalvanometer abgeleitet. Weitere Meilensteine in der Medizintechnik waren die Erfindung und Einführung der künstlichen Niere (1942), der Herz-Lungen-Maschine (1953), Hüftgelenkprothesen (1960), künstlichen Herzklappen (1961) und die ersten klinischen Patientenüberwachungsgeräte (um 1965). Um 1960 wurden in den USA bereits klassifizierte Kriterien für die Vermessung und Standardisierung des EKG nach dem Minnesota-Code entwickelt. Anfang der 1940er Jahre wurde mit der Konstruktion des ersten elektrischen Rechners eine neue Ära eingeleitet, und es entstand eine neue Technologie, die die Medizintechnik ein weiteres Mal revolutionierte: die Datenverarbeitung bzw. Informatik. Diese neue Technologie stellt alle bisherigen technischen Entwicklungen in den Schatten. Wäre ein heutiger Taschenrechner mit elektronischen Bauteilen (z. B. Transistoren) von vor 40 Jahren ausgestat-

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1

Kapitel 1 · Die Rolle der Technik in der Medizin und ihre gesundheitspolitische Bedeutung

tet, so würde dieser Taschenrechner eine Leistung von 6000 W – über die Stromversorgung zugeführt und als Wärme an die Umgebung abgegeben – benötigen. Leichte 50 kg und eine Würfelkantenlänge von circa einem Meter ließen eher auf einen Ofen als auf einen Taschenrechner schließen. Der Umbruch der Technologie von der analogen zur digitalen Technik eröffnete neue Dimensionen in der Medizintechnik: Der Computertomograph (CT), der Körperquerschnittsbilder erzeugt, wurde von Hounsfield und Cormark entwickelt und 1971 als Prototyp in einer Klinik installiert und erprobt. Der Durchbruch für die medizinische Anwendung von Kernspin- bzw. Magnetresonanztomographen gelang 1977 Mansfield mit Hilfe des Magnetresonanzverfahrens. Erstmals erfolgte eine Abbildung des menschlichen Brustkorbs ohne Einsatz von Röntgenstrahlen. Einzigartige und erweiterte Möglichkeiten in der Diagnostik eröffnet ein medizintechnisches Großsystem, das in der Nuklearmedizin eingesetzt wird: der Positronenemissionstomograph (PET). Als bildgebendes System bereichert der PET die Diagnostikpalette dadurch, dass Darstellungen von physiologischen und metabolischen Prozessen im menschlichen Körper ortsabhängig und quantitativ bestimmt werden können. Durch die zunehmende Integration von rechnergestützten Systemen in die Röntgentechnik, werden bildgebende Verfahren in immer kürzeren Zyklen neu dimensioniert. Die rasche Ausweitung des klinischen Anwendungsspektrums, die kontinuierliche Weiterentwicklung und die Implementierung neuer Techniken haben nicht nur zu einem veränderten und erweiterten Indikationsspektrum dieser Verfahren geführt, darüber hinaus werden zunehmend Bildgebungstechniken als Gesamtlösungspakete entwickelt, wie z. B. Hybridsysteme für die interventionelle Radiologie oder integrierte IT-Lösungen (PACS, RIS u. a.), die darauf abzielen, eine Prozessoptimierung und damit eine höhere Effizienz im Krankenhaus zu erreichen. Den Fortschritt und die Entwicklung ( Anhang G »Historische Meilensteine in der Technischen Medizin«) aller medizintechnischen Geräte und Errungenschaften zu skizzieren, würde den Rahmen dieses Buches sprengen. Obwohl die Medizintechnik meist nicht originär ist, sondern vielmehr technische Entwicklungen aus Technologiefeldern wie der Elektronik, Optik, Feinwerktechnik, Kunststofftechnik u. a. übernimmt und diese erst durch die Anwendung an Lebewesen zur Medizintechnik deklariert werden, konnte sie sich etablieren und ist aus der medizinischen Versorgung nicht mehr wegzudenken. Aus diesem Sachverhalt geht die eigentliche Bedeutung der Medizintechnik hervor: Medizintechnische Geräte und Einrichtungen (inklusive Labor- und Forschungsbereich) sind einzelne oder miteinander verbundene Instrumente, Apparate, Vorrichtungen, Hilfsmittel und Hilfsgeräte sowie not-

wendige Einrichtungsgegenstände, die aufgrund ihrer Funktion zur Erkennung (Diagnostik), Behandlung (Therapie), Überwachung (Monitoring) und Verhütung (Prävention) von Erkrankungen beim Menschen eingesetzt werden.

Ziel unserer heutigen Gesundheitspolitik muss eine menschliche, moderne, leistungsfähige, effiziente und bürgernahe medizinische Versorgung im stationären sowie im ambulanten Bereich sein, in deren Mittelpunkt der Patient steht. Die Entwicklung der Medizintechnik als wesentlicher Bestandteil des Gesundheitswesens erfolgt in permanenter Wechselwirkung mit den Fortschritten der gesellschaftlichen Lebensformen. Daher basiert die gesundheitspolitische Bedeutung der Medizintechnik im Wesentlichen auf folgenden Punkten: ▬ Der Qualität und Sicherung der medizinischen Versorgung aufgrund der kontinuierlichen Differenzierung und Verbesserung der Diagnose- und Therapiemöglichkeiten sowie der Förderung der medizinischen und technischen Forschung; des Weiteren auf der breiten Anwendung und Ausdehnung auf große Bevölkerungs- oder Patientengruppen durch apparative Reihenuntersuchungen (z. B. im Rahmen der Prävention). ▬ Der Verkürzung der Krankheitsdauer oder des Krankenhausaufenthalts, wodurch Kosten reduziert werden und damit verbunden volkswirtschaftliche Nutzeffekte resultieren. ▬ Der Entlastung des Personals von zeitaufwändigen Routineaufgaben. ▬ Der Erfüllung von Erwartungshaltung bzw. Anspruchsniveau der Bevölkerung an Prozess- und Ergebnisqualität im Gesundheitswesen. Die zukünftigen Entwicklungen in der technischen Medizin müssen sich an den zusätzlichen Anforderungen der medizinischen Versorgung aufgrund knapper Ressourcen orientieren: ▬ Medizintechnische Diagnostik und Therapie mit hohem Kostensenkungspotential unter Einsatz von umweltfreundlichen Geräten und Systemen. ▬ Weiterer Ausbau minimalinvasiver Verfahren mit der Zielsetzung geringer Morbidität und kurzer Rekonvaleszenz. ▬ Miniaturisierte Kompaktsysteme, die einen geringeren Installations- und Serviceaufwand benötigen. ▬ Bedienungsfreundliche und -sichere Konzeption, die Fehlbedienungen weitgehend vermeidet. Invasive Techniken werden zunehmend durch weniger bzw. nichtinvasive ersetzt, wie bspw. die Nierenstein- und Gallensteinzertrümmerung mit einem Lithotripter anstelle eines operativen Eingriffs, endoskopisch minimalinvasive Eingriffe anstelle konventioneller Chirurgie, 3-D Echo-

5 Kapitel 1 · Die Rolle der Technik in der Medizin und ihre gesundheitspolitische Bedeutung

kardiographie zur Darstellung komplexer Fehlbildungen am Herzen, pathomorphologischer Veränderungen an der Mitral- oder Trikuspidalklappe und Vorhof- oder Ventrikelseptumdefekten anstelle einer aufwändigen und risikobelasteten Herzkatheteruntersuchung, Darstellung der Herzkranzgefäße mit der Magnetresonanztomographie anstelle einer Kontrastangiographie oder Herzkatheterdiagnostik. Schlüsseltechnik des Gesundheitswesens des einundzwanzigsten Jahrhunderts ist die Telematik, die allen Beteiligten des Gesundheitswesens enorme Vorteile bringen kann, das »Unternehmen Gesundheitswesen« aber auch vor zahlreiche neue Anforderungen in organisatorischer, technischer und rechtlicher Hinsicht stellt. Zentren der Telemedizinanwendungen werden zukünftig die Krankenhäuser sein. Telemedizinische Kommunikation und Systeme – also alle IT-Anwendungen im Gesundheitswesen, die über öffentliche oder Fernverkehrsnetze abgewickelt werden – ermöglichen die schnelle Übertragung großer Datenmengen, sodass eine räumliche Entfernung kein Hindernis mehr darstellt. Dies ist mit ein Grund dafür, dass der Telemedizin international eine zunehmend größere Bedeutung beigemessen wird. Die Bestrebungen gehen dahin, eine einheitliche Plattform für die Telematik zu entwickeln, sodass der Einsatz von moderner Telekommunikations- und Informationstechnik die Versorgungsqualität und die Wirtschaftlichkeit zukünftig verbessert. Begrenzte finanzielle Ressourcen der Krankenhäuser lassen es heutzutage nur noch selten zu, alle technischen Neuerungen und Möglichkeiten einzuführen bzw. auszuschöpfen. Daher ist es für den Nutzer unerlässlich, eine Investitionsentscheidung leistungsbezogen und kaufmännisch zu beurteilen (z. B. durch prozessorientierte Technologiebewertung, sog. technology assessment, die in erster Linie Kriterien wie Leistungsfähigkeit, Effektivität und Effizienz berücksichtigt). Insbesondere im Hinblick auf die Vorteilhaftigkeit einer Sachinvestition ist es wichtig, dass nicht emotionale, sondern rationale Entscheidungskriterien im Vordergrund stehen. Die Bewertung technischer Möglichkeiten in Hinblick auf den Nutzen für die Patienten erfordert ein Verständnis für die heutige Technik und ihre Grenzen. Vielfach ist das Ziel medizintechnischer Hersteller und Lieferanten, immer bessere und technisch perfektere medizintechnische Produkte sowie medizinische Datenverarbeitungssysteme anzubieten. Das Ergebnis ist, dass heutzutage die Funktionen vieler medizintechnischer Produkte weit über die Bedürfnisse und Nutzungsmöglichkeiten hinausgehen. Der meist nicht technophile Nutzer zahlt für ein Mehr, das er nicht nutzen kann. Zahlreiche hochentwickelte Produkte sind vielleicht technisch vollkommen, aber selten bedarfsgerecht. Technisch ist vieles machbar, aber offensichtlich gleichwohl von Menschen kaum steuerbar, wie bspw. die Komplexität unterschiedlichster Softwareschnittstellen, die selbst von hochqualifizierten Technikern nicht

mehr vollständig verstanden wird. D. h., die technischen Möglichkeiten übersteigen häufig das Vermögen vieler Anwender, damit umzugehen. Unkritische Technikbegeisterung kann deshalb sehr schnell in Technikfeindlichkeit umschlagen! Nichts zu tun oder auf Innovationen zu verzichten und an veralteten technischen Produkten festzuhalten, ist aber auch keine Lösung. Der Dienst am Kunden im Krankenhaus oder in der Arztpraxis wird künftig ein Produkt mit größerem Differenzierungspotential werden, als die Qualität und technische Leistungsfähigkeit von medizintechnischen Produkten. Die auch künftig unabdingbare medizintechnische Innovation muss »Menschenmaß« haben und bedarfsgerecht sein. Sie ist einzubetten in das Spannungsfeld aus technisch-wissenschaftlichem Know-how, Markt- und Einzelkundenorientierung. Aus Anwendersicht werden nahezu alle Produkte immer vergleichbarer. Der richtige Dienst am Kunden wird ein weiterer Erfolgsfaktor für Medizinprodukte werden: Es muss verstärkt an Nachfrage gedacht werden, nicht nur »in Angeboten«!

1

2 Ingenieure im Gesundheitswesen – Ausbildung und Tätigkeitsfelder L.F. Clausdorff, K.-P. Hoffmann

2.1

Einleitung – 7

2.2

Biomedizinische Technik – 7

2.2.1 2.2.2 2.2.3 2.2.4

Aufgaben – 7 Anforderungen – 8 Ausbildung – 8 Berufsfelder – 8

2.3

Krankenhaustechnik

2.3.1 2.3.2 2.3.3

Aufgaben – 10 Anforderungen – 11 Ausbildung – 11

2.1

2.3.4 2.3.5 2.3.6

Studienorganisation – 12 Berufsfelder – 13 Zusammenfassung und Schlussfolgerungen

Weiterführende Literatur

– 13

– 13

– 10

Einleitung

Die hochspezialisierte medizinische Betreuung und die klinische Grundlagenforschung sind ohne interdisziplinär arbeitende Teams nicht vorstellbar. Ihnen gehören häufig auch Absolventen ingenieurwissenschaftlicher Disziplinen an. Diese bringen ihr ingenieurwissenschaftliches Spezialwissen und Methodenspektrum erfolgreich in die Arbeitsgruppen ein. Sie sehen ihre vorrangigen Aufgaben in der Bereitstellung von Technik zur Lösung von Problemen in der Medizin, der Biologie, dem Umweltschutz und dem Gesundheitswesen. Die von ihnen entwickelten Geräte und Systeme tragen als Werkzeug in der Hand des Arztes oft entscheidend zur Erkennung, Behandlung, Linderung und Überwachung von Krankheiten und zur Kompensation von Behinderungen bei. Die hohe Nachweisempfindlichkeit moderner Diagnosemethoden ermöglicht die frühe und sichere Erkennung zahlreicher Krankheiten, wodurch sich die Therapiechancen verbessern. Die unmittelbare Beschäftigung mit medizinischen Problemen unter Anwendung ingenieurwissenschaftlicher Methoden und Kenntnisse gewinnt dabei zunehmend an Bedeutung. So vielfältig die technischen Aufgaben in der Medizin sind, so unterschiedlich sind auch die technischen Disziplinen, aus denen die Ingenieure kommen. Zu ihnen gehören Absolventen aus der Biomedizinischen Technik, der Medizintechnik, dem Klinikingenieurwesen, der Medizinischen Physik, der Biophysik, der Medizinischen Informatik, der Biotechnologie, der Bionik, der Biomechanik, der Biochemie, den Gesundheitstechnologien, der

Gentechnik, der Krankenhaustechnik, dem Technischen Gesundheitswesen usw. Zwei Fachrichtungen – die Biomedizinische Technik sowie Technisches Management und der Ingenieur Krankenhaustechnik – sollen hinsichtlich der Aufgaben, der Anforderungen, der Ausbildung und der Berufsfelder im Folgenden näher betrachtet werden.

2.2

Biomedizinische Technik K.-P. Hoffmann

2.2.1 Aufgaben

Die Biomedizinische Technik (BMT) ist im deutschsprachigen Raum das Pendant zum angelsächsischen Biomedical Engineering. Sie ist ein junges, sich rasch entwickelndes Fachgebiet, das gegenwärtig zu den Schlüsseltechnologien gezählt werden kann. Wichtige Impulse erhält die Biomedizinische Technik von der Biotechnologie, der Mikrosystemtechnik und der Telematik. Unter Biomedizinischer Technik wird die Bereitstellung und Anwendung ingenieur- und naturwissenschaftlicher Mittel und Methoden auf lebende Systeme in Biologie und Medizin verstanden: ▬ in Forschung und Entwicklung ▬ im medizinischen Betreuungsprozess, Prophylaxe, Diagnose, Therapie, Rehabilitation und Nachsorge ▬ im biomedizinischen Gerätebau

8

2

Kapitel 2 · Ingenieure im Gesundheitswesen – Ausbildung und Tätigkeitsfelder

▬ in der pharmazeutischen Industrie und in der Biotechnologie (Dammann et al. 2005 und Morgenster 2004) Im Rahmen der Harmonisierung der BMT- Ausbildung in Europa wurde von der IFMBE formuliert: »Medical and Biological engineering integrates physical, mathematical and life sciences with engineering principles for the study of biology, medicine, and health systems and for the application of technology to improving health and quality of life. It creates knowledge from the molecular to organ systems levels, develops materials, devices, systems, information approaches, technology management, and methods for assessment and evaluation of technology, for the prevention, diagnosis, and treatment of disease, for health care delivery and for patient care and rehabilitation.« (Biomedical Engineering Education in Europe 2005, Nagel 2001 und 2005).

2.2.2 Anforderungen

Der VDE hat die Anforderungen, die an einen Absolventen der Biomedizinischen Technik zu stellen sind, wie folgt formuliert: Der Absolvent soll ▬ das aktuelle Wissen und die Methodik der Ingenieurwissenschaften beherrschen und zur Lösung von Problemen in der Medizintechnik einsetzen ▬ die besonderen Sicherheitsaspekte der Medizintechnik bei der Lösung von technischen Problemen sowie bei der Überwachung technischer Einrichtungen in der Medizin verantwortungsvoll einsetzen ▬ die medizinische, diagnostische und therapeutische Fragestellung verstehen und geeignete technische sowie methodische Lösungen entwerfen und realisieren können ▬ die besonderen Aspekte bei der Wechselwirkung technischer Systeme mit dem menschlichen Körper kennen und berücksichtigen ▬ die Grundprinzipien der klinischen Arbeitsweise bei diagnostischen und therapeutischen Verfahren kennen (Dammann et al. 2005)

2.2.3 Ausbildung

In Deutschland gibt es gegenwärtig 43 Studiengänge mit einem Bezug zur Biomedizinischen Technik, davon 22 an Universitäten und 21 an Fachhochschulen (Morgenster 2004). Die Umstellung von Diplomstudiengängen auf die konsekutive Bachelor- und Masterausbildung unter Berücksichtigung des Bologna Prozesses ist im vollen Gange. Die ersten Studiengänge wurden bereits akkreditiert. Die ⊡ Abb. 2.1 zeigt die Studienorte in Deutschland.

Ein Studium, das zum ersten berufsqualifizierenden Abschluss Bachelor of Engineering oder Bachelor of Science führt, sollte nach Ansicht der zuständigen Fachgesellschaft mindestens 7 Semester mit 210 ECTS Punkten umfassen (Dammann et al. 2005). Als Gründe sind die Multidisziplinarität des Fachgebietes und die Notwendigkeit eines breiten ingenieurwissenschaftlichen Basiswissens auf der Grundlage einer fundierten Ausbildung in den Naturwissenschaften Mathematik und Physik zu nennen. Diese sind in sechs Semestern nur schwer vermittelbar. Für den konsekutiven Master bleiben dann noch drei Semester mit 90 ECTS- Punkten. Für einen nicht konsekutiven Masterstudiengang, der als Aufbaustudiengang angeboten werden kann, sollten vier Semester mit 120 ECTS-Punkten vorgesehen werden. ECTS-Punkte stellen die quantitative Maßeinheit für den Studienaufwand der Studierenden dar. Insgesamt werden 60 ECTS-Punkte pro Studienjahr vergeben, was einem Zeitaufwand von etwa 1500 bis 1800 Stunden pro Jahr entspricht (Hochschule Anhalt 2002). Empfohlene Lehrinhalte ⊡ Tab. 2.1. Das Fachpraktikum im Bachelor-Studiengang soll mindestens fünf Monate betragen, um den erforderlichen Praxisbezug zu garantieren. Hier können sich die Studenten erstmals den Anforderungen ihres Fachgebietes bei der Lösung konkreter Fragestellungen beweisen. Die nichttechnischen Fächer sollen insbesondere die Herausbildung von Schlüsselkompetenzen oder sog. »soft skills« wie Teamfähigkeit, Kommunikationsfähigkeit usw. unterstützen. Hierzu ist auch die Verbesserung der Sprachkenntnisse, z. B. auf den Gebieten Business English oder Technical English zu zählen (Hoffmann und Foth 2004). Die ⊡ Abb. 2.2 fasst die Lehrgebiete des Gegenstandskataloges Medizintechnik, Biomedizinische Technik und Klink-Ingenieurwesen zusammen.

2.2.4 Berufsfelder

Die Berufsfelder und Einsatzgebiete für Absolventen der Biomedizinischen Technik ergeben sich aus der Multidisziplinarität und hohen Innovation des Fachgebiets in Forschung und Entwicklung, in technischen Überwachungsdiensten und Behörden, in der Applikation, aber auch im Vertrieb und Service medizintechnischer Geräte und insbesondere in medizinischen Einrichtungen und Kliniken. Dabei wird das Zusammenspiel von Medizin, Informationstechnik, Ingenieurwissenschaften, Werkstoffwissenschaften und Zellbiologie bislang ungeahnte Möglichkeiten in Diagnostik und Therapie eröffnen. Der Transfer von Ideen aus der Grundlagenforschung über einen Prototypen bis hin zum Produkt einschließlich der methodischen Fragen der Anwendung stellt zukünftig immer höhere Ansprüche an die Zusammenarbeit der Teams. Herausforderungen werden in der 4D-Bildgebung z. B. für die Diagnose am schlagenden Herzen, der Ankopplung von Mikrosystemen an Neuronen

9 2.2 · Biomedizinische Technik

⊡ Abb. 2.1. Möglichkeiten einer Ausbildung auf dem Gebiet der Biomedizinischen Technik in Deutschland nach Biomedical Engineering Education in Europe 2005 und Dammann et al. 2005, Fotos HSA

⊡ Tab. 2.1. Lehrinhalte für ein Studium der Biomedizinischen Technik mit den zugehörigen ECTS-Punkten Inhalt

Bachelor 7 Semester

Master 3 Semester konsekutiv

Master 4 Semester nicht konsekutiv

Mathematik

20

0

0

Physik

20

0

0

Ingenieurwissenschaften

30

20

15

Anatomie, Physiologie

10

0

10

Nichttechnische Fächer

20

0

0

BMT Kernfächer

25

0

25

BMT Vertiefung

25

10

30

Fachpraktikum (5 Monate)

15

0

0

Abschlussarbeit

15

30

30

Flexibles Budget

30

30

10

210

90

120

2

10

Kapitel 2 · Ingenieure im Gesundheitswesen – Ausbildung und Tätigkeitsfelder

2

Biomechanik

Anatomie

Biomaterialien Biowerkstoffe

Physiologie Molekularbiologie

Elektromedizin Med. Messtechnik

BMT in der Therapie

Bildgebende Verfahren Labor-Analysenmesstechnik

Rehabilitation Statistische Methoden Modulierung und Simulation

⊡ Abb. 2.2. Ausbildungsinhalte für ein Studium der Biomedizinischen Technik entsprechend des Gegenstandskataloges der DGBMT (DGBMT 2001)

Kommunikations- u. Informationssysteme

z. B. bei Neuroprothesen, dem Einsatz neuer Biomaterialien mit Oberflächenmodifikationen im Nanobereich z. B. zur Herstellung einer lebenslang haltenden Verbindung von Hüftprothesen und in der Computermodellierung eines virtuellen Patienten zur Überprüfung von Diagnose und Therapie gesehen (VDE-Ingenieurstudie 2005). In der Branche Medizintechnik sind gegenwärtig insgesamt 87.500 Beschäftigte tätig, davon etwa die Hälfte in Betrieben zur Herstellung medizintechnischer Geräte. Vor allem in forschungsintensiven Unternehmen sind bis 2002 rund 6000 neue Arbeitsplätze entstanden (VDE-Ingenieurstudie 2005). Zusammengefasst lassen sich folgende Berufsfelder beschreiben: ▬ international tätige Unternehmen (Management, Forschung, Entwicklung) ▬ medizinische Einrichtungen (klinische Forschung, hochspezialisierte medizinische Betreuung, Management) ▬ Forschungsinstitute, Hochschulen, Universitäten (Grundlagenforschung, angewandte Forschung, Lehre) ▬ Behörden

2.3

Krankenhaustechnik L.F. Clausdorff

2.3.1 Aufgaben

Ingenieure, die interdisziplinär und umfassend auf dem Gebiet der Krankenhaustechnik ausgebildet werden, können die verschiedensten Aufgaben in vielen Berufsfeldern

Digitale Bildverarbeitung Biosignalverarbeitung

Medizinprodukterecht Qualität, Sicherheit

Struktur des Gesundheitswesens Ethik in der Medizintechnik

Strahlenschutz

Hygiene und Hygienetechnik

Dosimetrie Bestrahlungsplanung

wahrnehmen. In den nachfolgenden Abschnitten sind die wichtigsten Aufgaben beschrieben.

Technisches Gebäudemanagement Eines der wesentlichsten Aufgabengebiete für Ingenieure der Krankenhaustechnik ist die Leitung des Dezernates bzw. der Abteilung Technik bei Gebäuden des Gesundheitswesens. Das technische Management im Krankenhaus umfasst neben der Personalführung die Planung, Ausschreibung, Bauüberwachung, Abnahme und Instandhaltung von Gebäuden und gebäudetechnischen Anlagen. In vielen Einrichtungen gehören zu diesem Aufgabenbereich auch die Instandhaltung und die Beschaffung der medizintechnischen Geräte und Anlagen. Ein wesentlicher Anteil an der Tätigkeit ist auch die Betreuung und Begleitung von kleinen und großen Baumaßnahmen. Zu den Aufgaben gehört die Beratung der Verwaltung, der Ärzteschaft und der Pflege in allen technischen Fragen. Einige der genannten Aufgaben werden von Unternehmen wahrgenommen, die im technischen Gebäudemanagement tätig sind. Diese Firmen sind i. d. R. aus Zusammenschlüssen und Ausgründungen der technischen Abteilung der Krankenhäuser entstanden und übernehmen diese Aufgaben als Dienstleister.

Planungen bei Bauten des Gesundheitswesens Die Ausbildung befähigt die Krankenhausingenieure auch, in den unterschiedlichsten Sparten der Planung von Gebäuden des Gesundheitswesens tätig zu werden. Ein großes Arbeitsfeld ist die Planung der technischen Gebäudeausrüstung. Hierbei werden spezielle Kenntnisse über die besonderen Anforderungen bei dieser Gebäudeart

2

11 2.3 · Krankenhaustechnik

benötigt, die nur bei Krankenhausingenieuren vorhanden sind. Auch die Ausschreibung und Vergabe und die Objektüberwachung bei der Errichtung und Herstellung von Gebäuden und gebäudetechnischen Anlagen gehört zu den Aufgaben im Bereich der Planung.

Gesundheitsüberwachung

⊡ Tab. 2.2. Baunutzungskosten nach DIN 18960 Kostenart

Kosten € / Tag

%

Technischer Dienst

5,61

13,53

Wasser, Energie, Brennstoffe

8,74

21,09

Steuern, Abgaben, Versicherungen

3,85

9,29

16,86

40,68

6,39

15,42

Ein weiteres Aufgabenfeld ist die Gesundheitsüberwachung. Auf der Grundlage des Infektionsschutzgesetzes § 36, das die Überwachung der Gesundheitseinrichtungen durch die Gesundheitsämter regelt, werden die in den Gesetzen und Verordnungen für den Schutz von Patienten vor Infektionen vorgesehenen regelmäßigen Prüfungen durchgeführt. Diese können kompetent von auf dem Gebiet der Krankenhaustechnik ausgebildeten Ingenieuren durchgeführt werden. Beispielhaft sind hier die Trinkwasserversorgung, die Aufbereitung von Medizinprodukten nach der Betreiberverordnung und die Prüfung von Lüftungsanlagen der Operationsräume auf der Grundlage der anerkannten Regeln der Technik und den Vorgaben des Robert-Koch-Institutes zu nennen.

von zentraler Dampfversorgung auf dezentrale Dampferzeugung oder den Aufbau einer eigenen Stromerzeugung mit BHKW’s oder Solartechnik.

2.3.2 Anforderungen

2.3.3 Ausbildung

Gebäudetechnische Anlagen in Gebäuden des Gesundheitswesens dienen vielfach der Versorgung lebenserhaltender Systeme für die Patienten mit Energie. Diese Anlagen werden i. d. R. mit elektronischen Systemen gesteuert und überwacht. Bei Lüftungsanlagen ist die Verbreitung von Keimen in der Luft zu vermeiden und die Versorgung der Patienten mit medizinischen Gasen ist sowohl im Hinblick auf die Versorgungssicherheit als auch auf die Qualität eine verantwortungsvolle Aufgabe. Bei allen Anlagen und Systemen werden sehr hohe Anforderungen an die Qualität und die Ausfallsicherheit gestellt. Bei der Inspektion, Wartung und Instandsetzung der gebäudetechnischen und medizintechnischen Anlagen sind eine Fülle von Vorschriften in Form von Verordnungen, DINNormen, VDE- und VDI Richtlinien und die Richtlinien des Robert-Koch-Institutes RKI zu beachten. Ein weiterer wichtiger Aspekt ist der wirtschaftliche Betrieb dieser Anlagen. Daher werden von den verantwortlichen Führungskräften im technischen Management betriebswirtschaftliche Kenntnisse erwartet. Der Anteil des Budgets eines Krankenhauses für diese Aufgaben, auch als Baunutzungskosten nach DIN 18960 bezeichnet, beträgt ca. 10% (⊡ Tab. 2.2). Im Aufgabenbereich Energiemanagement werden kontinuierliche Verbesserungsmaßnahmen notwendig, um den steigenden Energiekosten entgegen zu wirken. Diese Maßnahmen können aus Änderrungen bei den Lieferverträgen, aus Energieeinsparmaßnahmen und Änderungen der Medien bestehen, wie z. B. der Umstellung

Der Studiengang KrankenhausTechnikManagement (KTM) ist heute der einzige Studiengang in der Bundesrepublik und in Europa, der Ingenieure speziell für das Gesundheitswesen ausbildet. Bereits im Jahr 1965 wurde ein Ausbildungsgang für Gesundheits-/Krankenhausbetriebsingenieure an der damaligen Ingenieurschule Gießen gegründet. Ab WS 1970/71 wurde der Ausbildungsgang Krankenhausbetriebstechnik (KBT) eingerichtet, und 38 Studentinnen und Studenten nahmen ihr Studium auf. Bereits im SS 1973 verließen die ersten Absolventen als Diplomingenieure des Technischen Gesundheitswesens die Fachhochschule GießenFriedberg. Mit dem WS 1995/96 wurde eine neue Studien- und Prüfungsordnung eingeführt, die sowohl das Lehr- und Studienangebot den neuen technologischen Entwicklungen und Bedürfnissen anpasste, als auch dem Studium eine neue Struktur gab. Dabei wurde das Studium auf 8 Semester inklusive eines berufspraktischen Semesters umgestellt, sodass auch die formale Voraussetzung für eine europaweite Anerkennung der Diplome geschaffen worden ist. Eine weitere Änderung der Prüfungsordnung wurde im Jahr 2000 eingeführt, um den Ansprüchen an die Modularisierung und Internationalisierung gerecht zu werden. Zurzeit wird an der Einführung eines Bachelor- und Masterstudienganges gearbeitet, um den »Bologna-Beschluss« der Europäischen Union umzusetzen. Ziel dieses Masterstudienganges ist es, den Absolventen umfassende Kenntnisse und Fähigkeiten der Fachgebiete zu vermit-

Instandhaltung Sonstiges Summe Baunutzungskosten

41,45

100

DKG Zahlen, Daten, Fakten 2004/2005

12

2

Kapitel 2 · Ingenieure im Gesundheitswesen – Ausbildung und Tätigkeitsfelder

teln, die sie in die Lage versetzen, Führungspositionen im technischen Management bei großen Gesundheitsanbietern auszuüben.

2.3.4 Studienorganisation

Das erste Studienjahr dient in enger Verflechtung mit den anderen Studiengängen überwiegend dem Erwerb des mathematisch-naturwissenschaftlichen Grundlagenwissens. Es beinhaltet aber auch bereits fachspezifische Grundlagen. Das zweite und dritte Studienjahr vermittelt ingenieurwissenschaftliche Grundlagen und technische Anwendungen (⊡ Tab. 2.3). Die Studieninhalte wurden um die Fächer Personalmanagement, Energiemanagement, Qualitätsmanagement und Instandhaltungsmanagement erweitert. Bei dieser Umstellung entstand der neue Name des Studienganges »KrankenhausTechnikManagement« KTM.

Im 6. Semester können die Studierenden Module aus einem von vier Schwerpunkten wählen. Diese Schwerpunkte decken das gesamte Spektrum der Berufsfelder ab (⊡ Tab. 2.4). Das 7. Semester dient dazu, im Rahmen der berufspraktischen Projektarbeiten an Arbeitsplätzen des späteren Tätigkeitsfeldes unter Anleitung Erfahrungen in der Berufspraxis zu sammeln. Diese Zeit ermöglicht es den Studierenden, Kontakte zu Krankenhäusern, Unternehmen und anderen Einrichtungen zu knüpfen, die ihnen den Einstieg in das Berufsleben erleichtern. Wie die steigenden Bewerberzahlen zeigen, nimmt das Interesse am Studium KTM ständig zu. Bis zum Beginn des WS 2005 haben ca. 500 Absolventen den Studiengang KBT/KTM als Diplomingenieurinnen bzw. Diplomingenieure verlassen. Das vielfältige, interdisziplinäre Lehrangebot wird zu einem Teil durch Kooperation mit anderen Studiengängen und Fachbereichen sowie der Mitarbeit externer Spezia-

⊡ Tab. 2.3. Inhalt des Studienprogramms KrankenhausTechnikManagement 1. Semester

2. Semester

3. Semester

Mathematik 1

Mathematik 2

Elektrotechnische Grundlagen

Physik 1

Physik 2

MSR- Technik

EDV / Statistik

Biologie

Maschinentechnische Grundlagen

Berufsqualifizierendes Training 1

Berufsqualifizierendes Training 2

Verfahrenstechnische Grundlagen

4. Semester

5. Semester

6. Semester

Sanitärtechnik

Heiztechnik / Dampferzeugung

Management

Krankenhausplanung

Krankenhausbau

Medizinische Geräte

Elektrotechnik im Krankenhaus

Betriebswirtschaftliche Grundlagen

Kommunikationssysteme

Klimatechnik im Krankenhaus

Mikrobiologie und Hygiene

Module der Schwerpunkte (⊡ Tab. 2.4)

⊡ Tab. 2.4. Fächer und Inhalte der Schwerpunkte KTM Schwerpunkt Krankenhausplanung

Medizintechnik

Finanzierung, Controlling, Management

Umweltschutz im Krankenhaus

Sanierungsplanung

Bildgebende Verfahren

Rechnungswesen

Abfallwirtschaft

Seminar Projekt Bau

Interventionelle Verfahren

Krankenhausfinanzierung

Umweltrecht

Seminar TGA

Strahlentherapie

Controlling

Abwasserbehandlung

Bau- und Genehmigungsrecht

Strahlenschutz

Management von Großprojekten

Wasseraufbereitung

CAD Bau

Diagnostische Geräte und Systeme

Projekt- und Prozessmanagement

CAD/CAE

Elektromedizin

13 2.3 · Krankenhaustechnik

listen (Honorarprofessoren und Lehrbeauftragte) ermöglicht, sodass hierdurch der Praxisbezug gewahrt bleibt und die aktuellen Entwicklungen in die Lehre einfließen.

Dokumentation, Schulung/Training und die Tätigkeit bei Energieversorgungsbetrieben.

2.3.6 Zusammenfassung und 2.3.5 Berufsfelder

Diplomingenieure der Krankenhausbetriebstechnik/ KrankenhausTechnikManagemenent, die interdisziplinär für das Gesundheitswesen ausgebildet werden, finden eine Vielzahl von Berufsfeldern, in denen sie tätig werden können.

Technisches Gebäudemanagement An erster Stelle ist hier das technische Gebäudemanagement in Krankenhäusern, aber auch bei anderen Gebäuden des Gesundheitswesens zu nennen. Diese Aufgabe wird auch bei Dienstleistern im Bereich Facility Management wahrgenommen.

Schlussfolgerungen Der Wandel im Gesundheitswesen führt zu einer Vielzahl von Organisationen, die sich mit den Aufgaben der Krankenversorgung, aber auch dem wachsenden Markt der Vorsorge und Früherkennung widmen. Für alle diese Einrichtungen werden Gebäude mit gebäudetechnischen und medizintechnischen Anlagen benötigt, die sowohl wirtschaftlich als auch auf einem hohen Qualitätsniveau betrieben werden müssen. In diesem wachsenden, sich ständig verändernden »Gesundheitsmarkt« und der rasanten Entwicklung der Medizintechnik werden interdisziplinär ausgebildete Ingenieure benötigt, die sowohl über Kenntnisse und Fähigkeiten auf dem Gebiet der Ingenieurwissenschaften als auch über betriebswirtschaftliche Kompetenzen verfügen.

Planungsbüros Aufgaben finden die Absolventen des Studienganges KTM in Planungsbüros, die sich mit den verschiedensten Sparten der Planung im Bereich Gebäude des Gesundheitswesens beschäftigen. Neben Architektur- und Ingenieurbüros sind hier Einrichtungen zu nennen, die sich mit der Bedarfs- und der Betriebsplanung, aber auch mit der Planung der medizintechnischen Ausstattung beschäftigen.

Industrie In Unternehmen, die sich mit der Planung, der Herstellung, dem Marketing und Vertrieb von Anlagen und Geräten beschäftigen, die bei Gebäuden des Gesundheitswesens benötigt werden, wie z. B. Lüftungsanlagen, Medizinprodukte und Desinfektionsanlagen, sind Krankenhausingenieure als Spezialisten ebenfalls gesuchte Mitarbeiter.

Prüfeinrichtungen und Behörden Um die zahlreichen gesetzlich vorgeschriebenen Prüfungen im Gesundheitswesen kompetent durchführen zu können, werden Krankenhausingenieure sowohl in Überwachungseinrichtungen als auch in Gesundheitsämtern eingesetzt. In Umweltämtern und bei der Gewerbeaufsicht im Bereich der Arbeitssicherheit bei Genehmigungsbehörden, z. B. Regierungspräsidien und Ministerien, werden diese Ingenieure ebenfalls beschäftigt.

Sonstige Berufsfelder Weitere Berufsfelder sind das Qualitätsmanagement, das Patentwesen, das Projektmanagement, die Technische

Weiterführende Literatur Biomedical Engineering Education in Europe (2005) Status Reports, BIOMEDIA Project. http://www.bmt.uni-stuttgart.de/biomedea/ Status%20Reports%20on%20BME%20in%20Europe.pdf Dammann V, Dössel O, Morgenstern U, Nippa J, Trampisch W (2005) DGBMT-Empfehlung. Akkreditierung von Studiengängen Biomedizinische Technik, Klinik-Ingenieurwesen. VDE, Frankfurt DGBMT (2001) Gegenstandskatalog Medizintechnik. Biomedizinische Technik und Klinikingenieurwesen. VDE, Frankfurt Hochschule Anhalt (2002) Handbuch-Einführung eines Leistungspunktsystems im Fachhochschulverbund Sachsen Anhalt Hoffmann KP, Foth H (2004) Master Programme in Biomedical Engineering. Internat. J. Health Care Engineering 12: 151–153 Morgenster U (2004) Ausbildung Biomedizinische Technik in deutschsprachigen Ländern. Biomedizinische Technik 49, Ergänzungsband 2: 956–957 Nagel JH (Hrsg) (2001) White paper on accreditation of biomedical engineering programs in Europe. IFMBE VDE-Ingenieurstudie (2005) Elektro- und Informationstechnik. VDE, Frankfurt Nagel JH (Hrsg) (2005) Criteria fort he accreditation of biomedical engineering programs in Europe, BIOMEDEA. http://www.bmt. uni-stuttgart.de/biomedea/Documents/Criteria%20for%20Accre ditation%20Biomedea.pdf

2

15 xxxx · xxxx

Hygiene in der Medizintechnik H.-M. Just, E. Roggenkamp

3.1

Einleitung – 15

3.6

Nichtinvasive Technik – 29

3.1.1 3.1.2

Mitarbeiterschutz – 15 Patientenschutz – 16

3.2

Infektionsentstehung – 16

3.6.1 3.6.2 3.6.3

Am Patienten eingesetzte Geräte – 29 Nicht am Patienten eingesetzte Geräte – 29 Reparatur und Wartung – 29

3.3

Impfungen – 17

3.7

Invasive Technik – 30

3.4

Methoden der Desinfektion – 17

3.4.1 3.4.2 3.4.3 3.4.4 3.4.5 3.4.6 3.4.7

Grundlagen – 17 Desinfektionsverfahren – 17 Chemische Desinfektionswirkstoffe – 18 Durchführung der manuellen Desinfektion – 18 Physikalische Desinfektionsverfahren – 19 Einwirkzeiten und Wirkungsbereiche – 23 Vergleich chemischer und physikalischer Desinfektionsverfahren – 24

3.5

Methoden der Sterilisation – 24

3.5.1

Verfahren

3.1

– 24

Einleitung

Die Technik erobert in zunehmendem Maß die Medizin. Viele diagnostische wie therapeutische Fortschritte sind erst durch entsprechende technische Verfahren und Weiterentwicklungen möglich geworden. Der Stellenwert der Hygiene wird deutlich, wenn man sich vergegenwärtigt, dass knapp die Hälfte aller im Krankenhaus von Patienten erworbenen Infektionen mit medikotechnischen Maßnahmen in Zusammenhang stehen oder durch diese (mit)verursacht werden [24]. Der Umgang mit diesen Geräten kann aber auch die Mitarbeiter gefährden. Verlässliche Daten aus Deutschland zu bekommen, die einigermaßen repräsentativ sind, ist schwierig, da es hierfür bislang keine zentrale Erfassungsstelle gibt. Als Anhalt sei auf Ausführungen zurückgegriffen, die auf Daten der Berufsgenossenschaft für Gesundheit und Wohlfahrtspflege (BGW) in Hamburg basieren [13]. Danach stellen die infektiösen Erkrankungen nach den Dermatosen die zweitgrößte Gruppe mit einer Häufigkeit von 7,3%, allerdings steigt deren Anteil bei den erstmals entschädigten Berufskrankheiten auf 1/3! Aus den Daten geht nicht hervor, welcher Prozentsatz der Dermatosen auch auf technische Handhabungen im weitesten Sinn zurückzuführen ist, wie den Umgang mit Reinigungs- und Desinfektionsmitteln. Hygienemaßnahmen im Zusammenhang mit medizintechnischen Produkten müssen deshalb 2 Ziele verfolgen:

3.8

Praktische Beispiele – 30

3.8.1 3.8.2 3.8.3 3.8.4 3.8.5 3.8.6

Postoperative Wundinfektionen – 30 Beatmungsassoziierte Pneumonien – 31 Katheterassoziierte Septikämie – 32 Katheterassoziierte Harnwegsinfektion – 32 Dialyse – 33 Creutzfeldt-Jakob-Erkrankung – 34

3.9

Regelwerke – 34

3.9.1 3.9.2

Technische Regeln für Gefahrstoffe Normen – 34

Literatur

– 34

– 36

1. Schutz der Mitarbeiter im Umgang mit und 2. Schutz der Patienten bei der Anwendung dieser Pro-

dukte vor einer Keimübertragung, die zu einer a) Kontamination, b) Kolonisierung oder c) Infektion führen kann. Welche Maßnahmen im Einzelfall erforderlich sind, um das jeweilige Ziel zu erreichen, hängt von mehreren Faktoren ab.

3.1.1 Mitarbeiterschutz

Bei der Anwendung am Patienten gilt die Regel, sich so zu verhalten, dass das Risiko, mit Keimen des Patienten in Kontakt zu kommen, so gering wie möglich gehalten wird. Dies wird dadurch erreicht, dass vor der erstmaligen Anwendung eines medizintechnischen Produkts eine entsprechende Einweisung zur korrekten Handhabung erfolgt. Hygienerichtlinien regeln, wann welche Schutzmaßnahmen erforderlich sind, die jedoch auch abhängig sind von den Erkrankungen des Patienten, der vermuteten Keimbesiedlung und dem möglichen Übertragungsweg. Beim Umgang mit medizintechnischen Produkten im Rahmen von Aufbereitung, Wartung und Reparatur kann der Mitarbeiter selbst darauf achten, ob das Gerät z. B. be-

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3

Kapitel 3 · Hygiene in der Medizintechnik

reits außen sichtbar kontaminiert ist oder Bestandteile verschmutzt sind. Insbesondere muss er vom Anwender darüber unterrichtet worden sein, ob das Produkt unmittelbar zuvor bei einem Patienten mit einer übertragbaren Erkrankung bzw. mit besonderen Keimen eingesetzt wurde. Eine desinfizierende Vorreinigung muss in solchen Fällen vor dem Beginn einer Wartung oder Reparatur erfolgt sein. Eine Desinfektion als erster Schritt ist auch immer dann notwendig, wenn der Umgang mit dem Produkt mit einem erhöhten Verletzungsrisiko verbunden ist. Handelt es sich um Wiederaufbereitungsarbeiten, sollten Verfahren eingesetzt werden, die maschinell reinigen und desinfizieren, und das möglichst thermisch und in einem Arbeitsgang. Unter Umständen ist bestimmte Schutzkleidung (z. B. Handschuhe) sinnvoll oder sogar vorgeschrieben.

3.1.2 Patientenschutz

Für die erforderlichen Maßnahmen ist entscheidend, wie das medizintechnische Produkt am Patienten eingesetzt wird. Ein dem Patienten implantierter Schrittmacher muss steril und pyrogenfrei sein und während der Insertion auch bleiben. Für ein medizinisches Gerät mit nur äußerlichem (Haut)kontakt reicht eine desinfizierende Vorbehandlung, bei einem Gerät, das neben dem Patienten am Bett steht, i. d. R. eine Reinigung. Kommen Teile eines entfernt vom Patienten platzierten Gerätes aber mit sterilen Bereichen des Patienten in Kontakt (z. B. blutführende Schlauchsysteme von Dialyse- oder kardiochirurgischen Geräten), dann muss dieses Systemteil selbstverständlich denselben Kriterien genügen wie ein implantiertes Produkt. Gleiches gilt auch, wenn mit einem Gerät Flüssigkeiten oder Medikamente in sensible (z. B. Lunge bei der maschinellen Beatmung) oder sterile Körperbereiche (z. B. Infusiomaten) eingebracht werden [1, 8, 18]. Im Folgenden werden die Prinzipien zielgerichteter Hygienemaßnahmen erläutert und anhand von Beispielen aufgezeigt, wie die Risiken erkannt werden und welche risikobezogenen Maßnahmen notwendig sind. Auf die zu beachtenden Regelwerke wird hingewiesen, wobei es die Aufgabe des jeweiligen Bereichsverantwortlichen ist, im Rahmen der regelmäßigen Schulungen den Maßnahmenkatalog neuen wissenschaftlichen Erkenntnissen und Empfehlungen anzupassen. Pauschale Vorgaben, die sich nicht am praktischen Einsatz, dem konkreten Infektionsrisiko und dem Infektionsweg orientieren, sind häufig teuer, weil personal- und zeitintensiv, aber selten effektiv.

3.2

Infektionsentstehung

Voraussetzung für eine Infektionsentstehung ist ein Infektionserreger, ein für eine Infektion empfänglicher Mensch

und ein Kontakt, der es dem Keim ermöglicht, den Menschen so zu besiedeln, dass eine Infektion entstehen kann. Diese Vielzahl an Voraussetzungen macht deutlich, dass es keinen Grund gibt, in einer generellen Angst vor Mikroorganismen zu leben, seien es Bakterien, Viren oder Pilze. Bakterien besiedeln unsere Haut und Schleimhaut und sind ein wichtiger Bestandteil unserer körpereigenen Abwehr. Aus unserem Nasen-Rachen-Raum können über 40 verschiedene Spezies isoliert werden, und pro Gramm Stuhl leben bis zu 1012 Keime! Die bei jedem Menschen vorhandene Keimbesiedlung der Haut wird unterschieden in eine ständige und eine vorübergehende. Die ständige ist immer vorhanden, die vorübergehende erworben und daher wechselnd, je nachdem, was man angefasst oder welche Arbeit man verrichtet hat. Händewaschen eliminiert den größten Teil (>90%) dieser erworbenen »Verschmutzung«, lässt die ständige Besiedlung aber unbehelligt. Eine Hände- oder Hautdesinfektion soll die erworbenen Keime vollständig eliminieren, beeinträchtigt aber auch die ständige Hautbesiedlung. Haut und Schleimhaut sind mechanische Barrieren, die, wenn sie unverletzt sind, den Mikroorganismen das Eindringen in unseren Körper verwehren. Das erklärt, warum Verletzungen von Haut und Schleimhaut immer mit einer erhöhten Infektionsgefährdung einhergehen, sei es in Form einer lokalen, oberflächlichen Infektion (Pustel, Abszess), sei es in Form einer – meist bei abwehrgeschwächten Patienten auftretenden – ausgedehnten Weichteilinfektion (Ulkus, Gangrän), in dessen Folge es auch zu einer Sepsis mit hohem Fieber kommen kann. In vielen Regionen hat unser Körper weitere Abwehrmechanismen aufgebaut, wie den Säuremantel der Haut, Mikroorganismen tötende Enzyme in Sekreten und Exkreten (z. B. Augenflüssigkeit) und spezielle Strukturen in unserem Blut, deren Hauptaufgabe es ist, Eindringlinge zu eliminieren. Dazu gehören die weißen Blutkörperchen, die Bakterien »auffressen« und verdauen, und sog. Antikörper, mit deren Hilfe die Blutkörperchen die Strukturen im Körper erkennen, die sie vernichten sollen. Die Bildung solcher mitunter spezifischen Antikörper erfolgt im lymphatischen Gewebe unseres Körpers nach entsprechendem »Reiz«. Ein solcher Reiz kann ein Kontakt mit dem Infektionserreger selbst (»natürliche Immunisierung«) sein oder durch eine Impfung (»künstliche Immunisierung«, s. unten) erfolgen. Gelingt es einem Keim trotzdem, sich auf Haut oder Schleimhaut festzusetzen, dann ist der erste wichtige Schritt geglückt. Bleibt es bei dieser »Kolonisierung«, dann kommt es zwar zu keiner Erkrankung, der Patient oder Mitarbeiter kann aber zu einer (unerkannten) Quelle für weitere Übertragungen werden, sofern es sich um einen problematischen Keim (Infektionserreger, multiresistentes Bakterium) handelt. Ist der Keim aber im zweiten Schritt in der Lage, seine krankmachenden Eigenschaften

17 3.4 · Methoden der Desinfektion

zu entfalten und ist die betroffene Person nicht immun, dann kommt es zu einer Infektion, die je nach Gesundheitszustand des Betroffenen zu einer unterschiedlich schwer verlaufenden Erkrankung führen kann.

3.3

Impfungen

Eine der wichtigsten Maßnahmen, sich vor Infektionen zu schützen, ist die Impfung. Die Impfungen, die von der »Ständigen Impfkommission (STIKO)« am Robert-KochInstitut (RKI) empfohlen und regelmäßig aktualisiert werden [20], sind gerade für Mitarbeiter im Gesundheitswesen von besonderer Bedeutung. Die Impfungen der Kategorie A (»... mit breiter Anwendung und erheblichem Wert für die Gesundheit der Bevölkerung«) sind die Impfungen der Säuglinge und Kinder und sollten bei allen Mitarbeitern im Gesundheitswesen vorhanden und, wenn nötig, regelmäßig aufgefrischt sein. Hierzu zählen so wichtige Impfungen wie Tetanus, Poliomyelitis, Hepatitis B und Diphtherie. Hinzu können, je nach Arbeitsbereich, derzeit sog. »Indikationsimpfungen« (Kategorie I) kommen, wie gegen Hepatitis A, Influenza und Varizellen. Ansprechpartner bei Fragen zum persönlichen Impfschutz und zu den arbeitsplatzbezogenen Anforderungen ist i. d. R. der Betriebsarzt.

3.4

Methoden der Desinfektion

> Definition »Desinfektion ist die gezielte Abtötung oder Inaktivierung von Krankheitserregern mit dem Ziel, deren Übertragung zu verhindern.« (TRGS 525)

3.4.1 Grundlagen

Die Desinfektion hat somit wie auch die Sterilisation ( Abschn. 3.5) das Ziel, eine Übertragung krankmachender Keime zu verhindern. Eine absolute Keimfreiheit (Sterilität) ist aber nicht garantiert. Eine Desinfektion von Geräten und Materialien ist immer dann ausreichend, wenn eine Übertragung von vermehrungsfähigen Mikroorganismen zwar verhindert werden soll, der Körper aber physiologischerweise über einen gewissen Eigenschutz in diesen Bereichen verfügt wie auch in ansonsten keimbesiedelten Bereichen des menschlichen Körpers (z. B. Magen-Darm-Trakt). Obligat pathogene (immer krankmachende) Keime dürfen jedoch auf desinfiziertem Gut nicht vorkommen. Bei der Anwendung von Desinfektionsmitteln und -verfahren sind sowohl das jeweilige mikrobiologische Wirkungsspektrum wie auch der Anwendungsbereich zu berücksichtigen. Den thermischen Desinfektionsverfah-

ren ist, soweit anwendbar, immer der Vorzug vor den chemischen Desinfektionsmitteln und -verfahren zu geben. Chemische Desinfektionsmittel sind, soweit sie keine besonderen Hinweise enthalten, meist nur zur Abtötung von vegetativen Bakterien und Pilzen geeignet. Desinfektionsmittel werden, bevor sie auf den Markt kommen, auf ihre antimikrobielle Wirkung mittels mikrobiologischer Untersuchungen getestet. Hierfür gibt es standardisierte Verfahren, deren Ergebnisse auch darüber entscheiden, ob ein Mittel in die Liste der vom RKI nach dem Infektionsschutzgesetz zugelassenen Mittel [21] aufgenommen wird. Neben dieser »amtlichen« Liste gibt es noch die »Desinfektionsmittel-Liste der DGHM« (DGHM-Liste), die von der Deutschen Gesellschaft für Hygiene und Mikrobiologie in eigener Regie und unter Zugrundelegen eigener Testverfahren und Testkriterien herausgegeben wird.

3.4.2 Desinfektionsverfahren Thermische Verfahren kommen nur für thermostabile Gegenstände in Frage, chemische auch für thermolabile Gegenstände und Flächen. Als Anwendungsbereiche für chemische Desinfektionsverfahren werden unterschieden: ▬ Hände-, Haut- und Schleimhautdesinfektion ▬ Flächendesinfektion ▬ Instrumentendesinfektion

Hände-, Haut-/Schleimhautdesinfektion und Flächendesinfektion Hände-, Haut- und Schleimhautdesinfektion sowie die Flächendesinfektion können nur als chemische Desinfektion durchgeführt werden, wobei unterschiedliche keimtötende Substanzgruppen zur Anwendung kommen (⊡ Tab. 3.1). Für die Auswahl eines Mittels ist entscheidend, wofür es eingesetzt werden soll und welche Wirkintensität, aber auch Wirkbreite erforderlich ist. Entsprechende Festlegungen sollten in bereichs- oder verfahrensspezifischen »Hygieneplänen« geregelt sein.

Instrumentendesinfektion Instrumente und Geräte können thermisch, chemothermisch oder auch rein chemisch desinfiziert werden. Die Auswahl des Verfahrens hängt ab von der Eignung des Materials für bestimmte Arten der Desinfektion, von den örtlichen Gegebenheiten (Infrastruktur) und ggf. besonderen Erfordernissen. Als sicherste Möglichkeit gelten maschinelle thermische Desinfektionen in speziellen Reinigungs- und Desinfektionsgeräten, da nur bei entsprechender Temperatureinwirkung die gewünschte Keimreduktion mit hinreichender Sicherheit garantiert

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3

Kapitel 3 · Hygiene in der Medizintechnik

wird. Die Maschinen melden Störungen im Programmablauf, sodass eine versehentliche Entnahme vor Ablauf der Desinfektion nicht möglich ist und Fehler weitestgehend ausgeschlossen werden. Rein chemische Verfahren, wie Einlegen in Lösungen etc., sind demgegenüber anfällig für Fehler in der Aufbereitung und erfordern ein hohes Maß an Zuverlässigkeit beim durchführenden Personal.

Standzeit

3.4.3 Chemische Desinfektionswirkstoffe

Reihenfolge: Desinfektion und Reinigung

In ⊡ Tabelle 3.1 sind die gängigsten Desinfektionsmittelwirkstoffe, deren Vor- und Nachteile und deren Anwendungsgebiete wiedergegeben. Die kommerziellen Desinfektionsmittel enthalten in den seltensten Fällen nur einen Wirkstoff, sondern bestehen häufig aus Wirkstoffgemischen, um eine möglichst optimale antimikrobielle Wirksamkeit zu erzielen.

3.4.4 Durchführung der manuellen

Desinfektion Auswahl der Desinfektionsmittel Üblicherweise werden Desinfektionsmittel anhand der DGHM-Liste ausgewählt. Dabei ist aber zu beachten, dass neben dem Anwendungsbereich, der Konzentration und Einwirkzeit (voneinander abhängig) auch der erforderliche Wirkungsumfang gewährleistet ist. Im Zweifel muss auf die entsprechenden Gutachten zurückgegriffen werden. Eine weitere wichtige Informationsquelle insbesondere aus arbeitsmedizinischer Sicht sind die Sicherheitsdatenblätter gem. 91/155/EWG – geändert durch 2001/58/EWG – zu den jeweiligen Desinfektionsmitteln. Im Hinblick auf Materialverträglichkeit und Wirksamkeit ist besondere Vorsicht geboten bei gummi- und kunststoffhaltigen Materialien.

Die maximale Dauer, in der das Mittel bestimmungsgemäß wirkt, kann den jeweiligen Datenblättern entnommen werden. Bei sichtbarer Verschmutzung der Lösung ist diese allerdings sofort zu erneuern. Soweit eine Kombination von Reinigungs- und Desinfektionsmittel verwendet wird, beträgt die Standzeit generell nur 24 h.

Bei Instrumenten, bei denen Verletzungsgefahr besteht, ist eine Desinfektion vor der Reinigung durchzuführen (UVV VBG 103 § 11). In den übrigen Fällen erfolgt die Desinfektion mit oder nach der Reinigung.

Arbeitsweisen Flächen- bzw. Instrumentendesinfektionsmittel werden von den Herstellern als Konzentrat in verschiedenen Gebindegrößen vom Portionsbeutel bis zum Großgebinde angeboten und müssen vom Anwender durch Zumischen von Wasser in die entsprechende Anwendungskonzentration gebracht werden. Zur Vermeidung von Schaumbildung beim Ansetzen von Desinfektionslösung wird erst das Wasser, dann das Desinfektionsmittel eingefüllt. Das Ansetzen der Lösung erfolgt per Hand mittels Dosierhilfen oder über Zumischgeräte. Der Vorteil bei Verwendung von Zumischgeräten ist die automatische Dosierung des Desinfektionsmittels. Desinfektionsmittel dürfen nur für den angegebenen Zweck eingesetzt werden und nicht ohne vorherige Prüfung mit Reinigungsmitteln gemischt werden, da es zu Wirkungsverlusten des Desinfektionsmittels kommen kann (Herstellerangaben beachten). Der Wechsel der Desinfektionslösung wird erforderlich bei Erreichen der vom Hersteller angegebenen Standzeit oder bei sichtbarer Verschmutzung der Lösung.

⊡ Tab. 3.1. Vor- und Nachteile sowie Anwendungsgebiete der gängigsten Desinfektionsmittelwirkstoffe Wirkstoff

Vorteile

Nachteile

Anwendungsbereich

Alkohole

Schnell wirksam, keine Rückstände, geringe Toxizität, angenehmer Geruch

Nicht sporozid, brennbar/ explosibel, teuer

Händedesinfektion, Hautdesinfektion, kleine Flächen

Jod/Jodophore

Keine Schleimhautreizung, schnell wirksam

Allergien möglich, Eigenfarbe, (Nebenwirkung an Schilddrüse?)

Hautdesinfektion, Schleimhautdesinfektion, Händedesinfektion

Formaldehyd/ Aldehyde

Breites Wirkspektrum, biologisch abbaubar

Reizend, allergen, mäßig toxisch, (karzinogen?)

Flächen, Instrumente, Raumdesinfektion

Quaternäre Ammoniumverbindungen

Gute Reinigungswirkung, geruchsarm, geringe Toxizität

Wirkungslücken, Eiweiß-/ Seifenfehler

Flächendesinfektion in Sonderbereichen (Küche)

Persäuren/Peroxide

Breites Wirkspektrum, schnell wirksam

Eiweißfehler! Korrosiv, reizend, instabil

Flächen, Instrumente

Phenole

Geringe Beeinflussung durch Milieu

Wirkungslücken, biologisch kaum abbaubar

Ausscheidungsdesinfektion, sonst obsolet

19 3.4 · Methoden der Desinfektion

Zu Beeinträchtigungen der Wirkung kann es in englumigen Schläuchen und Rohren, z. B. durch Luftblasen, oder durch Verunreinigungen kommen. Deshalb ist darauf zu achten, dass das Desinfektionsgut komplett und blasenfrei untergetaucht ist und alle Flächen vollständig benetzt sind. Alle Gegenstände sind so weit wie möglich zu zerlegen. Das Einlegen von Instrumenten sollte schonend erfolgen, um Beschädigungen zu vermeiden.

Einspartipps Folgende Möglichkeiten zu Einsparungen können genutzt werden: ▬ Häufig genügt es, statt einer Desinfektion vor einer nachfolgenden Sterilisation nur eine Reinigung durchzuführen. Ausnahmen: Nur spitze, scharfe Gegenstände müssen vor dem Reinigen desinfiziert werden (s. oben). ▬ Wenn zeitlich machbar, sollten geringe Konzentrationen mit längerer Einwirkzeit gewählt werden. ▬ Wenn möglich auf zusätzliche Reinigungsmittel verzichten, denn eine Desinfektionslösung mit Reinigerzusatz muss täglich gewechselt werden. ▬ Lösung möglichst wenig mit organischem Material verschmutzen, damit kein Wechsel vor dem Ende der Standzeit erforderlich ist. ▬ Gegenstände abwischen statt einlegen.

Ausguss Zum Schutz der Abwasserinstallationen vor Korrosion ist auf ausreichende Verdünnung vor dem Ausgießen zu achten. Instrumentendesinfektionsmittel sind i. d. R. mit Korrosionsinhibitoren versehen. Trotzdem können hohe Konzentrationen für die Abwasserleitungen problematisch sein. Darüber hinaus sind die kommunalen Abwassersatzungen zu beachten. Desinfektionsmittelkonzentrate gelten als Gefahrstoffe und sind als besonders überwachungsbedürftig zu entsorgen.

Personenschutz Beim Ansetzen der Lösung, dem Einlegen/Herausnehmen von Produkten, Entleeren und Reinigen des Beckens sind Handschuhe (Einmal- oder Haushaltshandschuhe) und Schutzkleidung (flüssigkeitsdichte Schürze) zu tragen. Wenn Spritzgefahr besteht, muss eine Schutzbrille bzw. ein Gesichtsschutz getragen werden (⊡ Abb. 3.1). Gefüllte Desinfektionsbecken sind abzudecken, um ein Abdampfen in die Raumluft zu minimieren. Aus dem gleichen Grund sind Desinfektionslösungen immer mit kaltem (bis maximal handwarmem) Wasser anzusetzen. Desinfektionsmittelkonzentrate dürfen nicht über Augenhöhe gelagert werden.

⊡ Abb. 3.1. Ansetzen einer Desinfektionslösung – der abgedeckte rechteckige weiße Kunststoffbehälter im Hintergrund ist das Desinfektionsbecken

Besonderheiten Es kann zu unerwünschten Materialbeeinflussungen kommen, wenn ungeeignete Desinfektionsmittel angewendet werden. Auf die Chemikalienbeständigkeit der Produkte muss deshalb immer Rücksicht genommen werden. In Zweifelsfällen sollte beim Instrumentenhersteller nachgefragt werden.

3.4.5 Physikalische Desinfektionsverfahren

Bei den physikalischen Desinfektionsverfahren unterscheidet man zwischen thermischen und chemothermischen Desinfektionsverfahren.

Thermische Desinfektionsverfahren Bei den thermischen Desinfektionsverfahren werden die Krankheitserreger durch die Einwirkung von Wärme unschädlich gemacht. Die Wirksamkeit der Verfahren ist umso größer, je höher die Temperatur und je länger die Einwirkungsdauer ist. Je nach An- oder Abwesenheit von freiem Wasser wird in der Anwendungspraxis zwischen »trockener Wärme« und »feuchter Wärme« unterschieden. Für die Bekämpfung von Krankenhausinfektionen ist nur die »feuchte Wärme« von Bedeutung. Bei der Behandlung mit »feuchter Wärme« unterscheidet man zwischen 2 Verfahren: 1. dem Spülen mit heißem Wasser (Reinigungs-/Desinfektionsgeräte) und 2. dem Behandeln mit Wasserdampf (Dampfdesinfektionsverfahren).

Reinigungs-/Desinfektionsgeräte Reinigungs-/Desinfektionsgeräte sind Geräte, in denen die maschinelle Aufbereitung von Instrumenten, Anäs-

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Kapitel 3 · Hygiene in der Medizintechnik

thesiezubehör, Labormaterialien (Gläser o. Ä.) und anderen thermostabilen Gegenständen durchgeführt wird (⊡ Abb. 3.2). In der Normenreihe DIN EN ISO 15883 –Reinigungs-/ Desinfektionsgeräte – werden die Leistungs- und Geräteanforderungen von Reinigungs-/Desinfektionsgeräten festgelegt. Je nach Bauweise unterscheidet man zwischen Reinigungs-/Desinfektionsgeräten mit einer Aufbereitungskammer und Geräten mit mehreren Aufbereitungskammern, den sog. Taktwaschanlagen. Die Reinigungs-/Desinfektionsgeräte gibt es als Frontlade- (be- und entladen im gleichen Raum) oder als Durchladeausführung mit zwei Türen (Trennung in »reine« und »unreine« Seite). Die Taktwaschanlagen (Mehrkammeranlagen) bestehen aus mehreren Waschkammern und Trockenkammern, durch die das Behandlungsgut auf Beschickungswagen durchgeschleust wird. Die Beschickungswagen unterscheiden sich nach den zu behandelnden Produkten. Durch Sensoren an den Beschickungswagen erkennt die Steuerung der Anlage, um welches Behandlungsgut es sich handelt, und wählt automatisch das richtige Aufbereitungsprogramm, sodass Bedienungsfehler durch falsch gewählte Programme, Temperaturen und Zeiten ausgeschlossen sind. Das jeweils ablaufende Desinfektionsverfahren ist üblicherweise chemothermisch oder thermisch. Als Zusatzausführung zur Vorreinigung von stark verschmutzten Teilen kann der Anlage ein Ultraschallbecken vorgeschaltet werden. In jeder Kammer werden unterschiedliche Aufbereitungsschritte durchgeführt. Jeder Kammer sind spezielle Tanks mit den jeweiligen Reinigungsmitteln zugeordnet. Die Reinigungslösung wird in den Tanks aufgefangen und für die nächste Aufbereitungscharge wiederverwendet.

Da nicht die gesamte Reinigungslösung zurückgewonnen wird, muss ein Teil der Lösung ergänzt werden. Die genaue Dosierung der Reinigungsmittel erfolgt über Dosierpumpen, die über Kontaktwasserzähler angesteuert werden. Arbeitstäglich muss der Inhalt der Aufbereitungstanks entleert und erneuert werden. Taktwaschanlagen werden wegen ihrer höheren Durchsatzleistung vorwiegend in Zentralen Sterilgutversorgungsabteilungen eingesetzt. Durchführung der maschinellen Reinigung und Desinfektion

Um ein gutes Reinigungs- und Desinfektionsergebnis zu erzielen, kommt es ganz entscheidend darauf an, wie die Maschine beladen wird. Es ist darauf zu achten, dass alle Gegenstände so weit wie möglich zerlegt und Hohlkörper mit der Öffnung nach unten eingelegt werden. Instrumente mit langen bzw. engen Hohlräumen, z. B. Metallkatheter, Metallsauger, Spezialkanülen usw., müssen auch innen durchströmt werden. Hierfür sind spezielle Beschickungswagen zu verwenden. Bei den verwendeten Reinigungsmitteln oder kombinierten Desinfektions- oder Reinigungsmitteln sind die Angaben des Herstellers (Einwirkzeit, Konzentration und Temperatur) genau zu beachten. Nur die richtige Dosierung gewährleistet ein einwandfreies Desinfektions- und Reinigungsergebnis bei größtmöglicher Materialschonung. Unterdosierung alkalischer Reinigungsmittel birgt die Gefahr für das Auftreten von Lochkorrosion, da diese bei pH-Werten über 10,5 vermieden wird. Bei Verwendung von sauren Reinigern können durch Chloride im Wasser Korrosionen auftreten, die nur durch Verwendung von vollentsalztem Wasser ausgeschlossen werden können. Bei der maschinellen Reinigung müssen in der Nachspülphase sämtliche Rückstände aus dem Reinigungsgang zuverlässig entfernt werden, da sonst Verfleckungen und/ oder Verfärbungen an den chirurgischen Instrumenten auftreten. Der zusätzliche Einsatz eines geeigneten Neutralisationsmittels kann diesen Vorgang unterstützen und das Nachspülergebnis verbessern. Dokumentation

Im Zuge der Qualitätssicherung bei der Aufbereitung von Medizinprodukten ist es notwendig, dass die verfahrensrelevanten Aufbereitungsschritte der einzelnen Chargen mit direkter Zuordnung zu jeweiligen Behandlungsgütern dokumentiert werden. Kontrollen und Wartung

⊡ Abb. 3.2. Ausfahren eines Beschickungswagens aus einem Reinigungs-/Desinfektionsgerät in Durchladeausführung nach der Desinfektion (reine Seite)

Desinfektionsmaßnahmen in Reinigungsgeräten sind nur dann wirksam, wenn die Wartung und Kontrolle dieser Maschinen nicht vernachlässigt wird. In der Betriebsanweisung, die vom Betreiber zu erstellen ist, sind die notwendigen Kontrollen und Wartungen festgelegt. Die

21 3.4 · Methoden der Desinfektion

Wartung sollte mindestens einmal jährlich durch geschultes Fachpersonal erfolgen. Prüfungen

In der Verordnung über das Errichten, Betreiben und Anwenden von Medizinprodukten (MedizinprodukteBetreiberverordnung, MPBetreibV) wird im § 4 Abs. 2 gefordert, dass die Aufbereitung von Medizinprodukten mit geeigneten, validierten Verfahren so durchzuführen ist, dass der Erfolg nachvollziehbar gewährleistet ist und die Sicherheit und Gesundheit von Patienten, Anwendern und Dritten nicht gefährdet wird. In der RKI-Empfehlung »Anforderungen an die Hygiene bei der Aufbereitung von Medizinprodukten« (Bundesgesundheitsblatt 44 (2001): 1115–1126) wird ebenfalls eine validierte Aufbereitung von Medizinprodukten gefordert. Konkrete Hinweise über die Durchführung der Validierung und den nachfolgenden periodischen Prüfungen sind in der DIN EN ISO 15883-1 – Reinigungs- und Desinfektionsgeräte – Allgemeine Anforderungen, Definitionen und Prüfungen und in der Leitlinie von DGKH, DGSV und AKI für die Routineüberwachung maschineller Reinigungs- und Desinfektionsgeräte für thermolabile Medizinprodukte festgelegt. Die Validierung ist ein dokumentiertes Verfahren zum Erbringen, Aufzeichnen und Interpretieren der erforderlichen Ergebnisse, um zu zeigen, dass ein Verfahren ständig die geforderte Qualität erbringt, die mit den vorgegebenen Spezifikationen übereinstimmt. Für Reinigungs- und Desinfektionsgeräte (RDG) besteht die Validierung aus Installationsqualifikation, Betriebsqualifikation und Leistungsqualifikation, durchgeführt an Geräten, für die ein dokumentierter Nachweis vom Hersteller für die Übereinstimmung mit den Anforderungen der DIN EN ISO 15883 vorliegt. Die Installationsqualifikation wird durchgeführt um sicherzustellen, dass das RDG und Zubehör ordnungsgemäß geliefert und installiert wurden und die Betriebsmittelversorgung den speziellen Anforderungen genügt. Die für die Installationsqualifikation durchzuführenden Prüfungen und Kontrollen müssen festgelegt, durchgeführt und die Ergebnisse dokumentiert werden. Durchzuführende Prüfungen und Kontrollen sind z. B.: ▬ Prüfung des Bestell- und Lieferumfangs (bei vorhandenen Installationen Prüfung des Bestandes) ▬ Beladungswagen/-körbe, Einsätze sowie Düsen/Adapter ▬ Installationsplan, Gebrauchsanweisung(en) ▬ Prüfungen der Anschlüsse und Medienversorgung, Abgleich mit dem Installationsplan – Strom – Wasser kalt/warm/vollentsalzt – Dampf – Abwasser – Abluft/Entlüftung

Die Betriebsqualifikation wird durchgeführt um sicherzustellen, dass das RDG und die Medienversorgung mit den Spezifikationen der Hersteller und den Anforderungen der DIN EN ISO 15883 übereinstimmen. Die für die Betriebsqualifikation durchzuführenden Prüfungen und Kontrollen müssen festgelegt, durchgeführt und die Ergebnisse dokumentiert werden. In der Leistungsprüfung werden die festgelegten Reinigungs- und Desinfektionsprogramme für Referenzbeladungen geprüft und die Ergebnisse dokumentiert. Bei Einhaltung der Festlegungen soll sichergestellt sein, dass jederzeit reproduzierbare Ergebnisse erreicht werden. Jede Referenzbeladung muss Instrumente mit betriebstypischen Kontaminationen sowie kritischen Konstruktionsmerkmalen umfassen. Die Referenzbeladungen sind immer betreiberspezifisch und müssen dokumentiert werden. Voraussetzung für die Leistungsqualifikation ist die Festlegung und Dokumentation der notwendigen Programme mit den entsprechenden Verfahrensabläufen. Die Verfahrensbeschreibung muss die Vorbedingungen zur Reinigung mit einbeziehen. Die Verfahrensbeschreibung ist im Detail, einschließlich genauer Angaben zu den Chemikalien, zu dokumentiren. Bei der Leistungsqualifikation werden folgende Prüfungen durchgeführt: 1. Prüfung der Reinigung

Die Überprüfung der Reinigung wird mit zwei verschiedenen Verfahren durchgeführt. Es werden Prüfinstrumente (Arterienklammern nach Crile) mit definierter Testanschmutzung nach DIN EN ISO 15883 und nach Gebrauch real verschmutzte Instrumente verwendet. Jedes verwendete Programm ist zu überprüfen. Die Prüfinstrumente werden nach der Reinigungsphase vor der Desinfektionsphase aus dem RDG mit Handschuhen entnommen. Die Auswertung des Reinigungsergebnisses erfolgt zunächst visuell und wird dokumentiert. Die Prüfinstrumente müssen optisch sauber sein. Anschließend sind die Prüfinstrumente auf Proteinrückstände mit einer mindestens semi-quantitativen Proteinnachweismethode zu überprüfen. In der Praxis hat sich der Restproteinnachweis mit der Biuret-Methode bewährt. Die Prüfung der realverschmutzten Instrumente erfolgt in gleicher Weise. Beurteilung: Grenzwert: Alle Prüfinstrumente dürfen den Proteingehalt von 100 µg Protein pro ml Eluat nicht erreichen noch überschreiten. Bei Grenzwertüberschreitung erfolgt die sofortige Stilllegung des RDG. Richtwert: maximal 50 µg Protein pro ml Eluat eines Prüfinstrumentes. Keine Maßnahmen erforderlich. 2. Prüfung der Desinfektion

Die Prüfung der Desinfektion erfolgt mit Thermoelementen, die in der Desinfektionskammer an den

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Kapitel 3 · Hygiene in der Medizintechnik

kritischen Stellen verteilt werden, und den Temperaturverlauf während der Aufbereitung aufzeichnen. An den Temperaturkurven lässt sich erkennen, ob an allen Stellen der Kammer die für die Abtötung der Mikroorganismen notwendige Temperatur vorhanden war. Aus der Temperaturkurve lässt sich der A0-Wert nach DIN EN ISO 15883 errechnen. Der A0-Wert eines Desinfektionsverfahrens mit feuchter Hitze ist das Maß der Abtötung von Mikroorganismen, angegeben als Zeitäquivalent in Sekunden, einer durch das Verfahren auf das Medizinprodukt übertragenen Temperatur von 80°C. Welcher A0-Wert erreicht werden muss, hängt von Art und Anzahl der Mikroorganismen auf den kontaminierten Medizinprodukten und der anschließenden Verwendung ab. Der A0-Wert von 3000 muss bei Medizinprodukten, die mit hitzeresisten Viren, z. B. Hepatis B Virus, kontaminiert sind oder sein können und bei kritischen Medizinprodukten erreicht werden. Dies entspricht einer Einwirkzeit von 5 min bei einer Temperatur von 90°C oder einer Einwirkzeit von 50 min bei einer Temperatur von 80°C. Der A0-Wert von 600 wird bei unkritischen Medizinprodukten, die nur mit unverletzter Haut in Berührung kommen, angewendet. Dies enspricht einer Einwirkzeit von 1 min bei einer Temperatur von 90°C oder einer Einwirkzeit von 10 min bei einer Temperatur von 80°C.

531, Feuchtarbeit) haben dazu geführt, dass Dekontaminationsanlagen zunehmend auch für andere Güter im Bereich der Medizin eingesetzt werden, wie z. B. Transportwagen, Behälter (z. B. für Arzneimittel, Medizinprodukte, Sterilgüter, Speisen), OP-Schuhe, Transportbehälter für Kleinförderanlagen und ähnliche Güter. Die Dekontaminationsanlagen bestehen aus einer Dekontaminationskammer, die zum Aufnehmen der Behandlungsgüter dient, und einem Aggregateraum, der die zum Betrieb erforderlichen Baueinheiten und Bauelemente enthält. Die Anlagen werden i. d. R. in zweitüriger Ausführung gebaut (⊡ Abb. 3.3). Das Behandlungsgut wird auf der »unreinen Seite« (z. T. spezielle Beschickungswagen) in die Dekontaminationskammer geschoben. In der ersten Phase erfolgt eine kombinierte Reinigung und Desinfektion des Behandlungsguts über ein separates Düsensystem mittels einer Umwälzpumpe. Die Temperatur der Dekontaminationsmittellösung sowie die Dekontaminationszeit sind am Bedienteil einstell- und veränderbar, damit man schnell und einfach den Prozess optimal auf das Behandlungsgut abstellen kann. Die Versorgung der Dekontaminationsmittellösung erfolgt aus dem beheizten Vorratstank. Im Anschluss an die Dekontamination wird das Behandlungsgut mit einer Klarspülmittellösung besprüht, um die Reste der Dekontaminationsmittellösung zu entfernen und eine schnelle und fleckenlose Trocknung zu gewährleisten. Während der Trocknungszeit saugt ein Ventilator die feuchte Warmluft aus dem Innenraum der

Neben den thermoelektrischen Messungen (A0-Konzept) lassen sich auch mit biologischen Indikatoren Aussagen über die Abtötung von Mikroorganismen machen. Biologische Indikatoren sind Keimträger, die mit einem BlutKeim-Gemisch einer definierten Resistenz für das entsprechende Desinfektionsverfahren kontaminiert sind. Das Robert-Koch-Institut schreibt für die Prüfung von thermischen Desinfektionsverfahren in Reinigungs- und Desinfektionsautomaten kontaminierte Schrauben bzw. Schläuche vor. In der Zwischenzeit sind auch gleichwertige biologische Indikatoren erhältlich, die eine für den Anwender einfachere Prüfung erlauben. Die Leistungsqualifikation ist jährlich zu wiederholen. Bei Änderung der Programme, der Prozesschemikalien oder bei Einführung neuer Medizinprodukte, die verändert aufbereitet werden müssen, ist eine erneute Leistungsqualifikation erforderlich.

Dekontaminationsanlagen Dekontaminationsanlagen wurden in der Vergangenheit vor allen Dingen für die Reinigung und Desinfektion (Dekontamination) von Bettgestellen und Zubehör eingesetzt. Anforderungen an die Hygiene, wirtschaftliche Überlegungen und Arbeitsschutzerfordernisse (TRGS

⊡ Abb. 3.3. Dekontaminationsanlage beim Reinigen eines Transportwagens

23 3.4 · Methoden der Desinfektion

Kabine ab bei gleichzeitigem Ansaugen von Frischluft von der reinen Seite. Die Dekontaminationsmittellösung wird über eine Umwälzpumpe in den Vorratstank zurückgepumpt, sodass pro Charge etwa nur 20 l Wasser benötigt werden. Zu den Anforderungen, dem Betrieb und der Prüfung auf Wirksamkeit von Dekontaminationsanlagen sei auch auf die DIN-Normen 58955 Teil 1–7 (»Dekontaminationsanlagen im Bereich der Medizin«) verwiesen.

Dampfdesinfektionsverfahren Dampfdesinfektionsverfahren dienen vorzugsweise zur Desinfektion von Bettausstattungen (Matratzen, Wäsche und Textilien; ⊡ Abb. 3.4), aber auch von Abfällen, die desinfiziert werden müssen. Der gleichzeitige Einsatz der Anlagen auch zur Desinfektion von Abfällen kann wegen der Geruchsbelästigung und Verschmutzungsgefahr des Apparates für problematisch erachtet werden. Bei entsprechender Trennung ist jedoch auch eine gemeinsame Nutzung der Apparate zur Desinfektion von Betten und Abfällen durchaus denkbar. Das Desinfektionsgut wird in Dampfdesinfektionsapparaten der Einwirkung von gesättigtem Wasserdampf ausgesetzt. Um sicherzustellen, dass alle zu desinfizierenden Oberflächen dem Wasserdampf ungehindert ausgesetzt sind, muss die Luft aus der Desinfektionskammer und dem Gut entfernt werden. Je nach Art der Verfahrensweise ist zu unterscheiden zwischen: a) Dampfströmungsverfahren und b) fraktioniertem Vakuumverfahren (VDV-Verfahren).

⊡ Abb. 3.4. Dampfdesinfektionsapparat mit Matratzenbeschickungswagen

Dampfströmungsverfahren (Wirkungsbereich: ABC)

⊡ Abb. 3.5. Schema des fraktionierten Vakuumverfahrens

Beim Dampfströmungsverfahren wird die Luft aus der Kammer und dem Desinfektionsgut mit Hilfe von gesättigtem Wasserdampf verdrängt. Die Desinfektionstemperatur beträgt 100–105°C bei einer Einwirkzeit von mindestens 15 min. Für poröse Güter kann die Einwirkzeit mehr als 1 h betragen. Das Dampfströmungsverfahren ist geeignet für die Desinfektion von Abfällen, die ausreichend Wasser enthalten, z. B. mikrobiologische Kulturen.

vakuumdicht sein. Das fraktionierte Vakuumverfahren wird vornehmlich zur Desinfektion von porösen Gütern wie Matratzen, Wolldecken und Abfällen verwendet.

Fraktioniertes Vakuumverfahren (VDV-Verfahren)

Das Verfahren (⊡ Abb. 3.5) ist gekennzeichnet durch: 1. Entfernung der Luft aus der Kammer und dem Desinfektionsgut durch mehrmaliges Evakuieren im Wechsel mit Einströmen von Sattdampf; 2. Desinfektion mit Sattdampf; 3. Trocknen des Desinfektionsgutes durch Evakuieren. Zur Durchführung dieses Verfahrens ist Dampf erforderlich, der weitgehend frei von Luft bzw. Fremdgasen ist (vgl. DIN EN 285). Die Desinfektionskammer muss

3.4.6 Einwirkzeiten und Wirkungsbereiche

Einwirkzeiten und Wirkungsbereiche zeigt ⊡ Tab. 3.2. In der »Liste der vom Robert-Koch-Institut geprüften und anerkannten Desinfektionsmittel und -verfahren« (RKI-Liste) sind die Wirkungsbereiche durch Buchstaben gekennzeichnet; es bedeuten: ▬ A: zur Abtötung von vegetativen bakteriellen Keimen einschließlich Mykobakterien sowie von Pilzen einschließlich pilzlicher Sporen geeignet; ▬ B: zur Inaktivierung von Viren geeignet; ▬ C: zur Abtötung von Sporen des Erregers des Milzbrandes geeignet.

3

24

Kapitel 3 · Hygiene in der Medizintechnik

⊡ Tab. 3.2. Einwirkzeiten und Wirkungsbereiche

3

Temperatur [°C]

Dauer [min]

Wirkungsbereich

75

20

A, B (außer Virushepatitis)

105

1

A, B

105

5

A, B, C

3.5

Methoden der Sterilisation

> Definition Sterilisieren ist das Abtöten bzw. das irreversible Inaktivieren aller vermehrungsfähigen Mikroorganismen und ihrer Dauerformen.

3.5.1 Verfahren

Für die Desinfektion von Abfällen gelten z. T. höhere Temperaturen und längere Einwirkzeiten. Zugelassene Verfahren sind der RKI-Liste zu entnehmen. Die Anforderungen, der Betrieb und die Prüfung auf Wirksamkeit von Dampfdesinfektionsapparaten ist in den DIN-Normen 58949 Teil 1–7 (»Dampf-Desinfektionsapparate«) festgelegt.

▬ Physikalische Verfahren – Dampfsterilisation – Heißluftsterilisation ▬ Chemisch-physikalische Verfahren – Ethylenoxidgas-Sterilisation – Formaldehydgas-Sterilisation – H2O2-Niedertemperatur-Plasmasterilisation.

Physikalische Verfahren 3.4.7 Vergleich chemischer und physikalischer

Desinfektionsverfahren Nachteile chemischer Desinfektion ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬

Wirkungslücken, Kontaminationen (Primäre) bakterielle Resistenz Adaptation (Biofilmbildung) Mögliche Keimverbreitung im Krankenhaus (Zentralanlagen) Konzentrations-, Temperatur-, pH-Abhängigkeit Zersetzbarkeit, Wirkungsverlust Seifen-, Eiweißfehler Eingeschränkte Penetrationsfähigkeit in organisches Material Dekontaminationsgefahr Desinfektionsmittelreste im Material (z. B. Gummi) Materialkorrosion Gesundheitsbelastung für Personal und Patient Arbeitsplatz-, Umweltbelastung Hohe Kosten Erhöhung des Müllvolumens

Dampfsterilisation

Die Sterilisation mit Hilfe von gesättigtem und gespanntem Dampf, auch teilweise als feuchte Hitze bezeichnet, ist das sicherste Sterilisationsverfahren und aufgrund der einfachen Handhabung das wichtigste Verfahren zur Sterilisation von Medizinprodukten. Das Prinzip der Dampfsterilisation beruht auf der Übertragung thermischer Energie auf die kontaminierten Flächen durch Kondensation des gespannten Wasserdampfs. Durch Kondensation des Dampfes am Sterilisiergut wird Energie frei, die eine irreversible Schädigung der Mikroorganismen verursacht. Dampfdruck und -temperatur sind voneinander abhängig: z. B. hat ein gespannter gesättigter Dampf mit der Temperatur 121°C einen Druck von 2 bar (1 bar=105 Pa) oder bei einer Temperatur 134°C einen Druck von 3,2 bar. In der Praxis werden die folgenden 2 Standardbedingungen verwendet: ▬ 121°C bei 15 min Einwirkzeit ▬ 134°C bei 3 min Einwirkzeit (nur für entsprechend hitzebeständige Güter) Erregerresistenz gegen feuchte Hitze. Die Resistenz von

Vorteile physikalischer Verfahren ▬ ▬ ▬ ▬ ▬

Geringere Kosten Geringere Umweltbelastung Höhere Sicherheit Automation möglich Reinigung, Desinfektion, Trocknung in einem Arbeitsgang ▬ Keine Toxizität, keine Allergisierung ▬ Prüfung auf Wirksamkeit

Keimen gegen feuchte Hitze wird in 4 Stufen eingeteilt (⊡ Tab. 3.3) Ein vollständiges Einwirken des Dampfes auf das Sterilisiergut ist nur dann möglich, wenn die Luft aus der Kammer und dem Sterilisiergut entfernt wurde. Verfahren zum Entfernen der Luft aus dem Sterilisiergut. a) Vorvakuumverfahren (⊡ Abb. 3.6)

Beim Vorvakuumverfahren wird die Luft mit Hilfe einer Vakuumpumpe aus der Sterilisatorkammer entfernt. Das Verfahren ist durch folgende Betriebsphasen gekennzeichnet:

25 3.5 · Methoden der Sterilisation

– einmaliges Evakuieren der Sterilisatorkammer auf einen Druck von 20–70 mbar; – Dampfeinlassen bis zum Erreichen des Arbeitsdrucks. Das Vorvakuumverfahren eignet sich nicht zur Sterilisation von porösen Gütern (z. B. Wäsche) in Sterilisierbehältern mit Filter bzw. Ventil im Deckel des Sterilisierbehälters. b) Fraktioniertes Vakuumverfahren (⊡ Abb. 3.7)

Das fraktionierte Vakuumverfahren ist durch folgende Betriebsphasen gekennzeichnet: – mehrfach wiederholtes Evakuieren bis zu einem Druck von <130 mbar (1 mbar=100 Pa); – im Wechsel mit Dampfeinströmung auf einen Druck, der unter oder über dem Atmosphärendruck liegt; – Dampfeinlassen bis zum Erreichen des Arbeitsdruckes. Das fraktionierte Vakuumverfahren ist für alle Sterilisiergüter in für die Dampfsterilisation zugelassenen Verpackungen geeignet.

Kontrollen und Prüfung der Wirksamkeit. Die Kontrollen und Prüfungen sind entsprechend den z. Zt. gültigen EN/DIN-Normen durchzuführen, z. B. DIN EN 285 (»Dampfsterilisatoren Febr. 1997«), DIN 58946-6 (»Dampf-Sterilisatoren – Teil 6: Betrieb von Großsterilisatoren im Gesundheitswesen«). In der DIN 58946-6 wird gefordert, dass die durchgeführten Sterilisationsverfahren validiert werden müssen. Die Validierung dient dem Nachweis der Wirksamkeit des Sterilisationsprozesses unter den am Aufstellort vorhandenen Betriebsbedingungen mit den im Routinebetrieb zu sterilisierenden Gütern in der jeweiligen Verpackung bei den verwendeten Belademustern. Die Validierung besteht aus Kommissionierung und Leistungsprüfung. Die DIN EN 554 stellt ebenfalls klar die Forderung nach Validierung im Sinne allumfassender Maßnahmen, um sicherzustellen, dass das Sterilisiergut mit der höchstmöglichen Sicherheit aufbereitet und sterilisiert wird. Die Durchführung einer Validierung nach DIN 58946 bedeutet die Erfassung sämtlicher Sterilisiergüter und der verwendeten Verpackungsarten sowie der Belademuster. Die so entstandenen Kommissionierungen werden dann im Sterilisator einer Leistungsprüfung mit physikalischen

⊡ Tab. 3.3. Die 4 Stufen der Resistenz von Keimen gegen feuchte Hitze Resistenzstufe

Temperatur [°C]

Einwirkzeit

Erfasste Erreger

I

100

Sekunden bis Minuten

Vegetative Bakterien, Pilze einschließlich Pilzsporen, Viren, Protozoen

II

105

5 min

Bakterielle Sporen niederer Resistenz, z. B. Milzbrandsporen

III

121 bzw. 134

15 min bzw. 3 min

Bakterielle Sporen höherer Resistenz

IV

134

Bis zu 6 h

Bakterielle Sporen hoher Resistenz

⊡ Abb. 3.6. Vorvakuumverfahren

⊡ Abb. 3.7. Fraktioniertes Vakuumverfahren

3

26

3

Kapitel 3 · Hygiene in der Medizintechnik

Prüfmethoden unterzogen, um die optimalen Sterilisationsparameter zu ermitteln und einzustellen. Dem Praktiker in der ZSVA wird jedoch schnell klar, dass es im klinischen Alltag keine gleichbleibenden Kommissionierungen gibt. Gemäß den Forderungen der DIN 58946-6 sollte auf die mikrobiologische Wirksamkeitsprüfung verzichtet werden, wenn eine jährliche Revalidierung des Sterilisators durchgeführt wird. Es hat sich gezeigt, dass es nicht möglich ist, allein mit thermoelektrischen Messungen die Leistungsfähigkeit eines Sterilisators zu überprüfen. So ist es z. B. nicht möglich, in Medizinprodukten mit langen engen Lumen die Wirksamkeit des Sterilisationsverfahrens nur mit physikalischen Prüfverfahren nachzuweisen. In den internationalen und nationalen Normungsausschüssen zur Sterilisation von Medizinprodukten wird über geeignete Prüfmodelle für die mikrobiologische Leistungsprüfung beraten. Neben den thermoelektrischen Messungen werden zur Leistungsprüfung auch mikrobiologische Prüfungen notwendig sein. Deshalb sollte auf die Durchführung einer vierteljährlichen mikrobiologischen Prüfung auf Wirksamkeit mit geeigneten Prüfmodellen nicht verzichtet werden. Sie ist ein schneller und kostengünstiger Wirksamkeitsnachweis der Leistungsfähigkeit des Sterilisators. Dokumentation. Im Rahmen der Qualitätssicherung in ZSVA müssen die Sterilisationschargen dokumentiert werden. Dies geschieht zum einen durch das Aufzeichnen der prozessrelevanten Sterilisationsparameter (Druck, Temperatur und Zeit) und zum anderen durch die Prüfung jeder Charge durch einen geeigneten Chemoindikator in einem speziellen Prüfkörper. Durch Verwendung eines Etiketts mit der Chargennummer wird die Zuordnung des Sterilisierguts zur Charge sichergestellt. Nach erfolgter Sterilisation werden die Parameter überprüft, die Charge wird freigegeben und dokumentiert. Heißluftsterilisation

Heißluftsterilisation ist Sterilisation durch trockene Hitze. Da trockene Luft ein schlechter Wärmeleiter ist, benötigt man höhere Temperaturen und längere Einwirkzeiten (z. B. 180°C – 30 min Sterilisierzeit), um eine sichere Sterilisation zu gewährleisten. Die Sterilisierzeiten bei der Heißluftsterilisation zeigt ⊡ Tab. 3.4.

⊡ Tab. 3.4. Sterilisierzeiten bei der Heißluftsterilisation Sterilisiertemperatur [°C]

Sterilisierzeit [min]

160

120

170

60

180

30

Die Abtötung der Keime, Sporen und Viren erfolgt durch Eiweißkoagulation. Die Sterilisationswirkung ist stark abhängig von der Vorbereitung des zu sterilisierenden Gutes. Die Sterilisiergüter müssen sauber und trocken (Verdunstungskälte) sein. Bei der Beschickung des Sterilisators ist Folgendes zu beachten: ▬ alle Gegenstände müssen ungehindert von der Luft umströmt werden ▬ die Richtung des Luftstroms ist zu berücksichtigen ▬ größere Gegenstände können Windschatten geben ▬ Sterilisiergut darf nicht in Blöcken zusammengestellt werden Größere Sterilisatoren sollten mit Zwangsluftumwälzung (Ventilator) ausgestattet sein. Aufgrund der unsicheren Wirkungsweise sollten Heißluftsterilisatoren nur noch sehr begrenzt eingesetzt werden. Die Anwendungsgebiete sind: ▬ Glas (Labor) ▬ Metall ▬ Porzellan Verpackungsmaterialien sind: ▬ Metallkassetten ▬ Glasschalen ▬ Aluminiumfolie Achtung: Tuch- und Papierverpackungen sind nicht geeignet!

Chemisch-physikalische Verfahren Ethylenoxid-Sterilisation

Die Sterilisation mit Ethylenoxid ist nur dann anzuwenden, wenn das Sterilisiergut kein anderes Verfahren zulässt [23]. Nach der Gefahrstoffverordnung und der TRGS 513 darf Ethylenoxid (EO) seit dem 01.01.1995 nur noch in validierten vollautomatischen Sterilisatoren verwendet werden, bei denen sich an das Sterilisationsprogramm zwangsverriegelt ein automatisches Ausgasungsprogramm anschließt. Stoffeigenschaften. Ethylenoxid (EO) ist ein farbloses, süßlich riechendes, hochentzündliches Gas, das mit Luft explosive Gemische bilden kann. Es ist giftig, kann Krebs erzeugen und vererbbare Schäden verursachen. Eine maximale Arbeitsplatzkonzentration (MAK-Wert) im Sinne einer unbedenklichen Konzentration kann daher nicht angegeben werden. Die Technische Richtkonzentration (TRK-Wert) für die Atemluft am Arbeitsplatz beträgt 1 ppm-Vol. EO reizt die Augen, die Atmungsorgane und die Haut. Es ist als wassergefährdend (Wassergefährdungsklasse WGK 2) eingestuft.

27 3.5 · Methoden der Sterilisation

Wirkungsweise. Die gute Penetrationsfähigkeit in die Zellen ermöglicht es, dass verschiedene kritische biochemische Komponenten des Stoffwechsels von Mikroorganismen wie z. B. DNA, Proteine, Vitamine und Enzyme gegenüber EO exponiert werden. Die Alkylierungsreaktion von Proteinen mit EO bewirkt die Abtötung der Mikroorganismen. Die Wirksamkeit des EO wird durch verschiedene Parameter beeinflusst. Die relative Feuchtigkeit des Gasgemisches beträgt optimalerweise 33% bei einer Temperatur von 55±3°C. Da die zu sterilisierenden Materialien und ihre Verpackung je nach Beschickung der Sterilisationskammer in unterschiedlichem Ausmaß Wasser absorbieren, wird in der Praxis zu Beginn des Sterilisationsprozesses eine relative Feuchtigkeit von 100% angestrebt. Wasserverluste durch Vakuum und Absorption führen dann zu einer Reduktion der relativen Feuchtigkeit. Mit dieser initial hohen Befeuchtung soll vermieden werden, dass in der Praxis der für die zuverlässige EO-Sterilisation notwendige Grenzwert von 33% relativer Feuchtigkeit unterschritten wird. Adsorption und Desorption. Ethylenoxid wird an Feststoffoberflächen abhängig vom Material gebunden (adsorbiert). Das bedeutet im Hinblick auf die EO-Sterilisation, dass den Materialien nach der EO-Einwirkung Rückstände anhaften. Nach der Sterilisation ist deshalb eine längere Ausgasungs- bzw. Desorptionszeit für die behandelten Güter nötig. Diese dürfen vor Anwendung am Patienten maximal eine Restkonzentration von 1 ppm EO enthalten [11]. Wie schon oben erwähnt, muss gemäß TRGS 513 die Desorption nach Beendigung der Sterilisation in der zwangsverriegelten Sterilisationskammer erfolgen. Ein Umladen der Sterilgüter direkt nach der Sterilisation in sog. Auslüftschränke ist nicht erlaubt. Abluft von EO-Sterilisationsanlagen. In der Abluft der Anlage darf ein Massenstrom von 2,5 ppm EO (laut TALuft) nicht überschritten werden. Als Verfahren zur Minderung der EO-Konzentration werden eingesetzt: ▬ Verbrennung: Diese muss mit einer Stützgasfeuerung unterhalten werden. Der Brenngasverbrauch liegt etwa bei 0,5 m3/h. Das EO wird dabei vollständig in Kohlendioxid und Wasser umgesetzt. ▬ Katalytische Reaktion: Die nötige Temperatur des Katalysators wird durch Energiezufuhr in Form von Dampf oder elektrischer Energie erreicht. Ein vollständiger Abbau des EO ist kaum zu realisieren. ▬ Gasnasswaschverfahren (nur für reines EO): Die Firma VIG bietet ein Verfahren an, bei dem das EO mit einem Waschmittel gebunden wird. Dabei wird EO mit Hilfe verdünnter Schwefelsäure in Wasser zu Ethylenglykol umgesetzt. Das EO wird komplett entsorgt, eine Abluftversorgung ist nicht notwendig.

Sterilisationsverfahren.

▬ Unterdruckverfahren Bei diesem Verfahren wird mit 100% EO im Unterdruckbereich gearbeitet. Nach dem Evakuieren unter einen Absolutdruck von 55 hPa und Befeuchten der Sterilisationskammer strömt das EO in die Kammer, und das Sterilisiergut wird bei einer Betriebstemperatur von 50–60°C zwischen 1 und 6 h behandelt. Die Einwirkzeit ist wesentlich durch die Verfahrensparameter EO-Konzentration, Druck, Feuchtigkeit und Temperatur bestimmt. Der Druckbereich wird dabei unter der unteren Explosionsgrenze von EO gehalten. Danach erfolgt das mehrfache Spülen und Belüften der Sterilisationskammer. ▬ Überdruckverfahren Nach einem Vorvakuum und der Befeuchtung wird die Sterilisation im Überdruck unter Verwendung eines Gasgemischs aus 6% EO und 94% CO2 durchgeführt. Die Einwirkzeit ist wie beim Unterdruckverfahren wesentlich durch die Verfahrensparameter EO-Konzentration, Druck, Feuchtigkeit und Temperatur bestimmt. Das Inertgas (meistens Kohlendioxid) dient der Explosionsvermeidung. Nach der Sterilisationsphase erfolgen alternierend mehrere Vakuum- und Belüftungsphasen, um die Desorption des EO vom Sterilgut zu erreichen. Die Desorptionszeit beträgt i. d. R. 8–10 h. Anforderungen an die Sterilisatoren. Die Anforderungen an die zuverlässige Sterilisation sind in DIN 58948, der DIN EN 550 und der DIN EN 1422 ausführlich beschrieben. Nach dem Minimierungsgebot für Gefahrstoffe sollte darauf geachtet werden, dass die Sterilisatoren mit Gasgemischen von 6% EO und 94% CO2 arbeiten und somit die Gefahren für Personal, Patienten und Umwelt gesenkt werden. Anforderungen an das Bedienungspersonal. Gemäß TRGS 513 muss das Bedienpersonal durch einen anerkannten Lehrgang den Nachweis der Sachkunde erbringen. ! Nur Befähigungsscheininhaber dürfen einen EO-Sterilisator bedienen! Formaldehydgas-Sterilisation Stoffeigenschaften. Formaldehyd ist ein farbloses, ste-

chend riechendes Gas mit breitem biozidem Wirkungsspektrum. Es ist giftig, allergen, im Verdacht, krebserregend zu sein, brennbar und kann mit Luft explosive Gemische bilden. Das Gefährdungspotential ist bei den eben genannten Punkten, bis auf die Allergenität, geringer als beim Ethylenoxid, allerdings auch die Wirksamkeit. Die maximale Arbeitsplatzkonzentration (MAK-Wert)

3

28

3

Kapitel 3 · Hygiene in der Medizintechnik

liegt bei 0,5 ppm. Im Handel ist Formaldehyd als 30–50 gewichtsprozentige Lösung (Formalin) erhältlich. Adsorption und Desorption. Formaldehyd wird von Feststoffoberflächen adsorbiert. Das bedeutet im Hinblick auf die FO-Sterilisation, dass nach der FO-Einwirkung Rückstände auf den Materialien verbleiben. Nach der Sterilisationsphase werden die am Sterilgut adsorbierten FO-Rückstände durch Luft- und Wasserdampfspülungen entfernt (Desorption). Das Ausmaß der Adsorption bzw. der Desorption ist u. a. abhängig von der Art der Feststoffmaterialien. Untersuchungen über das Desorptionsverhalten zeigten, dass sich die Rückstände auf den sterilisierten Produkten oft relativ gut entfernen lassen, die Rückstände in der Sterilisierverpackung jedoch im Vergleich dazu um ein Vielfaches höher liegen. In schlecht belüfteten Räumen gelagertes FO-sterilisiertes Gut kann dazu führen, dass der MAK-Wert für Formaldehyd in der Raumluft erreicht wird. Dementsprechend sind die Lagerorte zu wählen, bei denen eine ausreichende Verdünnung bzw. Durchlüftung sichergestellt ist. Verfahrensablauf.

1. Entlüften und Befeuchten Oft mit fraktioniertem Vakuumverfahren. Das FO-Sterilisationsverfahren hat nicht das gleiche Durchdringungsvermögen wie das EO-Sterilisationsverfahren. Um eine ausreichende Tiefenwirkung des Verfahrens zu erzielen, kann das FO-Sterilisationsverfahren nur im fraktionierten Unterdruckverfahren stattfinden. 2. Sterilisation Bei konstantem, niedrigem Unterdruck und hoher Luftfeuchtigkeit (mindestens 60%), d. h. Formaldehyd und Wasserdampf werden in Kombination bei einer Temperatur von 60–75°C zur Sterilisation verwendet. 3. Desorption Spülen und Belüften durch Dampf-Luft-Wäsche, d. h. die Kammer bzw. das Sterilisiergut wird in 15–20 Druckwechseln mit Luft oder Wasserdampf gespült. Anforderungen an die Sterilisatoren. Die Sterilisatoren

müssen den Anforderungen der DIN 58948 entsprechen. Anforderungen an das Bedienungspersonal. Gemäß

TRGS 513 muss das Bedienpersonal durch einen anerkannten Lehrgang den Nachweis der Sachkunde erbringen. ! Nur Befähigungsscheininhaber dürfen einen FO-Sterilisator bedienen! H2O2-Niedertemperatur-Plasmasterilisation (NTP) Anwendungsbereich. Das Betreiben von herkömmlichen

Gassterilisatoren (Ethylenoxid/Formaldehyd) ist aufgrund der hinlänglich bekannten Rückstandsproblematik mit

erheblichen Einschränkungen (Gefahrstoffverordnung, TRGS 525) verbunden. Bei der H2O2-NTP-Sterilisation auf der Wirkstoffbasis von H2O2, d. h. Wasserstoffperoxidplasma, dessen Kammertemperatur 45°C beträgt, sind gesundheitsschädliche Wirkstoffrückstände nicht zu erwarten. Wirkungsprinzip. Der verwendete Wirkstoff ist Wasser-

stoffperoxid (H2O2). Im Vakuum wird es verdampft, diffundiert durch die Sterilisierverpackung hindurch und wird dann durch Hochfrequenz zur Bildung von Wasserstoffperoxidplasma angeregt. Im Plasma entstehen Hydroxyl- und Hydroperoxyradikale, die die Inaktivierung der Mikroorganismen bewirken. Nach dem Abschalten des Hochfrequenzfeldes verlieren die Radikale ihre hohe Energie und rekombinieren sich zu Wasser und Sauerstoff [19, 27]. Verfahrensablauf.

1. Phase: Vakuumphase Die Sterilisationskammer wird auf einen Restdruck von ca. 1 mbar (1 mbar=100 Pa) evakuiert. Dann wird der Hochfrequenzgenerator eingeschaltet und ein Luftplasma erzeugt. Anschließend wird die Kammer belüftet und wieder evakuiert, um die Injektion vorzubereiten. Das Luftplasma ermöglicht eine Trocknung eventueller Restfeuchtigkeit zur besseren Vorbereitung der Beladung. 2. Phase: Injektionsphase Bei Zimmertemperatur werden 1,8 ml H2O2 in die Kammer injiziert und bei einem Druck von ca. 11 mbar verdampft. Eine kurze Belüftung findet im Anschluss statt. Dadurch wird ein schnelles Eindringen des Wirkstoffs in die Lumen gewährleistet. 3. Phase: Diffusionsphase Das H2O2 diffundiert in das Sterilisationsgut. Vor der Plasmaphase wird nochmals ein Vakuum erzeugt. 4. Phase: Plasmaphase Der Kammerdruck wird auf 0,7 mbar abgesenkt und die Plasmaphase mittels Hochfrequenz im MHz-Bereich gestartet. Hierbei wird der Wasserstoffperoxiddampf ionisiert, d. h. in Gasplasma überführt. Dieses besteht u. a. aus hochreaktiven Hydroxy- und Hydroxylradikalen, die sich mit funktionellen Bausteinen von Mikroorganismen verbinden und sie auf diese Weise irreversibel schädigen. Wiederholung: Die Phasen 2–4 werden 2-mal durchgeführt, sog. 1. und 2. Zyklushälfte. 5. Phase: Belüftungsphase/Druckausgleichsphase Nach Abschluss der 10-minütigen Plasmaphase werden die in der Kammer und im Sterilgut befindlichen Gasrückstände durch fraktionierte Luftspülungen und Aktivkohlefilterung schadlos entfernt. Das Vakuum wird ausgeglichen. Beim Erreichen des atmosphärischen Drucks ist der Zyklus beendet, und die Tür kann geöffnet werden.

29 3.6 · Nichtinvasive Technik

Verfahrensdauer. Die Verfahrensdauer beträgt bei voller

Beladung 75 min. Geringere Beladungen bedingen z. T. kürzere Verfahrenszeiten. Hinweise für die Anwendung. Aufgrund seiner Wirkungsweise ist das Verfahren zur Sterilisation von thermolabilen Gütern jedoch mit gewissen Einschränkungen anwendbar [3]. Der Anwender dieses Verfahrens sollte eine Liste sämtlicher zu sterilisierender thermolabiler Güter erstellen und dann entscheiden, für welche Güter dieses Verfahren anwendbar ist. Vom Hersteller wird eine sog. Positivliste der zur Sterilisation zugelassenen Artikel herausgegeben. Aufgrund von umfangreichen Untersuchungen gilt derzeit, dass offene Kunststoffschläuche >3 mm Innenlumen und bis zu einer Länge von 200 mm Länge sterilisiert werden können. Schläuche mit einem Innenlumen <3 mm müssen vor der Sterilisation mit einem Diffusionsverstärker versehen werden. Katheter, die an einer Seite geschlossen sind, lassen sich nicht sicher sterilisieren. Auf die Nachteile dieses Verfahrens soll ganz speziell eingegangen werden: Wasserstoffperoxiddampf wird von zellulosehaltigen Materialien stark adsorbiert. Daher kann die Plasmasterilisation nicht für zellulosehaltiges Sterilisationsgut oder derart verpackte Instrumente eingesetzt werden. Alle Verpackungsmaterialien müssen zellulosefrei sein und sind z. Zt. nur von der Betreiberfirma erhältlich. Zudem sind z. B. Verpackungsbeutel im Durchschnitt 3-mal teurer als vergleichbare Produkte für die Dampfsterilisation. Behälter für Instrumente, wie sie für die Dampfsterilisation zur Verfügung stehen, sind erst in Entwicklung. Die Instrumente müssen vor Beschickung des Plasmasterilisators vollständig trocken sein. Bei organischer Verschmutzung der Oberfläche ist die Wirkung der Plasmasterilisation erheblich eingeschränkt, wie dies allerdings bei allen Oberflächensterilisationsverfahren der Fall ist. Kontrollen und Prüfung auf Wirksamkeit. Für die Prüfung auf Wirksamkeit gibt es z. Zt. kein genormtes Prüfverfahren. Die Prüfung erfolgt mit einem speziellen biologischen Testpaket nach Angaben des Herstellers.

3.6

Nichtinvasive Technik

Unter diese Rubrik fallen alle Geräte und technischen Maßnahmen, die zur Diagnostik oder Therapie eingesetzt, aber nicht in den Patienten eingebracht werden. Dabei kann es sich um EKG-Elektroden, Ultraschallköpfe oder Monitore am Patientenbett oder in Funktionsabteilungen ebenso handeln wie um Kleinförderanlagen, Lüftungstechnik oder Aufbereitungsmaschinen.

3.6.1 Am Patienten eingesetzte Geräte

Diese sind in die regelmäßige Reinigung einzubeziehen. Kommen die Gerätschaften nicht mit dem Patienten in Berührung, dann reicht meistens eine Reinigung – oft nur der zugänglichen Oberfläche – aus. Hierfür sind umweltfreundliche Reiniger zu bevorzugen, auf die Materialverträglichkeit ist ebenso zu achten (s. oben) wie auf bereichsspezifische Vorschriften (z. B. Explosionsschutz). Befinden sich solche Geräte in Bereichen mit erhöhten Anforderungen an die Keimfreiheit (z. B. Operationssäle) oder in Isolierzimmern (infektiöse Patienten, Patienten mit multiresistenter Keimbesiedlung, immunsupprimierte Patienten), ist eine desinfizierende Reinigung zu fordern. Das eingesetzte Desinfektionsmittel muss dem Anwendungsbereich (Flächen- oder Instrumentendesinfektionsmittel) und in seiner Wirkbreite den Anforderungen entsprechen. Beim Einsatz in Bereichen mit erhöhten Anforderungen an die Keimfreiheit sollten alle möglichen Infektionserreger erfasst werden, bei einem Einsatz in Isolierbereichen sind Mittel zu bevorzugen, die gegen den bekannten Infektionserreger in kürzester Zeit und möglichst lang anhaltend wirken. Geräte oder Geräteteile, die mit dem Patienten in Berührung kommen, sind vor der Anwendung sorgfältig den Vorgaben entsprechend zu reinigen und immer dann zu desinfizieren, wenn entsprechende Vorschriften bestehen (z. B. nach Einsatz bei Patienten mit multiresistenten Keimen) oder wenn trotz sachgemäßer Reinigung ein Infektionsrisiko bestehen bleibt, z. B. bei stark abwehrgeschwächten Patienten, für die auch harmlose Umweltkeime zu einer Bedrohung werden können.

3.6.2 Nicht am Patienten eingesetzte Geräte

Für diese Geräte gelten zunächst die gleichen Anforderungen wie für einen Betrieb außerhalb eines Krankenhauses. Sie sind ihrer Zweckbestimmung gemäß zu pflegen und regelmäßig zu reinigen. Hiervon abweichende Anforderungen können bei einem Einsatz in »Bereichen mit erhöhten Anforderungen an die Keimfreiheit« auch bei solchen Geräten erforderlich sein und sind ggf. durch hauseigene Vorgaben zu regeln. Kommt es durch den Betrieb zu einer Kontamination des Gerätes/der Anlage mit Patientenmaterial, dann ist eine desinfizierende Reinigung zu empfehlen, bei Material eines infektiösen Patienten ist sie erforderlich. Für bestimmte Geräte (z. B. Klimaanlagen, Reinraumbänke) können spezielle Vorgaben zu beachten sein (s. unten).

3.6.3 Reparatur und Wartung

Gerätschaften, die zu Zwecken der Reparatur und Wartung an entsprechende Abteilungen abgegeben werden,

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3

Kapitel 3 · Hygiene in der Medizintechnik

sollten vorher zumindest grob gereinigt worden sein. Geräteteile, die mit Patienten/Patientenmaterial Kontakt hatten, sind vor der Bearbeitung nur dann zu desinfizieren, wenn sie sichtbar verschmutzt sind oder wenn von einer Kontamination mit Keimen auszugehen ist, deren Verbreitung im Krankenhaus verhindert werden soll (multiresistente Keime) bzw. die beim Wartungspersonal zu Infektionen führen können oder die per Gesetz besonderen Vorschriften unterliegen (Infektionsschutzgesetz). Hierzu zählen auch Keime wie die Erreger von Hepatitis, Tuberkulose u. Ä. Ob diese Vorbehandlung der Anwender, eine andere Stelle (Aufbereitungseinheit) oder die wartende Abteilung selbst durchführt, dürfte von der Organisationsstruktur und auch der Größe der Klinik abhängen. Es empfiehlt sich daher, die Vorgehensweise und die jeweilige Verantwortung schriftlich festzulegen und in Form von »Hygieneplänen« zu regeln, wer wann was und v.a. genau wie und in welcher Reihenfolge durchzuführen hat. Dies sollte auf jeden Fall gemeinsam mit der für die Hygiene verantwortlichen Person (Hygienebeauftragter/Hygienefachkraft) evtl. auch mit der für die Arbeitssicherheit zuständigen Fachkraft abgesprochen werden.

3.7

können bestimmte Desinfektions- oder Sterilisationsmaßnahmen erforderlich sein oder gar eine Isolierung des Patienten. Der Übertragungsweg spielt dabei eine entscheidende Rolle (⊡ Tab. 3.5). Das seit 1.1.2001 geltende Infektionsschutzgesetz, welches das alte Bundesseuchengesetz abgelöst hat, berücksichtigt diese Erkenntnisse, trägt aber auch den Auswirkungen der Technik in einer veränderten Medizin dadurch Rechnung, dass es in § 23 die fortlaufende Erfassung krankenhauserworbener Infektionen vorschreibt, und zwar auch jener, die durch technische Anteile besonders beeinflusst werden (»device-related«): ▬ postoperative Wundinfektionen, ▬ beatmungsassoziierte Pneumonien, ▬ katheterassoziierte Septikämien, ▬ katheterassoziierte Harnwegsinfektionen. Da dies zudem die 4 häufigsten krankenhauserworbenen Infektionen sind und die vom Gesetz geforderte Maßnahme einen wichtigen Beitrag zu einem sinnvollen Qualitätsmanagement darstellt, sollen sich die Beispiele auch auf diese Infektionen beschränken und aufzeigen, welchen wesentlichen Beitrag die Technik hier leisten kann.

Invasive Technik 3.8.1 Postoperative Wundinfektionen

Unter diese Rubrik fallen alle Geräte, Geräteteile und technischen Maßnahmen, die zur Diagnostik oder Therapie eingesetzt werden und dabei in den Patienten eingebracht werden. Dabei kann es sich um Instrumente oder Geräte handeln, die entweder im Patienten eingesetzt werden, ohne seine Haut oder Schleimhaut zu durchbrechen (z. B. Bronchoskop, Ösophagusatriographie, Absaugkatheter), wobei es aber zu gewollten (Biopsie) oder ungewollten Verletzungen der Schleimhaut kommen kann, oder aber um solche, die für einen Einsatz mit oder nach Durchbrechen der Haut-/Schleimhautbarriere konstruiert sind (z. B. Biopsiezangen, Arthroskop, Gefäßkatheter). Für die erste Gruppe sind meistens desinfizierende Maßnahmen ausreichend, für die zweite Sterilisationsverfahren Pflicht (s. oben). Auch hier gilt die allgemeine Regel: Primär thermische (Wasch)verfahren einsetzen und nur bei Materialunverträglichkeit chemothermische oder gar rein chemische Verfahren in Betracht ziehen.

3.8

Praktische Beispiele

Gezielte Maßnahmen zur Vermeidung einer Keim- oder Infektionsübertragung müssen abgestimmt sein auf den Erreger, den Personenkreis und das Gefährdungsrisiko. Dabei kann eine Impfung allein ausreichend sein, es

Die Erreger postoperativer Wundinfektionen stammen entweder vom Patienten selbst (Haut- oder Schleimhautkeime), oder sie werden von außen während des Eingriffs durch mangelnde Hygiene in den Patienten gebracht. Vor vielen Eingriffen wird immer noch eine Haarentfernung mittels Rasur (medikotechnische Maßnahme) durchgeführt. Geschieht dies bereits am Abend vor der Maßnahme, dann haben die Hautbakterien über Nacht Zeit, über die unweigerlich beim Rasieren erfolgten kleinen Hautverletzungen in die Tiefe der Haut zu wandern und dort eine Entzündung auszulösen. Die Folge ist ein deutlich höheres Risiko, nach dem Eingriff eine Wundinfektion zu bekommen. Deshalb gilt die Empfehlung, entweder überhaupt nicht zu rasieren und die Haare mit einer Haarschneidemaschine nur kurz zu schneiden, oder die Rasur unmittelbar vor dem Eingriff und damit unmittelbar vor der Hautdesinfektion durchzuführen. Weitere zur Vermeidung von postoperativen Wundinfektionen wichtige und in ihrer Wirksamkeit bewiesene Maßnahmen bezogen auf technische Hilfsmittel sind: sterile Instrumente, sterile Implantate, sicher sterilisierte Geräteteile, die zum Eingriff benötigt werden (Sauger, Counter mit Anschlusskabel etc.), richtig funktionierende klimatechnische Anlagen, ausreichendes Vakuum bei wiederaufbereiteten Mehrwegdrainagen etc. Literatur: [10, 17].

31 3.8 · Praktische Beispiele

⊡ Tab. 3.5. Übertragungsarten und ihre Merkmale sowie Schutzmaßnahmen (mod. nach [10]) Übertragungsart

Merkmale

Beispiele

Schutzmaßnahmen

Luftgetragene Übertragung

Mikroorganismen an Partikel in der Luft mit einer Größe <5 lm gebunden, deshalb Bewegung über längere Zeit möglich

1. begründeter Verdacht oder bestätigte Tuberkulose 2. Masern 3. Varizellen/Herpes zoster disseminatus 4. HIV-Patienten mit Husten, Fieber und unklaren pulmonalen Infiltraten, solange eine Tbc nicht ausgeschlossen werden kann

1. Isolierung im Einzelzimmer (Tür und Fenster geschlossen), u. U. Kohortisolierung möglich 2. Atemschutz bei Betreten des Raums, wenn offene LungenTbc bekannt ist oder dringender klinischer Verdacht besteht 3. Nichtimmune Personen sollten bei bestimmten Erkrankungen (Masern, Varizellen) das Zimmer nicht betreten; wenn unumgänglich, nur mit Atemschutz

Tröpfchenübertragung

Mikroorganismen an Partikel >5 lm gebunden (diese Tropfen entstehen beim Sprechen, Husten, Niesen)

1. Bakterielle Erkrankungen: H. influenzae (Typ-B)- Infektionen, Meningokokkeninfektionen, multiresistente Pneumokokkeninfektionen, Diphtherie, Pertussis, Mycoplasma-pneumonia-Infektionen 2. Virale Erkrankungen: Influenza, Mumps, Röteln, Parvovirusinfektionen

1. Einzelzimmer, ggf. Kohortisolierung, wenn nicht möglich, sollte der Abstand des infektiösen Patienten zu anderen Patienten bzw. Besuchern wenigstens 1 m betragen 2. Mund-Nasen-Schutz erforderlich, wenn nah am Patienten gearbeitet wird (<1 m Abstand)

Kontaktübertragung

Direkter Kontakt (Berührung) oder indirekter Kontakt (sekundär z. B. über kontaminierte Oberflächen) zu epidemiologisch wichtigen Erregern bei infizierten oder kolonisierten Patienten

1. Infektiöse Durchfallerkrankungen 2. C.-difficile-Enteritis 3. Respiratorische Infektionen bei Kindern (Bronchiolitis, Krupp) 4. Multiresistente Erreger wie z. B. MRSA, VRE (außer multiresistente Tbc) 5. Abszess oder sezernierende Wunde, die nicht bedeckt werden kann

1. Nach Möglichkeit Einzelzimmer, ggf. Kohortisolierung 2. Handschuhe, Kittel je nach Erreger und Infektionslokalisation (Hygieneplan beachten!) 3. Bei Verlassen des Raums Händedesinfektion

3.8.2 Beatmungsassoziierte Pneumonien

Die Lungenentzündung ist die zweithäufigste Krankenhausinfektion insgesamt und die wichtigste bei Intensivpatienten. Für 30–50% der Todesfälle wird sie als Haupt- oder Mitursache angesehen. Im Hinblick auf die künftigen DRGs ist zudem bedeutsam, dass die nosokomiale Pneumonie die Krankenhausverweildauer um durchschnittlich 11,5 Tage verlängert! Hauptrisikofaktor für die Entstehung einer nosokomialen Pneumonie ist die maschinelle Beatmung. Gemäß den Evidenzkriterien der Centers for Disease Control and Prevention (CDC), an deren Guidelines das Robert-Koch-Institut seine neuen Richtlinien orientiert hat, sind folgende, technisch relevante Punkte für eine gezielte Prävention wichtig [10]: 1. Orale Intubation ist besser als nasale (Ausbildung einer Sinusitis maxillaris), bei Langzeitbeatmung Tracheotomie. 2. Sterile oder desinfizierte Trachealtuben verwenden.

3. Gründliche Reinigung aller Geräte und Hilfsmittel vor der Desinfektion bzw. Sterilisation. 4. Keine routinemäßige Sterilisation oder Desinfektion des Kreissystems der Beatmungs- und Narkosegeräte. 5. Beatmungsschlauchsysteme nicht häufiger als alle 48 h wechseln, einschließlich Schläuchen und Exspirationsventil sowie Verneblungs- und Dampfbefeuchtern, solange das Gerät nur bei einem Patienten angewendet wird (nach neueren Studien sogar Wechselintervall von 7 Tagen möglich). 6. Keine Verwendung von Raumluftbefeuchtern, die Aerosole bilden (= Vernebler), wenn nicht mindestens tägliche Sterilisation/Desinfektion und steriles Wasser verwendet wird 7. Anwendung von sterilem (kein destilliertes, unsteriles) Wasser für die Spülung der aufbereiteten Geräte und Hilfsmittel, die am Atemtrakt angewendet werden, nachdem sie chemisch desinfiziert wurden. 8. Keine Wiederaufbereitung von Geräten und Hilfsmitteln, die zum einmaligen Gebrauch hergestellt

3

32

3

Kapitel 3 · Hygiene in der Medizintechnik

wurden, es sei denn, Daten zeigen, dass die Wiederaufbereitung zu keiner Gefährdung der Patienten führt, kosteneffektiv ist und die Funktionsfähigkeit der Geräte und Hilfsmittel nicht verändert wird. 9. Sterilisation oder Desinfektion der Beatmungsschläuche und der Befeuchter zwischen der Anwendung bei verschiedenen Patienten. 10. Keine Anwendung von Bakterienfiltern zwischen dem Befeuchterreservoir und dem Inspirationsschlauch. 11. Kein routinemäßiger Beatmungsschlauchwechsel, wenn das System an eine künstliche Nase oder HMEF gekoppelt ist, solange es bei einem Patienten benutzt wird. 12. Schlauchwechsel zwischen den Patienten einschließlich Nasenklemmen oder Masken, die benutzt werden, um Sauerstoff aus einem Wandauslass zu liefern. 13. Sterilisation von Raumluftverneblern, die in der Inhalationstherapie angewendet werden, z. B. für Tracheostomapatienten, oder Desinfektion zwischen den Patienten und alle 24 h bei Anwendung am selben Patienten. 14. Sterilisation oder Desinfektion von tragbaren Spirometern, Sauerstoffsonden und anderen Atemhilfsmitteln, die bei verschiedenen Patienten angewendet werden, zwischen den Einsätzen. 15. Narkoseausrüstung: Reinigung und anschließende Sterilisation oder thermische bzw. chemische Desinfektion der wiederaufbereitbaren Teile des Atemkreislaufs (wie Endotrachealtubus oder Maske, Inspirationsund Exspirationsschlauch, Y-Stück, Beatmungsbeutel, Befeuchter und Schläuche) zwischen der Anwendung bei verschiedenen Patienten und Beachtung der entsprechenden Herstellerhinweise. 16. Lungenfunktionsdiagnostik: Sterilisation oder Desinfektion wiederverwendbarer Mundstücke und Schläuche zwischen verschiedenen Patienten oder unter Beachtung der Herstellerhinweise.

2. Zumischung aller parenteral zu verabreichenden Flüssigkeiten in der Apotheke unter Laminar-Flow-Bedingungen und aseptischer Arbeitstechnik. 3. Wenn möglich, sollte bei der Auswahl der TransducerGeräte (Druckaufnehmer) Einmalartikeln (gegenüber den mehrfach zu verwendenden Geräten) der Vorzug gegeben werden. 4. Wechsel von einmal- oder wiederverwendbaren Transducern im 96 h-Intervall inkl. der anderen Komponenten. 5. Alle Komponenten des Blutdrucküberwachungssystems müssen steril sein (einschließlich der Eichgeräte und der Spülflüssigkeit). 6. Sterilisation und Desinfektion wiederverwendbarer Transducer nach Angaben des Herstellers.

Literatur: [4, 10, 14, 16, 26].

3.8.4 Katheterassoziierte Harnwegsinfektion

3.8.3 Katheterassoziierte Septikämie

Die meisten krankenhauserworbenen Sepsisfälle sind die Folge eines Einsatzes eines Gefäßkatheters. Die wichtigsten Punkte für die Vermeidung von Folgeinfektionen sind Überprüfung der Indikation für einen Zugang, Wahl des richtigen Katheters und des richtigen Zugangsorts, aseptisches Legen des Katheters und aseptische Verbandswechsel. Der technische Anteil ist hierbei vergleichsweise gering und umfasst folgende Punkte (Auswahl aus [10]): 1. Wechsel der i.v.-Schläuche einschließlich der 3-WegeHähne nur alle 72 h (bei Verabreichung von Blut/ Blutprodukten, Lipidlösungen alle 24 h), außer bei Infektionszeichen.

Es war in den vergangenen Jahren zunehmend üblich, bestimmte teure intravasale Katheter klinikintern wiederaufzubereiten oder von externen Anbietern wiederaufbereiten zu lassen (s. unten). Diese Praxis wird aktuell aus unterschiedlichsten Gründen (Medizinproduktegesetz, Kosten, BSE) kontrovers diskutiert. In diesem Zusammenhang sei insbesondere auf folgende neue Empfehlungen der Kommission für Krankenhaushygiene und Infektionsprävention am RKI verwiesen: »Prävention Gefäßkatheter-assoziierter Infektionen« und »Anforderungen an die Hygiene bei der Aufbereitung von Medizinprodukten« mit den Erläuterungen des RKI und »Abschlussbericht der Task Force vCJK: Die Variante der Creutzfeldt-Jakob-Krankheit (vCJK) Epidemiologie, Erkennung, Diagnostik und Prävention unter besonderer Berücksichtigung der Risikominimierung einer iatrogenen Übertragung durch Medizinprodukte, insbesondere chirurgische Instrumente« (ggf. aktualisiert nachzulesen unter www.rki.de) [22]. Darüber hinaus wird auf spezielle Literatur verwiesen [2, 12]. Literatur: [9, 10, 15].

Harnwegsinfektionen machen über 40% aller im Krankenhaus erworbenen Infektionen aus und sind als Ausgangspunkt einer Urosepsis für bis zu 15% der Sepsisfälle verantwortlich. Bis zu 80% dieser Harnwegsinfektionen werden bei Patienten mit Harnwegskathetern gefunden, was deren Bedeutung hervorhebt. Technisch relevante Anteile einer gezielten Verhütung betreffen: ▬ Harnwegskatheter nur legen, wenn medizinisch erforderlich und nur so lange, wie unbedingt nötig; eine pflegerische Indikation ist abzulehnen ▬ nur sterile, dauerhaft geschlossene Urinableitsysteme mit Antirefluxventil sollten angewendet werden (d. h. ohne Diskonnektion bei der Beutelentleerung) Literatur: [7, 10].

33 3.8 · Praktische Beispiele

3.8.5 Dialyse

Dialyseabteilungen verdienen aufgrund ihres hohen Infektionsrisikos sowohl für Patienten wie auch für das Personal besondere Aufmerksamkeit. Die Infektionsrisiken sind a) für den Patienten: 1. Infektionen über den Gefäßzugang, 2. blutübertragene Infektionen, 3. Kontaminationen von Dialysat und Dialysator; b) für das Personal: 1. durch infizierte Dialysesysteme, 2. Infektionen über Blut und Dialysat. Im Vergleich zur Peritonealdialyse ist die Hämodialyse aus technischer Sicht die bedeutsamere und Grundlage der folgenden Ausführungen. Einige der Forderungen gelten aber auch für die Peritonealdialyse. Wird für die Dialyse Trinkwasser verwendet, ist dieses zusätzlich aufzubereiten, da es auch im Fall einer Chlorierung Bakterien und Pyrogene enthält. Die hierfür verwendeten Verfahren sind Ionenaustauschung (Wasserenthärtung), Aktivkohlefilterung, Destillation und Umkehrosmose. Dabei ist aber zu beachten, dass insbesondere die erstgenannten Verfahren Wasserkeimen (vorwiegend Pseudomonas spp. und anderen gramnegativen Keimen wie z. B. Acinetobacter, Enterobacter), aber auch im Wasser vorkommenden, als »atypisch« bezeichneten Mykobakterien sogar gute Möglichkeiten der Vermehrung bieten können. Deshalb wird eine anschließende Ultrafiltration zur Entfernung von Bakterien und Bakterientoxinen für unbedingt erforderlich gehalten [5]. Zwar gilt die Umkehrosmose derzeit als das optimale Aufbereitungsverfahren, dennoch muss bedacht werden, dass auch bei dieser Membran-Verkeimungen und bei Leckagen Keimeinschwemmungen vorkommen können. Nach Zugabe des Dialysats entsteht eine Mischung, die aufgrund der Zusammensetzung eine gute Nährlösung für Wasserkeime darstellt. Deshalb haben verschiedene Länder Richtwerte für die Beurteilung des Dialysewassers vorgeschlagen (⊡ Tab. 3.6).

Um eine Kontamination der Hämodialysegeräte und Versorgungseinrichtungen zu verhindern, werden folgende Maßnahmen für notwendig erachtet [5]: ▬ keine offenen Systeme oder Rezirkulationssysteme ▬ keine Tanks im Dialysatbereich, auch im Bereich der Wasseraufbereitung möglichst keine Tankanlagen ▬ keine Toträume oder Flüssigkeitsspiegel im Leitungssystem, auf kleine Leitungsquerschnitte achten (hohe Strömungsgeschwindigkeit) ▬ möglichst kleine Wasser- und Dialysatvolumina in den Dialysemonitoren (unter 1,5 l Gesamtvolumen) ▬ vollständige Desinfizierbarkeit des Leitungssystems ▬ Hämodialysegeräte müssen nach jedem Patienten chemothermisch oder vorzugsweise thermisch desinfiziert werden Durch diese geforderte Desinfektion nach jedem Patienten gilt die früher geforderte Trennung in einen sog. »gelben« (für infektiöse Patienten) und »weißen« (für nichtinfektiöse Patienten) Bereich als überholt. Der Betreiber ist dafür verantwortlich, dass alle Teile, die mit dem gebrauchten Dialysat oder gar Blut des Patienten in Berührung kommen, als potentiell infektiös angesehen werden und nach jeder Dialyse eine Desinfektion des Geräts erfolgt. Diese kann erfolgen durch [5]: ▬ Sterilisation mit Dampf von 121°C, soweit materialtechnisch möglich (Geräte mit Edelstahlwannen) ▬ Desinfektion mit Heißwasser (90–95°C über 20 min); dabei wird automatisch Zitronensäure zugegeben, um Ablagerungen im Gerät zu verhindern ▬ chemothermische Desinfektion (aus ökologischen Gründen vorzugsweise mit Peressigsäure, möglich auch mit Formaldehyd bzw. Glutaraldehyd oder Natriumhypochlorid) Es ist weit verbreitete Praxis, Dialysatoren wiederaufzubereiten. Für die USA wird angegeben, dass der Anteil der Dialysezentren, die wiederaufbereiten, von 18% im Jahr 1976 auf 84% im Jahr 1996 angestiegen ist [25] und entsprechende Aufbereitungsrichtlinien der Association for

⊡ Tab. 3.6. Richtwerte für die Beurteilung des Dialysewassers in verschiedenen Ländern Dialysewasser (i. d. R. Permeat)

Dialysierflüssigkeit

[KBE/ml]

Endotoxin

[KBE/ml]

Endotoxin

AAMI (USA, 1996)

≤200

Keine Angaben

≤2000

Keine Angaben

Europäische Pharmacopoe (1997)

≤100

≤0,25 IU/ml

Keine Angaben

≤0,25 IU/ml

Schwedische Pharmacopoe (1997)

<100

<0,25 IU/ml

<100

<0,25 IU/ml

Japanese Society for Dialysis Therapy (1995)

Keine Angaben

Keine Angaben

<100

<0,25 IU/ml

3

34

3

Kapitel 3 · Hygiene in der Medizintechnik

the Advancement of Medical Instrumentation (AAMI) von den offiziellen Stellen übernommen wurden [6]. Kostenzwänge werden zunehmend auch bei uns diese Praxis Routine werden lassen. Deshalb sind zur Qualitätssicherung wirksame Verfahren sicherzustellen, die derzeit auf einer chemothermischen Desinfektion beruhen. Da sich 2%iges Formaldehyd als unwirksam gegen Mykobakterien erwiesen hat und für eine 4%ige Lösung eine Einwirkzeit von 24 h gefordert wird, wird heute vorzugsweise Peressigsäure verwendet, der allerdings eine ausreichend lange Nachspülphase mit Wasser folgen muss. Eine maschinelle Wiederaufbereitung mit einem validierten Verfahren mit Dichtigkeitsprüfung (Druck) ist auch hier einer manuellen Aufbereitung unbedingt vorzuziehen. Zur Kontrolle der Maßnahmen wird folgendes mikrobiologisches Vorgehen für erforderlich gehalten [5]: ▬ vor jeder Abnahme Händedesinfektion ▬ sterile Gefäße zum Auffangen verwenden ▬ jeweils ca. 100 ml abnehmen ▬ Entmineralisiertes Wasser: – aus der Ringleitung am Bettplatz – Abnahme mit desinfiziertem Adapter (Dampfdesinfektion bei 75°C) – alle 6 Monate ▬ Basisches Bikarbonat: – nur aus Ringleitungen (nicht aus Kanistern oder Kartuschen) am Bettplatz – Abnahme mit desinfiziertem Adapter (70%iger Alkohol) – 1-mal pro Monat ▬ Dialysierflüssigkeit: – Abnahme aus dem Dialysator – vor Beginn oder am Ende der Dialyse – alle 6 Monate ▬ Die Beurteilung erfolgt nach folgenden Richtwerten: – im aufbereiteten Wasser und in der Dialysierflüssigkeit vor Beginn der Dialyse: 200 KBE/ml – im Dialysat am Ende der Dialyse: 2000 KBE/ml

3.8.6 Creutzfeldt-Jakob-Erkrankung

Nach Anwendung von Medizinprodukten an Patienten mit dringendem Verdacht auf bzw. nachgewiesener Erkrankung an Creutzfeldt-Jakob (CJK) bzw. dessen neuer Variante (vCJK) sind besondere Aufbereitungsverfahren erforderlich [12, 22]. Nach der derzeit favorisierten Prionen-Theorie kommt der Reinigung bei der Aufbereitung eine besondere Bedeutung zu, da Proteine primär entfernt werden müssen. Für eine desinfizierende Aufbereitung werden derzeit 1–2 M Natronlauge (NaOH) bzw. 2,5–5% Natriumhypochlorid (NaOCl) bzw. 4 M GuanidiniumThiocyanat (GdnSCN) empfohlen [22]. Nicht-dampfsterilisierbare Instrumente werden mit aldehydischen Desinfektionsmitteln nachbehandelt, ab-

schließend mit 70%igem Alkohol gespült (z. B. Endoskope) und gassterilisiert. Dampfsterilisierbare Instrumente werden nach der chemischen Dekontamination einer maschinellen Aufbereitung bei 93°C zugeführt und abschließend bei 134°C 1 h autoclaviert. Die entsprechenden Anlagen der RKI-Richtlinie sind zu beachten [22].

Regelwerke

3.9

3.9.1 Technische Regeln für Gefahrstoffe

▬ TRGS 513 Begasungen mit Ethylenoxid und Formaldehyd in Sterilisations- und Desinfektionsanlagen (Ausgabe 2/2000) ▬ TRGS 525 Umgang mit Gefahrstoffen in Einrichtungen zur humanmedizinischen Versorgung (Stand Mai 1998 BArbBl. Nr. 5/1998, S. 58) ▬ TRGS 531 Gefährdung der Haut durch Arbeiten im feuchten Milieu (Feuchtarbeit) (Stand 9/96) ▬ TRGS 540 sensibilisierende Stoffe (vom 15.12.1999, BArbBl. 2/2000, S. 73)

3.9.2 Normen

Normen sind durch die Richtlinie 93/42/EWG über Medizinprodukte und das entsprechend harmonisierte deutsche Medizinproduktegesetz (MPG) in ihrer Bedeutung aufgewertet worden. Sie geben den (Mindest)Stand der Technik an, den der Hersteller bei Konzeption und Fertigung, Betrieb bzw. Anwendung von Medizinprodukten zu beachten hat (⊡ Tab. 3.7). Einen Überblick über wesentliche Normen im Bereich der Sterilisationstechnik für das Gesundheitswesen gibt ⊡ Tab. 3.8.

⊡ Tab. 3.7. Normen für den (Mindest)stand für Medizinprodukte Art der Norm

Herkunft

DIN

Deutsche Norm

E DIN

Veröffentlichter deutscher Normenentwurf

EN

Europäische Norm

DIN EN

Harmonisierte (europäische) Norm

prEN, E DIN EN

Veröffentlichter europäischer Normenentwurf

3

35 3.9 · Regelwerke

⊡ Tab. 3.8. Überblick über wesentliche Normen im Bereich der Sterilisationstechnik für das Gesundheitswesen Norm

Dampfsterilisation

Stand

DIN EN 285

Sterilisation – Dampf- Sterilisatoren – Groß- Sterilisatoren – Anforderungen und Prüfverfahren Entwurf

2/97 12/2002

DIN 58946

Dampfsterilisatoren

Teil 6

Betrieb von Großsterilisatoren im Gesundheitswesen

4/2002

Norm

Validieren

Stand

Sterilisation von Medizinprodukten DIN EN 550

Validierung und Routineüberwachung für Sterilisation mit Ethylenoxid

6/94

DIN EN 552

Sterilisation von Medizinprodukten – Validierung und Routineüberwachung für die Sterilisation mit Strahlen

02/2001

DIN EN 554

Validierung und Routineüberwachung für Sterilisation mit feuchter Hitze

11/94

DIN 58948

Sterilisation – Niedertemperatur-Dampf-Formaldehyd-Sterilisatoren

Teil 16

Betrieb von Niedertemperatur-Dampf-Formaldehyd-Sterilisatoren

6/2002

Teil 17

Bauliche Anforderungen und Betriebsmittel für Niedertemperatur-Dampf-Formaldehyd-Sterilisatoren

12/2001

prEN 14180

Sterilisatoren für medizinische Zwecke Niedertemperatur-Dampf-Formaldehyd-Sterilisatoren – Anforderungen

1/2003

Norm

Ethylenoxidsterilisation

Stand

DIN EN 1422

Sterilisation für medizinische Anwendungen – Ethylenoxidsterilisatoren – Anforderungen und Prüfverfahren

11/97

DIN 58948-6

Betrieb von Ethylenoxid-Sterilisatoren

4/2003

DIN 58948-7

Bauliche Anforderungen und Betriebsmittel für Ethylenoxid-Sterilisatoren

12/2001

Norm

Heißluft-Sterilisatoren

Stand

Teil 1

Begriffe

6/1986

Teil 3

Prüfung auf Wirksamkeit

11/1990

Teil 5

Kleinsterilisatoren, Anforderungen

11/1990

Teil 6

Betrieb von Heißluftsterilisatoren

11/1990

DIN 58947

Anmerkung: alle Teile sind in Überarbeitung DIN 58949

Dampfdesinfektionsapparate

Stand

Teil 1

Begriffe

1/2001

Teil 2

Anforderungen

1/2001

Teil 3

Prüfung auf Wirksamkeit

2/2004

Teil 4

Bioindikatoren zur Prüfung auf Wirksamkeit (Entwurf )

2/2006

Teil 6

Betrieb von Dampfdesinfektionsapparaten

2/2004

Teil 7

Bauliche Anforderungen und Anforderungen an die Betriebsmittelversorgung

1/2001

DIN 58955

Dekontaminationsanlagen im Bereich der Medizin

Stand

Teil 1

Begriffe

1/2003

Teil 2

Anforderungen

7/2005

Teil 3

Prüfung auf Wirksamkeit

9/1998

Teil 4

Bioindikatoren zur Prüfung auf Wirksamkeit

3/2006

Teil 6

Betrieb

3/2001

Teil 7

Bauliche Anforderungen und Anforderungen an die Betriebsmittelversorgung

3/2001

▼

36

3

Kapitel 3 · Hygiene in der Medizintechnik

⊡ Tab. 3.8. Fortsetzung Norm

Biologische Prüfung von Sterilisatoren

DIN EN 866

Biologische Systeme für die Prüfung von Sterilisatoren und Sterilisationsverfahren

Stand

Teil 1

Anforderungen

5/97

Teil 2

Systeme für den Gebrauch in Ethylenoxidsterilisatoren

5/97

Teil 3

Systeme für Dampfsterilisatoren mit feuchter Hitze

5/97

Teil 4

Systeme für den Gebrauch in Strahlensterilisatoren

2/99

Teil 5

Systeme für den Gebrauch in Niedertemperaturdampf- und Formaldehydsterilisatoren

2/99

Teil 6

Systeme für den Gebrauch in Heißluftsterilisatoren

2/99

Teil 7

Bioindikatoreinheiten für den Gebrauch in Dampfsterilisatoren

2/99

Teil 8

Bioindikatoreinheiten für den Gebrauch in Ethylenoxidsterilisatoren

2/99

Norm

Nichtbiologische (chemische) Prüfung von Sterilisatoren

Stand

DIN EN 867

Nichtbiologische Systeme für den Gebrauch in Sterilisatoren

Teil 1

Allgemeine Anforderungen

5/97

Teil 2

Prozessindikatoren

5/97

Teil 3

Angaben für Indikatoren der Klasse B für den Bowie-Dick-Test

5/97

Teil 4

Festlegungen für Indikatoren, die alternativ zum Bowie-Dick-Test für den Nachweis der Dampfdurchdringung verwendet werden

2/2001

Teil 5

Festlegungen von Indikatorsystemen und Prüfkörpern für die Leistungsprüfung von Kleinsterilisatoren vom Typ B und S

11/2001

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4 Vorschriften für Medizinprodukte M. Kindler, W. Menke 4.1

Einführung – 37

4.6

4.2

Sicherheitsmängel bei Medizingeräten/ Medizinprodukten – 37

Risikomanagement und klinische Bewertung – 43

4.6.1

Überwachungssystem für Medizinprodukte

4.3

Europäische Grundlagen des MPG – 39

4.7

4.3.1 4.3.2

»Neue Konzeption« und »Globale Konzeption« Richtlinien der EG für Medizinprodukte – 41

Spezielle Vorschriften für Betreiber und Anwender – 46

4.4

Allgemeine Vorschriften des MPG im Überblick – 41

4.4.1 4.4.2

Anwendungsbereich – 41 Klassifizierung – 41

4.7.1 4.7.2 4.7.3 4.7.4 4.7.5 4.7.6

Betreiber und Anwender – 46 Dokumentationspflichten – 46 Kontrollpflichten – 47 Einweisungspflichten – 47 Meldepflichten – 48 Aufbereitung – 48

4.5

Spezielle Vorschriften des MPG für Hersteller/Importeure – 43

4.5.1

Konformitätsbewertung und CE-Kennzeichnung – 43

4.1

– 39

Einführung

Die früher in verschiedenen Rechtsbereichen enthaltenen deutschen Vorschriften für Medizingeräte und ihr Zubehör sind zur Vereinheitlichung des Europäischen Rechts in den letzten zwölf Jahren durch das Medizinproduktegesetz MPG und zahlreiche Verordnungen zusammengefasst und an die Vorgaben der europäischen Richtlinien angeglichen worden. Dieser Vorgang ist inzwischen weitestgehend abgeschlossen. Allerdings sind zur Anpassung an Erfordernisse der Praxis und zur Beseitigung von Mängeln in den nächsten Jahren sowohl auf der europäischen Ebene als auch bei der nationalen Umsetzung noch eine ganze Reihe weiterer Veränderungen abzusehen. Im Rahmen dieses Buches kann und soll lediglich eine orientierende Einführung in den Rechtsbereich der Medizinprodukte gegeben werden. Ansonsten muss für die relativ umfangreiche und teilweise komplexe Thematik auf die inzwischen zahlreich erschienene Spezialliteratur (z. B. Böckmann u. Frankenberger 1994, Kindler u. Menke 1999a, Schorn 1998) verwiesen werden. Insbesondere die Schnittstellen zu anderen Rechtsbereichen wie Arzneimittel-, Arbeitsschutz-, Strahlenschutz und Eichrecht bergen noch erhebliche rechtliche Probleme. Die Einhaltung der Vorschriften des Arbeitsschutzes und der Unfallverhütung wird explizit gefordert; die dadurch vollzogene Verschachtelung zweier Rechtsbereiche mit teilweise unterschiedlicher Zielsetzung hat allerdings die praktische Umsetzung der Vorschriften unnötig verkompliziert. Medizinische Patientenwaagen und medizinische Laborwaagen fallen unter die EG-Richtlinie über nichtselbsttäti-

Literatur

– 43

– 48

ge Waagen. Ferner sind Empfehlungen wie Normen etc. zu beachten, auf welche in den Vorschriften verwiesen wird. Allerdings ist die Einhaltung von europäischen Normen nicht zwingend vorgeschrieben. Die Schutzziele können auch auf andere Weise erreicht werden ( Abschn. 4.3).

4.2

Sicherheitsmängel bei Medizingeräten/ Medizinprodukten

Wenn das »Werkzeug Medizintechnik« fehlerhaft ist oder nicht beherrscht wird, so ist davon vor allem der Patient betroffen, insbesondere wenn bei der Anwendung (Menke 1989) ▬ natürliche Abwehrfunktionen/Schutzreflexe eingeschränkt sind (wie z. B. bei der Narkose), ▬ lebensnotwendige Organfunktionen von einer Maschine unterstützt bzw. übernommen werden (wie z. B. bei der Beatmung) oder ▬ dem Organismus relativ hohe Energiedosen zugeführt werden (wie z. B. bei der Laserchirurgie). Bei einer statistischen Auswertung von 1463 Unfällen durch VON DER MOSEL (von der Mosel 1971) ergab sich für die Unfallursachen folgende prozentuale Verteilung: ▬ Falsche oder unsachgemäße Anwendung elektromedizinischer Geräte sowie Unkenntnis und Leichtsinn des Bedienungspersonals solcher Geräte: 64%; ▬ Unzureichend oder falsch geplante sowie veraltete elektrische Verteilersysteme und Installationen sowie deren unzureichende oder mangelhafte Pflege: 16%;

38

4

Kapitel 4 · Vorschriften für Medizinprodukte

▬ Unzulängliche oder fehlende Instandhaltung elektromedizinischer Geräte sowie Mangel an regelmäßigen Sicherheitsinspektionen: 10%; ▬ Fehlerhafte Planung oder Konstruktion elektromedizinischer Geräte: 8%; ▬ unvermeidbare Unfälle, verursacht durch unvorhersehbare Umstände, also echte Unfälle: 2%. Die Ergebnisse dieser schon als klassisch zu bezeichnenden Auswertung wurden später durch zahlreiche Untersuchungen in der Tendenz bestätigt (s. unten). Eine von der Gewerbeaufsicht des Landes NordrheinWestfalen in den Jahren 1976 bis 1978 durchgeführte sicherheitstechnische Überprüfung von 396 elektromedizinischen Geräten ergab 259 mängelbehaftete Geräte mit insgesamt 1301 Mängeln (Ministerium für Arbeit, Gesundheit und Soziales des Landes NW 1977 und 1978). Importierte Geräte wiesen signifikant mehr Mängel auf als in Deutschland hergestellte. Die Mängel waren z. T. eklatant (z. B. unzureichende Synchronisierung von Defibrillationsimpulsen oder Nichtabschaltung von Infusionspumpen bei leerer Infusionsflasche); als Mängel galten allerdings auch nichtnormierte Bildzeichen oder unvollständige Bedienungsanleitungen. 1986 untersuchte die DEKRA-Prüfstelle für Gerätesicherheit in vier Stuttgarter Krankenhäusern das Sicherheitsniveau der Medizintechnik (Trappe u. Mäurer 1987). Von 225 Geräten mit relativ hoch einzustufendem Risikopotential (Gruppe 1 nach MedGV) waren 154 Geräte mit 461 Mängeln behaftet. Etwas mehr als die Hälfte der Mängel war auf eine unzureichende Wartung zurückzuführen. 28% der bemängelten Geräte mussten vor dem nächsten Einsatz instandgesetzt werden. Bei einer von der Medizinischen Hochschule Hannover durchgeführten Untersuchung von 3200 aus Versicherungsakten zufällig ausgewählten medizinischen Schadensfällen (Anna 1994, Bleyer 1992) wurden unter diesen (nur!) 209 Zwischenfälle mit Beteiligung medizinischtechnischer Geräte gefunden, wobei hierin sogar auch bspw. Verbrennungen durch Wärmflaschen und Stürze von Untersuchungstischen enthalten waren. Die Analyse der medizinisch-technischen Zwischenfälle ergab insgesamt folgende Ursachen: ▬ Bedienungsfehler: 63,6%; ▬ Instandhaltungsfehler 17,7%; ▬ Konstruktions-, Fertigungs- bzw. Materialfehler 11,0%; ▬ Gerätefehler 7,7%. Zu bedenken ist, dass für einzelne Gerätearten erhebliche Abweichungen von diesen statistischen Mittelwerten bestehen: Bei den Hochfrequenz-Chirurgiegeräten waren fast 90% der Zwischenfälle auf Bedienungsfehler zurückzuführen, bei den Geräten zur physikalischen Therapie nur etwas über 20%. Etwa 11% der 209 Unfälle mit Beteiligung von Medizingeräten endeten tödlich.

Die Analyse der Ursachen und Folgen von Unfällen in Zusammenhang mit medizinischen Geräten ist methodisch nicht einfach, da repräsentative und aussagekräftige Daten über entsprechende Zwischenfälle nur schwierig zu erhalten sind. Bei vielen Statistiken wurde zudem der Bereich »Implantate« ausgeklammert. Dennoch lässt sich sagen, dass vor allem bei der Schulung der Anwender sowie bei der Wartung und Konstruktion der Geräte Möglichkeiten zur Verbesserung der Sicherheit bestehen. Bereits bei der konstruktiven Auslegung kann auf eine einfache Bedienbarkeit und einen geringen Verschleiß unter den Bedingungen des medizinischen Einsatzes geachtet werden. Eine breite Datenbasis liefert seit einiger Zeit das europaweite Verfahren zur Meldung und Bewertung von Vorkommnissen, für dessen Durchführung das Bundesinstitut für Arzneimittel und Medizinprodukte BfArM in Zusammenarbeit mit den entsprechenden Länderbehörden zuständig ist.1 2 Die Medizinprodukte-Sicherheitsplanverordnung (MPSV), welche dem Schutz vor Risiken durch Medizinprodukte dient, ist Mitte 2002 in Kraft getreten (Will 2002). Die Zahl der Vorkommnis-Meldungen ist in den letzten Jahren deutlich angestiegen, da zunehmend auch Anwender und Betreiber das Verfahren genutzt haben (⊡ Abb. 4.1). Trotzdem muss mit einer sehr hohen Dunkelziffer gerechnet werden. Durch eine Fokussierung des europäischen Vorkommnisbegriffs auf Produktfehler (im weiteren Sinne) bestehen zahlreiche Ausnahmen von der Meldepflicht, welche insbesondere bei Anwendern und Betreibern zu Verunsicherung geführt haben und zudem Ursache von Lücken im Meldesystem sind. Auch erfolgt die Feststellung der Ursachen i. d. R. nicht durch Sachverständige der Behörde. Bei Mängeln von Implantaten bspw. kann die Gesamtzahl der geschädigten Patienten ein Mehrfaches der gemeldeten Fälle betragen. Nachdem die Information der Fachkreise über Mängel zunächst sehr restriktiv gehandhabt worden ist (Menke 2000), nimmt die Behörde dabei inzwischen eine sehr aktive Rolle ein. Auf den Internetseiten des BfArM sind aktuelle Risikohinweise, Herstellermaßnahmen und Behördenempfehlungen sowie die Ergebnisse der wissenschaftlichen Aufarbeitung von Vorkommnissen zu finden. In den USA weist die Food and Drug Administration FDA regelmäßig auf Risiken und Mängel hin und macht Vorschläge zur Verbesserung der Sicherheit

1

2

BfArM, Friedrich-Ebert-Allee 38-40, 53113 Bonn, Telefon: 0228/20730, Telefax: 0228/207-5207, e-Mail: [email protected], Homepage: www.bfarm.de. bei »In-vitro-Diagnstika« als spezieller Untermenge der Medizinprodukte ist teilweise auch das Paul-Ehrlich-Institut (PEI) in Langen zuständig.

4

39 4.3 · Europäische Grundlagen des MPG

IVD

BfArM Fallzahlentwicklung 2000 - 2005

nicht-aktive MP

(Risikomeldungen zu Medizinprodukten)

3500

3000

Risikomeldungen Gesamtzahl: 2000 - 1934 2001 - 2019 2002 - 2266 2003 - 2535 2004 - 3097 2005 - 3387

207 200

2500

2000

1500

58 21

987

aktive MP

121 1519

33

1080

1213

1665

1298

1000

500

0

926

2000

906

995

2001

2002

1116

2003

1378

2004

1515

2005

Röhe, Stand 13.01.2006

⊡ Abb. 4.1. Entwicklung der Vorkommnismeldungen beim BfArM 2000–2005

(www.fda.gov). Ferner sind in diesem Zusammenhang die Veröffentlichungen der Organisation ECRI zu nennen (www.ecri.com).

4.3

Europäische Grundlagen des MPG

Das Medizinproduktegesetz (MPG) basiert entsprechend seiner hauptsächlichen Zielsetzung, nämlich ▬ der Anpassung an europäisches Recht sowie ▬ der Vereinheitlichung der deutschen Vorschriften sowohl auf europäischen als auch auf nationalen Grundlagen (⊡ Abb. 4.2). Entsprechend kann man bei den Inhalten des Medizinproduktegesetzes auch europäische und nationale Elemente unterscheiden. Mit dem Medizinproduktegesetz wurde der gesetzliche Rahmen geschaffen, der eine ganze Reihe von Verordnungen ausfüllt und konkretisiert. Die wesentlichen Teile des deutschen Medizinprodukterechts beruhen auf der Umsetzung von Vorgaben der EG/EU, welche in einzelnen Bereichen wie bspw. bei den Vorschriften für Anwender und Betreiber durch nationale Regelungen ergänzt werden.

4.3.1

»Neue Konzeption« und »Globale Konzeption«

Zwei wesentliche Grundelemente der europäischen Philosophie sind ▬ die Neue Konzeption auf dem Gebiet der technischen Harmonisierung und Normung der EG vom 7. Mai 1985 und ▬ das Globale Konzept für Zertifizierung und Prüfwesen von Instrumenten zur Gewährleistung der Qualität von Industrieerzeugnissen vom 21. Dezember 1989 sowie darauf basierende weitere technische Harmonisierungsrichtlinien.

Neue Konzeption Mit der »Neuen Konzeption« (»New Approach«) wurde der praktisch gescheiterte Weg einer Festlegung von technischen Detailforderungen zugunsten einer allgemeinen Definition von wesentlichen Anforderungen (»Essential Requirements«) verlassen. Mit der Konkretisierung dieser allgemeinen Schutzziele sind die europäischen Normenorganisationen CEN/CENELEC mandatiert, die nach einheitlichen Regeln europäische Normen schaffen.

40

Kapitel 4 · Vorschriften für Medizinprodukte

Verordnungen/Richtlinien

4

(Stand Frühjahr 2006)

Hygiene bei der Aufbereitung (»RKI-Richtlinie«) Qualitätssicherung laboratoriumsmediz. Untersuchungen (RiliBÄK) Š Betreiberverordnung (MPBetreibV) Š Sicherheitsplanverordnung (MPSV) Š Medizinprodukte-Verordnung (MPV) Š Vertriebswege-Verordnung (MPVertrV) Š Verschreibungspflicht-Verordnung (MPVerschrV) Š DIMDI-Verordnung (DIMDIV) Š Kosten-Verordnung (BKostV-MPG) Š Š

(Stand Frühjahr 2006)

Medizinproduktegesetz (MPG) 1. Änderungsgesetz zum MPG (1. MPG-ÄndG) 2. Änderungsgesetz zum MPG (2. MPG-ÄndG) 3. Änderungsgesetz zum MPG (3. MPG-ÄndG) als Entwurf

⊡ Abb. 4.2. Europäische und nationale Grundlagen/Regelungen des Medizinproduktegesetzes sowie Rechtsverordnungen und Richtlinien

Wenn ein medizinisches Produkt den zutreffenden harmonisierten Normen entspricht, kann davon ausgegangen werden, dass es die wesentlichen Anforderungen der entsprechenden EG-Richtlinien erfüllt. Allerdings ist die Einhaltung der europäischen Normen für den Hersteller freiwillig, d. h. er kann von ihnen abweichen. Dann liegt die Beweislast für die Einhaltung der grundlegenden Anforderungen allerdings bei ihm.

Globale Konzeption: Mit der »Globalen Konzeption« sollen Handelshemmnisse u. a. dadurch abgebaut werden, dass die Arbeitsweise

der verschiedenen Prüf- und Zertifizierungssysteme in der Transparenz und Zuverlässigkeit ihrer Arbeitsweise einander angenähert werden, um so ein größeres gegenseitiges Vertrauen zu schaffen. Die Beurteilungskriterien hierfür sind in internationalen Normenreihen festgelegt. Wenn ein Produkt unter Anwendung dieser Qualitätssicherungsnormen hergestellt bzw. geprüft worden ist, wird davon ausgegangen, dass es die entsprechenden Anforderungen der EG-Richtlinien erfüllt. Dann darf der Hersteller sein Produkt mit dem europäischen Zulassungszeichen, d. h. der CE-Kennzeichnung versehen (⊡ Abb. 4.3). Bei Medizinprodukten sind als Besonderheit zusätzliche Anforderungen zu erfüllen. »Benannte Stel-

41 4.4 · Allgemeine Vorschriften des MPG im Überblick

wendung in der Heilkunde hinaus. In die Definition einbezogen sind auch Stoffe sowie die erforderliche Software.

4.4.2 ⊡ Abb. 4.3. CE-Kennzeichnung für Produkte der Klassen IIa, IIb und III sowie der Klasse I bei Produkten mit Messfunktion bzw. Sterilisation

len«, d. h. europäisch akkreditierte und im Amtsblatt der EG aufgeführte (notifizierte) Zertifizierungsstellen, überwachen die Einhaltung dieser Qualitätsanforderungen an die Hersteller auf verschiedenen Ebenen (ausgenommen sind hiervon die meisten Medizinprodukte der Klasse I, soweit nicht eine medizinische Messfunktion vorliegt oder eine Sterilisation vorgesehen ist).

4.3.2

Richtlinien der EG für Medizinprodukte

Die breite Palette der in der Medizin eingesetzten Produkte mit primär physikalischer (und nicht pharmakologischer oder metabolischer) Wirkung wird im Wesentlichen durch drei EG-Richtlinien geregelt:3 ▬ aktive implantierbare medizinische Geräte (90/385/ EWG), ▬ Medizinprodukte (93/42/EWG) und ▬ in-vitro-Diagnostika (98/79/EG).

4.4

Allgemeine Vorschriften des MPG im Überblick

Bevor auf die speziellen Vorschriften des Medizinproduktegesetzes MPG für Hersteller/Importeure und für Betreiber/Anwender näher eingegangen werden soll, werden zunächst der Anwendungsbereich und die Klassifizierung erläutert.

4.4.1

Anwendungsbereich

Klassifizierung

Die Klassifizierung der Produkte erfordert eine Eingruppierung in eine von vier Risikoklassen (I, IIa, IIb, III), wobei ein größeres vermutetes Risiko einer höheren Klasse entspricht. Die Zuordnung zu einer der Klassen erfolgt grundsätzlich durch den Hersteller (soweit erforderlich, im Einvernehmen mit einer benannten Stelle). In Zweifelsfällen bzw. bei unterschiedlicher Meinung ist die zuständige Landesbehörde bzw. das Bundesinstitut für Arzneimittel und Medizinprodukte BfArM als Bundesoberbehörde einzuschalten. Für die Zuordnung der Produkte zu den einzelnen Risikoklassen hat die EG ein ausgesprochen kompliziertes und schwierig zu handhabendes Regelwerk geschaffen. Die Anwendung der Regeln richtet sich nach der Zweckbestimmung des Produkts. Produktkombinationen und Zubehör werden unabhängig voneinander einzeln klassifiziert. Software, die ein Produkt steuert oder dessen Funktion beeinflusst, wird derselben Klasse zugerechnet wie das Produkt selbst. Gibt es mehrere Möglichkeiten der Regelanwendung, so ist nach der strengsten Regel das Produkt in die jeweils höchstmögliche Klasse einzustufen. Die Hauptkriterien für die Produktklassifizierung sind entsprechend der EG-Richtlinie 93/42/EWG: ▬ der Kontakt bzw. die Wechselwirkung mit dem menschlichen Körper, wie Kontakt mit unversehrter oder verletzter Haut, Invasivität des Produktes im Hinblick auf menschliche Körperöffnungen oder auf chirurgische Eingriffe oder eine vollständige oder teilweise Implantation in den Körper, ▬ Kontakt mit lebenswichtigen Organen, wie z. B. dem Herz-Kreislauf-System oder dem Zentralnervensystem (ZNS), ▬ die Abgabe von Energie oder von Substanzen wie z. B. Arzneimitteln in oder an den Körper sowie die Dauer der ununterbrochenen Anwendung bei bestimmungsgemäßem Einsatz am oder im Körper.

Das Medizinproduktegesetz umfasst alle medizinischen Produkte zur Erkennung, Überwachung, Behandlung und Verhütung mit primär physikalischer Wirkung und human- oder zahnmedizinischer Zweckbestimmung. Die Definition des Medizinprodukts geht jedoch über eine An-

Für die Dauer der ununterbrochenen Anwendung gelten folgende Definitionen: ▬ vorübergehend: weniger als 6 min, ▬ kurzzeitig: bis zu 30 Tage, ▬ langzeitig: mehr als 30 Tage.

3

Von verschiedenen Herstellerverbänden wurden Klassifizierungslisten geschaffen, welche jedoch nur einen orientierenden Charakter haben können, da die jeweilige Zweckbestimmung und Ausstattung des einzelnen Produkttyps durch den Hersteller für die Zuordnung verbindlich sind.

Es ist zu beachten, dass diese Richtlinien in der Zwischenzeit gegenüber ihrer ursprünglichen Fassungen ergänzt und geändert worden sind und kürzlich (Stand Frühjahr 2006) Entwürfe für ihre grundsätzliche Überarbeitung vorgelegt worden sind.

4

42

4

Kapitel 4 · Vorschriften für Medizinprodukte

Inhalt des Regelwerkes für die Produktklassifizierung Nichtinvasive Produkte R1:

Alle nichtinvasiven Produkte, soweit keine andere Regel→I

R2:

Durchleitung oder Aufbewahrung von Blut, Geweben, Flüssigkeiten, Gasen→I wenn kombinierbar mit IIa-, IIb- oder III-Produkten→IIa wenn für Aufbewahrung von Organen, Organteilen, Geweben→IIa

R3:

Veränderung der bioligischen/chemischen Zusammensetzung von Blut und Flüssigkeiten→IIb wenn Filtration, Zentrifugierung, Austausch von Gasen oder Wärme→IIa

R4:

Berührung mit verletzter Haut→IIa wenn als mechanische Barriere, zur Kompression, Absorption von Exsudaten→I wenn Wunden mit sekundärer Wundheilung→IIb

Invasive Produkte R5:

Vorübergehende Anwendung, nicht chirurgisch invasiv, kein Anschluss an aktives Produkt→I wenn kurzzeitige Anwendung IIa, außer HNO-Bereich→I wenn langzeitige Anwendung IIb, außer HNO-Bereich→IIa wenn kombinierbar mit IIa-, IIb- oder III-Produkten→IIa

R6:

Vorübergehende Anwendung, chirurgisch invasiv→IIa wenn direkten Kontakt mit Herz/Kreislauf→III wenn Abgabe ionisierender Strahlung→IIb wenn biologische Wirkung oder Resorption→IIb wenn Arzneimittelabgabe mit potentiellem Risiko→IIb

R7:

kurzzeitige Anwendung, chirurgisch invasiv→IIa wenn direkter Kontakt mit Herz/Kreislauf/ZNS→III wenn Abgabe ionisierender Strahlung→IIb wenn biologische Wirkung oder Resorption→III wenn Arzneimittel oder chemische Änderung im Körper→IIb

R8:

implantierbar oder langzeitig/chirurgisch invasiv→IIb wenn in Zähne implantiert→IIa wenn direkt Kontakt mit Herz/Kreislauf/ZNS→III wenn Arzneimittelabgabe oder chemische Änderung im Körper→III wenn biologische Wirkung oder Resorption→III

Aktive Produkte R9:

Therapeutische Produkte mit Abgabe oder Austausch von Energie→IIa wenn potentielles Risiko→IIb wenn Steuerung oder Kontrolle von aktiven therapeutischen Produkten →IIb

R10:

Diagnostische Produkte mit Energieabgabe→IIa wenn nuklearmedizinische Diagnostik→IIa wenn Kontrolle vitaler physiologischer Parameter mit Risiko→IIb wenn Produkte der Radiologie→IIb

R11:

wenn Produkte zur Abgabe oder Entfernung von Arzneimitteln u.a. →IIa wenn potentielles Risiko→IIb

R12:

Alle übrigen Produkte→I

Besondere Regeln R13:

Produkte mit Arzneimitteln und ergänzender Wirkung→III

R14:

Produkte zur Empfängnisverhütung→IIb wenn implantierbar oder langzeitig invasiv→III

R15:

Desinfektion und Reinigung von Kontaktlinsen→IIb wenn zur Desinfektion von Medizinprodukten→IIa

R16:

Nichtaktive Aufzeichnung von Röntgenbildern→IIa

R17:

Verwendung tierischer Gewebe oder Folgeprodukte davon→III (Ausnahme: Anwendung bei unversehrter Haut)

R18:

Blutbeutel→IIb

43 4.6 · Risikomanagement und klinische Bewertung

4.5

Spezielle Vorschriften des MPG für Hersteller/Importeure

Zu beachten ist, dass der Begriff des Herstellers im Medizinprodukterecht eine andere Bedeutung als im allgemeinen Sprachgebrauch hat. Nach dem MPG ist auch derjenige Hersteller, der unter eigener Bezeichnung und eigenem Namen Fremdprodukte verkauft (genauer: entgeltlich oder unentgeltlich in den Verkehr bringt oder zur Benutzung überlässt).

4.5.1

Konformitätsbewertung und CE-Kennzeichnung

Das Medizinproduktegesetz verweist auf die Grundlegenden Anforderungen im Anhang I der EG-Richtlinien für Medizinprodukte (93/42/EWG), für aktive Implantate (90/385/EWG) und für In-vitro-Diagnostika (98/79/EG), die verschiedenartige Forderungen enthalten: I. Allgemeine Anforderungen 1. vertretbar minimierte Gefährdung von Patienten und Dritten; 2. nach Grundsätzen der integrierten Sicherheit ausgelegt; 3. Erfüllung der Leistungsangaben des Herstellers; 4. keine Änderung bei normaler Belastung; 5. keine Änderung bei sachgerechter Lagerung und Transport; 6. keine unvertretbaren Nebenwirkungen. II. Anforderungen an die Auslegung und die Konstruktion 7. chemische und physikalische Eigenschaften: biologische Verträglichkeit, keine Gefährdung durch Schadstoffe oder Rückstände; 8. Infektion und mikrobielle Kontamination: geeignete Verpackung, validierte Sterilisationsverfahren, minimierte Infektionsrisiken; 9. Konstruktion und Umgebungsbedingungen: sichere Anschlüsse, elektromagnetische Verträglichkeit, Brand- und Explosionsschutz; 10. Produkte mit Messfunktion: angemessene Genauigkeit und Konstanz, ergonomische Auslegung; 11. Schutz vor Strahlungen: keine gefährdende Emission, optische/akustische Anzeige der Strahlenemission, umfassende Dokumentation; 12. Anforderungen an Produkte mit externer oder interner Energiequelle: keine Risiken durch Softwarefehler, Ladezustandsanzeige bei Akkus, Alarmsystem bei Energieausfall, elektromagnetische Abschirmung; 13. Bereitstellung von Informationen durch den Hersteller: Kennzeichnung der Produkte und Inhalte der Gebrauchsanweisung.

Der Nachweis der Übereinstimmung mit den Anforderungen erfolgt durch ein sog. Konformitätsbewertungsverfahren. Hierfür stehen unterschiedliche Möglichkeiten zur Verfügung (sog. Module, ⊡ Tab. 4.1), die entsprechend der Klassifizierung des Medizinproduktes miteinander kombiniert werden können. Die verschiedenen Verfahren unterscheiden sich nach ▬ Bewertung des Designs und Bewertung der Produktion, wie z. B. Auslegung, Baumuster, Produktion, ▬ der Art der jeweiligen Bewertung, z. B. Prüfung der Unterlagen, des Baumusters, des Qualitätssicherungssystems etc. sowie ▬ der Beteiligung einer benannten Stelle (Notified Body), d. h. des Herstellers selbst oder einer oder mehrerer anderer Stellen. ⊡ Tab. 4.2 und ⊡ Abb. 4.4 geben einen Überblick über den Einsatz der möglichen Konformitätsbewertungsverfahren in Abhängigkeit von der Produktklassifizierung. Die CEKennzeichnung gibt bei Produkten der Klassen IIa, IIb oder III in Form einer vierstelligen Ziffer die benannte Stelle an, die das Konformitätsbewertungsverfahren durchgeführt hat (vgl. auch ⊡ Abb. 4.3). Medizinprodukte der Risikoklasse I dürfen eine solche Nummer nicht tragen, da beim Modul A (»Selbstzertifizierung« des Herstellers) eine Einschaltung einer benannten Stelle nicht vorgesehen ist, soweit solche Produkte nicht eine Messfunktion haben oder einem Sterilisationsverfahren unterworfen werden (Produkte der Klassen IS/IM) (Kindler u. Menke 1999a).

4.6

Risikomanagement und klinische Bewertung

Gemäß dem europäischen Recht sind eine Risikobewertung sowie eine darauf aufbauende Risiko-Nutzen-Abwägung in Bezug auf die Nebenwirkungen eines Produktes erforderlich. Der Hersteller hat die Erfüllung der von ihm für ein Produkt angegebenen medizinischen Zweckbestimmung und die Abwesenheit von unvertretbaren Risiken zu belegen. Soweit für eine solche medizinische klinische Bewertung in der Literatur veröffentlichte Daten nicht ausreichen, muss eine klinische Prüfung erfolgen (unabhängig von der Klassifizierung des Produkts!). Die CE-Kennzeichnung am Produkt signalisiert, dass das entsprechende Produkt den grundlegenden Anforderungen entspricht und ein der Klassifizierung äquivalentes Konformitätsbewertungsverfahren durchgeführt wurde (Kindler u. Menke 1999a).

4.6.1

Überwachungssystem für Medizinprodukte

Zweck eines Beobachtungs- und Meldesystems ist es, dass sich Vorkommnisse derselben Art nicht wiederholen. Dies

4

unterhält

QMS

CE-Kennzeichnung

QMS

QMS

Baumuster

Baumuster

Baumuster

Baumuster

Konformitätsbescheinigung

Baumusterprüfbescheinigung

stellt aus

QMS

Konformitätsbescheinigung

QMS

QMS

überwacht

Inhalt der einzelnen Module (Erläuterung) Vollständiges Qualitätsmanagementsystem (Anhang II) Der Hersteller unterhält ein zugelassenes Qualitätsmanagementsystem (QMS) für Auslegung, Fertigung und Endkontrolle der betreffenden Produkte. Vor der Fertigung stellt er einen Antrag auf Prüfung der Auslegungsdokumentation. Die Benannte Stelle kontrolliert das QMS, prüft den Antrag auf Produktauslegung, veranlasst zusätzliche Tests oder Prüfungen, führt regelmäßig erforderliche Inspektionen bzw. unangemeldete Besichtigungen durch und erstellt einen Bewertungsbericht. EG-Baumusterprüfung (Anhang III) Der Hersteller unterbreitet der gemeldeten Stelle technische Unterlagen und ein repräsentatives Baumuster. Die Benannte Stelle prüft die Konformität mit Grundlegenden Anforderungen, führt geeignete Prüfungen und Tests durch und stellt die EG-Baumusterprüfbescheinigung aus. EG-Prüfung (Anhang IV) Der Hersteller erklärt die Konformität der Serienprodukte mit dem geprüften Baumuster und führt ein Überwachungssystem nach dem Vertrieb ein. Die Benannte Stelle prüft die Übereinstimmung des Produkts mit den Anforderungen der Richtlinie durch Kontrolle und Erprobung jedes einzelnen Produkts oder durch eine statistische Prüfung. Qualitätsmanagement Produktion (Anhang V) Der Hersteller unterhält ein zugelassenes QMS für Produktion mit Fertigungs- und Endkontrolle der Produkte. Er erklärt die Konformität der Serienprodukte mit dem geprüften Baumuster. Die Benannte Stelle akzeptiert und überwacht das QMS. Qualitätsmanagement Produkt (Anhang VI) Der Hersteller unterhält ein zugelassenes QMS für die Überwachung der Endabnahme und Prüfung der Produkte. Er erklärt die Konformität der Serienprodukte mit dem geprüften Baumuster und den Grundlegenden Anforderungen. Die Benannte Stelle akzeptiert und überwacht das QMS. EG-Konformitätserklärung (Anhang VII) Der Hersteller erklärt die Konformität mit den Grundlegenden Anforderungen der Richtlinie, bringt das CE-Zeichen an und hält die technische Dokumentation bis mindestens 5 Jahre nach dem letzten Fertigungstermin zur Verfügung.

CE-Kennzeichnung

Modul H (Anh. 2) umfass. QM-System

Konformität

Konformität

CE-Kennzeichnung

CE-Kennzeichnung

CE-Kennzeichnung

CE-Kennzeichnung

CE-Kennzeichnung

Modul G Einzelprüfung

Konformität

Modul F (Anh. 4) Produktprüfung

Konformität

Konformität

Produkt

Konformität

Modul E (Anh. 6) QM-Produkte

Techn. Unterlagen Baumuster

Produkt

Konformität

Techn. Unterlagen

Modul D (Anh. 5) QM-Produktion

Modul C Bauart-Konform.

Modul B (Anh. 3) Baumusterprüfung

bringt an

4

Modul A (Anh. 7) Konformerklärung

erklärt

prüft

prüft

hält bereit

legt vor

Die benannte Stelle

Der Hersteller

⊡ Tab. 4.1. Module für das Konformitätsbewertungsverfahren

44 Kapitel 4 · Vorschriften für Medizinprodukte

45 4.6 · Risikomanagement und klinische Bewertung

soll durch die Bewertung der gemeldeten Vorkommnisse und durch die Verbreitung von Informationen erreicht werden, die zur Vermeidung solcher Wiederholungen bzw. zur Begrenzung der Auswirkungen derartiger Vorkommnisse eingesetzt werden können.4 Nach § 15 MedGV waren vom Betreiber nur Funktionsausfälle und -störungen an energetisch betriebenen Geräten, die zu einem Personenschaden geführt hatten, unverzüglich im Rahmen einer Unfall- und Schadensanzeige zu melden. Diese Meldepflicht wurde nur selten

4

Leitlinien für ein Medizinprodukte-Beobachtungs- und Meldesystem, Medical devices vigilance system (2.12/1, rev. 4, 04-2001).

erfüllt, da die Betreiber darin eine haftungsrechtlich relevante Selbstanzeige sahen. Die Meldepflicht von Vorkommnissen wurde im Medizinproduktegesetz (MPG) vor allem auf den Hersteller übertragen und auch auf die Beinaheunfälle (sog. BeinaheVorkommnisse) ausgedehnt. Zudem erfasst das europaweite Medizinprodukte-Beobachtungs- und Meldesystem alle Vorfälle, die eine Gefährdung von Patienten, Anwendern oder Dritten hervorrufen könnten. Eine Meldekette vom Medizinprodukteberater des Herstellers oder Fachhandels als »Ohr am Markt« zum Sicherheitsbeauftragten des Herstellers soll möglichst frühzeitig unentdeckte Risiken der Medizinprodukte aufzeigen. Näheres hierzu wie auch die Meldepflicht für Anwender und Betreiber regelt die Medizinprodukte-Sicherheitsplanverordnung (MPSV).

⊡ Tab. 4.2. Mögliche Konformitätsbewertungsverfahren in Abhängigkeit von der Produktklasse Modul der Konformitätsbewertung (Anhang EG-Richtlinie)

Klasse I

Klasse IIa

Klasse IIb

Klasse III

EG-Konformitätserklärung (VII) EG-Prüfung (IV)

mit Konformitätserklärung (VII)

mit Baumusterprüfung (III)

mit Baumusterprüfung (III)

Qualitätsmanagement Produkt (VI) nach

mit Konformitätserklärung (VII)

mit Baumusterprüfung (III)

mit Baumusterprüfung (III)

Qualitätsmanagement Produktion (V)

mit Konformitätserklärung (VII)

mit Baumusterprüfung (III)

mit Baumusterprüfung (III)

Vollständiges Qualitätsmanagementsystem (II)

ohne Auslegungsprüfung

ohne Auslegungsprüfung

mit Auslegungsprüfung

⊡ Abb. 4.4. Mögliche Konformitätsbewertungsverfahren in Abhängigkeit von der Produktklasse (nach DEKRA, aus Kindler u. Menke 1999a)

4

46

Kapitel 4 · Vorschriften für Medizinprodukte

Spezielle Vorschriften für Betreiber und Anwender

4.7

4

Das Medizinprodukterecht stellt auch die Kliniken, Praxen und sonstigen Einrichtungen wie Altenpflegeheime vor eine ganze Reihe von Aufgaben. Die Vorschriften der Betreiberverordnung MPBetreibV enthalten Anforderungen hinsichtlich Dokumentation, Kontrollen, Einweisungen, Meldungen und Aufbereitung (⊡ Tab. 4.3). Die Einhaltung der Vorschriften und die Dokumentation der Maßnahmen wird nicht nur stichprobenartig von den zuständigen Überwachungsbehörden kontrolliert, sondern immer mehr auch von den Kostenträgern und anderen Organisationen als Kriterium für die Qualität der Einrichtungen vorausgesetzt.

4.7.1

Betreiber und Anwender

Wesentliche Adressaten sind Betreiber und Anwender, ferner sind mit der Betreiberverordnung zum MPG sog. beauftragte Personen neu eingeführt worden: ▬ Betreiber ist die Einrichtung bzw. ihr Träger, vertreten durch die Verwaltungsleitung/Geschäftsführung. Der Betreiber schafft im Rahmen seiner Organisationsverantwortung die Voraussetzungen für die Einhaltung der Vorschriften, indem er die Durchführung der erforder-

⊡ Tab. 4.3. Vorschriften für Anwender und Betreiber im Überblick (Auswahl), in Anlehnung an Menke und Drastik Bestandsverzeichnis:

▬ für alle aktiven Medizinprodukte

Medizinproduktebücher:

▬ für alle Geräte der Anlagen 1 und 2 ▬ Ausnahmen: nichtaktive Blutdruckmessgeräte, Kompaktthermometer

Kontrollen:

▬ STKs für alle Geräte der Anlage 1 ▬ MTKs für alle Geräte der Anlage 2 ▬ Ausnahmen: Kontrollen auch für andere Geräte, wenn der Hersteller diese fordert; keine Kontrollen bei Geräten der Anlagen 1 und 2, wenn der Hersteller diese explizit ausschließt (s. Hinweise im Text) ▬ Einhaltung der Richtlinien der Bundesärztekammer RiliBÄK (Qualitätssicherung quantitativer laboratoriumsmediz. Untersuchungen)

Einweisungen:

▬ »Schneeballprinzip« ist bei Geräten der Anlage 1 nicht vorgesehen

Meldungen:

▬ Vereinfachtes Meldeformular für Anwender und Betreiber

Aufbereitung:

▬ Einhaltung der »Anforderungen an die Hygiene« (»RKI-Empfehlungen«)

lichen Maßnahmen veranlasst und koordiniert. Die Einrichtung ist auch Betreiber solcher Medizingeräte, die probe- oder leihweise eingesetzt werden.5 ▬ Anwender sind alle Angehörigen medizinischer Berufsgruppen, welche Medizinprodukte tatsächlich handhaben, d. h. einsetzen bzw. bedienen. Dieser Personenkreis hat sich vor der Anwendung eines Medizinprodukts von dessen ordnungsgemäßem Zustand zu überzeugen. Privatpersonen, welche Medizinprodukte zu persönlichen Zwecken nutzen, sind i. d. R. keine Anwender im Sinne des Medizinprodukterechts. ▬ Vom Betreiber beauftragte Personen müssen bei neuen Medizinprodukten mit relativ hohem Risikopotenzial, welche in der Anlage 1 der Betreiberverordnung MPBetreibV aufgeführt sind, vom Hersteller oder einer sonstigen dazu befugten Person in die sachgerechte Handhabung eingewiesen werden und sollen ihre Kenntnisse an die anderen Anwender weitergeben.

4.7.2

Dokumentationspflichten

In das Bestandsverzeichnis sind alle aktiven Medizinprodukte aufzunehmen. Das Bestandsverzeichnis sollte nicht nur der formalen Erfüllung des entsprechenden Paragraphen dienen, sondern kann auch eine wichtige Basis sein für ▬ die Organisation aller vorgeschriebenen Maßnahmen, ▬ die Durchführung der Instandhaltung und ▬ die Planung der Beschaffung/Ausstattung. Medizinproduktebücher sind für alle Medizinprodukte der Anlagen 1 und 2 der Betreiberverordnung zum MPG mit Ausnahme von nichtaktiven Blutdruckmessgeräten und Kompaktthermometern zu führen. Die Medizinprodukte der Anlage 1 entsprechen weitestgehend den ehemaligen Geräten der Gruppe 1 nach der MedGV (Menke 2000).6 Dabei handelt es sich um nichtimplantierbare aktive Medizinprodukte zur ▬ Erzeugung und Anwendung elektrischer Energie zur unmittelbaren Beeinflussung der Funktion von Nerven und/oder Muskeln bzw. der Herztätigkeit einschließlich Defibrillatoren;

5

6

in Anlehnung an Dr. G. Brenner: Die Medizingeräteverordnung – Rechtliche Auswirkungen in Kindler 1993. Allerdings gibt es eine Reihe von Ausnahmen und eine genaue Abgrenzung kann im Einzelfall schwierig sein. Eine Auflistung der zur Anlage 1 gehörigen Geräte in Form eines verbindlichen Katalogs ist bereits vor geraumer Zeit von den zuständigen Landesbehörden angekündigt worden, liegt aber derzeit (Stand Frühjahr 2006) immer noch nicht vor.

47 4.7 · Spezielle Vorschriften für Betreiber und Anwender

▬ intrakardialen Messung elektrischer Größen oder Messung anderer Größen unter Verwendung elektrisch betriebener Messsonden in Blutgefäßen bzw. an freigelegten Blutgefäßen; ▬ Erzeugung und Anwendung jeglicher Energie zur unmittelbaren Koagulation, Gewebezerstörung oder Zertrümmerung von Ablagerungen in Organen; ▬ unmittelbaren Einbringung von Substanzen und Flüssigkeiten in den Blutkreislauf unter potentiellem Druckaufbau, wobei die Substanzen und Flüssigkeiten auch aufbereitete oder speziell behandelte körpereigene sein können, deren Einbringen mit einer Entnahmefunktion direkt gekoppelt ist; ▬ maschinellen Beatmung mit oder ohne Anästhesie; ▬ Diagnose mit bildgebenden Verfahren nach dem Prinzip der Kernspinresonanz; ▬ Therapie mit Druckkammern; ▬ Therapie mittels Hypothermie und ▬ Säuglingsinkubatoren sowie ▬ externe aktive Komponenten aktiver Implantate.

4.7.3

Kontrollpflichten

Sicherheitstechnische Kontrollen STKs sollen grundsätzlich bei Geräten der Anlage 1 und messtechnische Kontrollen MTKs bei Geräten der Anlage 2 der Medizinprodukte-Betreiberverordnung durchgeführt werden. Vorrang haben jedoch die Vorgaben des Herstellers, wenn auch nicht uneingeschränkt. Eine enge Zusammenarbeit zwischen Technik und Einkauf ist in den Einrichtungen wegen der Freiräume der Hersteller durch das neue Recht zur Vermeidung von unnötigen Maßnahmen und Kosten noch wichtiger geworden. Wenn Hersteller für Geräte der Anlage 1 keinerlei Angaben zur STK machen, besteht eine Verpflichtung zur Nachprüfung mindestens alle zwei Jahre (Schroll u. Spier 1999). Eine Einrichtung darf nur Mitarbeiter oder Unternehmen mit sicherheits- oder messtechnischen Kontrollen beauftragen, welche die vorgeschriebenen persönlichen und organisatorischen Voraussetzungen erfüllen. Dazu gehören vor allem fachliche Kompetenz und Weisungsfreiheit sowie entsprechende Mess- und Prüfeinrichtungen.7 Die Medizinprodukte der Anlage 2 entsprechen zum großen Teil den bisher eichpflichtigen Geräten (Breuer u. Schade 1999). Für sie sind in der Betreiberverordnung folgende Nachprüffristen festgelegt worden:

7

Für messtechnische Kontrollen ist ferner eine behördliche Zulassung erforderlich. Auch können dafür die entsprechenden Eichbehörden beauftragt werden.

Nichtinvasive Blutdruckmessgeräte

2 Jahre

Tretkurbelergometer

2 Jahre

Ton- und Sprachaudiometer

1 Jahr

Medizinische Elektrothermometer

2 Jahre

Infrarot-Strahlungsthermometer

1 Jahr

Augentonometer

2 oder 5 Jahre (geräteartabhängig)

Diagnostikdosimeter

5 Jahre (Ausnahmen sind möglich)

Für Therapiedosimeter bestehen abhängig u. a. von ihrem Energiebereich alternative Regelungen mit der Möglichkeit von Vergleichsmessungen. Der Hersteller kann bei seinen Angaben von der vorgesehenen Nachprüffrist abweichen. Auch kann er messtechnische Kontrollen für medizinische Messgeräte vorsehen, die in der Anlage 2 nicht aufgeführt sind. Der Betreiber ist dann verpflichtet, diese Prüfungen durchzuführen oder durchführen zu lassen. Messtechnische Kontrollen sind darüber hinaus sofort fällig, wenn ein begründeter Verdacht dafür besteht, dass ein Gerät seine Fehlergrenzen nicht einhält, bspw. nach einer Beschädigung oder einer Manipulation. Die Nachprüffrist gilt auch für Ersatz- und Reservegeräte, die zwar nicht genutzt, aber zur Anwendung vorgehalten werden.

4.7.4

Einweisungspflichten

Nach den allgemeinen Anforderungen in der Betreiberverordnung zum MPG müssen Anwender von Medizinprodukten die erforderliche Ausbildung oder Kenntnis und Erfahrung besitzen und die Gebrauchsanweisung sowie sonstige Hinweise zur Sicherheit beachten. Spezielle Vorschriften gelten für Geräte der Anlage 1. Bei ihnen darf das Einweisungswissen nicht mehr von einer Anwendergeneration auf die nächste »weiter vererbt werden« (⊡ Abb. 4.5). Nur noch die ersteingewiesene Person (beauftragte Person nach § 5 MPBetreibV) darf die Schulungen durchführen. Aus Kapazitäts- und Fluktuationsgründen sollte man deshalb immer ausreichend viele »beauftragte Personen« benennen und einweisen lassen. Für diesen Personenkreis bietet sich die Bezeichnung »Schulungsbeauftragte« an (Menke u. Drastik 2000). Dies erlaubt eine Abgrenzung gegenüber »Medizinprodukteverantwortlichen« (i. d. R. leitende Ärzte, welche die Organisationsverantwortung haben) und »Medizinproduktebeauftragten« (i. d. R. Mitarbeiter einer Abteilung, welche vom »Medizinprodukteverantwortlichen« konkrete Aufgaben bei der Umsetzung des Rechts übertragen bekommen haben). Manche »Medizinprodukteverantwortliche« und viele »Medizinproduktebeauftragte« sind zusätzlich

4

48

Kapitel 4 · Vorschriften für Medizinprodukte

Instandsetzung, sondern zusätzlich auch die Aufbereitung. Bei dieser müssen die »Anforderungen an die Hygiene bei der Aufbereitung von Medizinprodukten« eingehalten werden (sog. »RKI-Empfehlungen«). Die Aufbereitung von Einmalprodukten ist danach nicht grundsätzlich verboten, kann jedoch besondere Maßnahmen der Kontrolle erfordern und erhebliche Haftungsrisiken mit sich bringen.

4

Literatur ⊡ Abb. 4.5. Ersteinweisung und Folgeschulungen bei Medizinprodukten der Anlage 1 der Betreiberverordnung zum MPG

auch »Schulungsbeauftragte«, es gibt aber auch »Schulungsbeauftragte«, welche weder die eine noch das andere Funktion ausüben.

4.7.5

Meldepflichten

Nach der Medizinprodukte-Sicherheitsplanverordnung MPSV haben auch Betreiber und Anwender ▬ jede Funktionsstörung, ▬ jeden Ausfall, ▬ jede Änderung der Merkmale oder der Leistungen sowie ▬ jede Unsachgemäßheit der Kennzeichnung oder der Gebrauchsanweisung eines Medizinprodukts, die unmittelbar oder mittelbar zum Tode oder zu einer schwerwiegenden Verschlechterung des Gesundheitszustandes eines Patienten, eines Anwenders oder einer anderen Person geführt hat oder hätte führen können, unverzüglich dem Bundesinstitut für Arzneimittel und Medizinprodukte BfArM zu melden. Dieses gibt die Meldung unverzüglich an die für den Betreiber zuständige Behörde weiter und informiert weiterhin den Hersteller und die für den Hersteller zuständige Behörde. Für Anwender und Betreiber wurde ein spezieller einseitiger Meldebogen entwickelt, welcher einfacher zu handhaben ist als das für Hersteller vorgesehene mehrseitige Formular.8

4.7.6

Aufbereitung

Nach der Betreiberverordung für Medizinprodukte umfasst die Instandhaltung nicht nur die Inspektion, Wartung und

8

Bei »In-vitro-Diagnostika« als spezieller Untermenge der Medizinprodukte ist teilweise auch das Paul-Ehrlich-Institut (PEI) in Langen zuständig. Die Formulare sind auf der Homepage des BfArM hinterlegt (www.bfarm.de).

Anna O (1994) Orientierende Gedanken zur Bedienbarkeit medizinisch-technischer Geräte. Tagungsband TK ‘94 »Technik im Krankenhaus«, S 208– 216. Medizinische Hochschule, Hannover Bleyer S (1992) Medizinisch-technische Zwischenfälle in Krankenhäusern und ihre Verhinderung. Mitteilungen des Institutes für Biomedizinische Technik und Krankenhaustechnik der Medizinischen Hochschule Hannover (Hrsg: Prof. Dr. O. Anna und Prof. Dr. C. Hartung). Fachverlag Krankenhaustechnik, Hannover Böckmann R-D, Frankenberger H (1994) Durchführungshilfen zum Medizinproduktegesetz.Verlag TÜV Rheinland, Köln Breuer D, Schade T (1999) Messtechnische Kontrollen. In: AMD-Medizintechnik (Hrsg), Anwender- und Betreiberpflichten für Medizinprodukte. MediVision, Berlin, 2. Aufl., S 37–40 DEKRA Certification Services (1994) Seminarunterlagen zum Medizinproduktegesetz. Düsseldorf, MEDICA Kindler M (1993) Das Medizinprodukte-Überwachungssystem in der EG. mt Medizintechnik, Heft 4, S 138 f Kindler M (1994) Kombinationen mit Medizinprodukten – Der Fachhändler als Hersteller. MPJ MedizinprodukteJournal, Heft 3, S 21–23 Kindler M, Menke W (1999a) Medizinproduktegesetz – MPG. Kommentierte Ausgabe mit Arbeitshilfen und Materialien, 4. Aufl. ecomed, Landsberg Kindler M, Menke W (1999b) Definitionen und Orientierungshilfen. In: AMDMedizintechnik (Hrsg), Anwender- und Betreiberpflichten für Medizinprodukte, 2. Aufl. MediVision, Berlin, S 13–19 Menke W (Hrsg) (1989) Handbuch Medizintechnik. Verfahren • Geräte • Vorschriften. 4. Aufl. ecomed, Landsberg Menke W, Drastik K (2000) Praxis der MPG-Umsetzung. KrankenhausTechnik, S 30–33 Menke W (2000) Stand der Umsetzung und Handlungssbedarf zum MPG. Bundesfachkongreß fbmt , Tagungsband, S 80 f Ministerium für Arbeit, Gesundheit und Soziales des Landes NW (1977) Jahresbericht der Gewerbeaufsicht des Landes Nordrhein-Westfalen. ZfSMarktkontrolle »Elektromedizinische Geräte«, S NW 34 bis NW 37 Ministerium für Arbeit, Gesundheit und Soziales des Landes NW (1978) Jahresbericht Gewerbeaufsicht des Landes Nordrhein-Westfalen. ZfS Marktkontrolle »Elektromedizinische Geräte« , S NW 41 bis NW 49 von der Mosel HA (1971) Der klinisch-biomedizinische Ingenieur. Schweizerische Ärztezeitung Nr. 52 Pieper H-J (2000) Wirtschaftliche Umsetzung des Medizin-Produkterechts im Krankenhaus. Bundesfachkongreß fbmt,Tagungsband, S 76–79 Schorn GH (1998) MPG Medizinproduktegesetz. Gesetzestext mit amtlicher Begründung und einer Einführung. 2. Aufl. Wissenschaftliche Verlagsgesellschaft, Stuttgart Schroll S, Spier A (1999) Sicherheitstechnische Kontrollen. In: AMD-Medizintechnik (Hrsg), Anwender- und Betreiberpflichten für Medizinprodukte. 2. Aufl. MediVision, Berlin, S 35 f Trappe J, Mäurer H-J (1987) Untersuchungen zur Umsetzung der MedGV in Stuttgarter Krankenhäusern. DEKRA-Medizintechnik: DEKRA-Fachschriftenreihe 31/87, Stuttgart Will H-G (2002) Die Medizinprodukte-Sicherheitsplanverordnung (MPSV). Konsequenzen für Betreiber und Anwender. Pflegemagazin, Heft 5, S 16–23

5 Technische Sicherheit von elektromedizinischen Geräten und Systemen in medizinisch genutzten Räumen R. Kramme, H.-P. Uhlig 5.1

Einleitung – 49

5.8

Stromversorgung

5.2

Allgemeines zur Sicherheit technischer Systeme – 49

5.9

Stromquellen für Sicherheitszwecke mit Akkumulatoren – 56

5.3

Erreichen von Sicherheit in medizinischen Einrichtungen – 50

5.10 Endstromkreise und Steckdosen

5.4

Mindestanforderungen an ME-Geräte – 50

5.5

Medizinisch genutzte Bereiche

5.12 Elektromagnetische Verträglichkeit (EMV) – 57

5.6

ME-Systeme nach Art der Erdverbindung – 53

5.7

Schutz gegen gefährliche Körperströme – 53

5.1

– 53

Einleitung

Medizinische elektrische Geräte1 und Systeme2 werden hauptsächlich in medizinischen Einrichtungen wie Arztund Zahnarztpraxen, Ärztehäusern, Ambulanzen, Rehabilitationskliniken, Sanatorien, Kurkliniken, Altenpflege- und Behindertenheimen sowie Krankenhäusern und Kliniken eingesetzt. Nach den Vorschriften und Normen für elektrische Anlagen müssen in diesen Einrichtungen geeignete Räume – medizinisch genutzte Bereiche3 – vorhanden sein, in denen netzbetriebene ME-Geräte betrieben werden dürfen. Beim Einsatz tauchen vielfach Fragen auf, die einerseits die Sicherheit von Patienten und Anwendern und andererseits den störungsfreien Betrieb dieser Apparaturen betreffen. Die hauptsächlichen Gefahren, die von diesen ME-Geräten und ME-Systemen ausgehen, können elektrischer, mechanischer oder thermischer Natur sein. Ein weiteres mögliches Gefahrenpotential bilden ionisierende Strahlung, Explosion oder Brand. Was bedeutet nun Gefahr und Gefährdung? Gefahren im betrieblichen Ablauf sind Bestandteile des Arbeitssystems, die Leben und Gesundheit von Anwendern und Patienten schädigen können. Diese Gefahren sind mit Energien verbunden bzw. stellen Energien dar. Wenn diese Energien größer sind als die Widerstandsfähigkeit des menschlichen Körperteils, haben sie eine verletzungs1

Abgekürzt nach DIN EN 60601-1-1: ME-Gerät. Abgekürzt nach DIN EN 60601-1-1: ME-System. 3 Definition nach DIN VDE 0100-710. 2

– 56

5.11 Statische Elektrizität

5.13 Zusammenfassung Literatur

– 57

– 57

– 59

– 59

bewirkende Eigenschaft. Die Schädigungskraft ergibt sich aus dem Verhältnis Energie zu Körperwiderstandsfähigkeit. Als Gefährdung wird die Möglichkeit bezeichnet, dass Gefahr und Mensch räumlich-zeitlich zusammentreffen können. Für sichere medizinische Arbeitsplätze gilt deshalb abzuklären, auf welche Weise und unter welchen betrieblichen Bedingungen Gefahren und Menschen zusammentreffen, Verletzungsgefahr besteht und welche erfolgreichen Sicherheitsmaßnahmen (Schutzziele) dagegen eingesetzt werden oder werden sollten (Schneider 1976). Der größte Anteil der möglichen Gefährdung geht von ME-Geräten und ME-Systemen für die Diagnostik, Therapie und Überwachung aus. Die häufigsten Ursachen eines elektrischen Unfalls sind auf funktionsgestörte Schutzeinrichtungen, defekte Isolation an Kabeln und Leitungen, defekte oder fehlende Schutzabdeckungen an Geräten und Steckvorrichtungen und fehlende, unterbrochene oder vertauschte Schutzleiter zurückzuführen.

5.2

Allgemeines zur Sicherheit technischer Systeme

Der erreichte Stand von Wissenschaft und Technik ermöglicht es grundsätzlich, sehr sichere technische Produkte und Systeme zu entwickeln und zu bauen. Trotzdem gibt es keine absolute Sicherheit, weder im Leben noch in der Technik. Es kommt also darauf an, das vertretbare Restrisiko im Einzelfall zu ermitteln, um es dann bewusst in Kauf zu nehmen (Uhlig u. Sudkamp 2004).

50

5

Kapitel 5 · Technische Sicherheit von elektromedizinischen Geräten und Systemen in medizinisch genutzten Räumen

Die DIN 31000 »Allgemeine Leitsätze für das sicherheitsgerechte Gestalten technischer Erzeugnisse« von 03/1979 bildet die Basis für die inhaltliche Gestaltung von Sicherheitsnormen und VDE-Bestimmungen. In der DIN 31000 Teil 2 von 12/1987 wird das Grenzrisiko als das größte noch vertretbare Risiko eines bestimmten technischen Vorgangs oder Zustands beschrieben. Sicherheit wird nach DIN VDE 31000 als eine Sachlage definiert, bei der das Restrisiko unter einem definierten Grenzrisiko bleibt. Die Höhe des Risikos wird als abstrakte Größe aus dem Produkt von Schadensumfang und Wahrscheinlichkeit des Schadenseintritts gebildet (ISO Guide 51 1990). Die daraus resultierende zeitliche und inhaltliche Begrenzung der Sicherheit wird durch die Beschreibung von entsprechenden Anforderungen oder Maßnahmen erreicht. Die Maßnahmen, welche Sicherheit bewirken, werden nach DIN 31000 in drei Stufen eingeteilt (Dreistufentheorie): 1. unmittelbare Sicherheitstechnik

beinhaltet Maßnahmen, welche Sicherheit hauptsächlich durch die konstruktiv-planerische Ausführung von Produkten und Systemen bzw. ihrer Teile bewirken

gelungen, Vorschriften, Normen und Richtlinien. Das gleiche gilt für die Entwicklung, die Herstellung und das Betreiben von ME-Geräten und ME-Systemen. Die Übergänge oder Schnittstellen zwischen diesen Dokumenten sind nicht definiert, sondern fließend. So enthalten bspw. verschiedene Vorschriften und Normen für ME-Geräte wichtige Anforderungen an das Planen und Errichten der elektrischen Anlage (⊡ Tab. 5.1). Vorschriften und Normen beinhalten grundsätzlich nur die Mindestanforderungen. Zwischen ihnen besteht nicht immer Konformität. Außerdem entsprechen sie nicht immer dem Stand der Technik, weil die technische Entwicklung in vielen Fällen schneller verläuft als die Überarbeitung dieser Dokumente. Jedes Einzelprojekt muss deshalb sowohl hinsichtlich der Einhaltung der gesetzlichen und normativen Mindestanforderungen als auch hinsichtlich darüber hinausgehender Anforderungen überprüft werden. Die notwendige Sicherheit kann grundsätzlich nur erreicht werden, wenn das Gesamtsystem, bestehend aus baulicher und technischer Anlage sowie ME-Gerät, sicher ist ( Übersicht).

2. mittelbare Sicherheitstechnik

Anwendung sicherheitstechnischer Mittel, z. B. Verriegelungen

Schutzziele für die Sicherheit des Systems elektrische Anlage/ ME-Gerät (Uhlig u. Sudkamp 2004)

▬ Schutz der Patienten und des Personals vor

3. hinweisende Sicherheitstechnik

wird durch Hinweise auf die Bedingungen für eine gefahrlose Verwendung, z. B. in Bedienanweisungen und auf Schildern, generiert, wenn die unmittelbare und mittelbare Sicherheitstechnik nicht oder nicht vollständig zum Ziel führen Bei allen genannten sicherheitstechnischen Maßnahmen wird die bestimmungsgemäße Verwendung der Produkte und Systeme vorausgesetzt. Bei der Beurteilung von Gefährdungssituationen bildet die »Erste-Fehler-Philosophie«, beschrieben in DIN VDE 0752 Beiblatt 1 von 03/2003, eine wichtige Grundlage. Darüber hinaus können die Ergebnisse der internationalen Normung zum Thema Sicherheit, wie die Inhalte der IEC 300-3-9 von 12/1995 (Zuverlässigkeitsmanagement; Teil 3: Anwendungsleitfaden;  Abschn. 9: Risikoanalyse von technologischen Systemen), genutzt werden (Uhlig u. Sudkamp 2004). Die möglichen Folgen erster Fehler werden durch Schutzmaßnahmen sowie durch die planmäßige Prüfung und Instandhaltung nahezu ausgeschlossen. Geeignete Überwachungseinrichtungen müssen einen auftretenden »Ersten Fehler« sofort entdecken.

5.3

Erreichen von Sicherheit in medizinischen Einrichtungen

Für die Planung, Errichtung, Sanierung und Prüfung elektrischer Anlagen in medizinischen Einrichtungen gelten in Deutschland sehr umfangreiche gesetzliche Re-

▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬

5.4

gefährlichen Körperströmen und den Gefahren eines Spannungsausfalls oder schlechter Qualität der Spannung bzw. Frequenz Sicherheit der Schnittstelle zwischen ME-Geräten und der elektrischen Anlage, insbesondere bei Anwendung von Geräten für lebenswichtige Zwecke Sicherheit der Flucht- und Rettungswege Schutz vor Bränden und deren Einwirkung auf das System von elektrischer Anlage und ME-Geräten über einen notwendigen Zeitraum Sicherheit durch den Einsatz bewährter Technik Sicherheit durch die bestimmungsgemäße Verwendung aller Systemkomponenten Sicherheit durch vorschriftsmäßige Bedienung und regelmäßige Instandhaltung

Mindestanforderungen an ME-Geräte

Die DIN VDE 60601-1 »Medizinische elektrische Geräte; Allgemeine Festlegungen für die Sicherheit« von 1996 ist die Basisnorm dieser Reihe und beschreibt die allgemeinen Anforderungen an ME-Geräte. Nach der Normenreihe DIN VDE 60601 müssen alle in Deutschland zugelassenen ME-Geräte gebaut und geprüft sein. Nachstehend wird die Basisnorm hauptsächlich bezogen auf den Zusammenhang zur elektrischen Anlage bewertet. Für netzbetriebene ME-Geräte sind die Schutzklassen I und II zugelassen.

ME Geräte Schutzklasse 1 oder 2

ME Geräte Schutzklasse 1 und 2

ME Geräte Schutzklasse 1 und 2

OP- Leuchten Arbeitsfeldbeleuchtung

OP-Mikroskope

Untersuchungsleuchten

Untersuchungsleuchten

2

3

4

5

6

7

8

Arbeitsfeldbeleuchtung für einfache Untersuchungen

Arbeitsfeldbeleuchtung für einfache Untersuchungen

Arbeitsfeldbeleuchtung

für Untersuchungen und/oder Therapien nicht direkt am Herzen und wiederholbar

für Untersuchungen und/ oder Therapien nicht direkt am Herzen und nicht wiederholbar

für Untersuchungen und/ oder Therapien direkt am Herzen und nicht wiederholbar

für Überwachung und Therapie in der Intensivbehandlung, nicht direkt am Herzen und nicht wiederholbar

ME Geräte Schutzklasse 1 oder 2

1

Anwendung für

Verbrauchsmittel

lfd. Nr.

0

1

2

2

1

2

2

2

Med. Bereich der Gruppe

erlaubt (VDE 0100-710)

erlaubt (VDE 0100-710)

verboten

verboten

erlaubt (VDE 0100-710)

verboten

verboten

verboten

Abschaltung

entfällt

erlaubt, jedoch nicht vorgeschrieben

vorgeschrieben bei Un >25 V AC (VDE 0100-710)

vorgeschrieben bei Un >25 V AC (VDE 0100-710)

erlaubt, jedoch nicht vorgeschrieben

vorgeschrieben (VDE 0100-710)

vorgeschrieben (VDE 0100-710)

vorgeschrieben (VDE 0100-710)

IT-System

entfällt

vorgeschrieben (VDE 0100-710)

vorgeschrieben (VDE 0100-710)

vorgeschrieben (VDE 0100-710)

vorgeschrieben (VDE 0100-710)

vorgeschrieben (VDE 0100-710)

in Patientenumgebung nicht zulässig

vorgeschrieben (VDE 0100-710)

∆u ≤25 V

Schutz gegen elektrischen Schlag

⊡ Tab. 5.1. Anforderungen der ME-Geräte an die elektrische Anlage

entfällt

entfällt

entfällt

lt. VDE 0100-710 nicht erforderlich, im Einzelfall prüfen

lt. VDE 0100-710 nicht erforderlich, im Einzelfall prüfen

entfällt

erlaubt, jedoch nicht vorgeschrieben

entfällt

erlaubt, jedoch nicht vorgeschrieben

beste Lösung

vorgeschrieben (VDE 0100-710) verboten (VDE 0100-710) vorgeschrieben bei Un ≤ 25 V AC (VDE 0100-710)

bei Therapien direkt am Herzen prüfen entfällt

beste Lösung

erlaubt, jedoch nicht vorgeschrieben

wenn für sicheren Betrieb des ME Gerätes erforderlich

wenn für sicheren Betrieb des ME Gerätes erforderlich

wenn für sicheren Betrieb des ME Gerätes erforderlich

0,0 s

vorgeschrieben (VDE 0100-710)

erlaubt, jedoch nicht vorgeschrieben

nur bei Eignung des ME Gerätes

nur bei Eignung des ME Gerätes

nur bei Eignung des ME Gerätes

≤0,5 s

verboten (VDE 0100-710)

erlaubt, jedoch nicht vorgeschrieben

nur bei Eignung des ME Gerätes

nur bei Eignung des ME Gerätes

nur bei Eignung des ME Gerätes

≤ 15 s

vorgeschrieben bei Un ≤ 25 V AC (VDE 0100-710)

erlaubt bei Schutz durch Isolierung und Umhüllung oder Abdeckung

Erlaubt bei Schutz durch Isolierung und Umhüllung oder Abdeckung

möglich bei Schutzklasse II

erlaubt bei Schutz durch Isolierung und Umhüllung oder Abdeckung

PELV 25 V

bei Therapien direkt am Herzen prüfen

entfällt

entfällt

zwingend erforderlich

entfällt

∆u ≤10 mV

für Sicherheitszwecke mit zulässiger Unterbrechungszeit

Stromversorgung

erlaubt, jedoch nicht immer sinnvoll

erlaubt, jedoch nicht immer sinnvoll

verboten (VDE 0100710)

verboten (VDE 0100710)

erlaubt

verboten (VDE 0100710)

verboten (VDE 0100710)

verboten (VDE 0100710)

durch AV- Netz

5.4 · Mindestanforderungen an ME-Geräte 51

5

52

5

Kapitel 5 · Technische Sicherheit von elektromedizinischen Geräten und Systemen in medizinisch genutzten Räumen

In der Schutzklasse I sind alle nicht aktiven Teile des ME-Gerätes mit dem Schutzleiter (PE Protection Earth) verbunden. Das Gehäuse des Gerätes besteht aus Metall und ist ebenfalls mit dem PE verbunden. Im Falle eines geräteinternen Körper- oder Erdschlusses (z. B. Isolationsfehler) zwischen einem aktiven Leiter und dem PE wird im Gerät und/oder in der elektrischen Anlage eine Schutzeinrichtung ausgelöst, die den betroffenen Stromkreis abschaltet. Während einer Fehlersituation tritt eine Berührungsspannung zwischen dem Gehäuse des Gerätes und anderen geerdeten Teilen auf. Die Definition in DIN VDE 60601-1 für ME-Geräte der Schutzklasse I lautet: > Definition Gerät, bei dem der Schutz gegen elektrischen Schlag nicht allein von der Basisisolierung abhängt, sondern bei dem eine zusätzliche Schutzmaßnahme dadurch gegeben ist, dass durch den Anschluss an den Schutzleiter der fest verlegten Installation berührbare metallische Teile bei Ausfall der Basisisolierung nicht Spannung führend werden können.

Diese Interpretation des Schutzes ist nicht korrekt, weil im Fehlerfall am Gehäuse eine Berührungsspannung auftritt (s. oben). Die Geräte der Schutzklasse II sind doppelt isoliert (schutzisoliert). Der PE ist nicht herausgeführt. Das Gehäuse besteht aus Kunststoff mit einem sehr guten Isolierverhalten. Ein Fehler kann nur noch zwischen einem aktiven Leiter und dem Neutralleiter (N) auftreten. Während einer Fehlersituation tritt keine Berührungsspannung gegen Erde auf. Die Definition in DIN VDE 60601-1 für ME-Geräte der Schutzklasse II lautet: > Definition Gerät, bei dem der Schutz gegen elektrischen Schlag nicht allein von der Basisisolierung abhängt, sondern zusätzliche Schutzmaßnahmen, wie doppelte oder verstärkte Isolierung vorhanden sind, jedoch keine Möglichkeit eines Schutzleiteranschlusses und keine Abhängigkeit von den installierten Schutzmaßnahmen besteht.

Eine weitere Kategorie bilden vom Netz unabhängige, meist batteriebetriebene ME-Geräte. Bei diesen Geräten besteht, wie bei netzbetriebenen ME-Geräten der Schutzklasse II, hinsichtlich des Schutzes vor gefährlichen Körperströmen keine Abhängigkeit von den installierten Schutzmaßnahmen. Geräte der Klasse AP müssen den Anforderungen an Konstruktion, Aufschriften und Begleitpapiere genügen, um Zündquellen in explosionsfähigen Gemischen von Atmungsanästhesiemitteln mit Luft zu vermeiden. Geräte der Klasse APG müssen den Anforderungen an Konstruktion, Aufschriften und Begleitpapiere genügen, um Zündquellen in explosionsfähigen Gemischen

von Atmungsanästhesiemitteln mit Sauerstoff oder Lachgas zu vermeiden. Ferner werden die ME-Geräte nach den Isolationsklassen der Anwendungsteile unterschieden ( Übersicht).

Beschreibung der ME-Geräte nach den Isolationsklassen der Anwendungsteile ▬ Isolationsklasse B – das Anwendungsteil hat Erdverbindung – äußere Anwendung am Patienten – gewährt Schutz gegen elektrischen Schlag unter Beachtung des Fehlerstroms – nicht für direkte Anwendung am Herzen geeignet

▬ Isolationsklasse BF – das Anwendungsteil ist isoliert vom ME-Gerät (keine Erdverbindung) – äußere Anwendung am Patienten – höherwertiger Schutz gegen elektrischen Schlag als bei Isolationsklasse B – nicht für direkte Anwendung am Herzen geeignet

▬ Isolationsklasse CF – das Anwendungsteil ist hochwertig isoliert vom ME-Gerät (keine Erdverbindung) – äußere und intrakardiale Anwendung am Patienten – höherwertiger Schutz gegen elektrischen Schlag als bei Isolationsklasse BF – für direkte Anwendung am Herzen geeignet

Medizinische elektrische Geräte dürfen sowohl im Normalzustand als auch beim ersten internen Fehler keine Gefährdungen hervorrufen, die vernünftigerweise vorhersehbar sind. Voraussetzung dafür sind die bestimmungsgemäße Verwendung der Geräte und die Einhaltung der Anleitungen des Herstellers. Die Funktion, für die das Gerät bestimmt ist, kann im Fehlerfall ausfallen. Als erste Fehler gelten für ME-Geräte: ▬ Unterbrechung des Schutzleiters ▬ Unterbrechung eines Leiters der Stromversorgung ▬ Auftreten einer äußeren Spannung an Anwendungsteilen mit dem Kennbuchstaben »F« ▬ Auftreten einer äußeren Spannung an Signaleingangsoder -ausgangsteilen ▬ Versagen einer elektrischen Komponente Das Versagen der doppelten Isolierung und die Unterbrechung des Schutzleiters in der elektrischen Anlage gelten als unwahrscheinlich. ME-Geräte müssen so konstruiert sein, dass eine Unterbrechung der Stromversorgung bis zu deren Wiederherstellung zu keiner Gefährdung führt, außer zur Unterbrechung der vorgesehenen Funktion. Die Bemessungsspannung darf für Handgeräte und einphasig

53 5.7 · Schutz gegen gefährliche Körperströme

angeschlossene Geräte bis 4 kVA maximal 250 V betragen. Für mehrphasig angeschlossene und sonstige Geräte darf die Bemessungsspannung 500 V nicht überschreiten. Für ME-Geräte beträgt die Toleranz der Nennspannung ±10% und die der Netzfrequenz ±1 Hz. Nach den für die elektrische Anlage geltenden Normen können dort andere Werte auftreten (siehe »Stromversorgung«). Der Schutzleiter der Geräte muss regelmäßig geprüft werden. Dabei sind als Grenzwert zwischen dem PE des Steckers und berührbaren Metallteilen (Gehäuse) für Geräte mit fest angeschlossener Anschlussleitung 0,1 Ω und bei Geräten mit abnehmbarer Anschlussleitung 0,2 Ω zugelassen. In der Ergänzungsnorm DIN VDE 60601-1-1 »Festlegungen für die Sicherheit von medizinischen elektrischen Systemen« (ME Systemen) wird bei Verwendung von ortsveränderlichen Mehrfachsteckdosen verlangt, dass die Verbindung der ME-Geräte eines ME-Systems mit einer Mehrfachsteckdose nur mit Hilfe von Werkzeug möglich sein darf. Anderenfalls muss die ortsveränderliche Mehrfachsteckdose galvanisch getrennt werden (z. B. Trenntransformator). Ein Teil der genannten Anforderungen der DIN VDE 60601-1 an ME-Geräte hat einen direkten oder indirekten Bezug zur elektrischen Anlage. Daraus lassen sich teilweise zusätzliche Anforderungen an die elektrische Anlage ableiten (Uhlig u. Sudkamp 2004). Die ⊡ Tab. 5.1 »Anforderungen der ME-Geräte an die elektrische Anlage« fasst die verschiedenen Anwendungen von ME-Geräten so zusammen, dass die wichtigsten Anforderungen an die Schnittstelle zur elektrischen Anlage erkennbar werden und zusätzliche Anforderungen definiert werden können.

5.5

Medizinisch genutzte Bereiche

Medizinische Untersuchungen und Behandlungen sind in entsprechenden Räumen, den medizinisch genutzten Bereichen, durchzuführen, unabhängig davon, wo sich diese Räume befinden. Das kann ein Krankenhaus, Ärztehaus oder Ärztezentrum, eine Ambulanz oder die Praxis eines niedergelassenen Arztes sein. Die Anwendung setzt die Einteilung der medizinisch genutzten Bereiche in die Gruppen 0, 1 oder 2 voraus (DIN VDE 0100-710 2002). Bedingt durch den möglichen Zustand, wie z. B. Bewusstlosigkeit oder die Art der medizinischen Untersuchung oder Behandlung von Patienten, z. B. eine Operation, bestehen besondere Gefährdungen. Der Hautwiderstand der Patienten kann infolge medizinischer Eingriffe durchbrochen, ihre Wahrnehmungsfähigkeit oder ihr Abwehrvermögen durch medizinische Maßnahmen beeinträchtigt bzw. eingeschränkt sein. Die geforderte Klassifikation und Einteilung der medizinisch genutzten Bereiche in Gruppen – i. d. R. durch den Vertreter des Auftraggebers (= Planer) gemeinsam mit dem medizinischen und technischen Personal (= Betreiber) – muss

zwingend durchgeführt werden. Eine wesentliche Grundlage für die Entscheidung, welcher Gruppe ein Raum zuzuordnen ist ⊡ Abb. 5.1), bildet die Art des Kontaktes von Anwendungsteilen der ME-Geräte mit dem Körper des Patienten. In Bereichen der Gruppe 1 können bereits Untersuchungen und Therapien invasiv, jedoch nicht direkt am Herzen durchgeführt werden. Ein Spannungsausfall mit einer Dauer von maximal 15 s kann in diesem Fall jedoch gefährlich sein. Demzufolge sollte dann die Einordnung in die Gruppe 2 und der Einsatz einer zusätzlichen Sicherheitsstromversorgung (ZSV) erwogen werden. In der Gruppe 2 gelten die Kriterien »Untersuchungen oder Behandlungen intrakardial oder »am offenen Herzen« sowie »lebenswichtige Untersuchungen und Behandlungen«. Die zusätzliche Beschreibung der elektrischen Bedingungen in der DIN VDE 0100-710 für die Einordnung in Gruppen soll bei der Entscheidung helfen (⊡ Abb. 5.2). Bei der Auswahl der Gruppen müssen immer alle Kriterien herangezogen werden, die für die Sicherheit des Patienten wichtig sind. In Zweifelsfällen ist die Entscheidung für die höhere Sicherheit zu wählen (Uhlig u. Sudkamp 2004).

5.6

ME-Systeme nach Art der Erdverbindung

Für die Wirksamkeit und die richtige Anwendung von Schutzmaßnahmen, insbesondere von Schutzmaßnahmen gegen gefährliche Körperströme und gegen elektromagnetische Störungen (Fremdspannungen), ist die konsequente Anwendung des TN-S-Systems nach DIN VDE 0100-710 von grundlegender Bedeutung. Bei diesem System werden der Neutralleiter (N) und der Schutzleiter (PE) im gesamten Gebäude getrennt geführt und nur an einem Punkt, z. B. im Niederspannungshauptverteiler, miteinander verbunden. Damit wird u. a. die Überbrückung von Spannungsdifferenzen an den Gehäusen von Geräten, die sich an verschiedenen Orten in einem Gebäude befinden, durch die Schirmung der Schwachstromleitungen unterbunden.

5.7

Schutz gegen gefährliche Körperströme

In medizinisch genutzten Bereichen der Gruppen 1 und 2 gilt nach DIN VDE 0100-710 eine vereinbarte Grenze der Berührungsspannung4 von UL≤25 V, die eingehalten werden muss. Eine Ausnahme bilden Untersuchungen und Behandlungen direkt am Herzen. Hier gilt nach DIN 57753 »Anwendungsregeln für elektromedizinische Geräte bei intrakardialen Eingriffen, 2/1983« eine Berührungsspannung von maximal 10 mV. Ein derartig kleiner Wert ist im Fehlerfall durch Maßnahmen in der

4

Definiert in DIN VDE 0100-200.

5

54

5

Kapitel 5 · Technische Sicherheit von elektromedizinischen Geräten und Systemen in medizinisch genutzten Räumen

Gruppe 0

Gruppe 1

Gruppe 2

Sprechzimmer

Praxisräume der Human- und Dentalmedizin

Operations-Vorbereitungsräume

Ordinationsräume

Chirurgische Ambulanzen

Operationsräume

Verbandszimmer

Räume für Heimdialyse

Aufwachräume

Bettenräume

Bettenräume

Intensivpflegeräume

Massageräume

Räume für Hydrotherapie

Frühgeborenenräume

Gymnastikräume

Endoskopieräume

Endoskopieräume

OP-Nebenräume

Räume der minimal invasiven Chirurgie

Räume der minimal invasiven Chirurgie

Inhalatorien

Angiographieräume

Angiographieräume

Herzkatheterräume (Untersuchung)

Herzkatheterräume (Untersuchung und Behandlung)

CT-Räume MRT-Räume EKG-Räume EEG-Räume Entbindungsräume ⊡ Abb. 5.1. Beispiele für die Zuordnung von Räumen zu Gruppen

Medizinisch genutzter Bereich der Gruppe 0

Medizinisch genutzter Bereich der Gruppe 1 Der Patient wird beim Abschalten der elektrischen Anlage infolge eines 1. Körperoder Erdschlusses gefährdet.

Der Patient wird beim Abschalten der elektrischen Anlage infolge eines 1. Körperoder Erdschlusses nicht gefährdet.

Der Patient wird beim

Der Patient wird beim

Anwendungsteile von ME Geräten werden nicht angewendet.

Medizinisch genutzter Bereich der Gruppe 2

A usfall der allgemeinen

A usfall der allgemeinen

Stromversorgung nicht gefährdet.

Stromversorgung gefährdet.

Untersuchungen und Behandlungen können abgebrochen und wiederholt werden.

Behandlungen sind für Patienten gefährlich. Untersuchungen sind nicht wiederholbar. Anwendungsteile von ME Geräten werden äußerlich und/oder invasiv zu jedem beliebigen Teil des Körpers, außer am Herz angewendet.

⊡ Abb. 5.2. Normative Kriterien für die Einteilung in Gruppen. Die verschiedenen Geräteteile bilden mit den dazwischen liegenden sicherheitstechnischen Isolierungen Kondensatoren C, über die der Patientenableitstrom und der Gehäuseableitstrom fließen. Bei Geräten der Schutzklasse I fließt noch der Erdableitstrom über den Schutzleiter.

Anwendungsteile von ME Geräten werden für Anwendungen, wie intrakardiale Verfahren und lebenswichtige Behandlungen angewendet.

A – a Isolierung Netzteil – berührbare Metallteile B – a Isolierung Netzteil – Anwendungsteil B – d Isolierung Anwendungsteil – Netzteil

55 5.7 · Schutz gegen gefährliche Körperströme

elektrischen Anlage über den Schutzleiter rein physikalisch nicht erreichbar. Deshalb dürfen ME-Geräte der Schutzklasse I in diesem Fall nur am medizinischen ITSystem5 betrieben werden. Die flexiblen ZPA-Leitungen (ZPA = zusätzlicher Potentialausgleich) sind unbedingt anzuschließen. Ferner müssen bei derartigen Eingriffen Maßnahmen auf medizinischer Seite durchgeführt werden, wie die Verwendung von ME-Geräten der Isolationsklasse CF. Unter den genannten Voraussetzungen sind Gefahren durch Ableitströme äußerst unwahrscheinlich. Ableitströme (⊡ Abb. 5.3) bzw. deren Auswirkung werden auf Seiten der elektrischen Anlage durch die Anwendung des medizinischen IT-Systems und den ZPA begrenzt. Der Schutz gegen die Wirkung von Ableitströmen wird geräteseitig durch die Verwendung von ME-Geräten der Schutzklasse II und die Begrenzung des Patientenableitstromes erreicht (⊡ Tab. 5.2). Der zusätzliche Potentialausgleich (ZPA) in jedem medizinisch genutzten Bereich bildet die wichtigste grundlegende Schutzmaßnahme in den medizinisch genutzten Bereichen der Gruppen 1 und 2. In den Bereichen der Gruppe 2 sind nach DIN VDE 0100-710 in der Patientenumgebung6 zusätzliche Anschlussbolzen für den ZPA entsprechend DIN 42801 angebracht. Die dort anzuschließenden flexiblen Potentialausgleichsleitungen, ⊡ Tab. 5.2. Maximal zulässige Ableitströme von ME-Geräten nach DIN EN 60601-1 Art

Typ B

Typ BF

Typ CF

Erdableitstrom

0,5 mA

0,5 mA

0,5 mA

Gehäuseableitstrom

0,1 mA

0,1 mA

0,1 mA

welche eine direkte Verbindung zwischen dem PE der fest installierten Anlage und den Gehäusen der ME-Geräte herstellen, erfüllen den Zweck, Potentialdifferenzen zwischen den ME-Geräten in der Patientenumgebung auszugleichen, den Ausfall des Schutzleiters bei Geräten der Schutzklasse I zu verhindern und die Einhaltung der geforderten Berührungsspannung am Gehäuse von Geräten der Schutzklasse I zu gewährleisten. Diese Leitungen sind von großer Wichtigkeit für den Schutz gegen gefährliche Körperströme und immer anzuschließen, wenn Geräte der Schutzklasse I verwendet werden (Uhlig u. Sudkamp 2004). Weitere wichtige Schutzmaßnahmen gegen gefährliche Körperströme sind: 1. Schutz durch automatische Abschaltung nach DIN VDE 0100-410 Die Stromkreise von Steckdosen müssen im Fehlerfall (impedanzloser Kurzschluss) innerhalb von 0,3 s durch die zugeordnete Schutzeinrichtung abgeschaltet werden. Diese Schutzmaßnahme darf nach DIN VDE 0100-710 nur in Bereichen der Gruppe 0 angewendet werden. 2. Schutz durch automatische Abschaltung der Stromversorgung mit RCD7 Auslösestrom IΔN=30 mA Diese Schutzmaßnahme ist für Steckdosen in Bereichen der Gruppen 1 und 2 vorgeschrieben, wenn keine Gefahr für die Patienten besteht. ME-Geräte für lebenswichtige Zwecke dürfen hier nicht angeschlossen werden.

5

Definiert in DIN VDE 0100-710. Definiert in DIN VDE 0100-710 und DIN EN 60601-1-1. 7 Residual current protective devices (Fehlerstromschutzschalter). 6

Patientenableitstrom

0,1 mA

0,1 mA

0,01 mA

⊡ Abb. 5.3. Patient und Anwender in Verbindung mit ME-Gerät (Flügel T et al, 2004)

5

56

5

Kapitel 5 · Technische Sicherheit von elektromedizinischen Geräten und Systemen in medizinisch genutzten Räumen

3. Schutz durch Meldung von Isolationsfehlern im medizinischen IT-System Werden ME-Geräte für lebenswichtige Zwecke oder nicht wiederholbare Untersuchungen eingesetzt, müssen diese aus einem medizinischen IT-System versorgt werden. Derartige Steckdosen werden nach DIN VDE 0100-710 nur in Bereichen der Gruppe 2 installiert. Hier bildet das medizinische IT-System die bevorzugte Schutzmaßnahme. Wegen der Begrenzung der Leistung der IT-Trenntransformatoren auf max. 8 kVA kann es jedoch nicht immer durchgängig angewendet werden. Das medizinische IT-System bildet ein isoliertes und lokal begrenztes Netz. Die leitfähigen Gehäuse der MEGeräte der Schutzklasse I sind mit dem Schutzleiter verbunden. Bei Auftreten nur eines ersten Körperschlusses tritt als Fehlerstrom nur der Gehäuseableitstrom in Erscheinung und es erfolgt keine Abschaltung. Damit wird erreicht, dass ein für die Untersuchung oder Behandlung lebenswichtiges ME-Gerät beim ersten Körperschluss nicht ausfällt und bis zur Beendigung der Behandlung weiter betrieben werden kann. Der Körperschluss wird dem medizinischen Personal gemeldet. Ein Schutz gegen Überlast ist nicht zulässig. Die Überlastung des IT-Trenntransformators wird dem medizinischen Personal durch eine Überwachungseinrichtung gemeldet. Die Steckdosen des medizinischen IT-Systems sind entsprechend zu kennzeichnen oder unverwechselbar auszuführen, wenn mehrere Systeme nach Art der Erdverbindung in einem Raum vorhanden sind. Damit soll verhindert werden, dass ME-Geräte, die aus dem medizinischen IT-System versorgt werden müssen, nicht versehentlich mit Steckdosen des TN-S-Systems verbunden werden. Für die Farbkennzeichnung gibt es keine normative Vorgabe.

5.8

Stromversorgung

Die sichere Stromversorgung bildet ein weiteres wichtiges Kriterium für den sicheren Betrieb. Für medizinisch genutzte Bereiche stehen folgende Stromversorgungen zur Verfügung: ▬ Allgemeine Versorgung (AV) über einen Hausanschluss oder eine hochspannungsseitige Einspeisung von einem VNB8 ▬ Stromversorgung für Sicherheitszwecke (SV) durch Stromerzeugungsaggregate mit Hubkolbenverbrennungsmotoren ▬ Zusätzliche Stromversorgung für Sicherheitszwecke aus Batterien (ZSV)

8 Versorgungsnetzbetreiber.

Zwischen diesen Stromversorgungen (Stromquellen und Netzen) muss bei der Versorgung von sicherheitsrelevanten Verbrauchern in Bereichen der Gruppe 2 umgeschaltet werden. Die Anforderungen an die Umschaltung sind in DIN VDE 0100-710 unter mehreren Abschnitten zu finden. Unter Beachtung dieser normativen Quellen sind in den Unterverteilern zur Versorgung von Bereichen der Gruppe 2 folgende Umschalteinrichtungen erforderlich: ▬ Umschaltung zwischen einer SV- und AV-Einspeisung Hier wird die Spannung der Außenleiter der ersten Leitung (SV) überwacht. Fällt die erste Leitung aus, muss die Weiterversorgung der unter 710.564.4 und 5 genannten Verbraucher, soweit diese aus einem Unterverteiler zu versorgen sind, innerhalb von 15 s gesichert werden. ▬ Umschaltung zwischen einer SV- und ZSV-Einspeisung Hier wird die Spannung der Außenleiter der ersten Leitung (SV) überwacht. Fällt die erste Leitung aus, muss die Weiterversorgung der ME-Geräte innerhalb von 0,5 s gesichert werden. Wird die ZSV im Dauerbetrieb genutzt und die erste Leitung aus der ZSV versorgt, steht die Spannung unterbrechungsfrei zur Verfügung. Ein wichtiges Kriterium für die sichere Stromversorgung bilden die Stabilität und die Qualität der Versorgungsspannung. Die Nennspannung des Netzes kann bei Einhaltung der Normen an der Steckdose in Einzelfällen um 14% nach unten von der Nennspannung abweichen. Bei der Versorgung des Netzes aus einem Stromerzeugungsaggregat sind bei bestimmten Laständerungen Abweichungen vom zulässigen Toleranzband für die ME-Geräte von ±1 Hz möglich. Außerdem können Oberschwingungsströme wegen der niedrigeren Impedanz des Generators gegenüber dem Netz die Spannung beaufschlagen und zu Störungen führen. Die genannten Abweichungen sind durch geeignete planerische Maßnahmen zu kompensieren (Uhlig u. Sudkamp 2004).

5.9

Stromquellen für Sicherheitszwecke mit Akkumulatoren

Nach DIN VDE 0100-710 wird für Operationsleuchten die Versorgung aus einer ZSV mit einer maximal zulässigen Unterbrechungszeit von 0,5 s bei einer Mindestversorgungsdauer von drei Stunden gefordert. Zentrale ZSVAnlagen für die Versorgung von ME-Geräten sind leider nicht mehr Gegenstand der DIN VDE 0100-710. In der DIN EN 60601-1 wird gefordert, ME-Geräte so zu konstruieren, dass eine Unterbrechung der Stromversorgung bis zu deren Wiederherstellung zu keiner Gefährdung führt. Auf dieser Grundlage wird die Funktion der ZSV in vielen Fällen durch in die ME-Geräte eingebaute sog.

57 5.12 · Elektromagnetische Verträglichkeit (EMV)

interne Stromquelle übernommen. Wie viele Beispiele belegen, ist jedoch unverändert Bedarf an zentralen ZSVAnlagen vorhanden. Einige Gründe dafür sind: ▬ Zentrale ZSV verursachen, insbesondere in großen medizinischen Einrichtungen, geringere Kosten, wenn man neben den Investitionskosten den hohen Prüfund Wartungsaufwand für die internen Stromquellen (Kleinakkumulatoren) berücksichtigt. ▬ Andere unentbehrliche Leuchten für die OP-Feldbeleuchtung (z. B. OP-Mikroskope, Endoskope) werden mit 230 V Wechselspannung betrieben. ▬ Die internen Stromquellen der ME-Geräte sind nicht ausreichend zuverlässig. ▬ Die internen Stromquellen von ME-Geräten verfügen über kein Ersatzsystem. ▬ Es sind ME-Geräte ohne interne Stromquelle im Umlauf. ▬ Die zentralen ZSV-Anlagen werden baurechtlich gefordert (nicht in allen Bundesländern). ! Entsprechend DIN EN 50171 dürfen USV für Sicher-

heitszwecke nur verwendet werden, wenn diese der DIN EN 50171 und der DIN EN 62040-1 Teil 1 und 2 von 10/2003 entsprechen. Handelsübliche USV erfüllen diese Anforderungen i. d. R. nicht. 5.10

Endstromkreise und Steckdosen

Für die Stromkreise von Steckdosen werden in der DIN VDE 0100-710 wichtige Anforderungen genannt. So müssen die Steckdosen am Patientenplatz mindestens auf zwei Stromkreise aufgeteilt werden. In der Anmerkung findet sich die Forderung, bei mehr als zwei Stromkreisen je Patientenplatz zwei medizinische IT-Systeme aufzubauen. Damit ist der Aufbau von zwei medizinischen IT-Systemen pro Patientenplatz praktisch normativ empfohlen. Bei der Verwendung von ortsveränderlichen Mehrfachsteckdosen sind einzeln geschützte Stromkreise vorgeschrieben. Die Verwendung von Mehrfachsteckdosen sollte aus Sicherheitsgründen, mit Ausnahme von fahrbaren Gerätewagen, unterbleiben. ! Entsprechend DIN EN 60601-1-1 »Medizinische

elektrische Geräte – allgemeine Anforderungen« darf der Anschluss von Geräten, die medizinisch angewendet werden, mittels ortsveränderlicher Mehrfachsteckdosen nur mit Hilfe von Werkzeug möglich sein. Die Norm enthält eine Skizze mit der möglichen technischen Lösung für die Umsetzung dieser Anforderung. Alternativ müsste jede Mehrfachsteckdose galvanisch getrennt betrieben werden (Trenntransformator).

Die Norm verlangt ferner, alle Steckdosen, die ME-Geräte versorgen, mit einer optischen Spannungsanzeige auszustatten. Dadurch erkennt das medizinische Personal

sofort, welche Steckdosen nach einem Fehler noch Spannung führen.

5.11

Statische Elektrizität

Statische Aufladungen sind von der Leitungsfähigkeit und Trenngeschwindigkeit der beteiligten Materialien abhängig. Leitfähig sind feste oder flüssige Stoffe, deren spezifischer Widerstand bis zu 104 Ohm pro Meter beträgt. Nicht leitfähige Stoffe haben hingegen einen spezifischen Widerstand von mehr als 104 Ohm pro Meter. Besonders im Operationsbereich, wo eine Vielzahl von medizintechnischen Geräten vorhanden ist und Anästhesiegase sowie brennbare Flüssigkeiten wie Desinfektionsmittel verwendet werden, könnte eine elektrostatische Entladung die »explosionsfähige OP-Atmosphäre« entzünden und verheerende Wirkung entfalten. Deshalb sind folgende Schutzmaßnahmen in medizinisch genutzten Räumen mit explosionsgefährdeten Bereichen erforderlich (Twachtmann 1992): ▬ Arbeitskleidung sowie Decken und Tücher müssen aus einem Mischgewebe mit mindestens 30% Anteil an naturbelassener Baumwolle oder Viskose (ohne Kunstharzausrüstung) bestehen. Gummitücher, -matratzen und -kopfkissen müssen aus leitfähigem Gummi hergestellt oder überzogen sein. ▬ Der Ableitwiderstand des Fußbodens darf 107 bis 108 Ohm betragen. Um eine gewisse Standard-Isolation zu erreichen, sollte ein Fußboden-Ableitwiderstand von 5×104 Ohm nicht unterschritten werden. ▬ Einrichtungsgegenstände, die berührbar und leitfähig sind, müssen miteinander sowie mit dem Fußboden leitfähig verbunden werden. Der Fußboden muss elektrostatisch leitfähig und gleichzeitig mit dem Potentialausgleich verbunden sein. ▬ Operationstischsysteme müssen an den Potentialausgleichsleiter bzw. Schutzleiter angeschlossen sein. Die Tischauflage muss elektrisch leitfähig sein, damit eine durch Reibung entstehende Elektrizität ohne Funkenbildung über den geerdeten Tisch abfließen kann. ▬ Mindestens einen Ableitwiderstand von 5×104 Ohm muss die leitfähige Fußbekleidung (einschließlich Überschuhe) aufweisen. ▬ Atembeutel von Inhalationsnarkosegeräten und Sauerstoffbeatmungsgeräten dürfen nur aus leitfähigem Material gefertigt sein. Besonders geeignet sind elektrisch leitfähige Latexmischungen oder Polypropylen.

5.12

Elektromagnetische Verträglichkeit (EMV)

Von ME-Geräten und ME-Systemen wird ein sehr hohes Niveau der elektromagnetischen Verträglichkeit verlangt, um die Funktionstüchtigkeit von anderen elektrischen

5

58

5

Kapitel 5 · Technische Sicherheit von elektromedizinischen Geräten und Systemen in medizinisch genutzten Räumen

Einrichtungen zu gewährleisten. Nach der IEC 50-161 ergibt sich für die EMV folgende Definition: > Definition »Elektromagnetische Verträglichkeit (EMV) ist die Fähigkeit einer elektrischen Einrichtung oder eines Systems, in seiner elektrischen Umgebung befriedigend zu funktionieren, ohne unannehmbare elektromagnetische Störgrößen für andere Einrichtungen in diese Umgebung einzubringen.« (ICE 50-161 1990)

Magnetische und elektrische Störfelder können den sicheren Betrieb von medizintechnischen Geräten und Systemen beeinträchtigen oder verhindern. Einerseits können aus der Umgebung leitungsgeführte oder gestrahlte Störungen auf die medizintechnische elektrische Einrichtung einwirken, andererseits von dieser Einrichtung ausgehen. Ein Beispiel für eine gestrahlte Störgröße ist die Elektrochirurgie bzw. HF-Chirurgie: Im Prinzip ist die Bauweise eines HF-Generators (Frequenzspektrum 0,4–5 MHz) mit einem Sender vergleichbar, es fehlen nur elektronische Bauteile für die Informationsübertragung sowie eine Antenne. Ein hoher Anteil der hochfrequenten Energie des HF-Generators wird – insbesondere bei älteren Geräten – drahtlos von den Leitungen in die Umgebung abgestrahlt. Weitere Störungen treten auf, wenn elektrische Leitungen parallel zu den Leitungen des HF-Generators geführt werden, da durch kapazitive und induktive Einkoppelungen vagabundierende Ströme in den elektrischen Zuleitungen benachbarter Geräte entstehen. Für den störungsfreien Betrieb elektromedizinischer Geräte und Anlagen ist es zudem notwendig, dass die benötigte Netzspannung elektromagnetisch verträglich ist, d. h., wenn einerseits der Effektivwert stabil innerhalb vorgegebener Grenzen liegt und andererseits der Störpegel in der Spannung kleiner ist als die Verträglichkeitspegel der betriebenen Gerätschaften (EMV-Umgebungsklasse 1 und/oder 2). Wesentliche leitungsbedingte Störeinflüsse werden durch sog. Störphänomene wie ▬ Schwankungen in der Spannung und periodische Spannungsschwankungen infolge schneller Laständerungen im Versorgungsnetz (Flicker) ▬ Oberschwingungen und zwischenharmonische Schwingungen ▬ Spannungseinbrüche und kurze Unterbrechungen ▬ transiente Überspannung ▬ Unsymmetrien ▬ Netzfrequenzschwankungen verursacht. Mit wachsender Anzahl und vermehrtem Einsatz von ME-Geräten wachsen auch proportional die Probleme mit der elektromagnetischen Verträglichkeit, die letztlich ein Synonym für Begriffe wie Überspannungen, hochfrequente Einstreuungen, 50 Hz Netzbrummen, Erdschleifen, Netzrückwirkungen u. a. ist (⊡ Tab. 5.3).

Für elektromedizinische Geräte sind folgende EMVBesonderheiten von Interesse (Sitzmann 1998): ▬ Bei lebenserhaltenden und -unterstützenden medizintechnischen Geräten und Systemen muss der bestimmungsgemäße Betrieb ohne Beeinträchtigung sichergestellt sein. ▬ Bei nicht lebenserhaltenden medizintechnischen Geräten und Systemen darf eine Beeinträchtigung auftreten, die nicht sicherheitsrelevant ist und vom Anwender erkannt werden kann. ▬ Geräte unterschiedlicher Funktion, die mit dem Patienten direkt verbunden sind, müssen ohne gegenseitige Beeinflussung zuverlässig arbeiten. ▬ Für den OP-Bereich gelten spezielle Anforderungen. ▬ Hinsichtlich der Ableitströme (z. B. Gehäuseableitstrom) gibt es spezielle Entstörkonzepte. Um eine elektromagnetische Verträglichkeit in der Medizintechnik sicherzustellen, bieten sich u. a. folgende technische und organisatorische Maßnahmen an (Hartung 1999): 1. Für direkte Sicherheit kommen Massung, Erdung, Potentialausgleich, Abschirmung, Filterung, Schutz gegen Überspannung, Auswahl an Leitungen, EMVgerechte Schaltungsauslegung in Frage. 2. Indirekte Sicherheit wird erzielt durch räumliche Maßnahmen, Signalwandlung der Nutzgrößen, Einsatz störsicherer Software, Einbau von Alert-Techniken. 3. Administrative Sicherheit wird u. a. erreicht durch Verhaltensregeln, EMV-Planung, Instandhaltung und -setzung sowie Wartung.

⊡ Tab. 5.3. Anhaltswerte von Störgrößenparametern (Meyer 1991) Störgröße

Einheit

Anhaltswerte

Frequenzbereich

[Hz]

0–1010

Spannung

[V]

10-6–106

Spannungsänderung

[V/s]

bis 1011

Strom

[A]

10-9–105

Stromänderung

[A/s]

bis 1011

Feldstärke, elektrische

[V/m]

bis 105

Feldstärke, magnetische

[A/m]

10-6–108

Leistung

[W]

10-9–109

Pulsenergie

[J]

10-9–107

Anstiegszeiten

[s]

10-10–10-2

Impulse/Dauer

[s]

10-8–10

59 5.13 · Zusammenfassung

5.13

Zusammenfassung

Zusammenfassend basieren die primären Anforderungen an ME-Geräte und die elektrische Anlage in medizinisch genutzten Bereichen auf der gesicherten Stromversorgung, dem Schutz gegen gefährliche Körperströme sowie magnetische oder elektrische Störungen und dem Schutz gegen Explosions- oder Brandgefahr. Im Umgang mit ME-Geräten ist es unumgänglich, dass sich die jeweiligen Anwender mit der Funktionsweise, dem Verwendungszweck des elektromedizinischen Geräts sowie den Kombinationsmöglichkeiten mit MESystemen vertraut machen. Darüber hinaus sind die Kontrolle des Gerätezustands, des Zubehörs sowie der Kabelleitungen und die Funktionskontrolle der ME-Geräte mit entscheidend für den sicheren Betrieb.

Literatur Hartung C (1999) Szenario elektromagnetischer Störungen am Beispiel der Medizintechnik im Krankenhaus. mt 5: 172–177 Flügel T et al. (2004) Starkstromanlagen in medizinisch genutzten Gebäuden mit stationären oder ambulanten Bereichen. 3. Aufl. VDE Verlag, Berlin IEC 50–161 (1990) International Electrotechnical Vocabulary (IEV). Chap 161 Electromagnetic Compatibility ISO Guide 51 (1990) Guidelines for inclusion of safety aspects in standards. Beuth, Berlin Meyer HG (1991) Elektromagnetische Verträglichkeit. In: Hutten H (Hrsg) Biomedizinische Technik: Medizinische Sondergebiete, Bd 4. Springer/TÜV Berlin Heidelberg New York Tokyo Köln, S 301– 339 Schneider B et al. (1976) Aufgabe und Arbeitsweise der Fachkräfte für Arbeitssicherheit. In: Bundesanstalt für Arbeitsschutz (Hrsg) Grundlehrgang A für Sicherheitsfachkräfte, Bd II. TÜV, Köln Sitzmann R (1998) Elektromagnetische Verträglichkeit in der Medizintechnik. Electromedica 2: 84–86 Twachtmann W (1992) Sichere Stromversorgung im Krankenhaus. Krankenhaus Technik 1: 42–44 Uhlig H-P, Sudkamp N (2004) Elektrische Anlagen in medizinischen Einrichtungen. Hüthig & Pflaum, Heidelberg

5

6 Ökonomische Aspekte der betrieblich-medizinischtechnischen Einrichtungsplanung (BMTE) H. Knickrehm, B. Karweik

6.1

Einleitung – 61

6.2

Rahmenbedingungen – 61

6.2.1 6.2.2

Neubau – 61 Bestand – 62

6.3

Vorgang der medizintechnischen Beschaffungsmaßnahme nach HOAI – 62

6.3.1 6.3.2

Bedarfsermittlung (HOAI-Phasen 1/ 2) – 62 Kostenberechnung der Gerätebeschaffung (HOAI-Phase 3) – 64 Genehmigungsplanung und Ausführungsplanung (HOAI-Phasen 4/ 5) – 68

6.3.3

6.1

Einleitung

Der betriebswirtschaftlich effiziente Einsatz medizintechnischer Systeme gewinnt aufgrund der Strukturreformen im deutschen Gesundheitswesen für Kliniksowie Praxisbetreiber zunehmend an Bedeutung. Die daraus resultierenden Forderungen nach einer optimalen Auslastung von Ressourcen müssen deshalb bereits im Rahmen der betrieblich-medizinisch-technischen Einrichtungsplanung (BMTE) berücksichtigt werden, damit eine optimale Nutzung des Potentials (bauliche Struktur sowie Technik) möglich ist. Hierbei sind neben der medizintechnischen Beschaffung entsprechend der vom Nutzer vorgesehenen Anwendung auch betriebsorganisatorische Aspekte zu beachten. Zudem ist durch das stetig zunehmende Leistungspotential der medizintechnischen Systeme sowie der damit verbundenen komplexen Installationsanforderungen eine koordinierte Zusammenarbeit verschiedenster Fachplaner (z. B. Architekt, Elektrotechnik-Fachplaner, Medizintechnik-Fachplaner) erforderlich. Ziel des nachfolgenden Kapitels ist die beispielhafte Darstellung eines Beschaffungsvorganges für ein medizintechnisches System im Rahmen einer öffentlichen Ausschreibung, wobei grundsätzlich zwischen einer Neubau-Maßnahme sowie einer Beschaffung im Bestand hinsichtlich eines Systemersatzes oder einer Erweiterung zu differenzieren ist.

6.3.4 6.3.5

6.4

6.2

Erstellung des Leistungsverzeichnisses (HOAI-Phasen 6/ 7) – 68 Objektüberwachung und Gewährleistungsüberwachung (HOAI-Phasen 8/ 9) – 71

Ausblick

– 72

Literatur

– 72

Rahmenbedingungen

Für die Beschaffung eines medizintechnischen Systems ist es aus technischer sowie betriebsorganisatorischer Sicht von erheblicher Bedeutung, ob die Installation in einem Neubau oder in einem bestehenden Gebäude (im Bestand) erfolgen soll, da sich dieses auf das Beschaffungsvolumen, die mögliche Konfiguration des Systems und die Ablaufplanung auswirkt. Bei einem Neubau ist weiterhin zu unterscheiden, ob die Anwendung der vorgesehenen Beschaffung bereits im Leistungsspektrum der medizinischen Einrichtung etabliert ist und somit eine Übernahme vorhandener geeigneter Geräte erlaubt oder ob es sich um die Installation einer vollkommen neuen Behandlungsmethode handelt.

6.2.1 Neubau

Im Rahmen einer Neubaumaßnahme zur baulichen Modernisierung und/oder Erweiterung einer medizinischen Einrichtung wird i. d. R. sowohl das medizintechnische System selbst als auch dessen Peripherie neu beschafft bzw. neu gebaut. In vielen Fällen sind neben einem festinstallierten medizintechnischen Großgerät (z. B. Magnetresonanztomographie-System, Herzkatheter-Anlage) auch entsprechende Subsysteme zu beschaffen, wobei sich dieses überwiegend auf die lose medizintechnische Einrichtung bezieht (z. B. Notfall-Defibrillator, Reanimationswagen, Spritzenpumpen). Um gegebenenfalls bereits vorhandene Geräte hinsichtlich einer möglichen Weiter-

62

6

Kapitel 6 · Ökonomische Aspekte der betrieblich-medizinisch-technischen Einrichtungsplanung (BMTE)

verwendung im Neubau berücksichtigen zu können, wird im Rahmen einer Bestandsbegehung sämtliches medizintechnisches Gerät erfasst und bewertet. Insbesondere bei Festeinbauten sind Umsetzungskosten einzukalkulieren, die teilweise eine Weiterverwendung aufgrund von den Neubeschaffungswert überschreitenden Umsetzungskosten oder einer nicht wirtschaftlichen Relation zwischen dem Restwert des Gerätes, verbleibender Nutzungsdauer sowie Umsetzungskosten im Gegensatz zu einer Neuinstallation eines Gerätes ausschließen. In der Regel ist einzig die Umsetzung teurer medizintechnischer Geräte (v. a. Großgeräte) mit einem Alter kleiner vier Jahre wirtschaftlich, da diese Geräte noch eine ausreichende RestNutzungsdauer bieten. Weiterhin ist bei Verwendung vorhandener Geräte eine gut organisierte Umzugs- und Inbetriebnahmeplanung erforderlich, um eine wesentliche Einschränkung der medizinischen Leistungsfähigkeit vor, während und nach dem Umzug zu vermeiden. Einen Sonderfall stellt die Situation eines Neubaus mit einer Erweiterung der bisher vorhandenen Anzahl an Behandlungsplätzen sowie der Übernahme von Bestandsgroßgerät mit äquivalenter Funktion wie das zu beschaffende System dar. Hierbei muss im Rahmen der Beschaffung die Anbindung an die später im Neubau durch Übernahme von Bestandsgerät gegebene direkt in Verbindung stehende Geräteumgebung berücksichtigt und die Anzahl der Subsysteme unabhängig von der Anzahl übernahmefähiger Subsysteme erhöht werden. Betriebsorganisatorisch erlaubt ein Neubau eine Optimierung der Abläufe durch Integration des neuzubeschaffenden Systems in eine auf den jeweiligen Behandlungs- oder Therapieschwerpunkt ausgelegte Peripherie. Durch direkten Zugriff auf z. B. vor- und nachgelagerte Bereiche (z. B. Patienten-Holding-Area, Aufwachraum, Intensivstation) und einem damit verbundenen effizienten Workflow ist ein entsprechend der Investitionskosten erforderlicher Patientendurchsatz möglich, um eine Anlage wirtschaftlich und qualitativ hochwertig betreiben zu können. Diese Aspekte sind bei der Erstellung des Funktions- und Raumprogrammes sowie bei der folgenden, darauf basierenden, architektonischen Grundrisserstellung zu berücksichtigen.

exakte Koordination und Terminplanung der vor Ort ausführenden Fachfirmen erforderlich ist, um Einschränkungen des medizinischen Leistungsspektrums soweit wie möglich zu minimieren. Zunächst wird im Rahmen einer Bestandsbegehung festgestellt, ob ein Betrieb bereits vorhandener Systeme mit der Neuinstallation möglich ist (z. B. KontrastmittelInjektor) und ob diese Systeme auch den zukünftigen Anforderungen des Nutzers entsprechen. Weiterhin sind die Anforderungen an das neue System zu definieren, um eine funktions- und leistungsfähige Integration in eine vorhandene Geräteumgebung zu ermöglichen (z. B. Schnittstellen zu RIS und PACS). Abschließend wird auf Grundlage einer Kostenschätzung das notwendige medizintechnische Beschaffungsvolumen durch den Bauherrn festgelegt. Betriebsorganisatorisch ist zu klären, wie die Anbindung an die vorhandene räumliche Struktur erfolgen soll und ob diese Struktur ausreichend Ressourcen bietet, um einen effizienten Betrieb zu gewährleisten (z. B. Anzahl von Betten im Aufwachraum). Gegebenenfalls ist eine Umstrukturierung zur Optimierung der Anbindung oder auch Erweiterung in Erwägung zu ziehen, um entsprechende Ressourcen bereitstellen zu können.

Der Vorgang der medizintechnischen Beschaffungsmaßnahme kann anhand der verschiedenen Leistungsphasen der Honorarordnung für Architekten und Ingenieure (HOAI) wie folgt abgebildet werden (⊡ Abb. 6.1). Dieser Vorgang unterliegt bei einigen der in ⊡ Abb. 6.1 dargestellten Arbeitsprozessen neben rein technischen Aspekten auch ökonomischen Rahmenbedingungen, auf deren Auswirkungen auf die biomedizinische Einrichtungsplanung im Folgenden näher eingegangen werden soll. Da diese Aspekte überwiegend nur bei entsprechend hohen Beschaffungskosten (über 100.000 Euro) vollwertig zum Tragen kommen, werden Beschaffungen mit geringen Investitionskosten und geringen Planungsanforderungen hierbei vernachlässigt.

6.2.2 Bestand

6.3.1 Bedarfsermittlung (HOAI-Phasen 1/ 2)

Bei Systemerneuerung oder auch Erweiterung der medizintechnischen Möglichkeiten hinsichtlich Diagnostik und Therapie im Bestand (z. B. Neu-Etablierung der Kardangiographie durch Installation eines Herzkatheterlabors) muss hingegen das System mit erweitertem technischen sowie medizinischen Leistungspotential in eine vorhandene Umgebung eingebunden werden. Je nach räumlicher Situation und Umfang muss die Maßnahme parallel zum laufenden medizinischen Betrieb erfolgen, weshalb eine

Um den Bedarf bzw. die Anforderungen an die Neubeschaffung feststellen zu können, wird aus Sicht der medizintechnischen Fachplanung dem späteren Nutzer primär eine Standard-Gerätekonfiguration als Diskussionsgrundlage vorgelegt, die eine Durchführung der üblichen Diagnostik- und/oder Therapieverfahren ermöglicht. Für die Auslegung der Standard-Gerätekonfiguration zur Beschaffung der Hard- und Software sind insbesondere folgende Aspekte zu beachten:

6.3

Vorgang der medizintechnischen Beschaffungsmaßnahme nach HOAI

63 6.3 · Vorgang der medizintechnischen Beschaffungsmaßnahme nach HOAI

⊡ Abb. 6.1. Phasen der MT-Planung nach HOAI

6

64

6

Kapitel 6 · Ökonomische Aspekte der betrieblich-medizinisch-technischen Einrichtungsplanung (BMTE)

▬ die Versorgungsstufe und Versorgungsleistung des Krankenhauses bzw. das Leistungsspektrum des behandelnden Arztes ▬ gegebenenfalls Spezialisierung des Krankenhauses oder des Arztes (z. B. pädiatrische Patienten) ▬ die System-Performance zur Erbringung der erwünschten Untersuchungs- oder Behandlungfallzahlen in einem vorgegebenen Zeitintervall ▬ Voraussetzungen, um die Leistungen gegenüber den Krankenkassen fakturieren zu können ▬ Umfang der notwendigen Maßnahmen zur Qualitätssicherung (entsprechend der Vorgaben der entsprechenden Fachkreise (Leitlinien), Kostenträger sowie aus hausinternen QS-Maßnahmen) ▬ gegebenenfalls bereits vorhandene Systeme mit äquivalenter Anwendung hinsichtlich Anbindung, Schnittstellen und gemeinsamer Nutzung von Ressourcen Im nächsten Schritt wird unter Berücksichtigung des vorgesehenen Anwendungsbereiches in Zusammenarbeit mit dem Nutzer das Leistungsprofil des Gerätes konkretisiert und die Gerätekonfiguration an diese Bedürfnisse angepasst. Diese grundlegenden Anforderungen werden dann in einer grobstrukturierten Konfigurationsübersicht festgehalten und stellen folgend die Grundlage für die Kostenberechnung der Gerätebeschaffung dar.

kontaktierten Wettbewerber gewähren erfahrungsgemäß Nachlässe zu den Richtpreiskonditionen, die allerdings von sehr vielen Randbedingungen abhängen und insofern schwer kalkulierbar sind. Zu den Kosten der reinen Gerätebeschaffung sind noch die Kosten für die Erstellung oder den Umbau des Baukörpers zu addieren, die im Rahmen einer Haushaltsunterlage Bau (HU-Bau) in Zusammenarbeit aller beteiligten Fachplaner ermittelt werden. Vom medizintechnischen Fachplaner wird in diesem Zusammenhang in Form eines technisches Raumbuches (⊡ Abb. 6.2) eine Aufstellung aller im Raum vorgesehenen medizintechnischen Festeinbauten und der losen Einrichtung erarbeitet, wobei zwischen übernahmefähigen Bestandsgeräten (sofern Informationen in dieser Phase verfügbar) und neu zu beschaffenden Geräten unterschieden werden kann. Weiterhin enthält dieses Raumbuch eine Zusammenfassung der technischen Anforderungen der medizintechnischen Geräte und Festeinbauten an den Raum (z. B. Medienbedarf für den Anschluss einer Deckenversorgungseinheit, Statik bei hohen Gewichten) und dient somit den weiteren beteiligten Fachplanern als Grundlage zur Ermittlung der jeweiligen fachbezogenen Kosten.

Finanzierung der Gerätebeschaffung Förderung und Privatinvestor

6.3.2 Kostenberechnung der Geräte-

beschaffung (HOAI-Phase 3) Erstellung der Haushaltsunterlage Gerät/ Bau Die Kosten für die Gerätebeschaffung umfassen alle Leistungen des Bieters bis zur fachtechnischen Abnahme des Gerätes und Übergabe an den Bauherren und Nutzer, wobei alle Nebenkosten wie z. B. Kosten für Angebotskalkulation, Ausführungszeichnungen, Lieferung, Einbringung, Anschlusserweiterung, Abnahmeprüfungen und Personalunterweisung enthalten sind. Hierfür liegen dem medizintechnischen Einrichtungsplaner Vergleichskosten aus bereits abgeschlossenen Projektmaßnahmen vor, um im Rahmen der Erstellung einer Haushaltsunterlage Gerät (HU-Gerät) eine zuverlässige Kostenberechnung (ca. +/–5% Kostenunsicherheit) abgeben zu können. Die Verwendung bzw. Fortschreibung (Kostensteigerungsindizes statistisches Bundesamt) von Kostenfeststellungen basierend auf Projekten, die seit mehr als drei Jahren abgeschlossen sind, ist nicht sinnvoll, da aufgrund der sehr kurzen Produktzyklen im Bereich der Hardware und insbesondere der Software eine zuverlässige Kostenschätzung für eine in der Zukunft liegende Maßnahme nicht möglich ist. Falls für das zu beplanende Vorhaben keine aktuellen Daten verfügbar sind (insbesondere bei sehr ausgefallenen Systemen), erfolgt die Einholung von Richtpreisangeboten von mindestens drei Anbietern. Diese

Die Haushaltsunterlagen werden dem Bauherren zur Genehmigung eines Budgets vorgelegt, wobei medizinische Einrichtungen der öffentlichen Hand eine Förderung durch das jeweilige Land beantragen können. Hierbei ist zu beachten, dass Krankenhausfinanzierungsgesetze auf Landesrecht basieren und somit Unterschiede hinsichtlich des Vorgehens der Beantragung sowie der Form des Antrages aufweisen können. Bei universitären Einrichtungen besteht zudem durch das Hochschulbauförderungsgesetz (HBFG) die Möglichkeit der Förderung von Großgeräten zur Forschung und Lehre mit einer Anschaffungssumme über 125.000 Euro (inkl. Zubehör) durch den Bund. Diese Förderung über das HBFG wird z. Zt. (Stand: 08/2006) jedoch politisch kontrovers diskutiert. Prinzipiell war vorgesehen, dass diese allgemeine Förderung durch das HBFG ab 2007 nicht mehr durch den Bund, sondern durch die einzelnen Länder erfolgen soll. Diskussionsbedarf besteht nun hinsichtlich der konkreten Inhalte bzw. dem Umfang dieser Reform, der Zuständigkeit sowie der Zusicherung der finanziellen Mittel auf möglichst äquivalentem Niveau. In bestimmten Bereichen wird evtl. auch weiterhin eine Förderung über das HBFG durch den Bund in Erwägung gezogen. Nachdem für eine Beschaffungsmaßnahme ein entsprechender Förderungsbescheid bzw. ein genehmigter HBFG-Antrag vorliegt, kann mit der detaillierten Planung und der Erstellung eines Leistungsverzeichnisses

65 6.3 · Vorgang der medizintechnischen Beschaffungsmaßnahme nach HOAI

zur öffentlichen Ausschreibung nach VOB oder VOL begonnen werden. Falls der Förderungsbescheid nicht die vollständigen Kosten für eine vorgesehene Maßnahme deckt, muss vom Bauherren eine Kostenübernahme verbindlich zugesichert werden (genehmigte Kosten).

Bei privaten Investoren muss eine Kostenübernahmeerklärung auf Grundlage der Kostenschätzung abgegeben werden, um die Planung fortführen zu können. Da hierbei keine öffentlichen Gelder verwendet werden, muss nicht in allen Fällen eine öffentliche Ausschreibung erfolgen.

⊡ Abb. 6.2. Auszug aus einem technischen Raumbuch (Axx für Neubeschaffung, Bxx für Bestand)

6

66

Kapitel 6 · Ökonomische Aspekte der betrieblich-medizinisch-technischen Einrichtungsplanung (BMTE)

6

⊡ Abb. 6.2. Fortsetzung

Finanzierung ohne Förderung

Falls eine Förderung mit öffentlichen Mitteln nicht möglich ist und somit eine Eigenfinanzierung der Maßnahme erforderlich ist, kann auf alternative Finanzierungsformen zurückgegriffen werden, die aufgrund zunehmend eingeschränkter Zuweisungen der öffentlichen Hand stark an

Bedeutung gewonnen haben. Nachfolgend sollen wesentliche Formen kurz genannt werden. Public Private Partnership (PPP)

Da insbesondere umfangreiche Finanzmittel für den Neubau kompletter klinischer Einrichtungen oder wesent-

67 6.3 · Vorgang der medizintechnischen Beschaffungsmaßnahme nach HOAI

licher Bestandteile von klinischen Einrichtungen durch die öffentliche Hand aufgrund zunehmend schwieriger finanzieller Rahmenbedinungen nur noch eingeschränkt freigegeben werden können, wird von industrieller Seite eine Finanzierung über Public Private Partnership (PPP) offeriert. Dabei wird das Gebäude, die vollständige Einrichtung sowie der Betrieb und die Instandhaltung (Facility Management) von einem privaten Partner (z. B. große Bauunternehmen, Investorgruppen) finanziert. Über einen Mietvertrag mit vorgegebener Laufzeit wird dem Nutzer das Gebäude überlassen, wofür ein periodisch zu zahlender Mietpreis zu entrichten ist. Dieser Mietpreis als auch die Kosten für Verbrauchsmaterial sowie die anfallenden Löhne und Gehälter der Mitarbeiter des medizinischen Betriebes müssen vom Nutzer entrichtet werden und sollten durch die Erlöse aus den Patientenbehandlungen und -therapien gedeckt werden. Je nach Ausgestaltung des Vertrages kann z. B. der Umfang der Leistungen durch den Investor und somit der Mietpreis variiert (z. B. Gerätebeschaffung und Instandhaltung über die Klinik) oder das Gebäude nach Ablauf der Laufzeit übernommen werden. Pay-per-use

Durch die Gerätehersteller wird bereits seit Jahren die Nutzung von medizintechnischen Geräten auf Basis einer zu zahlenden Stück-Pauschale angeboten, die vom Nutzer für jede mit dem Gerät durchgeführte Untersuchung (z. B. Analysen mit einem BGA-Messgerät) zu entrichten ist. In dieser Pauschale sind bereits die Kosten für Verbrauchsmaterial, Wartung und Gerätestellung enthalten. Diese Pauschale kann auch über eine vertraglich geregelte Abnahme von Verbrauchsmaterial (z. B. Reagenzien) beim Gerätehersteller beglichen werden. Vorteil ist hierbei, dass keine großen Investitionen notwendig sind, um ein Gerät nutzen zu können, sondern direkt aus den erzielten Einnahmen die Kosten für das Gerät bezahlt werden können.

Personalkosten, Versicherung sowie Gerätebeschaffung (jährliche Abschreibung) müssen die fallzahlabhängigen Kosten für Geräteabnutzung, nutzungsabhängige Wartung, Verbrauchsmaterial, Ersatzteilkosten und Verbrauchsmedien (z. B. Strom, Wasser, Gase) berücksichtigt werden. Anhand dieser Werte kann abgeschätzt werden, ob ein wirtschaftlicher Betrieb der Anlage mit den gegebenen Fallzahlen möglich ist bzw. welche abrechenbare Fallzahl mindestens erforderlich ist, um die Amortisiation eines Systems sicherzustellen (⊡ Tab. 6.1).

Echtzeit-Simulation Bei Systemen mit hohen Investitions- und Betriebskosten kann die Echtzeit-Simulation ein sinnvolles Instrument sein, um zu gewährleisten, dass mit dem vorgesehenen Grundriss, der Raumnutzung und den vorgesehenen Behandlungsabläufen ein für den wirtschaftlichen Betrieb entsprechender Patientendurchsatz möglich ist. Hierzu werden die vorgesehenen Behandlungsabläufe innerhalb einer Ressourcenmatrix erfasst, wobei die einzelnen Prozess-Schritte mit Zeitwerten, Personalbindungszeit, Raumbelegungszeit sowie prozentualer Verteilung der Behandlungs-Schritte unterschiedlicher randomisierter Patientengruppen abgebildet werden. Somit ist es möglich, nach dem maßstäblichen Einlesen des Grundrisses und der relevanten Einrichtung (z. B. Magnetresonztomograph, Strahlentherapeutische Systeme) sowie der Programmierung und Parametrierung der Behandlungsschritte entsprechende statistische Auswertungen zu generieren. Durch diese Auswertungen kann u. a. der Patientendurchsatz einzelner Systeme, die Raumbelegung von zentralen und peripheren Räumen für mehrere Behandlungsschritte, die Auslastung von Personal, der Bedarf von Subsystemen usw. dargestellt werden. Auf Grundlage dieser Daten ist zudem eine je nach Auftraggeber-Wunsch detailierte Berechnung der Betriebskosten und der Erlös-Situation möglich.

Mietkauf/ Leasing

Wie bereits bei diversen technischen Gütern möglich können auch medizintechnische Geräte seit geraumer Zeit über Mietzahlung bzw. Leasingrate genutzt werden. Hierbei zahlt der Nutzer eine monatliche Summe, um das Gerät nutzen zu können, wobei jedoch i. d. R. die nutzungsabhängigen Verbrauchskosten durch den Betreiber zu tragen sind. Je nach Ausgestaltung ist es auch hier möglich, dass das Gerät nach Ablauf eines zu bestimmenden Zeitraumes und somit der Bezahlung einer bestimmten Anzahl an Raten in den Besitz des Nutzers übergeht.

Betriebskostenschätzung Auf Verlangen des Betreibers bzw. Nutzers ist es möglich, eine vorausschauende Betriebskostenübersicht zu erstellen. Neben den Fixkosten für die belegte Nutzfläche,

⊡ Tab. 6.1. Relevante Kosten und Erlöse Kosten

Standortfaktoren Gerätefaktoren Personalkosten Kosten der Untersuchungs- und Behandlungsverfahren Kosten für Fremddienstleistungen

Erlöse

DRG EBM 2000plus GOÄ IGeL (individuelle Gesundheits- und Selbstzahlerleistungen) Zuwendungen für Forschung und Lehre (Drittmitel)

6

68

Kapitel 6 · Ökonomische Aspekte der betrieblich-medizinisch-technischen Einrichtungsplanung (BMTE)

6.3.3 Genehmigungsplanung und

6

Ausführungsplanung (HOAI-Phasen 4/ 5) Nachdem festgelegt worden ist, welche medizintechnischen Installationen im Rahmen der Baumaßnahme realisiert werden sollen und die Finanzierung in wesentlichen Teilen (i. d. R. genehmigte HU-Bau) gesichert ist, erfolgt auf Grundlage des medizintechnischen Raumbuches eine detaillierte MT-Ausführungsplanung (auch Planung der Ausführungsunterlage, kurz AFU-Planung, genannt). Eine Genehmigungsplanung ist nur in sehr seltenen Fällen Bestandteil des vertraglich definierten Leistungsumfanges des medizintechnischen Fachplaners, da im Rahmen dieser Genehmigungsplanung primär öffentlich-rechtliche Vorschriften (z. B. Entwässerungsgesuch im Bereich der Sanitär-Planung) relevant sind und diese somit an die medizintechnische Fachplanung keine direkten Anforderungen stellt. Im Rahmen der AFU-Planung werden die Grundriss-Entwurfspläne oder bereits Genehmigungspläne des Architekten hinsichtlich der MT-Fachplanung überprüft (insbesondere Anforderungen resultierend aus dem medizintechnischen Raumbuch) und mit dem Architekten sowie den weiteren Fachplanern von MT-relevanten Gewerken koordiniert (schlussendliche Koordination obliegt i. d. R. dem Architekten). Sofern erforderlich, wird das MT-Raumbuch an den entsprechenden Grundriss angepasst (z. B. Zuteilung von Raum-Nummern, Raumbezeichnungen, Flächenangaben, Erweiterung oder Reduktion von Einrichtung und der damit verbundenen Anforderungen) und dem Architekten sowie den weiteren Fachplanern zur Verfügung gestellt. Weiterhin werden die vom Architekten erstellten Wandabwicklungen der einzelnen Räume sowie der Deckenspiegel (sobald verfügbar) eingelesen und folgend die spezifischen medizintechnischen Wandabwicklungen und, falls bereits erforderlich, der Deckenspiegel (z. B. im OP-Bereich) im Maßstab 1:50 oder bei Bedarf 1:20 erstellt. Durch den MT-Fachplaner werden hierbei die im medizintechnischen Raumbuch aufgeführten Installationen (z. B. Narkosegasabsaugung, Stromanschlüsse AV/ SV) sowie die vorgesehenen Festeinbauten (MT-Geräte und Möbel) mit herstellerneutralen Symbolen in die Pläne eingezeichnet. Falls bekannt und festgelegt, können Bestandsgeräte bereits im Plan mit einem definitiven Symbol und entsprechender Fabrikatsangabe eingezeichnet werden. In dieser Phase müssen auch die erforderlichen Einbringwege und spezielle statische Anforderungen hinsichtlich des medizintechnischen Großgerätes (z. B. Magnetresonanztomograph) berücksichtigt werden, wobei hierfür aktuell verfügbare Geräteparameter verwendet werden können. Zu beachten ist, dass diese AFU-Planung keine Montage-Planung ist, da definitive Vorgaben erst nach erfolgter Beschaffung (HOAI-Phasen 6/ 7) von den jeweiligen Herstellern abgerufen und koordiniert werden können.

Um im Rahmen dieser AFU-Planung eine Berücksichtigung der ggf. im Bestand vorhandenen medizintechnischen Geräte zu ermöglichen, wird bei Bedarf in Abhängigkeit zum Umfang des vorhandenen Gerätes eine Bestandsbegehung durchgeführt. Hierbei werden sämtliche vorhandenen medizintechnischen Festeinbauten sowie das lose medizintechnische Gerät erfasst und hinsichtlich der weiteren Verwendung im Neubau bzw. dem sanierten Bau bewertet. Wesentliche Aspekte sind hierbei u. a. das Alter und der Zustand der Festeinbauten und Geräte, die weitere medizinische Verwendung (z. B. Entfall bei Auflösung einer Fachabteilung), eine ggf. anderweitige Verwendung im Bereich der Klinik (auch unter Berücksichtigung eines Verkaufes) sowie die anfallenden Kosten für den Umzug (z. B. Entsorgung anstatt Übernahme von festinstallierten Schrankanlagen).

6.3.4 Erstellung des Leistungsverzeichnisses

(HOAI-Phasen 6/ 7) Nach Zusicherung der Kostenübernahme wird auf Grundlage der vom Nutzer schriftlich bestätigten Gerätekonfiguration ein detailliertes Leistungsverzeichnis (LV) erstellt. Das fertige LV wird abschließend dem Nutzer vorgestellt und nach Berücksichtigung notwendiger Ergänzungs- und Korrekturwünsche die Freigabe schriftlich bestätigt. Dieses LV enthält somit alle notwendigen Forderungen des Nutzers sowie weitere Abfragen, um die Leistungsparameter und den Preis (ggf. mit Einheitspreisen zu verschiedenen Zubehörpositionen) eines Gerätes abfragen zu können, wobei bestimmte Abfragen nur bei einer Vergabe an den entsprechenden Bieter zum Tragen kommen (z. B. Angaben zur Stromversorgung). Im Rahmen einer Neubau-Maßnahme können diese bauseitigen Aspekte nur bedingt zur Wertung herangezogen werden, da der Neubau auf die Installationsanforderungen des gewählten Gerätes auszulegen ist. Das LV enthält bei Bedarf zudem bereits Abfragen bezüglich Ersatzteilkosten, um potentiell im Rahmen eines Teileaustauschs anfallende Kosten der verschiedenen angebotenen Systeme ergänzend zu den bei allen Geräten nahezu gleichen Betriebskosten (Strom, Kühlung, Heizung, turnusgemäße STK bzw. MTK) gegenüberstellen zu können. Um auch bei nicht vorauszusehenden Kosten (z. B. durch Defekt) eine entsprechende finanzielle Betriebssicherung zu gewährleisten, kann das Leistungsverzeichnis eine (Bedarfs-)Position hinsichtlich eines Vollwartungsvertrages enthalten, durch den das Risiko unerwarteter Reparaturkosten ausgeschlossen wird.

Versand Leistungsverzeichnis an Bieterkreis bis zur Submission Nach entsprechender Freigabe durch den Nutzer sowie Betreiber des Gerätes bzw. der Geräte erfolgt im Rahmen

69 6.3 · Vorgang der medizintechnischen Beschaffungsmaßnahme nach HOAI

einer EU-weiten öffentlichen Ausschreibung der Vergabe von Bau- oder Lieferleistungen nach VOB oder VOL die Bekanntgabe im Supplement zum Amtsblatt der Europäischen Union (auch online einsehbar in der Datenbank TED – Tenders Electronic Daily). Interessierten Bietern ist es nun möglich, dieses LV anzufordern, um an der Vergabe durch Abgabe eines Angebotes teilnehmen zu können. Dieses LV enthält neben den reinen Abfragen zum Gerät auch Vorbemerkungen zur allgemeinen Beschreibung der Baumaßnahme (z. B. Umfeld, Größe, Verkehrswege, Gewährleistung, Finanzierung) sowie zur späteren Ausführung. Nach Ablauf des Bewerbungszeitraums (Submissionstermin) müssen die entsprechenden Bieter-Angebote pünktlich bei der Vergabestelle eingereicht worden sein, um im Rahmen der Bewertung der Leistungsverzeichnisse bei der Vergabe des Auftrages berücksichtigt werden zu können.

Angebotsauswertung Formale Prüfung

Nach Eingang der Bieter-Angebote werden diese zunächst einer formalen Prüfung unterzogen. Hierbei wird neben der vollständigen Abgabe der im LV verlangten Unterlagen und Formulare auch die Rechtmäßigkeit der Unterschriften im LV überprüft (ausschließlich Geschäftsführer oder Personen mit entsprechender lt. Handelsregister

bestätigten Zeichnungsvollmacht). Ein vom Bieter durch Eintragung (z. B. fehlerhafte Daten) oder Unterlassung (z. B. nicht mit dem LV abgegebene geforderte Unterlagen) verursachter Fehler im LV führt im Rahmen dieser formalen Prüfung unweigerlich zum Ausschluss aus dem Bieterkreis. Bewertungsmatrix

Die Auswertung der Bieter-Angebote auf Basis des Leistungsverzeichnisses erfolgt anhand einer vom medizintechnischen Fachplaner erstellten Bewertungsmatrix, die vom Nutzer und Betreiber vor der Ausschreibung der Vergabe freigegeben worden sein muss und u. U. Bestandteil des LVs ist. In dieser Bewertungsmatrix (⊡ Tab. 6.2) sind die relevanten Kriterien hinsichtlich Investitionskosten, Wartung, Ersatzteilkosten, Referenzen / Funktionalität und dem technischen Wert enthalten, die jeweils mit einer unterschiedlich hohen Gewichtung in die Wertung eingehen (Verfahren der Nutzwertanalyse). Diese Punktgewichtung wird vom Nutzer, dem Betreiber sowie dem medizintechnischen Fachplaner festgelegt und drückt die Relevanz einzelner Aspekte aus (z. B. bei geringen finanziellen Möglichkeiten sehr hohe Gewichtung der Investitionskosten). Durch eine Extremwertbetrachtung ist die Konstruktion verschiedener Angebotsszenarien möglich, wodurch das entsprechende Risiko bei der Vergabe ersichtlich ist.

⊡ Tab. 6.2. Bewertungsmatrix 50:50 (50% Kosten und Betrieb/ 50% Technik und Referenz) Nr.

Bewertungskriterien

Erläuterung

1

Investitionskosten

Angebotspreis ohne Wartung Mindestbieter erhält volle Punktzahl (100%) höherpreisige Bieter erhalten Punktabzug proportional zur Abweichung vom Mindestbieter

36

Quelle: Ergebnis Preisspiegel Bearbeitung: Vergabestelle

2

Wartung

Kosten für Vollwartung Bemessungszeitraum 5 Jahre Kundendienst-Verfügbarkeit

11

Quelle: Ergebnis Wartungsabfrage Bearbeitung: Vergabestelle / Fachplaner

3

Ersatzteilkosten

Kosten für Verschleiß- und Ersatzteile, die nicht im Vollwartungsvertrag enthalten sind (z. B. Röhren, Detektoren), mit Berücksichtigung von Garantiezeiten, Bemessungszeitraum 5 Jahre

3

Quelle: Ergebnis Wartungsabfrage Bearbeitung: Vergabestelle / Fachplaner

4

Referenzen / Funktionalität

Bewertung der Produkt-Zuverlässigkeit. Bewertung des Gesamt-Workflow, der Benutzeroberfläche, der enthaltenen Bedien- und Auswertefunktionen durch ärztliches / wissenschaftliches / technisches Personal

30

Quelle: Nutzerstellungnahme Mitwirkung: Fachplaner (Probestellung / Referenzbesuch)

5

Technischer Wert

Bewertung technischer und konstruktiver Merkmale der angebotenen Anlagen anhand der im Leistungsverzeichnis abgefragten Eigenschaften und Parameter.

20

Quelle: Ergebnis technische Gegenüberstellung Bearbeitung: Fachplaner

Gesamt-Punktzahl

Gewichtung

100

Quelle/ Bearbeitung

6

70

6

Kapitel 6 · Ökonomische Aspekte der betrieblich-medizinisch-technischen Einrichtungsplanung (BMTE)

Um mögliche Resultate hinsichtlich der Verteilung der Punkte in der Bewertungsmatrix eruieren zu können, wird eine Extremwert-Betrachtung vorgenommen, damit insbesondere die Auswirkungen maximaler sowie minimaler Punktvergaben bei den Bewertungskriterien deutlich werden (⊡ Tab. 6.3).

Freitext-Abfragen vorgenommen werden. Bei binären Abfragen (ohne Vorliegen einer definitiven LV-Forderung) wird lediglich ausgedrückt, ob ein Leistungsmerkmal vorhanden ist oder nicht, wofür 00 oder 05 Punkte vergeben werden können (⊡ Tab. 6.5). Bei Freitext-Abfragen wird dem Bieter ermöglicht, ein Leistungsmerkmal seines angebotenen Gerätes zu erläutern.

Kriterienmatrix

Die im LV enthaltenen Forderungen und Abfragen werden hinsichtlich der Relevanz im Rahmen des technischen Wertes mit verschiedenen Parametern und Punkten versehen, um die zahlreichen Aspekte im LV entsprechend auswerten zu können. Durch die Punktvergabe sollen die technischen Innovationen eines Herstellers sowie die Leistungsfähigkeit eines angebotenen Gerätes in die Bewertung einfließen. Diese Auswertung kann entweder durch eine Datenbank-Funktion oder durch entsprechende Programmierung eines TabellenKalkulationsprogrammes (z. B. MS Excel) unterstützt werden. Primär wird zwischen Mindest- und Wertungskriterien unterschieden. Definitive Forderungen im LV gelten dabei als Mindest-Kriterium und sind vom Bieter zwingend zu erfüllen, da dadurch gewährleistet werden soll, dass die vom Nutzer geforderten Diagnostik- und/oder Therapieverfahren durchgeführt werden können. Da ein Hersteller diese Grundanforderungen übertreffen kann, können hierbei höhere Punkte zur Berücksichtigung der technischen Innovation des Herstellers und des Leistungspotenzials des angebotenen Gerätes vergeben werden (⊡ Tab. 6.4). Bei den Wertungskriterien muss noch eine weitere Unterteilung hinsichtlich binären Abfragen (ja/nein) und

⊡ Tab. 6.4. Punkteverteilung bei Mindestkriterien Punkte

Wertung

Ausschluss

LV-Forderung wird nicht erfüllt, keine weitere Prüfung des Angebotes

00

LV-Forderung wird erfüllt

05

LV-Forderung wird höherwertig erfüllt (abhängig im Vergleich zu ggf. weiteren Hersteller-Angeboten)

10

LV-Forderung wird außerordentlich/ hervorragend erfüllt (abhängig im Vergleich zu ggf. weiteren Hersteller-Angeboten)

⊡ Tab. 6.5. Punkteverteilung bei einer binären Abfrage (Wertungskriterium) Punkte

Wertung

00

LV-Abfrage wird nicht erfüllt (qualitativ negativ)

05

LV-Abfrage wird erfüllt (qualitativ positiv)

⊡ Tab. 6.3. Extremwertbetrachtung zur Darstellung verschiedener Punktvergabe-Szenarien Extremwertbetrachtung Darstellung Preis- (1) und Qualitätsunterschied (4, 5) Ohne Berücksichtigung der Betriebskosten (2, 3)

Extrembeispiel A »preiswert / billig, aber schlecht« Investitionskosten: 7.500.000,-

Nr.

Bewertungskriterien

Prozentwert aus Ergebnis Preisspiegel

Prozent der Punkte

Punktzahl

Prozentwert aus Ergebnis Preisspiegel

1

Investitionskosten

36

100

100

36

200

0

0

2

Wartung

11

100

100

11

100

100

3

Ersatzteilkosten

3

100

100

3

100

100

4

Referenzen / Funktionalität

30

extrem schlechte qualitative Bewertung

0

sehr gute qualitative Bewertung

5

Technischer Wert

20

extrem schlechte qualitative Bewertung

0

sehr gute qualitative Bewertung

Gesamt-Punktzahl

100

Gewichtung

Extrembeispiel B »teuer und gut« Investitionskosten: 15.000.000,-

50

Prozent der Punkte

Mittelfeld »Preis und Qualität ausgewogen« Investitionskosten: 12.712.500,-

Prozentwert aus Ergebnis Preisspiegel

Prozent der Punkte

Punktzahl

169,5

30,5

11

11

100

100

11

3

100

100

3

30

mittlere qualitative Bewertung

15

20

mittlere qualitative Bewertung

10

Punktzahl

64

50

71 6.3 · Vorgang der medizintechnischen Beschaffungsmaßnahme nach HOAI

Je nach Qualität der technischen Leistung können hierbei 00, 05 oder 10 Punkte vergeben werden (⊡ Tab. 6.6). Je nach Ausrichtung einer medizinischen Einrichtung kann dabei die Relation der Punktverteilung zwischen Mindest- und Wertungskriterien angepasst werden, um den entsprechenden Charakter zu unterstreichen (z. B. 8:12 (Mindest-Kriterium: Wertungs-Kriterium) mit hohem Punktanteil bei den Wertungskriterien bei Vergabe für eine Universität zur Berücksichtigung der Forschung und Lehre) (⊡ Tab. 6.7). Einige im LV abgefragte Punkte können nicht zur Wertung herangezogen werden, da diese keine Aussage über die Leistungsfähigkeit des angebotenen Systems machen, aber in der Folge der Beauftragung für die bauseitige Installation oder den Nutzer relevant sind.

Vergabevorschlag Auf Grundlage der vereinbarten Wertungsbedingungen wird vom medizintechnischen Fachplaner der Vergabevorschlag erstellt, der einen direkten Anbietervergleich (»Ranking«) sowie einen Preisspiegel enthält und schlussendlich einen Bieter für die Auftragserteilung benennt. Falls ein Bieter aus formalen Gründen aus dem Verfahren ausgeschlossen wird, ist dieses ebenfalls begründet zu benennen. In seltenen Fällen ist auch eine Aufhebung der Vergabe möglich (z. B. bei wesentlicher Überschreitung des eingestellten Budgets oder wenn kein Bieter die Anforderungen erfüllen konnte).

⊡ Tab. 6.6. Punkteverteilung bei einer Freitext-Abfrage (Wertungskriterium) Punkte

Wertung

00

LV-Abfrage wird nicht erfüllt/ kein Eintrag

05

LV-Abfrage wird erfüllt (qualitativ positiv)

10

LV-Abfrage wird höherwertiger erfüllt (qualitativ positiv) (abhängig im Vergleich zu ggf. weiteren Hersteller-Angeboten)

6.3.5 Objektüberwachung und Gewährleis-

tungsüberwachung (HOAI-Phasen 8/ 9) Nachdem der definitive Auftrag an eine Firma aufgrund der zuvor erfolgten Ausschreibung oder einer freihändigen Vergabe (z. B. falls die Beschaffung aufgrund einer geringen Auftragssumme nicht öffentlich ausgeschrieben werden muss) erteilt worden ist, werden vom medizintechnischen Fachplaner beim jeweiligen Hersteller entsprechende Ausführungspläne angefordert, die in die bestehenden Pläne eingearbeitet werden (u. a. Flächenbedarf, definitive Installationsanforderungen). Diese Pläne werden wiederum mit dem Architekten und den weiteren Fachplanern koordiniert und letztendlich zur Ausführung am Bau als Montage-Planung durch den MT-Fachplaner für seinen Zuständigkeitsbereich freigegeben. Durch die Bauleitung (falls Auftragsbestandteil des MT-Fachplaners) werden die aus diesen Montage-Plänen resultierenden Vorgaben hinsichtlich der definitiven Ausführung am Bau überprüft, um letztendlich einen möglichst einwandfreien und umgehenden Einbau der Geräte (Neubeschaffung sowie Übernahme von Bestandsgerät) zu gewährleisten. Durch den MT-Fachplaner wird in Zusammenarbeit mit dem Architekten und – falls beauftragt – mit der Projektsteuerung auf Grundlage von definitiven Auftragslisten und Lieferzeit-Zusagen seitens des Lieferanten sowie unter Berücksichtigung des Baufortschrittes eine Zeitschiene für die Einbringung, die Installationsarbeiten, die Abnahme sowie der Inbetriebnahme der Geräte erstellt, wobei der spätere Nutzer und der Betreiber in die Abnahme und Inbetriebnahme involviert sein müssen. Durch diese Zeitschiene wird zudem auch die Zusammenarbeit und Abhängigkeit der verschiedenen vor Ort – u. U. parallel – ausführenden Fachfirmen koordiniert. Aufgrund der nun definitiv abgeschlossenen Lieferverträge und der nachfolgend vorliegenden Rechnungen wird im Verlauf der Kostenkontrolle das in der HU-Bau bzw. HU-Gerät schlussendlich eingestellte (und bei Bedarf durch Nachträge erhöhte) Budget den real entstandenen Kosten gegenübergestellt, um die Einhaltung des Budgets während und nach Abschluss der Baumaßnahme kontrollieren zu können.

⊡ Tab. 6.7. Beispiel für die Auswertung mit Berücksichtigung der Verteilung von Mindest- und Wertungskriterien Kriterium

Maximum

Ergebnis

Mindest-Kriterium

120 Punkte (Bieter B)

90 Punkte (Bieter A)

Wertungs-Kriterium - binäre Abfrage - Freitext-Abfrage

60 Punkte (Bieter C) 100 Punkte (Bieter A)

40 Punkte (Bieter A) 100 Punkte (Bieter A)

%-Anteil 75%

66,66% 100%

Erreichte Punktzahl 9 von 12

4 von 6 2 von 2

Summe Wertungskriterien

6 von 8

Summe (gesamt)

15 von 20

6

72

6

Kapitel 6 · Ökonomische Aspekte der betrieblich-medizinisch-technischen Einrichtungsplanung (BMTE)

Nach Inbetriebnahme und Nutzung der losen und festinstallierten Geräte sowie der weiteren MT-Festeinbauten wird der durch das Ausschreibungsverfahren vorgegebene Gewährleistungszeitraum durch den MTFachplaner überwacht. Dies bedeutet, dass bei Auftreten von Defekten an Gerätekomponenten und -teilen (ausgenommen Verschleißteile) sowie bei später auftretenden Materialfehlern (z. B. Ablösen von Beschichtungen) eine entsprechende Mitteilung durch den Nutzer an den medizintechnischen Fachplaner erfolgt, damit durch diesen der entsprechende Lieferant kontaktiert wird, um eine Behebung des Mangels zu erwirken und zu planen. Nach Ablauf des Gewährleistungszeitraumes wird der Gewährleistungseinbehalt (ein bestimmter Prozent-Wert der Auftragssumme) nach Rücksprache mit dem Nutzer und ggf. mit dem Betreiber freigegeben und ausgezahlt, sofern keine Mängel bestehen.

6.4

Ausblick

Die gesundheitspolitischen und wirtschaftlichen Rahmenbedingungen zwingen Klinik- und Praxisbetreiber zur Optimierung der betrieblich-medizinisch-technischen Ausstattung, um langfristig die Existenz der Einrichtung zu sichern. Folgende Aspekte werden diesbezüglich zukünftig zunehmend an Bedeutung gewinnen: ▬ Betriebsorganisatorische Prozessoptimierung ▬ Optimierung personeller Strukturen sowie Entwicklung neuartiger Beschäftigungskonzepte (z. B. Zusammenführen von Fachkompetenzen, Bildung medizinischer Versorgungszentren / MVZ) ▬ Geräteersatzbeschaffung in Abhängigkeit zur Geräteauslastung ▬ Amortisationsberechnung als Beschaffungsvorraussetzung ▬ Konzepte im Rahmen der integrierten Versorgung (IV) und von Disease Management Programmen (DMP) ▬ Zusicherung bestimmter Fallzahlkontingente durch die Kostenträger als betriebswirtschaftliche Basis zur Investitionsplanung ▬ Marktanalyse zur Abklärung der Wirtschaftlichkeit geplanter Ersatz- und Neuinvestitionen

Literatur Verordnung über die Honorare für Leistungen der Architekten und der Ingenieure (Honorarordnung für Architekten und Ingenieure – HOAI) in der Fassung vom 21.09.1995 sowie der Änderungen zur Umstellung der HOAI auf EURO in der im Bundesgesetzblatt 2001 vom 14. November 2001

7 Qualitätsmanagement in der Medizintechnik – Ziele, Elemente und Strukturen K. Rudolf

7.1

Zielsetzung eines Qualitätsmanagementsystems

7.1.1 7.1.2 7.1.3

Begriffe – 73 Zielsetzung und Kunden eines QMS – 74 Regulatorische Anforderungen – 74

7.2

Elemente eines Qualitätsmanagementsystems

7.3

7.4

Implementierung eines Qualitätsmanagementsystems

7.4.1 7.4.2 7.4.3 7.4.4

Das QMS und die (End-) Kunden – 79 Das QMS und die Leitung – 79 Das QMS und die Mitarbeiter – 79 Das QMS und die Erfüllung der regulatorischen Anforderungen – 79

7.5

Produktqualität

7.6

Schlussbemerkung

– 73

– 76

Organisatorische Gestaltung eines Qualitätsmanagementsystems – 77

Literatur

Dieses Kapitel soll ein Grundverständnis über Ziele, Elemente und Struktur eines Qualitätsmanagementsystems im Bereich der Medizintechnik vermitteln. Es werden praxisnahe Handlungsempfehlungen für den Aufbau eines Qualitätsmanagementsystems gegeben.

7.1

Zielsetzung eines Qualitätsmanagementsystems

7.1.1 Begriffe

Qualitätsmanagementsystem Was genau ist und leistet ein »Qualitätsmanagementsystem«? Die Norm EN ISO 9000:2000 gibt darauf folgende Antworten: ▬ »Ein Qualitätsmanagementsystem ist ein Managementsystem zum Leiten und Lenken einer Organisation bezüglich der Qualität.« und ▬ »Qualität ist der Grad, in dem ein Satz inhärenter Merkmale Anforderungen erfüllt.« Etwas alltagssprachlicher formuliert bedeutet dies, dass mit Hilfe eines Qualitätsmanagementsystems (im folgenden »QMS«) die relevanten Prozesse in einer Organisation so gestaltet und gesteuert werden, dass die gefertigten Produkte bzw. die erbrachten Dienstleistungen in möglichst hohem Maße die Anforderungen der Kunden erfüllen.

– 79

– 80 – 80

– 81

Mit diesem Verständnis zählen andere Managementaktivitäten wie bspw. das Finanzmanagement oder das Umweltmanagement nicht zum Qualitätsmanagement (im folgenden »QM«) – es sei denn, die Qualität der Produkte und Dienstleistungen würden durch diese Managementsysteme unmittelbar berührt. Alle kundenbezogenen und wertschöpfenden Prozesse eines Unternehmens sind danach Gegenstand des QM: ▬ Marketing und Vertrieb ▬ Entwicklung, Beschaffung und Produktion ▬ Auslieferung, Installation und Instandhaltung Eine Besonderheit stellen in der Medizintechnik die umfangreichen regulatorischen Vorgaben dar, also die gesetzlichen Anforderungen, die an das »Inverkehrbringen und Betreiben von Medizinprodukten« geknüpft sind. Da diese Anforderungen sich auf fast alle Prozesse der Produktrealisierung auswirken, ist es in der Medizintechnik sinnvoll, die systematische Erfüllung der regulatorischen Anforderungen (Regulatory Affairs) als Teil des QM anzusehen. Eine weitere Besonderheit ist die Kritikalität von Medizinprodukten: Die konsequente Minimierung der Risiken für Patient, Anwender und Dritte bei der Entwicklung, Produktion, Installation und Anwendung eines Medizinprodukts muss mit einem dedizierten Risikomanagement betrieben werden. Da die Forderung nach sicheren Medizinprodukten zu den essentiellen Kundenanforderungen zählt, muss

74

7

Kapitel 7 · Qualitätsmanagement in der Medizintechnik – Ziele, Elemente und Strukturen

auch das technische Risikomanagement ein integraler Bestandteil des QM sein.

Qualitätskosten Ein weiterer wichtiger Begriff für das Verständnis des QM sind die Qualitätskosten. Darunter wird die Summe folgender Kostengruppen verstanden: ▬ Fehlerverhütungskosten Alle Anstrengungen, die unternommen werden, um die Entstehung von Fehlern zu vermeiden: Implementierung eines QMS, Interne Audits, Schulung der Mitarbeiter, Ermitteln der Kundenanforderungen, Gestaltung von Infrastruktur und Arbeitsumgebung, etc. ▬ Prüfkosten Alle Anstrengungen, die unternommen werden, um Fehler zu entdecken: Verifizieren und Validieren von Produkten und Prozessen. ▬ Fehlerkosten Alle Anstrengungen, die unternommen werden, um Fehler und deren Folgen zu beheben: Nacharbeit, Garantiekosten, etc. ▬ Externe QM-Darlegungskosten Alle Anstrengungen, die unternommen werden, um die Existenz eines wirksamen QMS Dritten gegenüber nachzuweisen: Zertifizierungen und Produktzulassungen, Darlegung des QMS gegenüber Kunden, etc.

7.1.2 Zielsetzung und Kunden eines QMS

Warum führen Unternehmen mit hohem Aufwand ein QMS ein? Die Steigerung der Wettbewerbsfähigkeit des Unternehmens ist die intrinsische Motivation für die Einführung eines QMS. Dies bedeutet: ▬ die Produkte und Dienstleistungen so zu realisieren, dass sie die Anforderungen der Kunden in bestmöglicher Weise erfüllen; ▬ neue Produkte in möglichst kurzer Zeit auf die gewünschten Märkte bringen zu können, in Erfüllung aller zutreffenden regulatorischen Anforderungen; ▬ die Qualitätskosten bei einem gegebenen Qualitätsniveau zu minimieren. Die zahlreichen regulatorischen Anforderungen und die Anforderungen des Marktes stellen die extrinsische Motivation dar: ▬ Die Gesetzgeber verlangen ein wirksames QMS als Voraussetzung für das Inverkehrbringen von Medi-

zinprodukten. Die Existenz eines wirksamen QMS wird von unabhängigen Zertifizierungsstellen (»Benannten Stellen«) überprüft. ▬ Die Kunden im Business-to-Business Bereich (B2B) und auch große Endkunden akzeptieren nur Lieferanten, die ein zertifiziertes QMS vorweisen können. ▬ Das Haftungsrisiko des Herstellers im Rahmen der Produkthaftung kann durch eine entsprechende Auslegung des QMS gemindert werden. Eine Checkliste dazu findet sich in einem Leitfaden des DIHK (DIHK 2003). Diese unterschiedlichen Zielsetzungen für ein QMS führen dazu, dass ein QMS auch unterschiedliche Kundengruppen bedienen muss. Im Diagramm der ⊡ Abb. 7.1 sind die wichtigsten Kundengruppen für ein QMS in der Medizintechnik dargestellt.

7.1.3 Regulatorische Anforderungen

Die zahlreichen regulatorischen Anforderungen im Bereich der Medizintechnik beziehen sich ▬ auf die Prozesse der Produktrealisierung und den Hersteller selbst, ▬ auf die hergestellten Produkte und die erbrachten Dienstleistungen sowie ▬ auf das Inverkehrbringen, Installieren, Betreiben und Instandhalten von Medizinprodukten. Damit haben diese regulatorischen Anforderungen direkte Auswirkungen auf die Prozesse des Unternehmens, die im Geltungsbereich des QM liegen und müssen daher beim Aufbau eines QMS berücksichtigt werden. Die folgende Tabelle (⊡ Tab. 7.1) gibt einen Überblick über die geltenden Anforderungen in den wichtigsten Medizintechnikmärkten. Für die Europäische Union wurden neben den Richtlinien (Directives) noch zahlreiche Leitlinien im Konsens von Behörden und Medizinprodukteherstellern geschaffen, sogenannte »MEDDEVs«, die eine gemeinsame Interpretation gesetzlicher Anforderungen darstellen. Diese Leitlininen behandeln unterschiedliche Fragestellungen, von Begriffsdefinitionen über allgemeine und spezifische Produktanforderungen bis hin zur Marktbeobachtung. Eine vollständige Auflistung der MEDDEVs befindet sich auf den Internet Seiten der Europäischen Kommission (http://ec.europa.eu/enterprise/medical_devices/meddev/). Im Falle der Europäischen Union müssen außerdem die nationalen Gesetze beachtet werden, die sich aus der Umsetzung des Europäischen Rechts in nationales Recht ergeben haben. Für Deutschland sind dies die in ⊡ Tab. 7.2 dargestellten.

75 7.1 · Zielsetzung eines Qualitätsmanagementsystems

⊡ Abb. 7.1. Kundengruppen für ein QMS in der Medizintechnik

⊡ Tab. 7.1. Internationale regulatorische Anforderungen im Bereich der Medizintechnik Wirtschaftsraum

Geltende Anforderungen

Behörde/ Link

Europäische UnionRichtlinien

93/42/EWG Medical Device Directive (1993) 90/385/EWG Aktive implantierbare Medizinprodukte (1990) 98/79/EG In-vitro-Diagnostika (1998)

Nationale Behörden; in Deutschland: BfArM: www.bfarm.de DIMDI: www.dimdi.de

USA

21 CFR Part 820 Quality System Regulation 21 CFR Part 11 Electronic Records 21 CFR Parts 800-1299 Medical Devices

FDA: www.fda.gov

Canada

Medical Devices Regulations

Health Canada: www.hc-sc.gc.ca

Japan

New Japanese Pharmaceutical Affairs Law (PAL; 2005)

MHLW, PMDA: www.mhlw.go.jp

China

China Compulsory Certificate (CCC)

CNCA / CQC: www.cnca.gov.cn

Neben den Europäischen Richt- und Leitlininen und den nationalen Gesetzen stützt sich die Zulassung von Medizinprodukten im europäischen Wirtschaftsraum überwiegend auf harmonisierte Normen ab. ▬ Harmonisierte Normen werden von den europäischen Normungsgremien CEN, CENELEC und ETSI erarbeitet mit dem Ziel, die Anforderungen der CE Richtlinien zu konkretisieren. ▬ Harmonisierte Normen gleichen die Anforderungen der EU-Mitgliedsstaaten ab. Bei Erfüllung einer harmonisierten Norm wird angenommen, dass die

grundlegenden Anforderungen der entsprechenden CE Richtlinie erfüllt werden. ▬ Die Anwendung von (harmonisierten) Normen ist nicht zwingend. Allerdings muss der Hersteller dann auf andere Art nachweisen, dass die grundlegenden Anforderungen erfüllt werden. ▬ Die harmonisierten Normen umfassen sowohl Normen für Qualitätsmanagementmodelle wie die EN ISO 13485, Normen der allgemeinen Sicherheit als auch Normen der Sicherheit und Wirksamkeit von spezifischen Produktgruppen oder Produkten.

7

76

7

Kapitel 7 · Qualitätsmanagement in der Medizintechnik – Ziele, Elemente und Strukturen

⊡ Tab. 7.2. Weitere regulatorische Anforderungen in Deutschland im Bereich der Medizintechnik Gesetz

Gilt für

MPG

Medizinproduktegesetz (2002)

Hersteller und Produkt

MPV

Medizinprodukteverordnung (2001/2004)

Hersteller und Produkt

MPSV

Medizinprodukte-Sicherheitsplanverordnung (2002)

Hersteller, Betreiber

MPBetreibV

Medizinprodukte-Betreiberverordnung (2002)

Hersteller, Betreiber

MPVertrV

Medizinprodukte-Vertriebswegeverordnung (1997/2001)

Hersteller

MPVerschrV

Verschreibungspflicht von Medizinprodukten (2002)

Hersteller, Betreiber

DIMDIV

Verordnung Datenbankgestütztes Informationssystem über Medizinprodukte

Hersteller, Betreiber

Eine vollständige Auflistung der harmonisierten Normen im Bereich der Medizinprodukte wird von der Europäischen Kommission im Internet (http://www.newapproach.org/) bereitgestellt. Die europäischen Richtlinien für Medizinprodukte unterscheiden zwischen verschiedenen Ausbaustufen eines Qualitätsmanagementsystems: ▬ Vollständiges Qualitätsmanagementsystem Das QMS umfasst die Bereiche Auslegung, Herstellung und die Endkontrolle der betreffenden Produkte. ▬ Qualitätsmanagementsystem Produktion Das QMS umfasst nur die Bereiche Herstellung und Endkontrolle der betreffenden Produkte. ▬ Qualitätsmanagementsystem Produkt Das QMS umfasst nur die Endkontrolle der betreffenden Produkte. Bei den geringeren Ausbaustufen des QMS werden abhängig von der Kritikalität des Produkts produktbezogene Prüfungen einer Benannten Stelle erforderlich – Prozessschritte, die unter Umständen zu empfindlichen Verzögerungen in der Markteinführung führen können. Da außerdem die internationalen Anforderungen diese Unterscheidungen nicht treffen, kann nur empfohlen werden, ein vollständiges QMS einzuführen. Die Anforderungen an ein QMS im Bereich der Medizintechnik werden in folgenden Normen festgelegt: ▬ EN ISO 13485:2003 Medizinprodukte – Qualitätsmanagementsysteme; Anforderungen für regulatorische Zwecke ▬ EN ISO 14971:2000 Medizinprodukte – Anwendung des Risikomanagements auf Medizinprodukte Wer sich nach der ISO 13485:2003 zertifizieren lässt, erfüllt die europäischen gesetzlichen Anforderungen an ein QMS. Darüber hinaus werden mit Einhaltung der ISO 13485 und der ISO 14971 auch die internationalen Anforderungen (USA, Japan, Canada etc.) an ein QMS zum größten Teil erfüllt.

Hinweis: Die ISO 13485:2003 basiert auf der branchenneutralen ISO 9001:2000. Es ist zu beachten, dass die ISO 13485 nicht alle Anforderungen der ISO 9001 übernommen hat. Damit erfüllen Organisationen, die sich nach ISO 13485 zertifizieren lassen, nicht automatisch die Anforderungen der ISO 9001.

7.2

Elemente eines Qualitätsmanagementsystems

Die Anforderungen an ein QMS im Bereich der Medizintechnik werden in der ISO 13845 genau definiert. Im Falle von Verständnisfragen können folgende Normen herangezogen werden: ▬ DIN EN ISO 9000:2005 (Begriffe) ▬ DIN EN ISO 9004:2000 ▬ ISO/TR 14969 (Leitfäden) In ⊡ Tab. 7.3 soll daher nur ein kurzer Überblick über die wesentlichen Elemente eines QMS gemäß der ISO 13485 gegeben werden: Gerade das letzte Element »Messung, Analyse und Verbesserung« steht für ein Prinzip, das allen QM-Modellen zugrunde liegt, der PDCA-Zyklus von William E. Deming, ein Kreislauf für ständige Verbesserungen (⊡ Abb. 7.2). Plan Analysieren der aktuellen Situation, Festlegen der neuen Q-Ziele, Festlegung der neuen Prozesse Do Ausführung der neuen Prozesse Check Überprüfung, ob die geplanten Ziele erreicht werden Act Die neuen Prozesse in die Routine überführen und Gegenmaßnahmen im Falle von Abweichungen implementieren Dieser Zyklus wird im Sinne ständiger Verbesserung kontinuierlich durchlaufen und stellt einen geschlossenen Regelkreis dar.

77 7.3 · Organisatorische Gestaltung eines Qualitätsmanagementsystems

⊡ Tab. 7.3. Die wichtigsten QM-Elemente gemäß ISO 13485 Verantwortung der Leitung und Qualitätsmanagementbeauftragter

Qualitätsmanagement ist die Aufgabe der Unternehmensleitung. Es ist die Aufgabe der Unternehmensleitung, für die Einführung und Aufrechterhaltung eines QMS zu sorgen und es regelmäßig auf Wirksamkeit zu überprüfen. Es muss ein Mitglied der Unternehmensleitung (»Beauftragter der obersten Leitung«) benannt werden, das für die Einführung und Aufrechterhaltung des QMS verantwortlich und befugt ist und das die Leitung über das Qualitätsgeschehen im Unternehmen informiert.

Qualitätspolitik und Qualitätsziele

Zu den Aufgaben der Unternehmensleitung gehört es ebenfalls, die Verpflichtung des Unternehmens zur Qualität in einer Qualitätspolitik zu dokumentieren und konkrete Qualitätsziele daraus abzuleiten.

Dokumentenmanagement

Das Dokumentenmanagement, also die Erstellung, Freigabe, Verteilung und Aktualisierung von Vorgabedokumenten und Qualitätsnachweisen, muss schriftlich geregelt sein. Es wird in der Norm außerdem festgelegt, welche Inhalte dokumentiert werden müssen.

Personelle Ressourcen

Die Mitarbeiter, deren Tätigkeiten die Produktqualität beeinflussen können, müssen für ihre Aufgaben angemessen qualifiziert sein.

Infrastruktur und Arbeitsumgebung

Das Unternehmen muss die Infrastruktur und die Arbeitsumgebung so gestalten, dass die geforderten Produkteigenschaften erreicht werden. Beispiele hierfür sind geeignete Räumlichkeiten, Maschinen und Werkzeuge oder Umgebungsbedingungen wie Luftfeuchte, Temperatur etc.

Produktrealisierung Planung aller erforderlichen Prozesse im Rahmen der Produktrealisierung (einschließlich Risikomanagement) Ermittlung der Kundenanforderungen Prozesse der Produktentwicklung definieren Beschaffungsprozesse definieren Prozesse der Produktion definieren Prozesse der Auslieferung, Installation und Instandhaltung definieren

Alle Prozesse der Produktrealisierung müssen geplant und dokumentiert werden. Die betrachtete Prozesskette reicht von Marketing und Vertrieb (Ermitteln der Kundenanforderungen) bis zum Service im Feld (Instandhaltung und Marktbeobachtung). Die Norm legt fest, an welchen Stellen der Prozesskette Prüfaktivitäten stattfinden müssen. Das (technische) Risikomanagement muss ebenso in dieser Prozesskette integriert sein wie die nachweisbare Erfüllung aller regulatorischen Anforderungen (Normenkonformität, Produktzulassungen).

Messung, Analyse und Verbesserung

Einrichten von aussagekräftigen und validen Kennzahlensystemen, die Auskunft über die Konformität des Produkts und über die Konformität und Wirksamkeit des QMS geben. Das Spektrum der Kennzahlen umfasst sowohl technische Prozessparameter als auch Kennzahlen über die Kundenzufriedenheit. Einrichten von wirksamen Verbesserungsprozessen, welche die erforderlichen Korrekturund Vorbeugemaßnahmen ermöglichen.

Die Herausforderung beim Aufbau eines QMS besteht darin, das Prinzip des PDCA-Zyklus in alle Elemente des QMS zu integrieren und somit ein lebendiges, selbstadaptierendes QMS zu schaffen.

7.3

⊡ Abb. 7.2. Der PDCA-Zyklus von William E. Deming, ein Kreislauf für ständige Verbesserungen

Organisatorische Gestaltung eines Qualitätsmanagementsystems

Sind der Geltungsbereich und die Elemente des QMS bereits über die Europäischen Richtlinien und die ISO 13485 genau vorgegeben, so bestehen bei der organisatorischen Ausgestaltung des QMS große Handlungsspielräume. Das Spektrum der möglichen Organisationsformen reicht von einer großen, zentralen QM-Abteilung, die für alle Aufgaben des QMS zuständig ist, bis hin zur Delegation der QM-Aufgaben an alle Führungskräfte und

7

78

7

Kapitel 7 · Qualitätsmanagement in der Medizintechnik – Ziele, Elemente und Strukturen

Mitarbeiter und dem völligen Verzicht auf eine eigene QM-Organisation. Drei Prinzipien haben sich in der Praxis bewährt und befinden sich im Einklang mit den geltenden Anforderungen: 1. Direkte Anbindung oder Integration des QM in die Unternehmensleitung 2. Möglichst prozessnahe Verantwortung für die einzelnen Elemente des QMS 3. Die Unabhängigkeit aller prüfenden Instanzen sicherstellen Diese Prinzipien können zu folgendem organisatorischen Modell führen: ▬ Es wird eine eigene organisatorische Einheit gebildet, die für alle übergeordneten (unternehmensweiten) Belange des QM verantwortlich und zuständig ist. ▬ Diese zentrale QM-Stelle ist Mitglied der Geschäftsleitung oder unmittelbar der Geschäftsleitung unterstellt. ▬ In allen Funktionsbereichen des Unternehmens, die Gegenstand des QM sind, werden ein oder mehrere Mitarbeiter mit QM-Aufgaben betraut. Abhängig von der Größe des Funktionsbereichs nehmen sie die QMAufgaben neben anderen Aufgaben oder hauptamtlich wahr. Im Rahmen ihrer QM-Aufgaben sind sie der übergeordneten QM-Stelle fachlich unterstellt.

▬ Alle Mitarbeiter, die Prüftätigkeiten durchführen, gehören nicht der organisatorischen Einheit an, deren Prozesse oder Produkte sie prüfen. In dem obigen Modell würden die Aufgaben wie in ⊡ Tab. 7.4 dargestellt verteilt.

Nicht enthalten in der Darstellung von ⊡ Tab. 7.4 sind die Bearbeitung von Kundenreklamationen und die Ermittlung der Kundenzufriedenheit sowie die Produktbeobachtung im Feld. Diese Aktivitäten können sowohl bei der übergeordneten QM Stelle als auch beim Service oder beim Vertrieb sinnvoll integriert werden. Ebenfalls nicht enthalten ist der Nachweis der Konformität der Produkte mit technischen Normen. Nach dem Prinzip der prozessnahen Verantwortung empfiehlt es sich, diese Aufgaben in die Produktentwicklung zu integrieren. Die Anzahl der mit QM-Aufgaben betrauten Mitarbeiter ist naturgemäß abhängig von der Unternehmensgröße und der Komplexität der Produkte. Bei Kleinstunternehmen könnten alle oben beschriebenen Tätigkeiten auch in Personalunion von einem Mitarbeiter wahrgenommen werden. Und nicht zuletzt sollten natürlich die Grundsätze wirksamen Managements auch bei der Gestaltung eines QMS befolgt werden (vgl. Malik 2001).

⊡ Tab. 7.4. Organisatorische Gestaltung des QM Übergeordnetes QM

QM-Beauftragter eines Funktionsbereichs

Formulieren der unternehmensweiten Qualitätsziele in Abstimmung mit der Unternehmensleitung

Formulieren der bereichsspezifischen Qualitätsziele in Abstimmung mit der Bereichsleitung und der übergeordneten QM Stelle

Einführen und Abstimmen eines unternehmensweiten Kennzahlensystems

Ermitteln der Kennzahlen des Funktionsbereichs

Vorbereiten der jährlichen Management Bewertung

Bereitstellen der erforderlichen Informationen

Ermitteln der geltenden gesetzlichen und normativen Anforderungen und Vermitteln dieser Anforderungen im Unternehmen

Anpassen der Prozesse des Funktionsbereichs an die geltenden Anforderungen

Koordination / Durchführung von QM-Schulungsprogrammen

Durchführung von QM-Schulungen im Funktionsbereich

Implementierung und Pflege des unternehmensweiten QMHandbuchs

Implementierung und Pflege aller Teile des QM-Handbuchs, die den Funktionsbereich betreffen

Implementierung und Pflege eines übergeordneten Vorgehensmodells der Produktrealisierung

Implementierung und Pflege aller Schritte des Vorgehensmodells, die den Funktionsbereich betreffen

Koordination von externen Qualitätsaudits und Zertifizierungen

Vorbereiten und Bereitstellen der erforderlichen Unterlagen und Gesprächspartner

Koordination / Durchführung von internen Qualitätsaudits

Vorbereiten und Bereitstellen der erforderlichen Unterlagen und Gesprächspartner; ggf. Mitwirkung an den Audits

Überwachen von übergeordneten Korrektur- und Vorbeugemaßnahmen

Überwachen von bereichsspezifischen Korrektur- und Vorbeugemaßnahmen

Durchführen von Produktzulassungen

Bereitstellen der erforderlichen Unterlagen

Behördenkontakte im Rahmen der Meldepflicht

Bereitstellen der erforderlichen Informationen

79 7.4 · Implementierung eines Qualitätsmanagementsystems

7.4

Implementierung eines Qualitätsmanagementsystems

Wie bei der organisatorischen Umsetzung bestehen auch bei der technischen Umsetzung eines QMS viele Freiheitsgrade. Bei der Implementierung eines QMS sollte man sich noch einmal die verschiedenen Kundengruppen des QMS vor Augen führen ( Abschn. 7.1.2 »Zielsetzung und Kunden eines QMS«).

7.4.1 Das QMS und die (End-) Kunden

Der (End-) Kunde ist die Existenzberechtigung für das Unternehmen und für das QMS. Es ist wichtig, dass der Kunde auch tatsächlich als reale Person in die Prozesse des QMS integriert wird. Dies sollte nicht nur reaktiv im Rahmen der Reklamationsbearbeitung geschehen, sondern auch proaktiv, bspw. durch Kooperationen bei der Entwicklung neuer Produkte und Dienstleistungen.

7.4.2 Das QMS und die Leitung

Die Leitung des Unternehmens ist die entscheidende Kundengruppe des QMS. Das QMS muss für die Leitung ein zuverlässiges Instrument zur Steuerung des Unternehmens darstellen. Wie eingangs erwähnt, ist das QMS für die Leitung nur ein Managementsystem unter vielen. Um eine überschaubare und handhabbare Entscheidungsgrundlage für die Unternehmensleitung zu schaffen, sollten die wichtigsten Kennzahlen des QMS mit den wichtigsten Kennzahlen der anderen Managementsysteme zu einem gemeinsamen Instrument integriert werden. Ein geeigneter Ansatz dafür ist das Kennzahlen- und Steuerungssystem der Balanced Scorecard (Kaplan/ Norton 1997). Eine Balanced Scorecard fasst mindestens die folgenden vier Blickrichtungen auf ein Unternehmen zusammen: 1. Die finanzwirtschaftliche Perspektive 2. Die Kundenperspektive 3. Die interne Prozessperspektive 4. Die Lern- und Entwicklungsperspektive Mit Hilfe dieser vier Perspektiven werden sowohl retrospektive als prospektive Kennzahlen zur Steuerung des Unternehmens verwendet. Die Kennzahlen des QMS finden sich vor allem in der Kundenperspektive, aber auch in der internen Prozessperspektive und der Lern- und Entwicklungsperspektive.

7.4.3 Das QMS und die Mitarbeiter

Die Mitarbeiter sind die zahlenmäßig größte Kundengruppe eines QMS. Wenn man ihre Anforderungen nicht erfüllt, werden die Vorgaben eines QMS nicht zu einem geschätzten Hilfsmittel, sondern zu einer ungeliebten Last. Die Regelungen des QMS sollten nicht nur den regulatorischen Anforderungen genügen, sondern auch für den Mitarbeiter wertvolle Arbeitshilfen darstellen. Dies führt zu folgenden Anforderungen an das QMS: ▬ Der Aufbau des Qualitätsmanagementhandbuchs sollte sich an den Abläufen im Unternehmen orientieren – und nicht an der Gliederung einer Norm. ▬ Vorgabedokumente (Prozessbeschreibungen, Arbeitsanweisungen, etc.) sollten für die jeweilige Zielgruppe leicht verständlich geschrieben sein und umsetzbare Handlungsanweisungen enthalten. Für jeden Prozessschritt sollten die geforderten Arbeitsergebnisse in Inhalt und Struktur definiert werden. ▬ Alle Vorgabedokumente sollten in die jeweilige Arbeitsumgebung integriert und schnell und intuitiv auffindbar sein. ▬ Es empfiehlt sich, für die Produktrealisierung ein strukturiertes Vorgehensmodell zu definieren und für jeden Prozessschritt die erforderlichen Arbeitsergebnisse auszuweisen. Idealerweise wird dieses strukturierte Vorgehensmodell als elektronischer Work Flow implementiert. Dieser Work Flow dient neben der Implementierung des QMS auch dem Projektmanagement. Hinweis: Bei einem papierlosen Work Flow müssen die internationalen regulatorischen Anforderungen an elektronische Signaturen beachtet werden, (s. bspw. Code of Federal Regulations 21 Part 11 2005). ▬ Alle Prozessschritte des QMS sollten regelmäßig auf ihre Wirksamkeit, Effizienz und Existenzberechtigung überprüft werden. ▬ Die Überprüfung der Akzeptanz des QMS durch die Mitarbeiter sollte als fester Bestandteil im QMS verankert sein.

7.4.4 Das QMS und die Erfüllung der

regulatorischen Anforderungen Die Implementierung eines QMS sollte die regulatorischen Anforderungen aller Länder berücksichtigen, in denen die Produkte vermarktet werden. Dabei ist auch zu entscheiden, in welcher Sprache die Dokumente des QMS und die produktbezogenen Dokumente wie Spezifikationen, Designunterlagen oder Prüfnachweise erstellt werden. Um das QMS aufwandsarm extern darlegen zu können, ist es sinnvoll, eine Zuordnung zwischen den QMS Dokumenten und den produktbezogenen Dokumenten

7

80

7

Kapitel 7 · Qualitätsmanagement in der Medizintechnik – Ziele, Elemente und Strukturen

auf der einen Seite und den verschiedenen nationalen und internationalen Anforderungen auf der anderen Seite vorzunehmen. Idealerweise werden diese Zuordnungen in einer Datenbank verwaltet und sind direkt in das elektronische Dokumentenmanagement und in den elektronischen Work Flow der Produktrealisierung integriert. Dann können nach Bedarf alle erforderlichen regulatorischen Sichten aus der Datenbank generiert werden und damit aufwandsarm die Nachweise der Konformität für das QMS und für die Produkte geführt werden. Umgekehrt kann der elektronische Work Flow abhängig von der Angabe der geplanten Absatzmärkte die jeweiligen erforderlichen Prozessschritte und produktbezogenen Dokumente automatisch zusammenstellen.

7.5

Produktqualität

Nach der Diskussion der Zielsetzung und der Implementierung von Qualitätsmanagementsystemen soll noch der eigentliche Gegenstand eines QMS betrachtet werden: die Qualität der hergestellten Produkte. Wichtig ist hier, dass nicht nur die Anforderungen von Patient und Anwender während des Betriebs des Produktes berücksichtigt werden, sondern dass der Hersteller die Anforderungen aller relevanten Parteien über den gesamten Lebenszyklus des Produkts betrachtet. In ⊡ Tab. 7.5 wird verdeutlicht, welche Parteien in welcher Lebenszyklusphase Anforderungen an das Produkt richten. Der Umfang der Anforderungen und die Bedeutung der einzelnen Lebenszyklusphasen sind abhängig von der Art und der Komplexität des Medizinprodukts: nichtaktives oder aktives Medizinprodukt, Instrument oder rechnergestütztes Gerät, Einzelprodukt oder Systemkomponente, Einmalprodukt oder wiederverwendbares Zubehör, etc.

Das QMS des Medizinprodukteherstellers muss so ausgelegt sein, dass die Anforderungen aller Parteien an ein Produkt in den verschiedenen Lebenszyklusphasen zu Beginn der Produktrealisierung ermittelt und in angemessener Weise erfüllt werden. Nur so ist gewährleistet, dass der Kunde ein Produkt erhält, das über den gesamten Lebenszyklus seinen Anforderungen entspricht.

7.6

Schlussbemerkung

Das Prinzip des QM – systematisch sicherzustellen, dass die Anforderungen der Kunden erfüllt werden – muss stets auch auf das QMS selbst angewendet werden. In einem kontinuierlichen Reflektionsprozess, oder besser gesagt, in einem kontinuierlichen Plan-Do-CheckAct Zyklus, muss kontinuierlich geprüft werden, ▬ ob das QMS wirksam die relevanten Anforderungen an das Produkt ermittelt und deren Erfüllung sicherstellt und ▬ ob die Balance zwischen – hilfreicher Vorgabe und unnötiger Reglementierung, – wichtigem Nachweis und überflüssigem Papier, – kundenorientierter Optimierung von Produkten und bloßer Konformität für das QMS gehalten wird. Das Instrument der Management Bewertung, wie es im Abschn. 5.6 der ISO 13485 gefordert wird, kann diesen Reflektionsprozess und das Halten der Balance leisten, indem sorgfältig geprüft und bewertet wird, in welchem Maße das QMS die Anforderungen seiner zahlreichen Kunden erfüllt. Viele Unternehmen neigen angesichts des starken regulatorischen Drucks dazu, die intrinsische Motivation für das QMS zu vergessen und die Mitarbeiter sowie die

⊡ Tab. 7.5. Produktanforderungen verschiedener Parteien in unterschiedlichen Lebenszyklusphasen Lebenszyklusphase

Distributor

Produktrealisierung

Käufer/ Betreiber

Anwender

Patient

X

Technischer Service

Krankenkassen

X

Inverkehrbringen

X

X

Inbetriebnahme

X

X

X

Betrieb

X

X

Instandhaltung

X

X

Wiederaufbereitung

X

Außerbetriebnahme

X

Verschrottung

X

X X

X

Benannte Stelle

Gesetzgeber/ Behörde

X

X

X

X X

X

X

X

X

X

X

X

81 Literatur

Unternehmensleitung als Kunden des QMS zu vernachlässigen. Dies hieße aber, wertvolles Potential zu verschenken: Ein QMS sollte nie ausschließlich zur Erfüllung externer Anforderungen betrieben werden, sondern immer dazu genutzt werden, die Wettbewerbsfähigkeit eines Unternehmens zu steigern.

Literatur Code of Federal Regulations, Title 21 Food and Drugs, Chapter I, Part 11 Electronic Records; Electronic Signatures, U.S. Government Printing Office 2005 DIHK; Produkthaftung – Ein Leitfaden für Hersteller, Zulieferer, Importeure und Händler, Bonn 2003 DIN EN ISO 9000, Ausgabe:2005–12 Qualitätsmanagementsysteme – Grundlagen und Begriffe (ISO 9000:2005) DIN EN ISO 9001, Ausgabe:2000–12 Qualitätsmanagementsysteme – Anforderungen (ISO 9001:2000–09) DIN EN ISO 9004, Ausgabe:2000–12 Qualitätsmanagementsysteme – Leitfaden zur Leistungsverbesserung (ISO 9004:2000) DIN EN ISO 13485, Ausgabe:2003–11 Medizinprodukte – Qualitätsmanagementsysteme – Anforderungen für regulatorische Zwecke (ISO 13485:2003) DIN EN ISO 14971, Ausgabe:2001–03 Medizinprodukte – Anwendung des Risikomanagements auf Medizinprodukte (ISO 14971:2000); Deutsche Fassung EN ISO 14971:2000 (Norm-Entwurf ) DIN EN ISO 14971, Ausgabe:2005–11 Medizinprodukte – Anwendung des Risikomanagements auf Medizinprodukte (ISO/DIS 14971:2005); Deutsche Fassung prEN ISO 14971:2005 ISO/TR 14969, Ausgabe:2004–10 Qualitätssicherungssysteme – Medizinprodukte – Leitfaden zur Anwendung von ISO 13485:2003 Kaplan RS, Norton, DP (1997) Balanced Scorecard – Strategien erfolgreich umsetzen. Schäffer-Poeschel, Stuttgart Malik F (2001) Führen, Leisten, Leben. Wirksames Management für eine neue Zeit. Heyne Verlag, München

7

B

Spezieller Teil

8 Elektrokardiographen (EKG-Geräte) R. Kramme

8.1

Elektrokardiographie (EKG) – 87

8.2

Technik – 87

8.2.1 8.2.2 8.2.3 8.2.4 8.2.5 8.2.6

Physikalische und technische Grundlagen – 87 Gerätesystematik – 89 Schreibsysteme – 89 Elektrodentechnik – 89 Systemeigenschaften – 90 Betriebsarten – 90

8.3

EKG-Verfahren – 90

8.4

Ableitungssysteme – 92

8.4.1 8.4.2

Ableitungen von der Körperoberfläche Die Standardableitungen – 92

8.4.4

Ergänzende und reduzierte Ableitungen von der Körperoberfläche – 94 Invasive Ableitungen – 94

8.5

Methodische Hinweise

8.6

Diagnostische Wertigkeit des EKG – 95

8.7

Komplikationen

8.8

Sicherheitstechnische Aspekte

– 95

– 95 – 95

Weiterführende Literatur – 96 – 92

Elektrokardiographen (kurz: EKG-Geräte) sind diagnostische Geräte zur Aufnahme, Verstärkung, Speicherung, Verarbeitung, Auswertung und Dokumentation (Registrierung) des Elektrokardiogramms. Als standardisiertes Verfahren ist die nichtinvasive Elektrokardiographie seit Jahrzehnten in der Medizin etabliert; daher ist die apparative Ausstattung mit EKG-Geräten sowohl im klinischen als auch im niedergelassenen Bereich beinahe obligatorisch.

8.1

8.4.3

Elektrokardiographie (EKG)

Die Elektrokardiographie ist die Beschreibung des Verfahrens zur Aufzeichnung und diagnostischen Auswertung von Elektrokardiogrammen, die den zeitlichen und örtlichen Verlauf der elektrischen Erregungsvorgänge in Form von Wellen, Zacken und Strecken am Herzmuskel aufzeichnen (⊡ Abb. 8.1). Jede Erregungsausbreitung über Fasern des Herzens ist Quelle einer elektrischen Spannung. Gemessen werden i. d. R. bei der nichtinvasiven Ableitung diejenigen Spannungsdifferenzen, die über ein elektrisches Feld auf der Körperoberfläche entstehen und dabei nur Bruchteile der vom Herzen entwickelten Spannung ausmachen. Damit ist das Herz als Potentialquelle zu deuten und das EKG zeigt letztlich das Bild der Elektrizitätserzeugung (Potentialverschiebung) und damit der Erregungsvorgänge im Spiegel der gewählten Ableitungen.

8.2

Technik

8.2.1 Physikalische und technische Grundlagen

EKG-Geräte sind rauscharme Differenzverstärker, die aus einem stark gekoppelten Gleichstromverstärker von hohem Verstärkungsgrad mit einem invertierenden (umgekehrten) und nichtinvertierenden Eingang bestehen. Die Ausgangsspannung beträgt das Vielfache der an den Eingangsklemmen liegenden Spannung. Sie ist die Differenzspannung der beiden am gemeinsamen Pol liegenden Spannungen. Gemessen an der üblichen Verstärkertechnik werden an einen EKG-Vorverstärker besonders hohe Anforderungen gestellt: Einstreuende hochfrequente Wechselspannungen werden über einen Hochfrequenzfilter vor dem Vorverstärkereingang gedämpft, damit sich keine Übersteuerungen oder Selbsterregungen ergeben können. Extreme Störspannungen werden ebenfalls direkt über Entladestrecken und antiparallele Dioden abgeblockt. Ein hoher Eingangswiderstand (i. d. R. 10 MΩ und darüber) hält die Eingangsströme sehr klein. Kapazitiv eingekoppelte netzfrequente Wechselspannungen werden eliminiert durch eine hohe Gleichtaktunterdrückung. Nach einer 20- bis 30-fachen Vorverstärkung wird das EKG-Signal von der Gleichspannung über einen Hochpassfilter abgetrennt. Die Zeitkonstante dieses Filters beträgt 1,5 oder 3,2 s. Während bei analogen EKG-Geräten das aufbereitete EKG-Signal über einen Ableitungswähler den jeweiligen Kanalverstärkern (1...>12) zugeführt wird, entfällt dies beim digitalen EKG-Gerät. Statt dessen werden die aufgenommenen Signale zu 12 Ableitungen ver-

88

I

Kapitel 8 · Elektrokardiographen (EKG-Geräte)

knüpft, verstärkt und via Multiplexer sowie AD-Wandler einem Prozessorsystem (Steuerrechner = CPU) zugeleitet. Die Systemsoftware verarbeitet alle digitalisierten Eingangssignale, interpoliert die einzelnen Messwerte zu kontinuierlichen Kurven, steuert die Abläufe des Geräts, kommuniziert mit dem Bediener über Tastatur, Anzeige und Ausdruck; sie bereitet Textausgaben und Uhrzeit, gibt ein QRS-Triggersignal und wertet den Fernstarteingang für ein Ergometer aus. Die Ausgabe erfolgt über ein digitales Schreibsystem, den Thermokamm. Beim analogen EKG-Gerät wird nach einer weiteren Verstärkung auf ca. 1–2 V durch den jeweiligen Kanalverstärker das EKG-Signal über eine Leistungsverstärkerstufe (Endverstärker) und schließlich über das mechanische Registriersystem (z. B. Hebelschreiber, Düsenschreiber u. a.) ausgegeben. Die messtechnische Erfassung des EKG, der Signalweg sowie die Signalverarbeitung, gleicht einer Messkette: vom Messobjekt (Patient) über Messwertaufnehmer oder -fühler (Elektroden), Messwertüberleitung (Elektrodenzuleitung und Patientenkabel) zur Signalverarbeitung, Signalauswertung und Dokumentation (EKG-Gerät). Die an der Körperoberfläche aufliegenden Ableitelektroden bzw. die intrakardiale Elektrode (Signalquelle) nehmen das EKG-Signal auf (Nutzsignal) und leiten es über ein Kabel zum Eingangsverstärker des Kardiographen. Zwischen der Haut und dem metallischen Anteil der Elektrode besteht eine galvanoelektrische Spannung, die vom

⊡ Abb. 8.1. Nomenklatur des Elektrokardiogramms (EKG)

Elektrodenmaterial, der Zusammensetzung der Elektrolyten und vom Zustand der Grenzfläche Elektrode/Elektrolyt wesentlich beeinflusst wird. Diese elektrochemische Kontaktspannung kann bis zu 300 mV betragen. Das übertragene Eingangssignal des Verstärkers besteht aus unterschiedlichen Anteilen: 1. Das Nutzsignal (EKG) mit einer Amplitude von 50 μV – ca. 1 mV, das jedoch 2. überlagert wird von einem Gleichspannungsanteil bis zu 300 mV. Des Weiteren können 3. Störsignale bis zu 100 mV (50 Hz »Brummspannung«) und 4. extreme Störspannungen (z. B. durch Defibrillatoren, HF-Chirurgiegeräte u. a.) bis zu 3000 V auftreten. Um eine galvanische Trennung des Patienten von der Netzspannung sicherzustellen, ist die Spannungsversorgung sowie das Ausgangssignal galvanisch entkoppelt. Im Zuge der Reproduzierbarkeit wurde das EKG-Signalverarbeitungs-, Aufzeichnungs- und Ableitungsverfahren standardisiert: Frequenzgang: untere Grenzfrequenz fgrenze = 0,05 Hz obere Grenzfrequenz fgrenze = >100 Hz EKG-Amplitude: 2,5, 5, 10 und 20 mm/mV Zeit: 10, 25, 50 und 100 mm/s

89 8.2 · Technik

8.2.2 Gerätesystematik

8.2.4 Elektrodentechnik

EKG-Geräte lassen sich vornehmlich nach Anzahl der Kanäle und nach der Gerätetechnologie unterscheiden (⊡ Abb. 8.2, ⊡ Abb. 8.3).

Abnahme und Überleitung des EKG von der Körperoberfläche und die Qualität dieses Signals wird im Wesentlichen von den Elektroden beeinflusst. Sie stellen einen Übergang zwischen der Ionenleitung im Körper und der metallischen Elektronenleitung der Elektrodenoberfläche sowie des weiterleitenden Kabels dar. Zwischen Körper und Elektrode ist somit eine galvanische Spannung vorhanden, die insbesondere von drei Faktoren abhängt: 1. vom Elektrodenmaterial, 2. von der Zusammensetzung der Elektrolyten und 3. vom Zustand der Grenzflächen Elektrode/Elektrolyt.

8.2.3 Schreibsysteme

Als Schreibsysteme sind die verschiedenen technischen Möglichkeiten des Registrierteils zu verstehen (⊡ Abb. 8.3). Das digitale Thermokammschreibverfahren entspricht dem aktuellen Stand der Technik. Die Qualität einer Thermokammregistrierung zeichnet sich durch eine hohe Auflösung und geringe Störanfälligkeit des Schreibsystems sowie eine optimale Reproduktion des abgenommenen und verarbeiteten EKG-Signals aus.

⊡ Abb. 8.2. Übersicht und Differenzierung von EKG-Geräten

⊡ Abb. 8.3. EKG-Schreibverfahren

An den Grenzflächen können elektrochemische Kontaktspannungen bis zu 300 mV auftreten. Die Elektrodenimpedanz (syn. Elektrodenübergangsimpedanz)- die

8

90

I

Kapitel 8 · Elektrokardiographen (EKG-Geräte)

Summe aus Elektroden- und Hautimpedanz sowie dem Widerstand des Kontaktmediums, die abhängig von der Stromdichte ist – ergibt sich aus dem Momentanzustand von Haut, Körper, Kontaktmittel und Elektrodenmaterial. Deshalb werden Elektrodenpasten oder -gels zur Verringerung der Übergangsimpedanz eingesetzt. Insbesondere bei polarisierbarem Elektrodenmaterial (z. B. Edelstahl) kann es zum Auftreten von unerwünschten Polarisationsspannungen kommen. Diese spontanen Spannungsschwankungen überlagern das EKG-Signal und führen des Weiteren zu Signalinstabilitäten in der Registrierung (driftende Ableitungen). Besonders vorteilhaft haben sich unpolarisierbare Elektroden aus Ag/AgCl (Silber-Silberchlorid) erwiesen (⊡ Tab. 8.1).

Ein ausbaufähiges System hat den Vorteil, mehr Funktionen als nur eine EKG-Registrierung durchzuführen. Diese sog. multifunktionalen Systemeigenschaften sind dann gegeben, wenn das EKG-Gerät mit Zusatzfunktionen wie Spirometrie, Langzeit-EKG, Arrhythmie-Monitoring, Ultraschalldoppler, Pulsoxymetrie, Kapnographie, Spätpotentiale u. a. ausgestattet ist. Standard ist auch die Datenkommunikation mit dem PC sowie die Vernetzung mit anderen Systemen. Damit sind die Voraussetzungen für die Nutzung von medizinischen EDV-Statistiken, EKG-Datenmanagement und EKG-Softwarebibliotheken gegeben (⊡ Abb. 8.4).

8.2.5 Systemeigenschaften

Im Wesentlichen wird zwischen manueller und automatischer Betriebsart unterschieden. Typisch für heutige Kardiographen, die anwenderseitig programmiert werden können, sind Automatikprogramme wie StandardEKG mit 12 Ableitungen, Ergometrie und Arrhythmie. Auch Ableitungsmodus, Formatierung, Nulllinien, Kalibrierung und Empfindlichkeit sind weitestgehend automatisiert. Alternativ kann jederzeit manuell registriert werden.

Leistungsspektrum und zugleich Anforderung an moderne EKG-Systeme sind folgende Eigenschaften: ▬ Zeitlich simultane Darstellung der 12 Standardableitungen in einem Zeitrahmen von 15 s, ▬ unterschiedliche, alphanumerische Registriermöglichkeiten, ▬ hoher Bedienungskomfort und programmierbar, ▬ digitale Signalverarbeitung, ▬ automatisierte Steuerung nebst Programmen, ▬ Schnittstellen zur Kommunikation mit anderen Systemen und ▬ ein hochauflösendes Schreibsystem ohne mechanische Anteile.

8.2.6 Betriebsarten

8.3

EKG-Verfahren

⊡ Abb. 8.5 gibt eine Übersicht über nichtinvasive und invasive EKG-Verfahren.

⊡ Tab. 8.1. Übersicht Elektrodenarten Elektrodenart

Elektrodenmaterial

Abnahmeregion

Applikationsdauer kurz

Applikationsdauer lang

Platten-

V2

Extremitäten

Θ

Ohne Elektrodengel

Saug-

SilberSilberchlorid

Brust

Θ

Geringe Polarisationsspannung

Knopf-

SilberSilberchlorid

Extremitäten

Θ

Klebe-

SilberSilberchlorid

Extremitäten

Einmal-

SilberSilberchlorid

Extremitäten, Brust

Dreifach-

SilberSilberchlorid

Brust

Θ

Überwachung

Θ

Notfallapplikation

Θ

Bemerkungen

Schaumstoffpflaster verwenden Bei unruhigen Patienten geringere Artefakte

Θ

Θ

Θ

Höhere Kosten

Θ

Θ

Schnelle Applikation möglich

91 8.3 · EKG-Verfahren

⊡ Abb. 8.4. Beispiel eines vernetzten EKG-Verwaltungssystems

⊡ Abb. 8.5. Nichtinvasive und invasive EKG-Verfahren

8

92

Kapitel 8 · Elektrokardiographen (EKG-Geräte)

8.4

Ableitungssysteme

8.4.2 Die Standardableitungen

8.4.1 Ableitungen von der Körperoberfläche

I

Die von zeitveränderlichen Biopotentialdifferenzen ausgelösten Aktionsströme werden als elektrische Spannung – die Größe des Nutzsignals liegt bei einem Millivolt – zwischen zwei Punkten an der Körperoberfläche abgeleitet. Theoretisch könnten sich die Abnahmestellen an jeder beliebigen Stelle der Körperoberfläche befinden. In der Praxis haben sich bestimmte Ableitungspunkte entwickelt, nach denen die jeweiligen Ableitungen definiert sind. Im Wesentlichen unterscheiden sich die Ableitungen in der Abnahmetechnik und in räumlicher Hinsicht: Ableitungen zwischen zwei Punkten werden als bipolare Ableitung bezeichnet. Bei unipolaren Ableitungen hingegen ist die differente Elektrode gegen eine sog. Nullelektrode geschaltet (Sammelelektrode). Diese Sammelektrode entsteht durch den Zusammenschluss der Extremitätenableitungen über hochohmige Widerstände. Einen räumlichen Einblick vermitteln die Extremitätenableitungen auf der Frontalebene und die Brustwandableitungen auf der Horizontalebene.

Als Standardableitungen werden die drei bipolaren Extremitätenableitungen nach Einthoven (I, II, III), die drei aus den Einthoven-Ableitungen konstruierten unipolaren Extremitätenableitungen nach Goldberger (aVR, aVL, aVF) und sechs unipolare Brustwandableitungen nach Wilson (V1...V6) bezeichnet (⊡ Tab. 8.2).

Extremitätenableitungen nach Einthoven (⊡ Abb. 8.6)

Die Potentialdifferenz wird zwischen zwei Elektroden gemessen: R : rechter Arm = roter Stecker L : linker Arm = gelber Stecker F : linker Fuß = grüner Stecker N : rechter Fuß = schwarzer Stecker (Erde) Die drei Ableitungen liegen in der Frontalebene und bilden das sog. Einthoven-Dreieck (⊡ Abb. 8.7).

Unipolare Extremitätenableitungen nach Goldberger Die Potentialdifferenz wird jeweils zwischen einer Elektrode an der Extremität und einem »elektrischen Null-

⊡ Tab. 8.2. Übersicht der 12 Standardableitungen des EKG Extremitätenableitungen

Brustwandableitungen

Bezeichnung

nach Einthoven

nach Goldberger

nach Wilson

Elektroden

I, II, III

aVR, aVL, aVF

V1, V2, V3, V4, V5, V6

Messtechnik

bipolar

unipolar

unipolar

Ableitungspunkte

obere und untere Extremitäten

konstruiert aus I, II, III

Brustwand C1...C6

Projektion

Herzferne Potentiale Frontalebene

⊡ Abb. 8.6. Ableitungsorte, Steckerfarben und Schaltschema der bipolaren Extremitätenableitungen nach Einthoven

Herznahe Potentiale Horizontalebene

93 8.4 · Ableitungssysteme

punkt« ermittelt, der auf dem Mittelpotential zwischen den beiden übrigen Extremitäten liegt (⊡ Abb. 8.8). aVR : R – L+F/2 aVL : L – F+R/2 aVF : F – L+R/2

Unipolare Brustwandableitungen nach Wilson Die Brustwandelektroden (differente Elektroden V1...V6, V Voltage = Spannung) werden an sechs definierten Stellen am Thorax platziert (C1...C6, C Chest=Brust). Als Sammelelektrode (indifferente Elektrode) werden die drei Extremitätenableitungen über einen hochohmigen Widerstand zusammengeschlossen. Dieser »Wilson-Stern« oder »Central terminal« bildet den elektrischen Nullpunkt. Durch die Nähe zum Herzen sind die Amplituden der Brustwandableitungen größer als die der Extremitätenableitungen (⊡ Abb. 8.9, ⊡ Abb. 8.10).

Ableitungsfolge nach Cabrera Der Cabrera-Kreis ist ein hexaxiales System, das u. a. als Hilfsmittel für die Bestimmung des Lagetypus eingesetzt werden kann. Der Kreis enthält Ableitungen der Frontalebene, die jeweils um 30° gegeneinander gedreht sind. Die Ableitungen aus dem Einthoven-Dreieck werden parallel verschoben, sodass die Ableitung I den Winkelgrad Null einnimmt, Ableitung II+60° und Ableitung III+120°. Die Goldberger-Ableitungen werden in dieses System mit einbezogen und ergeben aVR–150°, aVL–30° und aVF+90° (⊡ Abb. 8.11). Durch Spiegelung der Ableitung aVR um 180° erhält man –aVR bei 30°. Vereinfacht kann man den Lagetypus ermitteln, indem die größte R-Amplitude aus den Ableitungen ermittelt wird. Die den Ableitungen zugeordnete

⊡ Abb. 8.7. Einthoven-Dreieck

⊡ Abb. 8.8. Unipolare Ableitungen nach Goldberger und Schaltschema

⊡ Abb. 8.9. Unipolare Brustwandableitungen nach Wilson. C1 IV. Interkostalraum rechts am Sternalrand C2 IV. Interkostalraum links am Sternalrand C3 IV. Interkostalraum auf der 5. Rippe zwischen C2 und C4 C4 im V. Interkostalraum auf der Medioklavikularlinie C5 in der linken vorderen Axillarlinie auf der Höhe von C4 C6 in der linken mittleren Axillarlinie auf der Höhe von C4

8

94

Kapitel 8 · Elektrokardiographen (EKG-Geräte)

I

⊡ Abb. 8.10. Ableitungsschema nach Wilson und Darstellung in der Horizontalebene

⊡ Abb. 8.11. Cabrera-Kreis

Die bipolaren Brustwandableitungen nach Nehb geben einen räumlichen Eindruck des Herzens aus der schrägen Horizontalebene. Durch Verlegung der Einthoven-Extremitätenableitungen vom rechten Arm zur zweiten Rippe, Ansatz Brustbein (NSt), vom linken Arm auf den Rücken etwas unterhalb der Spitze des linken Schulterblattes (Nax) und vom linken Fuß über die Herzspitze (Nap) erhält man die Brustwandableitungen nach Nehb. Diese Ableitungen werden auch als »kleines Herzdreieck« bezeichnet. Den Ableitungen nach Frank liegt eine theoretische Modellvorstellung zugrunde, dass das Herz im Mittelpunkt eines rechtwinkligen dreidimensionalen Koordinatensystems liegt: Querachse x, Längsachse y und Sagittalachse z. Damit lassen sich die Erregungsvorgänge in Form von Vektorenschleifen registrieren (Vektorkardiographie). Zusätzlich zu den Standardableitungen der Brustwand nach Wilson ist es möglich, weitere Ableitungsstellen aufzunehmen. Diese können rechts- (Vr3, Vr4, Vr5, Vr6) oder linkspräkordial (V7, V8, V9 oder V8 zwei ICR tiefer) erweitert werden.

Gradeinteilung bestimmt den Lagetypus (Beispiel: Die größte R-Amplitude befindet sich in Ableitung II, d. h. die elektrische Herzachse verläuft bei +60°. Dies entspricht der Normallage des Herzens beim gesunden Erwachsenen).

Reduzierte Ableitungen

8.4.3 Ergänzende und reduzierte Ableitungen

8.4.4 Invasive Ableitungen

Zu den reduzierten Ableitungen gehören Ableitungen für das EKG-Monitoring, Ableitungen für das Langzeit-EKG und Ergometrieableitungen (s. dazu die einzelnen Kapitel).

von der Körperoberfläche Unipolare Ösophagusableitungen Ergänzende Ableitungen Zu den ergänzenden Ableitungen gehören die bipolaren Brustwandableitungen nach Nehb, die korrigierten orthogonalen Ableitungen nach Frank und die zusätzlichen unipolaren Brustwandableitungen nach Wilson.

Bei den Ösophagusableitungen wird ein Elektrodenkatheter über die Speiseröhre bis kurz vor den Mageneingang geschoben. Ziel ist, eine genaue Beurteilung von Nahpotentialen der Herzhinterwand und des linken Vorhofs zu erhalten.

95 8.8 · Sicherheitstechnische Aspekte

⊡ Abb. 8.12. Oberflächen-EKG im Vergleich zum intrakardialen HISBündel-EG HBE HIS-Bündel-Elektrogramm A Erregungsausbreitung in den Vorhöfen V Erregungsausbreitung in den Kammern H Erregungsausbreitung im HIS-Bündel

sprung, Erregungsrhythmus, Herzlage, Herzfrequenz, Impulsausbreitung, Erregungsrückbildung und deren Störungen, die wiederum anatomische, mechanische, stoffwechsel- oder kreislaufbedingte Ursachen haben können. Keinen direkten Aussagewert dagegen hat das EKG für die Kontraktion und die Pumpleistung des Herzens (mechanische Herzfunktion). Die medizinische Bedeutung des EKG ist unbestritten, obwohl die Leistungsfähigkeit nicht überschätzt werden sollte. Im Rahmen einer kardiologischen Abklärung ist das EKG unbedingt erforderlich, bei internistischen Routineuntersuchungen meist eine wertvolle, eventuell sogar die entscheidende Untersuchung. Vorsicht ist geboten bei der Aussagekraft des EKG über die Ätiologie und Pathogenese einer Herzkrankheit sowie Indikation und Erfolg einer therapeutischen Maßnahme. Anatomische Schädigungen und funktionelle Störungen des Herzmuskels müssen nicht zwingend mit dem EKG übereinstimmen. Festzustellen ist, dass der Aussagewert des EKG abhängig von den Kenntnissen und Erfahrungen des Beurteilers ist. Während ungeübte Anwender die Interpretation des EKG eher zu weit auslegen, bewertet der erfahrene Anwender zurückhaltender und vermeidet nach Möglichkeit Schematisierung und Verallgemeinerung. Anzumerken ist, dass insbesondere bei computerisierten Auswerteprogrammen (z. B. Diagnosehinweise) eine eigene Bewertung des EKG unerlässlich ist.

HIS-Bündelableitung (EG) Intrakardial abgeleitetes Elektrogramm (EG) mittels 3poligem Elektrodenkatheter. Die Untersuchung erfolgt unter röntgenologischer und elektrokardiographischer Kontrolle (in Herzzentren gehört dieses Verfahren zur Routinediagnostik). Der besondere Vorteil dieser Ableitung besteht darin, dass die Nahpotentiale des rechten Vorhofs, der rechten Kammer sowie des Reizleitungssystems – und hier insbesondere das HIS-Purkinje-System – präzise untersucht werden können (⊡ Abb. 8.12).

8.7

Während Zwischenfälle bei der nichtinvasiven EKG-Ableitung ein absolutes Novum darstellen, kann es bei der intrakardialen EKG-Registrierung zum Auslösen von schwerwiegenden Arrhythmien (z. B. Flattern, Flimmern u. a.) kommen.

8.8 8.5

Methodische Hinweise

Störungen, die während der EKG-Registrierung auftreten, können allgemein unterschieden werden in patienten-, umgebungs-, anwender- und gerätebedingte Störungen. Die meisten Störungen (Nulllinienschwankungen, unregel- und regelmäßige Wechselspannungsüberlagerungen), die während der EKG-Registrierung auftreten, sind auf äußere Einflüsse zurückzuführen.

8.6

Diagnostische Wertigkeit des EKG

Als Ausdruck elektrischer Erregungsvorgänge am Herzen liefert das EKG Informationen über Erregungsur-

Komplikationen

Sicherheitstechnische Aspekte

Elektrokardiographen sind energetisch betriebene medizintechnische Geräte, für die besondere Bestimmungen, Vorschriften und Normen zum Schutz des Patienten und des Bedienungspersonals gelten. EKG-Geräte, die intrakardial messen bzw. dafür vorgesehen sind, werden der Anlage 1 der MPBetreibV zugeordnet. Für EKG-Geräte werden vorwiegend die Schutzklasse I (mit Schutzleiter) und die Schutzklasse II (ohne Schutzleiter) angewandt. Die VDE 0750 erlaubt es, Geräte mit einem Schutzklassenumschalter auszurüsten, sodass wahlweiser Betrieb in beiden Schutzklassen möglich ist. Die Geräte müssen zur Erhaltung der Funktions- und Betriebssicherheit in festgesetzten Zeitabständen sicherheitstechnisch kontrolliert und geprüft werden.

8

96

Kapitel 8 · Elektrokardiographen (EKG-Geräte)

Weiterführende Literatur

I

Bolz A, Urbaszek W (2002) Technik in der Kardiologie. Springer, Berlin Heidelberg New York Tokio Csapo G (1980) Konventionelle und intrakardiale Elektrokardiographie, 4. Aufl. Documenta, Geigy, Wehr/Baden Erdmann E (2006) Klinische Kardiologie. Springer, Berlin Heidelberg New York Tokio Klinge R (2002) Das Elektrokardiogramm, 8. Aufl. Thieme, Stuttgart Kramme R (1991) Elektrokardiographie. In: Menke W (Hrsg) Handbuch der Medizintechnik. ecomed, Landsberg/Lech Olshausen K von (2005) EKG-Information, 8. Aufl. Steinkopff, Darmstadt Webster JG (1988) Encyclopedia of medical devices and instrumentation (vol 2). Wiley, Wisconsin-Madison

9 Ergometriemessplatz R. Kramme

9.1

Ergometrie/Belastungs-EKG – 97

9.6

Methodische Hinweise

9.7

Diagnostische Wertigkeit der Ergometrie – 102

9.8

Indikationen

9.9

Abbruchkriterien und Sicherheitsmaßnahmen

9.2

Technik – 97

9.2.1 9.2.2 9.2.3

Physikalische und technische Grundlagen – 97 Ergometriemessplatz – 97 Ergometerarten – 98

9.3

Reduzierte Belastungs-EKGAbleitungen – 99

9.4

Automatische ST-Vermessungsprogramme

9.5

Belastungs-EKG

9.5.1

Belastungsintensität

– 102 – 102

9.10 Sicherheitstechnische Aspekte – 99

9.11 Raumanforderung

– 99

– 102

– 103

Weiterführende Literatur

– 103

– 100

Die Ergometrie, der meist angewandte Belastungstest in der klinischen und ambulanten Kardiologie, ist ein nichtinvasives Routineuntersuchungsverfahren in der Herz-Kreislauf-Diagnostik. Als zusätzliche Information zum Ruhe-EKG vermittelt die Ergometrie wesentliche Erkenntnisse über die aktuelle kardiopulmonale Leistungsfähigkeit sowie über Leistungseinschränkungen, die aus koronaren Herzkrankheiten resultieren können.

9.1

– 102

Ergometrie/Belastungs-EKG

Während unter Ergometrie (griech. »ergon« Arbeit, Leistung) die Durchführung einer definierten und reproduzierbaren Belastung mit einem Ergometer pro Zeiteinheit und die Kontrolle des EKG, der Herzfrequenz, des Blutdrucks und der Sauerstoffaufnahme verstanden wird, steht beim Belastungs-EKG die Registrierung elektrokardiographischer Veränderungen während und nach der Belastung im Vordergrund und weniger das Verhalten des Blutdrucks, der Herzfrequenz und der Sauerstoffaufnahme. Im Allgemeinen wird bei der konventionellen Ergometrie auf die Messung der Sauerstoffaufnahme und -sättigung verzichtet, während sie bei der Ergospirometrie unverzichtbar ist ( Kap. 10 »Lungenfunktionsdiagnostik«).

9.2

Technik

9.2.1 Physikalische und technische Grundlagen

Die Arbeit in Newtonmeter [Nm], die durch den Probanden während der gesamten Belastungsdauer bei unterschiedlichen Belastungsstufen erbracht wird, ist das Produkt aus Kraft in Newton [N] mal Weg in Meter [m]. Unter Einbeziehung der zeitlichen Komponente, also Arbeit in Newton [Nm] pro Zeit in Sekunden [s], lässt sich die erbrachte Leistung in Newtonmeter/Sekunde = Watt =Joule/Sekunde [Nm/s=W=J/s] ermitteln. Bezogen auf das Fahrradergometer ergibt sich folgender Zusammenhang: Durch das Treten der Fahrradpedale muss eine Kraft längs eines Weges aufgewendet werden. Die Geschwindigkeit, mit welcher die Fahrradpedale getreten werden, ist gleich der Zeit, in der diese Leistung erbracht wird. Aus der Drehbewegung des Fahrradpedals ermittelt sich demnach die Leistung aus 2π × Drehzahl × Drehmoment. Das Drehmoment errechnet sich aus der Kraft, mit welcher auf die Pedale getreten wird, multipliziert mit der Länge der Pedalkurbeln. Dabei wird deutlich, dass durch Änderung der Kraft oder Drehzahl unterschiedliche Leistungsergebnisse zu erwarten sind.

9.2.2 Ergometriemessplatz

Zur Vermeidung von Insellösungen bzw. Einschränkung der Gerätevielfalt stehen heute Komplettsysteme – sog. vollautomatische Ergometriemessplätze – zur Verfügung.

98

I

Kapitel 9 · Ergometriemessplatz

Diese Messplätze bestehen aus einem 3-, 6- oder 12-Kanal-EKG-Gerät, Ergometer, 1-, 3-, 6- oder 12-Kanal-Kardioskop, Defibrillator, nichtinvasivem Blutdruckmessgerät, Elektrodenapplikationssystem und einem fahrbaren Gerätewagen, auf dem diese Geräte stehen und damit flexibel transportiert werden können (⊡ Abb. 9.1). Bei Neuanschaffungen werden die konventionellen EKG-Geräte schon weitgehend durch PC-EKGs ersetzt. Der Vorteil dieser Anlagen liegt in den Möglichkeiten der Datenspeicherung und des Datentransfers.

9.2.3 Ergometerarten

In technischer und apparativer Hinsicht werden im Wesentlichen 3 Arten von Ergometern unterschieden: Fahrradergometer im Sitzen, Fahrradergometer im Liegen (⊡ Abb. 9.2) und Laufbandergometer. Wesentliche Anforderungen an ein Ergometer – vornehmlich Fahrradergometer – sind: ▬ Einstellung der Lastgenauigkeit (max. ±5%), ▬ Kontrollgenauigkeit durch Standardisierung bzw. Vergleichbarkeit, ▬ 5 W sollte die kleinste einstellbare Last sein, ▬ Last- und Drehzahlanzeige, ▬ optimierte Verstellmöglichkeiten für unterschiedliche Körpergrößen, ▬ geringer Platzbedarf bei hoher Standfestigkeit.

Drehzahlabhängige und drehzahlunabhängige Fahrradergometer

⊡ Abb. 9.1. Ergometriemessplatz mit Fahrradergometer

Bei drehzahlabhängigen Fahrradergometern kann die Leistung sowohl durch eine Erhöhung des Bremswiderstands als auch durch erhöhte Tretfrequenz gesteigert werden. Durch Einstellung einer Bremswirkung (Riemen, Bremsbacken, Gewichte oder elektromechanische Wirbelstrombremse), die die Kraft vorgibt, muss eine bestimmte Drehzahl eingehalten werden, damit die Leistung exakt ermittelt werden kann. Die Umsetzung dieses Sachverhalts ist in der Praxis nur schwer realisierbar. Deshalb, aber auch aufgrund der Ungenauigkeit der Reibungskoeffizienten der unterschiedlichen Bremssysteme, ist das drehzahlabhängige Fahrradergometer für die Ergometrie ungeeignet. Daher wurde die Benutzung dieser Geräte für medizinische Untersuchungen untersagt. Bei den heute überwiegend eingesetzten drehzahlunabhängigen Fahrradergometern, die meistens mit einer computergesteuerten Wirbelstrombremse ausgestattet sind, wird nur die zu erbringende Leistung vorgegeben; wird die Tretfrequenz erhöht, sinkt proportional der Widerstand. Die Bremswirkung wird laufend mit der Drehzahl, der aufgewendeten Kraft und der vorgegebenen Last verglichen. Abweichungen werden elektronisch durch Erhöhung oder Verringerung der Bremskraft korrigiert. Die Genauigkeit ist messsystemspezifisch sowie abhängig von der Konstanz- und Regelgeschwindigkeit der elektronischen Schaltung. Bei guten Systemen liegen die Abweichungen zwischen 1 und 3%. Die Norm gestattet Abweichungen bis 5% der eingestellten Last.

Kenndaten und Kriterien für Fahrrad- und Liegeergometer

⊡ Abb. 9.2. Liegeergometer

Für die Beurteilung eines Fahrrad- oder Liegeergometers sind folgende Kenndaten von Bedeutung: 1. Bremsprinzip: Computergesteuerte Wirbelstrombremse, drehzahlunabhängig, Drehmomentmessung

99 9.5 · Belastungs-EKG

2. Belastungsbereich: in Abhängigkeit vom Probandenklientel a) Normalergometer 20–450 W, b) Hochleistungsergometer 20–1000 W 3. Drehzahlbereich: a) 30–100/min, b) 30–130/min 4. Belastungsgenauigkeit: nicht kleiner als ±3 W oder 3% (Norm 5%) 5. Belastungsstufen: kleinste Last 5 W manuell einstellbar 6. Zeitintervall: kleinste Zeiteinheit 1 min 7. Belastungsprogramme: frei programmierbar 8. Sitzhöhenverstellung: stufenlos 9. Lenkerverstellung: stufenlos

9.3

Reduzierte Belastungs-EKG-Ableitungen

Ähnlich wie bei den anderen EKG-Ableitungen gibt es heutzutage eine unüberschaubare Vielzahl von Ergometrieableitungsprogrammen. An die reduzierten EKG-Ableitungen während des Belastungs-EKG werden im Wesentlichen zwei Forderungen gestellt: ▬ minimale Störanfälligkeit durch Überlagerung von Muskelpotentialen und Bewegungsartefakten, ▬ qualitative und quantitative Registrierung von STStreckenveränderungen. In der Regel reichen sechs Ableitungen aus. Die Ableitungen können mit mehrfach verwendbaren Spannbandelektroden und Elektrodengürtel abgenommen werden. Hygienischer, einfacher und schneller ist der zeitgemäße Einsatz von Einmalklebeelektroden oder Elektrodensauganlage. Die Extremitätenableitungen können jeweils auf der rechten und linken Seite der Schulterblätter (Humerusköpfchen) und im seitlichen Bereich der rechten und linken Beckenschaufel angelegt werden. Diese werden am wenigsten von Muskelpotentialen überlagert. Die Brustwandableitungen sind von besonderem Interesse, da ischämische ST-Senkungen und Erregungsrückbildungsstörungen der Vorderwand am stärksten und am häufigsten in diesen Ableitungen erscheinen. Populärste Ableitungspunkte für die Brustwandableitungen sind C2, C4 und C5 oder C6 (⊡ Abb. 9.3). 9.4

Automatische ST-Vermessungsprogramme

Die Hebung oder Senkung der ST-Strecke im EKG unter Belastung erlaubt diagnostische Rückschlüsse auf koronare Herzerkrankungen und ist daher ein vorrangiges Messziel. Moderne Elektrokardiographen, die meistens ein Ergometrieprogramm anbieten, vermessen und dokumentieren die ST-Strecke sowie die ST-Amplitude automatisch. Zu unterscheiden sind kontinuierliche und

⊡ Abb. 9.3. Reduzierte Brustwandableitungen Belastungs-EKG (C2, C4 und C6)

nichtkontinuierliche ST-Vermessungsprogramme: Bei der kontinuierlichen Vermessung wird jeder aufgenommene QRS-Komplex direkt vermessen und analysiert. Aus einer Anzahl gut korrelierender Schläge (meist 16) wird fortlaufend für jeden Kanal ein Mittelwertschlag gebildet. Im Gegensatz dazu wird bei der nichtkontinuierlichen STVermessung entweder in einem zeitlichen Intervall (z. B. pro Minute) oder nur aus einem Anfangs- und Endkomplex ein Mittelwertschlag gebildet. Mittelwertschlag: Zunächst wird der Anfangs- und Endpunkt des QRS-Komplexes bestimmt. ST-Amplitude und ST-Steigung werden im Punkt J+x vermessen [JPunkt = Junction point, markiert das Ende des QRSKomplexes und den Übergang in die vollständige Erregungsphase (ST-Strecke)]. Der Abstand J+x wird in Abhängigkeit von der Herzfrequenz bestimmt. Die isoelektrische Linie wird zwischen P-Welle und QRS-Anfang ermittelt. Die Amplitude im Punkt x ist der Abstand zur berechneten und angezeigten Nulllinie. Die Steigung im Punkt x wird durch den Winkel α angegeben, indem eine Regressionsgerade durch die ST-Strecke und den x-Punkt gelegt wird.

9.5

Belastungs-EKG

Da die diagnostischen Fragestellungen und die Zusammensetzung des Patientenklientels sehr unterschiedlich zu bewerten sind, ist ein einheitlicher, standardisierter Belastungstest nicht immer möglich. Die von der internationalen Kommission für Normung in der Ergometrieanwendung (ICSPE) erarbeiteten Richtlinien lassen jedoch einen weitgehend standardisierten Ablauf in der Routine-

9

100

Kapitel 9 · Ergometriemessplatz

untersuchung und in der Sportmedizin zu (Mellerowicz u. Franz 1983).

I

9.5.1 Belastungsintensität

In der Ergometrie werden grundsätzlich 2 Arten der Belastungsintensität unterschieden: die maximale Ausbelastung und die submaximale Belastung. Bei der maximalen Ausbelastung wird die Belastung solange gesteigert, bis die physikalische Leistungsgrenze des Probanden erreicht ist (z. B. sportmedizinische Untersuchungen, Leistungsdiagnostik usw.). Bei der submaximalen Belastung wird solange belastet, bis medizinisch relevante Probleme auftreten oder deren Zusammenhang mit der Belastung erkannt werden kann (z. B. Rhythmusstörungen, ST-Hebung oder -Senkung usw.). Die Höhe der submaximalen Belastung richtet sich nach der medizinischen Fragestellung. Das Ergebnis kann lange vor dem Erreichen der maximalen Belastung vorliegen.

Lastschritte Die Normungskommission für Ergometrie (ICSPE) hat folgende Lastschritte verbunden mit der Belastungszeit festgelegt: ▬ 5 W 1 min, ▬ 10 W 1 min, ▬ 25 W 2 min, ▬ 50 W 3 min. Eine Ergometrie nach genormten Regeln besteht aus der Aufwärmphase mit einer Grundlast und mindestens 3 dieser vorgegebenen Belastungsschritte sowie einer Erholphase. Die Aufwärmphase soll den Kreislauf anregen und auf die kommende Belastung vorbereiten. Sie hat im Allgemeinen die Zeitdauer des nachfolgenden Belastungsschritts. Die Wattzahl und die Zeitdauer des Belastungsschritts wird nach der physikalischen Leistungsfähigkeit des Probanden gewählt. Als Kriterium gilt außerdem, dass am Ende der Laststufe ein sog. »steady state« erreicht wird. »Steady state« bedeutet Gleichgewicht, in diesem Fall ist gemeint, dass sich sowohl der Puls als auch der Blutdruck am Ende der Belastungsstufe nicht mehr nach oben verändern, sondern dass diese Werte konstant bleiben (Auswahl der Belastung siehe PWC.)

Bewertung der Leistungsfähigkeit Für den diagnosegerechten Ablauf einer Ergometrie ist es sehr wichtig, die Leistungsfähigkeit eines Probanden vor Beginn der Ergometrie ungefähr einzuschätzen. Dazu gilt folgende Regel: Die maximale Sollleistung für den Mann beträgt 3 W/kg KG minus 10% für jede Lebensdekade jenseits des 30. Lebensjahrs. Die Sollleistung für die Frau beträgt 2,5 W/kg KG minus 8% für jede Lebensdekade jenseits des 30. Lebensjahrs. Beispiel für die Leistungseinstellung einer Frau im Alter von 65 Jahren mit einem Gewicht von 55 kg: Sollleistung: (2,5 W×55 kg)–(8%×3,5 Dekaden) = 137,5 W –28% = 99 W Damit liegt die Ausbelastung für diese Frau bei ca. 99 W. Es muss nun eine Grundlast und ein Lastintervall gewählt werden, mit dem der Proband sicher in der Lage ist, 3 Belastungsstufen zu bewältigen. Im vorliegenden Fall wäre es empfehlenswert, mit einer Grundlast von 50 W zu beginnen und dann mit Belastungsstufen von 10 W mit 1 min Belastungsdauer bis zur Ausbelastung, die voraussichtlich zwischen 80 und 90 W liegt, zu ergometrieren. Ein weiterer Vorteil der Methode ist, dass bei Probanden mit vergleichsweise geringer Leistung mit kleineren Laststeigerungssegmenten die Leistungsgrenze genauer definiert werden kann.

Pulse Working Capacity (PWC) Abgeleitet von den Regeln der Bewertung der Leistungsfähigkeit und den Regeln für die Belastungsgrenzen erlaubt das PWC-Verfahren einen auf die Pulsfrequenz normierten Leistungsvergleich. Der PWC-Wert beurteilt die Leistungsfähigkeit, d. h. die erbrachte Leistung bei bestimmten Pulsfrequenzen, im Submaximalbereich, wenn die Maximalfrequenz nicht erreicht wurde. Die gewählte Frequenz wird als Index (z. B. PWC150) hinzugefügt. Die Sollwerte der PWC sind nicht altersabhängig, werden aber gewichtsbezogen und geschlechtsabhängig errechnet (Beispiel PWC150: Sollwert für Männer 2,1 W/kg und für Frauen 1,8 W/kg). Diese Werte können den PWC-Werttabellen entnommen werden. Gelistet sind die Werte für PWC130, PWC150 und PWC170.

Belastungsablauf Belastungsgrenzen Als Faustregel für eine maximale Ausbelastung bei der Fahrradergometrie gilt: maximale Herzfrequenz von 220/ min minus Lebensalter des Probanden. Aus Gründen der Probandensicherheit empfiehlt sich für die Routineuntersuchung als Richtwert die sog. submaximale Belastungsgrenze: maximale Herzfrequenz 200/min minus Lebensalter des Probanden.

Zur Durchführung eines Ergometertests wird eine Raumtemperatur von 18–23°C bei einer relativen Luftfeuchtigkeit von 40–60% empfohlen. Abweichungen sollten protokolliert werden. Vor der eigentlichen Belastung wird ein Ruhe-EKG aufgezeichnet. Es dient als Ausgangsbasis für die spätere Zusammenfassung des Belastungstests. Nach Anlegen der reduzierten EKG-Ableitungen und der Blutdruckmanschette beginnt die Belastung mittels eines kalibrierten Ergometers nach der beschriebenen

101 9.5 · Belastungs-EKG

Belastungsmethode. Die gebräuchlichen Belastungsprogramme sind bei modernen Ergometriemessplätzen entweder im Ergometer oder im EKG-Gerät gespeichert. Eines dieser beiden Geräte dient bei einer zeitgemäßen Ergometrieuntersuchung als Kommandogerät für den Untersuchungsablauf. Zur lückenlosen Dokumentation erfolgt automatisch nach jeder Belastungsstufe ein EKGZwischenausdruck mit Angabe der Herzfrequenz, des Blutdrucks sowie des Verhaltens der ST-Strecke und der Amplitude. Andererseits ist es aber auch möglich, zu jeder beliebigen Phase eine manuelle EKG-Registrierung zu starten oder über die gesamte Dauer des Tests einen EKGTrend aufzuzeichnen. Folgende Punkte müssen während der Belastung beachtet werden: ▬ Stete Beobachtung des Probanden und der EKG-Verlaufskurven auf dem Monitor. ▬ Nach jeder Belastungsstufe Kontrolle des EKG-Streifens sowie des Blutdruckwerts, der Herzfrequenz und des ST-Verhaltens. Nach Beendigung des Belastungstests sowie einer Erholungsphase wird abschliessend nochmals ein Ruhe-EKG aufgezeichnet – bei Bedarf auch häufiger – und der Blutdruck wiederholt kontrolliert.

Belastungsarten Die allgemeinen Voraussetzungen eines auswertbaren Belastungstests können folgendermaßen zusammengefasst werden: exakt dosierbar, physikalisch messbar und zu jeder Zeit reproduzierbar. Es gibt eine Vielzahl von Belastungsarten, welche diese Voraussetzungen nicht erfüllen, trotzdem werden sie der Vollständigkeit halber genannt: ▬ Rumpfbeugen bzw. Kniebeugen: Für das BelastungsEKG unzureichend, weil schon die allgemeinen Voraussetzungen »dosierbar und physikalisch messbar« nicht erfüllbar sind. ▬ Treppensteigen: Ist ebenfalls für das Belastungs-EKG ungeeignet, da die »Reproduzierbarkeit« in Frage gestellt werden muss, die EKG-Kontrollmöglichkeit fehlt und der Proband nicht ausbelastet werden kann. ▬ Handkurbelergometer: Nachteilig bei diesem Verfahren ist die Störung der EKG-Registrierung durch die Arm- und Thoraxbewegungen des Probanden und die fehlende Ausbelastung (kleine Muskelmasse). Dennoch stellt diese Belastungsart bei Gehbehinderten oftmals die einzige Möglichkeit dar. ▬ Isometrische Belastung (handgrip): Nachteile wie bei Handkurbelergometer. ▬ Stufentest nach Master: Der Einstufen- oder Zweistufentest bietet folgende Vorteile: relativ physiologische Belastungsart, einfacher Bewegungsablauf, standardisiert und deshalb reproduzierbar, einfach durchzuführen, Beanspruchung größerer Anteile

der Gesamtmuskulatur sowie geringer finanzieller Aufwand. Nachteile: zeitlicher Umfang für eine Ausbelastung, Abnahme des EKG und des Blutdrucks ist während der Belastung kaum möglich und die diagnostische Aussagekraft ist gegenüber der Fahrrad- und Laufbandergometrie als sehr gering einzustufen. ▬ Kletterstufentest nach Kaltenbach u. Klepzig: Dieser Test ist eine Modifikation des Master-Tests, deshalb sind die Vor- und Nachteile ähnlich gelagert. ▬ Laufbandergometer: Das Laufband wird überwiegend bei Leistungssportlern zur Belastung eingesetzt. Die wesentlichen Vorteile der Laufbandergometer sind die physiologische Belastung der Gesamtmuskulatur, die jederzeit reproduzierbar ist, sowie die flexible Belastungsintensität (hier die Laufgeschwindigkeit des Bands). Nachteilig sind die relativ hohen Investitionskosten, die baulichen Voraussetzungen (hier insbesondere der Lärmschutz) und ein begrenztes Belastungsklientel. ▬ Fahrradergometer: Die populärste und am weitesten verbreitete Belastungsart ist die Fahrradergometrie, die im Sitzen oder im Liegen durchgeführt werden kann. Wesentliche Vorteile der Fahrradergometrie im Sitzen sind die physiologische Belastung und der Einsatz des Körpergewichts; des Weiteren wird die Prozedur seitens des Probanden überwiegend als positiv empfunden. Nachteilig sind die Registrierung von EKG und Blutdruck während der Belastung und orthostatische Beschwerden nach der Belastung. Die wesentlichen Vorteile der Liegeergometer bestehen in der störungsfreien Registrierung und der Qualität von EKG und Blutdruck, der größeren Sicherheit vorwiegend bei älteren oder gebrechlichen Menschen und dem Ausbleiben von orthostatischen Beschwerden nach der Belastung.

Standardisierte Untersuchungsprogramme Aus den Anfangszeiten der Ergometrieuntersuchung gibt es noch eine Vielzahl individueller und standardisierter Belastungsprogramme, die der Vollständigkeit halber anhand einiger Beispiele aufgezählt werden: ▬ Standardtestmethode nach Hollmann (beginnt mit 30 W, wird alle 3 min um 40 W gesteigert bis zur Belastungsgrenze), ▬ WHO-Standardprogramm (beginnt mit 25 W, wird alle 2 min um 25 W gesteigert bis zur Belastungsgrenze), ▬ Vita maxima nach Knipping (beginnt mit 10 W, wird jede Minute um 10 W gesteigert bis zur Belastungsgrenze), ▬ Rechtecktest nach Kirchhoff (Belastungsdauer 10 min mit 100 W im Sitzen oder Liegen, alle 2 min Blutdruck-, HF- und EKG-Kontrolle).

9

102

I

Kapitel 9 · Ergometriemessplatz

Die Ergometrie hat sich jedoch immer mehr zu einer standardisierten Methode nach den international anerkannten Regeln der ICSPE entwickelt. Das hat den Vorteil, dass Untersuchungsergebnisse verschiedener Institute und Untersucher nach den gleichen Vorgaben verglichen und beurteilt werden können. Es ist deshalb für jeden Untersucher Pflicht, sich an diese Regeln zu halten.

9.6

▬ Abklärung der Belastbarkeit (z. B. nach Herzinfarkt u. a.), ▬ Beurteilung von Herzrhythmusstörungen, ▬ Beurteilung des Verlaufs und des Therapieerfolgs bei Medikamenten, Bewegungstherapie und nach Herzoperationen, ▬ Beurteilung und Klassifizierung des Schweregrades der Belastungskoronarinsuffizienz.

Methodische Hinweise 9.9

Die meisten Störungen, die während der Ergometrie auftreten, sind patientenbedingt. Ein Großteil dieser Störungen wird von der modernen Gerätetechnologie kompensiert. Trotzdem kann der Proband darauf aufmerksam gemacht werden, dass die notwendige Tretarbeit ohne heftige Bewegung des Oberkörpers durchgeführt werden kann. Zwischenfälle bei einer sachgemäß durchgeführten Ergometrie sind äußerst selten, deshalb werden Routineuntersuchungen heute überwiegend von gut eingewiesenen Arzthelferinnen ausgeführt. Nur bei Untersuchungen, bei denen bedingt durch den Allgemeinzustand des Probanden Komplikationen nicht auszuschließen sind, muss die Ergometrie über die gesamte Belastungsdauer hinweg vom Arzt überwacht werden. Gleichzeitig muss eine Krankenschwester bzw. Arzthelferin anwesend sein, um zu assistieren oder im Bedarfsfall rasche Hilfestellungen zu leisten. Eine apparative und medikamentöse Notfallausrüstung sowie ein funktionsfähiger Defibrillator müssen jederzeit griffbereit zur Verfügung stehen.

9.7

Diagnostische Wertigkeit der Ergometrie

Für die Erfassung passagerer Myokardischämien ist die ST-Streckenveränderung während des Belastungs-EKG von höchster Wertigkeit. Darüber hinaus lassen sich koronare Herzerkrankungen eindeutig nachweisen. Die Koronarangiographie hat wesentlich dazu beigetragen, die Interpretation des Belastungs-EKG zu verbessern, obwohl zwischen beiden ein grundsätzlicher Unterschied besteht: die Koronarangiographie erfasst die morphologischen Veränderungen der Koronargefäße, das Belastungs-EKG die funktionellen Auswirkungen.

9.8

Indikationen

Eine Indikation für ein Belastungs-EKG kann aus diagnostischen, therapeutischen oder prognostischen Gründen angezeigt sein: ▬ Abklärung einer koronaren Herzkrankheit (z. B. Brustschmerzen bei körperlicher Belastung), ▬ Abklärung des Blutdruckverhaltens bei Verdacht auf Belastungshypertonie,

Abbruchkriterien und Sicherheitsmaßnahmen

Belastungstests sind nicht risikofrei (z. B. Herzinfarkt, lebensbedrohliche Rhythmusstörungen u. a.) durchzuführen. Um das Risiko zu minimieren, sollten Sicherheitsmaßnahmen vor und nach der Belastungsuntersuchung erfolgen. Vor der Belastung: Informationen aus dem Ruhe-EKG einschließlich Anamnese und Untersuchung sowie Aufklären des Probanden. Wichtig ist, den Probanden darauf hinzuweisen, sich bei subjektiven Beschwerden während der Belastung zu melden. Nach der Belastung sollte der Proband weiter beobachtet (i. d. R. 5–10 min), wiederholt Kontroll-EKG geschrieben und Blutdruck gemessen werden. Kriterien zum Abbruch der Ergometrie sind: ▬ Zunehmende schwere retrosternal auftretende Schmerzen (Angina pectoris), ▬ horizontale oder deszendierende ST-Senkung von >0,2 mV, ▬ gehäufte monomorphe oder polytope, ventrikuläre Extrasystolen, ▬ ventrikuläre Salven, ▬ vereinzelte Extrasystolen, die in die T-Welle der vorangegangenen Herzaktion fallen (R-auf-T- Phänomen), ▬ Vorhofflimmern oder -flattern, ▬ schwerwiegende Überleitungsstörungen (z. B. totaler AV-Block), ▬ Erregungsausbreitungsstörungen (z. B. Schenkelblock), ▬ systolischer Blutdruck >250 mm Hg, diastolischer Blutdruck >130 mm Hg sowie Blutdruckabfall, ▬ auffällige Atembeschwerden (Dyspnoe), ▬ Zeichen einer beginnenden Linksherzinsuffizienz, ▬ EKG-Zeichen eines frischen Myokardinfarktes.

9.10

Sicherheitstechnische Aspekte

Tretkurbelergometer unterliegen den Vorschriften des Medizinproduktegesetzes (IIa) sowie der DIN VDE 0750-238. Sie müssen einschließlich der evtl. eingebauten nichtinvasiven Blutdruckmessgeräte regelmäßig gewartet werden.

103 Weiterführende Literatur

9.11

Raumanforderung

Eine Raumtemperatur von 18–23°C bei einer relativen Luftfeuchte von 40–60% wird empfohlen. Für die Nutzfläche des Raumes kommen als Richtwert 16 m2 in Betracht. Die Möglichkeit des Umkleidens (Umkleidekabine ca. 3 m2) sowie einer sanitären Einrichtung WC/Dusche (ca. 5 m2) sollten gegeben sein.

Weiterführende Literatur Börger HH (1994) EKG-Informationen, 6. Aufl. Steinkopff, Darmstadt Csapo G (1980) Konventionelle und intrakardiale Elektrokardiographie. Documenta Geigy, Wehr/Baden Erdmann E (2006) Klinische Kardiologie. Springer, Berlin Heidelberg New York Tokio Jung K (1986) Ergometrie in Klinik und Praxis. In: Wehrmedizin und Wehrpharmazie 1: 61–72 Hochrein H et al. (1988) Checkliste Kardiologie. Thieme, Stuttgart Kaltenbach M (1986) Die Dosierung der Ergometerleistung unter Berücksichtigung der Körperoberfläche. In: Medizinische Information. Robert-Bosch-Institut, Berlin Klinge R (2002) Das Elektrokardiogramm, 8. Aufl. Thieme, Stuttgart Löllgen H (1991) Praxis der EKG-Beurteilung. Boehringer, Ingelheim Mellerowicz H, Franz IW (1983) Standardisierung, Kalibrierung und Methodik in der Ergometrie. perimed, Erlangen Olshausen K von (2005) EKG-Information, 8. Aufl. Steinkopff, Darmstadt Trappe H-J, Löllgen H (2000) Leitlinien zur Ergometrie. Z Kardiol 89: 821–837

9

10 Lungenfunktionsdiagnostik R.M. Schlegelmilch, R. Kramme

10.1 Spirometriesysteme 10.1.1 10.1.2 10.1.3 10.1.4 10.1.5

– 105

Einführung – 105 Pneumotachographie – 105 Gerätetechnik – 106 Methodische Grundlagen der Spirometrie – 110 Mitarbeitsfreie Lungenfunktionstests – 114

10.2 Weiterführende kardio-pulmologische Funktionsdiagnostik – 116 10.2.1 10.2.2 10.2.3 10.2.4

10.1

10.2.5 Ergospirometrie – 123 10.2.6 Nichtinvasive Bestimmung des Herzzeitvolumens (HZV) – 126 10.2.7 Metabolisches Aktivitätsmonitoring – 126 10.2.8 Planerische Hinweise und bauliche Voraussetzungen – 127

Literatur

– 128

Übersicht – 116 Bodyplethysmographie – 117 Diffusionskapazität – 120 Stickstoff-Washout-Verfahren zur FRC-Bestimmung – 122

Spirometriesysteme

10.1.1 Einführung

Spirometer sind nicht-invasive Diagnostikgeräte, die zur einfachen Lungenfunktionsprüfung bei pulmonalen Routineuntersuchungen verwendet werden. Die Spirometrie bietet bei geringem Aufwand und kurzer Untersuchungsdauer grundlegende Erkenntnisse über die Art und das Ausmaß pneumologischer Funktionsstörungen. Angesichts der großen Häufigkeit von Atemwegserkrankungen wie Asthma, Bronchitis und Emphysem, gehört die apparative Lungenfunktionsdiagnostik heute zum unentbehrlichen Standard in der Klinik und niedergelassenen Praxis, der Arbeits- und Präventivmedizin sowie Epidemiologie, um sowohl gefährdete als auch bereits erkrankte Patienten untersuchen und adäquat behandeln zu können. Zwei der elementaren Fragen der Lungenfunktionsprüfung können mit Hilfe der Spirometrie beantwortet werden: 1. Wie groß ist das Lungenvolumen, welches ein- oder ausgeatmet werden kann? 2. In welcher Zeit bzw. mit welcher Strömung wird dieses Volumen ein- oder ausgeatmet? Die Atemstromstärke und das daraus resultierende Lungenvolumen werden unmittelbar am Mund des Probanden erfasst. Zur Messung wird ein Mundstück verwendet, sodass die Atemluft direkt über den spirometrischen Sensor ein- bzw. ausgeatmet wird. Gebräuchlich

ist die Registrierung der forcierten Exspiration, also der schnellen Ausatmung nach vollständiger Einatmung, zur Bestimmung der forcierten Vitalkapazität (FVC) und des Einsekundenwertes (FEV1), im Deutschen auch als Atemstoßtest oder Tiffeneau-Test bezeichnet. Die graphische Registrierung dieser Messung kann als forciertes Spirogramm, Volumen gegen die Zeit, oder besser als Fluss-Volumen-Kurve erfolgen. Im Rahmen der forcierten Atmung können mehrere Dutzend Parameter zur Auswertung kommen, die vorwiegend die Größe und Form der Fluss-Volumen-Kurve beschreiben (⊡ Abb. 10.1), wobei FVC und FEV1 die wichtigsten und gebräuchlichsten Messwerte sind. Neben der forcierten Spirometrie kann auch die langsame Spirometrie, also die Registrierung der langsamen In- und Exspiration, durchgeführt werden. Letztere dient zur Erfassung der Lungenteilvolumina (Atemzugvolumen VT, Inspiratorisches und Exspiratorisches Reservevolumen IRV und ERV, Inspiratorische Kapazität IC), die meist jedoch nur im Zusammenhang mit weiterführenden Lungenfunktionsuntersuchungen Verwendung finden (vgl. auch  Abschn. 10.2.2 »Bodyplethysmographie«).

10.1.2 Pneumotachographie

Die Grundlage für alle Lungenfunktionsmessungen bildet die Erfassung der Gasströmungsgeschwindigkeit gegen die Zeit, ein Vorgang, der auch als Pneumotachographie bezeichnet wird. Im medizinischen Anwendungsbereich ist die Strömungsgeschwindigkeit

106

Kapitel 10 · Lungenfunktionsdiagnostik

I

a

b

⊡ Abb. 10.1a,b. a Spirogramm und b Fluss-Volumen-Kurve

[cm/s] jedoch nur Mittel zum Zweck. Sie dient nämlich zur Bestimmung der bei bekanntem Sensordurchmesser resultierenden Strömungsmenge [l/s]. Synonym für Strömungsmenge werden auch die Bezeichnungen Strömung, Volumenfluss oder Fluss verwendet. Auch die englische Bezeichnung »Flow Rate«, also Strömungsrate, ist zutreffend, da tatsächlich eine Strömungsmenge pro Zeiteinheit gemessen wird. Der Schweizer Physiologe Fleischer veröffentlichte bereits 1925 grundlegende Arbeiten über die klinische Anwendung der Pneumotachographie. Während noch vor einigen Jahren Pneumotachogramme und Fluss-Volumen-Kurven mittels Schreiber aufgezeichnet und mühsam von Hand ausgewertet werden mussten, wird dies heute von im Spirometer integrierter Mikroelektronik übernommen. Die Atemstromstärke wird dabei fortlaufend elektronisch oder digital zum Atemvolumen integriert. Der Pneumotachograph, also der Flusssensor, der die spirometrische Messung ermöglicht, ist heute Kernstück eines jeden Lungenfunktionsmesssystems, vom kleinen handgehaltenen Peakflowmeter bis hin zum Bodyplethysmographen (⊡ Abb. 10.2).

10.1.3 Gerätetechnik

Wurden in der Vergangenheit noch geschlossene oder halb-offene Messsysteme wie Glocken- oder KeilbagSpirometer verwendet, werden heute wegen der geringeren Baugröße, der für den Patienten angenehmeren Messbedingungen und der weit günstigeren hygienischen Bedingungen ‚offene’ Messgeräte eingesetzt. Offene Systeme sind solche, bei denen der Proband in die freie Atmosphäre (Umgebungsluft) aus- bzw. einatmet. Dies

geschieht i. d. R. über einen ventillosen Flusssensor, der für bestimmte, spezielle Untersuchungen, insbesondere bei weiterführenden Untersuchungsverfahren, auch mit einem Atemventil gekoppelt werden kann. Das Messgerät erfasst den Atemstrom und bildet durch elektronische oder digitale Integration das Volumensignal: . V = ∫Vdt [l]; . dV dabei ist V das geatmete Volumen, V = [l . s–1]; die dt Atemstromstärke. In ⊡ Abb. 10.3 wird das Pneumotachogramm (Atemstrom) dem daraus integrierten Spirogramm (Atemvolumen) gegenübergestellt. Die Aufzeichnung der Atemkurven und die Berechnung abgeleiteter Parameter erfolgt in aller Regel in digitaler Form online in einem eingebauten Mikrocomputer oder einem PC. Messbereich

Der physiologisch erforderliche Messbereich für die Messung der Atemströmung beträgt mindestens 25 ml/s bis 10 l/s, optimal 10 ml/s bis 15 l/s, und benötigt eine Auflösung von 5–10 ml/s. Somit werden sehr hohe Anforderungen an die technische Auslegung des Flusssensors gestellt. Die in der Atemkurve enthaltene Anstiegsgeschwindigkeit benötigt zudem einen linearen Frequenzgang bis mindestens 5 Hz, um den ersten Teil der forcierten Ausatmung korrekt erfassen zu können. Kalibration und Verifikation

Unverzichtbar ist die Möglichkeit zur Kalibration des Sensors bzw. zumindest zur Verifikation der Messwerte. Die Kalibration oder Verifikation wird üblicherweise mit Hilfe einer Handpumpe, die ein bekanntes Volumen

107 10.1 · Spirometriesysteme

⊡ Abb. 10.2. Pneumotachograph (Werksfoto: ndd Medizintechnik AG, Zürich)

tionswerte werden von einem Rechner automatisch aus dem Sensor eingelesen (bspw. von einem programmierten Chip im Stecker). Digitale Systeme, wie z. B. solche mit Ultraschallsensor, benötigen keine laufende Kalibrierung. Bei diesen Systemen ist jedoch eine gelegentliche Volumenverifikation anzuraten. Die American Thoracic Society (ATS) hat Empfehlungen (American Thoracic Society 1995) herausgegeben, die vor Marktzulassung eine Typenprüfung des Spirometers mittels standardisierter Fluss-Volumen-Kurven fordern. Diese Kurven decken den gesamten physiologisch und pathophysiologisch vorkommenden Messbereich ab. Die Typenprüfung findet in unabhängigen Testlabors statt, die motorisierte, prozessorgesteuerte Kalibrationspumpen verwenden, mit denen die Spirometer getestet werden. Nachdem diese Prüfung Teil des in den USA vorgeschriebenen Zulassungsverfahrens ist, kann man davon ausgehen, dass dort vermarktete Spirometer diesen Anforderungen genügen. Vor Beschaffung eines Gerätes sollten deshalb beim Hersteller oder Vertreiber die vom Spirometer erfüllten Genauigkeitsnormen ERS und ATS Spirometrie-Standards (American Thoracic Society 1995, European Respiratory Society 1993) erfragt werden. Hygiene

⊡ Abb. 10.3. Vergleich Pneumotachogramm und Spirogramm

von mindestens 2 l aufweist, durchgeführt. Bei Betätigen der Kalibrationspumpe entsteht eine Strömung, die vom Flusssensor erfasst und anschließend im Gerät zu Volumen integriert wird. Nach einem kompletten Pumpenhub muss das Spirometer das Pumpenvolumen wiedergeben. Durch unterschiedlich schnelle Kolbenbewegung kann eine variable Atemströmung im Bereich bis +10 l/s simuliert werden, um den gesamten Messbereich abzudecken. Die meisten Spirometer verfügen über ein Kalibrationsprogramm, wodurch der Abgleichvorgang erheblich erleichtert wird. In der Kalibrationsroutine wird automatisch ein Mittelwert über mehrere Pumpenhübe gebildet und die Abweichung des Messwertes vom Kalibrationswert direkt angezeigt. Ein entsprechender Kalibrationsfaktor wird dann für weitere Messungen berücksichtigt, bis die nächste Kalibration erfolgt. Die Kalibration muss ohne Berücksichtigung der bei der Messung erforderlichen BTPS-Korrektur (s. unten) durchgeführt werden. Zunehmend werden Messsysteme verwendet, die vorkalibrierte (disposable) Sensoren einsetzen. Die Kalibra-

Wegen der Gefahr einer Kreuzkontamination bei Messungen an unterschiedlichen Personen oder Patienten sind geeignete Maßnahmen zu treffen, um eine am Spirometer erworbene Infektion wirksam und zuverlässig zu vermeiden. Ist der Flusssensor fest installiert und nicht leicht auswechselbar, ist die Verwendung eines disposablen Atemfilters unverzichtbar. Der Atemfilter sollte, wie auch der Sensor selbst, nur einen geringen Widerstand aufweisen, um die Atmung nicht zu behindern. Ist der Flusssensor leicht zu wechseln, muss stets ein gereinigter Sensor verwendet werden. Für normale Untersuchungen wird keine Sterilität des Sensors gefordert; eine Desinfektion der Sensorteile nach Herstellerangaben ist ausreichend. In vielen modernen Spirometern kommen Einmalteile zum Einsatz, wodurch ausreichende Hygiene bei einfacher Handhabung gewährleistet wird. Der Einmalsensor birgt jedoch den Widerspruch in sich, dass auch ein kostengünstiger (Wegwerf-) Sensor eine hohe Messgenauigkeit aufweist. Letztlich sollte der Einmalsensor nicht (viel) teurer sein als ein Atemfilter, jedoch die o. a. Anforderungen an Genauigkeit und Auflösung erfüllen. Anwendungstechnisch vorteilhaft sind solche Sensoren, die Einmalteile verwenden, die lediglich die Hygiene sicherstellen und nicht unmittelbarer Bestandteil des Sensors sind, somit auch keinen direkten Einfluss auf die Messgenauigkeit ausüben. Die Europäische Gesellschaft für Respiration (ERS) hat zu Sensor- und Filterwiderstand, Kalibration und Hygiene Empfehlungen herausgegeben, die Beachtung finden sollten (European Respiratory Society 1993).

10

108

Kapitel 10 · Lungenfunktionsdiagnostik

Umrechnung auf Körperbedingungen BTPS

I

Im offenen Messsystem ist es erforderlich, dass die gemessene Strömung und damit das Volumen auf »Lungenverhältnisse« oder Körperbedingungen BTPS (Body Temperature Pressure Saturated, 37°C, 760 mmHg, 100% relative Feuchte) korrigiert werden. Die Korrektur muss inspiratorisch (1 l Umgebungsluft entspricht ca. 1,1 l Lungenluft) und exspiratorisch (1 l Lungenluft entspricht ca. 0,97 l am Sensor), abhängig von Sensorprinzip und Bauweise erfolgen. Ohne Umrechnung auf BTPS-Bedingungen können erhebliche Abweichungen der Messwerte mit Fehlern von über 10% entstehen. Umrechnungsformeln auf BTPS-Bedingungen finden sich z. B. in (European Respiratory Society 1993). In den heute erhältlichen Spirometern wird üblicherweise automatisch auf BTPS-Bedingungen korrigiert. Im Folgenden werden die Messprinzipen heute gebräuchlicher Flusssensoren und deren mögliche Vor- und Nachteile kurz dargestellt.

Differentialdruck-Flowmeter Die Messung des differentialen Drucks (p1–p2) in einem Messrohr mit integriertem, definierten Widerstand ist die klassische Methode zur Bestimmung der Atemströmung. Die Art des eingesetzten Widerstands bezeichnet die Messmethode. Der turbulente Atemstrom aus der Trachea via Mund wird über einen dem Messaufnehmer vorgeschalteten Rohrstutzen und/oder einen Atemfilter, der als Atemstromgleichrichter dient, »laminarisiert«, da sich der Druckabfall vor und nach dem Widerstand nur bei einem laminaren Atemstrom proportional zur Atemgeschwindigkeit verhält. Je nach Flussrichtung ist der Atemdruck vor dem Widerstand größer als nach dem Widerstand. Die Druckdifferenz vor und nach dem Widerstand ist proportional der Atemstromgeschwindigkeit und deren jeweiligen Änderungen. Die Druckdifferenzen werden fortlaufend über Druckwandler in elektrische Signale übergeführt und nach Digitalisierung weiter verarbeitet. Ein generelles Problem bei allen Flow messenden Systemen, die mit Druckwandlern arbeiten, ist die Nullpunktstabilität. Geringste Unsymmetrien im Messsignal, z. B. Drifts durch Erwärmung des Messwandlers, wirken sich als »künstliche« Strömung aus, die sich laufend als Volumen aufintegriert. Um diesen Effekt zu vermeiden, wird ein Flowbereich definiert, in dem keine Strömung gemessen wird (»tote Zone«) und demnach keine Volumenintegration stattfindet. Dieser Bereich ist möglichst klein zu halten und darf 10–15 ml/s nicht übersteigen. Pneumotachograph nach Fleisch

Das pneumotachographische Messprinzip nach Fleisch (⊡ Abb. 10.4) war bis in die 1980er Jahre das am weitesten

verbreitete Flowmeter. Im Messaufnehmer ist ein Kapillarbündel (Röhrchen) als fester Widerstand integriert. Über weite Messbereiche ist der vielfach geteilte Atemstrom in den einzelnen Kapillaren laminar. Die Druckdifferenz ergibt sich nach dem physikalischen Gesetz von Hagen-Poiseuille und lässt sich bei laminarer Strömung wie folgt ableiten: . 8ηl . ∆p = k .V = 4 V r Hier bedeuten: k Konstante, deren Größe von der Viskosität und der Rohrbeschaffenheit abhängt, l Länge der Röhre, r Röhrenradius, η. Viskositätskonstante, V Volumendurchfluss. Bei dem Pneumotachographen nach Fleisch, der auch als Fleischsches Staurohr bezeichnet wird, erzielt man die Linearität zwischen Druckdifferenz und Strömungsgeschwindigkeit durch Anordnung einer großen Anzahl parallel angeordneter Röhrchen. Diese Linearität der Flussmessung war früher Voraussetzung, um eine direkte Registrierung und Ablesung der Strömung auf einem Schreiber zu ermöglichen. Heute kommen auch vermehrt nichtlineare Systeme zum Einsatz, da Mikroprozessoren zur online Messwertberechnung und Kurvendarstellung eingesetzt werden. Allerdings müssen diese Systeme regelmäßig einer Kalibration oder Verifikation unterzogen werden. Wesentlicher Nachteil beim Fleischschen Rohr und anderen mit Widerständen arbeitenden Pneumotachographen ist die Kontamination mit Sputum, die schon bei kleinsten Tröpfchen zu Widerstandsänderungen und damit zu teils erheblichen Messwertverfälschungen führt. Bei einigen Systemen ist deshalb ein Krümmer vorgeschaltet, um einerseits das Sputum abzufangen und andererseits die Strömung in den nachgeschalteten Sensor zu laminarisieren. Ein weiteres probates Mittel gegen Sputum ist die Verwendung eines Einmalatemfilters, was heute aufgrund der hygienischen Anforderungen Standard sein sollte ( Abschn. 10.1.3 »Gerätetechnik«). Pneumotachograph nach Lilly

Werden Drosselstellen in Kanülen laminar durchströmt, so ergibt sich ein proportionaler Druckabfall bis zu Reynolds-Werten von ca. 10. Dies gilt auch, wenn eine Reihe solcher Drosseln, etwa in Form eines engmaschigen Netzes oder Gitters, parallel angeordnet und gleichmäßig durchströmt wird. Dabei ist ausschlaggebend, dass die Maschenweiten sehr gering und der Durchmesser der Netzflächen relativ groß sind. Eine erhebliche Verbesserung der Linearität des Systems lässt sich durch die Kombination verschiedener Metallnetze erzielen. Allerdings steigt damit auch der Strömungswiderstand an.

109 10.1 · Spirometriesysteme

⊡ Abb. 10.4. Pneumotachograph nach Fleisch (schematisch)

Lamellen-Spirozeptor

Bei diesem pneumotachographischen Prinzip dient eine lamellenartig geschlitzte Folie als Widerstandselement. Auch hier ergibt sich ein zur durchgehenden Strömung proportionaler Druckabfall. Die Lamellen reagieren weniger empfindlich auf Verschmutzung mit Sputum. Der Spirozeptor lässt sich leichter reinigen. Turbulenz-Flowmeter

Neben den beschriebenen Pneumotachographen mit linearen Widerstandselementen gibt es Messinstrumente, die den Druckabfall bei turbulenten Strömungen durch eine variable Öffnung bestimmen. In den meisten Fällen wird dieses Prinzip bei Langzeit-Flow-Monitoring genutzt, bei dem hoch genaue Messungen des Flusses bzw. ein breiter Flussbereich nicht erforderlich sind.

Turbinen-Flowmeter Diese Art von Flowmeter (synonym: digitaler Volumentransducer) wird als Propeller oder Turbine inmitten des Atemstromaufnehmers integriert, so dass die Atemströmung diesen direkt in beiden Flussrichtungen passieren muss. Die damit verbundene Rotation der Turbine oder des Propellerflügels reflektiert oder unterbricht das Licht eines oder mehrerer LEDs. Photodioden registrieren diese Reflexionen oder Unterbrechungen und setzen sie in elektrische Impulse um. Das Atemgasvolumen,

das diesen Transducer passiert, verhält sich proportional zur Gesamtanzahl der Impulse, während der Atemstrom sich proportional zur Häufigkeit dieser erzeugten Impulse verhält.

Hitzedrahtanemometer Das Messelement besteht aus einem strömungsmechanischen Teil (Venturi-Rohr) und zwei geheizten Drähten im Strömungskanal. Beide Heizdrähte sind Bestandteil einer elektrischen Messbrückenschaltung (WheatstoneBrücke). Der eine Draht, bestehend aus zwei unterschiedlich aufgeheizten Platindrähten, erfasst die Temperatur des strömenden Gases. Der zweite Draht wird über eine elektronische Regelsteuerung so versorgt, dass die an das strömende Gas abgegebene Wärmemenge sofort in Form von elektrischer Leistung wieder zugeführt wird. Daraus resultiert ein Gleichgewichtszustand zwischen zugeführter elektrischer Leistung und abgegebener Wärmemenge. Somit ist die zugeführte elektrische Leistung ein Maß für die Strömungsgeschwindigkeit des zu messenden Gases. Ein neueres, verfeinertes Prinzip des Hitzedrahtanemometers (Mass Flow Meter) beruht auf der Bestimmung des Gasmassenflusses, die die Menge der vorbei fließenden Gasmoleküle pro Zeiteinheit bestimmt. Wesentlicher Vorteil dieses Prinzips ist die Unabhängigkeit von der Temperatur und Gaszusammensetzung.

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Kapitel 10 · Lungenfunktionsdiagnostik

Wirbelfluss-Flowmeter

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Das Phänomen von strömenden Wirbeln wurde bereits 1518 von Leonardo da Vinci beobachtet und aufgezeichnet. Grundsätzlich entstehen Wirbel aus Wellen, die in einer Strömung auf Widerstand stoßen. Beim Wirbelfluss-Flowmeter wird die Atemströmung an einem feststehenden Widerstandselement, dem sog. Bluff Body, vorbeigeleitet, wodurch sich stehende Wirbel bilden. Art und Häufigkeit der Wirbelbildung sind abhängig von der Geschwindigkeit der Atemströmung. Die Anzahl der erzeugten Wirbel kann durch unterschiedliche Messtechniken ermittelt werden: Piezoelektrische Elemente, Temperatursensoren oder optische Lichtfasern. Das Verfahren kann nur unidirektional messen und ist somit für die fortlaufende Spirometrie ungeeignet.

Ultraschall-(Transit-time-) Flowmeter Das Prinzip dieser Methode (⊡ Abb. 10.5) basiert auf der Durchgangszeitdifferenz: Mittels der Fortpflanzungsgeschwindigkeit von akustischen Wellen in einem strömenden Medium kann die Strömungsgeschwindigkeit ermittelt werden. Die Fortpflanzungsgeschwindigkeit der akustischen Wellen erhöht sich um den gleichen Betrag wie die Richtungsgröße des Flussgeschwindigkeitsvektors bei der Schallübertragung. Bei der technischen Umsetzung werden drei Grundprinzipien unterschieden: ▬ Kontinuierliche Phasenverschiebung: hierbei wird die Phasenverschiebung des kontinuierlich übertragenen Ultraschallsignals gemessen. ▬ Impulsphasenverschiebung: die Phasenverschiebung zwischen Abweichungen der Ultraschallsinuswellen wird ermittelt. ▬ Time-of-flight-Impuls: die Durchgangszeit des übertragenen Ultraschalls (Transmitter/Receiver) wird gemessen.

Während das Prinzip der Phasen- und Impulsphasenverschiebung in der Medizin nicht kommerzialisiert wurde, wird das Time-of-flight-Prinzip (Buess et al. 1986) immer häufiger in der Spirometrie eingesetzt und hat sich in der Praxis durchgesetzt und bewährt. Bei diesem Verfahren sind schräg zum Atemrohr Ultraschallelemente angeordnet, die kurze Schallimpulse (»Klicks«) emittieren. Die Transitzeiten für die Impulse werden abwechselnd in beiden Richtungen ermittelt. Die Differenz der Transitzeiten ist proportional zur Strömungsgeschwindigkeit, unabhängig von allen anderen Störeinflüssen wie Temperatur, Feuchte oder Viskosität des Atemgases. In einer technischen Realisierung des Ultraschall-Flowmeters wird ein disposables Atemrohr verwendet, das den Ultraschallelementen gegenüberliegende, durch Folien verschlossene Fenster aufweist, die für den Ultraschall transparent, aber für Keime nicht durchlässig sind. Das Verfahren besticht durch seine hohe Messgenauigkeit, seine Kalibrationsfreiheit, die absolute Hygiene und die zusätzliche Möglichkeit, die Molmasse des Atemgases zu ermitteln. Die Molmasse, also das spezifische Gewicht des Gases, ergibt sich aus der Summe der Transitzeiten. Bei der Ausatmung ergibt sich eine Molmassekurve, die der CO2-Kurve ähnlich ist (vgl.  Abschn. 10.1.5 »Mitarbeitsfreie Lungenfunktionstests«).

Peak-Flowmeter Zur Langzeitüberwachung oder therapeutischen Kontrolle von Patienten mit obstruktiven Lungenkrankheiten eignet sich die Peak-Flowmetrie. Das klassische, mechanische Peak-Flowmeter ist eine einfache Konstruktion, die aus einem Messrohr mit einer Skalierung (l/min) und einem Hubkolben besteht. Die forcierte Exspiration bewegt den durch die Atemluft angetriebenen Hubkolben auf der Skalierung nach oben. Der maximale exspiratorische Spitzenfluss (PEF = Peak Expiratory Flow) kann so ermittelt werden. Moderne Peak-Flowmeter verwenden eines der oben beschriebenen Messprinzipien, in aller Regel eine Turbine, und beinhalten eine elektronische Auswertung, meist mit Speicher und Tagebuchfunktion, teilweise mit Datenübertragung per Modem. In regelmäßigem Turnus sollte kalibriert werden.

10.1.4 Methodische Grundlagen der Spirometrie

Statische Lungenvolumina

⊡ Abb. 10.5. Prinzip des Ultraschall Flowmeter (ndd Medizintechnik AG, Zürich)

Der Gastransport in den Lungen hängt davon ab, wie schnell und gleichmäßig sich das Lungenvolumen ändern kann. Statische Lungenvolumina werden bei langsamer Atmung und mit Methoden gemessen, bei denen die Gasströmungsgeschwindigkeit eine untergeordnete Rolle spielt. Werden zwei oder mehrere Teilvolumina zusammen gemessen, spricht man von einer Kapazität. Das Lun-

111 10.1 · Spirometriesysteme

⊡ Tab. 10.1. Bewertung der Flusssensor-Prinzipien Vorteile

Nachteile

Pneumotachograph nach Fleisch

Bewährtes Messprinzip Mechanisch sehr stabil

Verschiedene Sensoren für unterschiedliche Messbereiche Empfindlich auf Verunreinigung Schwierig zu reinigen Kalibration erforderlich

Pneumotachograph nach Lilly

Bewährtes Messprinzip Mechanisch stabil Reinigung möglich

Empfindlich auf Verunreinigung Kalibration erforderlich

Lamellen-Spirozeptor

Bewährtes Messprinzip Geringes Gewicht Einfache Reinigung

Kalibration erforderlich

Turbulenz-Flowmeter

Einfacher Sensoraufbau, auch als Einmalsensor verfügbar Klein, leicht

Geringer Messbereich Kalibration erforderlich

Turbinen-Flowmeter

Einfacher Sensoraufbau Klein, leicht

Häufige Reinigung und Kalibration erforderlich

Hitzedrahtanemometer

In der Ausführung als Massenflowmeter gute Genauigkeit

Einfaches Anemometer zu ungenau Kalibration erforderlich

Wirbelfluss-Flowmeter

Einfacher Sensoraufbau

Nicht in der Routine bewährt Nur unidirektional Kalibrationsprobleme

Ultraschall-Flowmeter

Einfacher Sensoraufbau Leicht, klein, hohe Genauigkeit, kalibrationsfrei

genvolumen am Ende einer tiefen Einatmung nennt man die totale Lungenkapazität (TLC). Sie setzt sich aus der Summe des Residualvolumens (RV), das nicht ausgeatmet werden kann, und der Vitalkapazität (VC) zusammen. Ermittelt wird die TLC mit der Indikatorgasmethode oder der Bodyplethysmographie in Kombination mit der Spirometrie. Die Totalkapazität ist ein Maß der maximalen Lungengröße. Die Vitalkapazität (VC) ist das maximale Volumen, das nach einer kompletten Exspiration inspiriert (IVC) oder nach einer kompletten Inspiration exspiriert (EVC) werden kann. Die Vitalkapazität umfasst folgende Teilvolumina: ▬ Atemzugvolumen (VT), das während des Atemzyklus ein- und ausgeatmet wird; ▬ Inspiratorisches Reservevolumen (IRV), das nach einer normalen Inspiration noch zusätzlich maximal eingeatmet werden kann; ▬ Exspiratorisches Reservevolumen (ERV), das von der Atemruhelage aus exspiriert werden kann; ▬ Inspiratorische Kapazität (IC), die Summe aus VT und IRV. Die funktionelle Residualkapazität (FRC) kann wie die TLC nur mit aufwändigeren Methoden gemessen werden. Das Residualvolumen ist die Differenz zwischen der funk-

tionellen Residualkapazität und dem exspiratorischen Reservevolumen ( Abschn. 10.2 »Weiterführende kardiopulmologische Funktionsdiagnostik«). Die spirometrische Erfassung der Lungenteilvolumina ohne Bestimmung der FRC macht nur bei besonderen Fragestellungen Sinn und wird deshalb in der Routine wenig durchgeführt.

Dynamische Lungenvolumina Die Bestimmung der dynamischen Lungenvolumina, allen voran der forcierten Vitalkapazität und des Einsekundenvolumens FEV1, gehört zur internistischen Basisdiagnostik. Die forcierte Exspiration liefert dabei wesentliche Hinweise nicht nur über das Vorliegen einer Obstruktion der Atemwege im Sinne einer Querschnittsreduktion, sondern auch über einen möglichen Retraktionsverlust der Lunge, einen damit einhergehenden Elastizitätsverlust und eine Instabilität der Atemwege. Die Verringerung der Lungenelastizität spiegelt meist den Verlust an funktioneller Gewebsstruktur wider, wodurch die Lunge an Gasaustauschoberfläche verliert. Höherer Ventilationsbedarf und geringere maximale Sauerstoffaufnahme sind die Folge. Die forcierte Inspiration kann zur Erfassung einer extrathorakalen Obstruktion, z. B. einer Stenose in der Trachea, dienen. Wurde in der Vergangenheit aus techni-

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Kapitel 10 · Lungenfunktionsdiagnostik

schen Gründen vorwiegend nur das forcierte Spirogramm aufgezeichnet, wird heute üblicherweise die Fluss-Volumen-Kurve online dargestellt. Der zeitliche Verlauf des Spirogramms zeigt auf den ersten Blick die Ausatemzeit, die bei einem Lungengesunden drei, beim obstruktiven Patienten allerdings bis zu 10 s und mehr beträgt. Das forcierte Spirogramm hat die Form einer exponentiellen Funktion, seine Formbewertung benötigt somit einiges Verständnis. Im Gegensatz dazu bewirkt die Darstellung in den Fluss-Volumen-Koordinaten eine Linearisierung: Beim Lungengesunden ergibt sich nach schnellem Anstieg zum Peak Flow ein geradliniger Abfall. Die Abweichung von der Geraden, die konkave Formbildung, gleichbedeutend mit einer Flussverminderung, ist augenfällig und kann einfach erkannt und interpretiert werden. Die nachfolgende ⊡ Tab. 10.2 enthält die wichtigsten Parameter des forcierten Spirogramms bzw. der Fluss-Volumen-Kurve. Die Liste der aus dem forcierten Spirogramm und der Fluss-Volumen-Kurve abgeleiteten Parameter ließe sich (fast) beliebig fortsetzen. Neben der numerischen Auswertung sollte die Formanalyse der Fluss-Volumen-Kurve unbedingt Beachtung finden (⊡ Abb. 10.6a–e).

Kurvendarstellung, Ergebnisse Die online Darstellung und Dokumentation der FlussVolumen-Kurve kann mittlerweile als in der Spirometrie üblicher Standard angesehen werden. Schließlich ist sie

⊡ Tab. 10.2. Die wichtigsten Parameter des forcierten Spirogramms und der Fluss-Volumen-Kurve Parameter

Dimension

Beschreibung

FVC

l

Forc. Vitalkapazität

FEV1

l

Einsekundenwert

FEV1/FVC

%

Rel. Einsekundenwert

FEVt

l

z. B. FEV0.5, FEV1, FEV2

PEF

l/s

Peak Flow

FEF 25/25

l/s

Mittlerer Fluss (forc. Spirogramm)

MEF 25

l/s

Maximaler Fluss nach 25% der Ausatmung

MEF 50

l/s

Maximaler Fluss nach 50% der Ausatmung

MEF 75

l/s

Maximaler Fluss nach 75% der Ausatmung

MTT

s

Mean Transit Time

FIV1

l

Insp. Einsekundenwert

MIF 50

l/s

Maximaler Fluss nach 50% der Einatmung

in Deutschland auch Voraussetzung für die Abrechenbarkeit nach den ärztlichen Gebührenordnungen (EBM und GOÄ). Auch die fortlaufende Messung des gesamten Atemzyklus und Dokumentation der forcierten In- und Exspiration wird dort gefordert. Die Kurven sollten in ausreichender Größe dargestellt werden. Bei der Wiedergabe der Fluss-Volumen-Kurve ist das xy-Verhältnis, der sog. Aspect Ratio, wichtig, um einen Kurvenvergleich, z. B. vor und nach Gabe von Broncholytika, und eine Formanalyse vornehmen zu können.

Praktische Hinweise zur Durchführung Grundsätzlich gilt für jede Lungenfunktionsprüfung, dass die Qualität der Messung von der Kooperation des Probanden und den (anspornenden) Anleitungen des Personals abhängt. Nachdem das Lungenfunktionsgerät vorbereitet wurde (Überprüfung des Gerätes nach Einschaltung, neues Einmalmundstück oder Atemfilter aufsetzen, Kalibration nach Herstellerangaben durchführen, evtl. neue Schlauchsysteme verwenden etc.), wird dem Probanden der Messvorgang erläutert. Vor und während jeder Messung erfolgt die überaus wichtige Erläuterung des Atemmanövers, vor allem der Forcierung und die Bedeutung der vollständigen Aus- bzw. Einatmung. Der Proband sollte frei und ungehindert atmen können. Weiterhin muss der Proband eine Nasenklemme tragen. Eine Probemessung vor der eigentlichen Messung ist zu empfehlen. Alle Tests sind in einheitlicher Position durchzuführen, in der Regel sitzend. Bei Reihenuntersuchungen oder arbeitsmedizinischen Untersuchungen kann auch eine stehende Position gewählt werden. Bei Kindern und älteren Patienten, die das Mundstück mit den Lippen nicht fest umschließen können, ist die Verwendung eines Mundstücks mit Dichtlippe sinnvoll. Für Kinder sind kleinere Mundstücke erforderlich. Die Verwendung eines Einmalatemfilters sollte zum einen aufgrund der hygienischen Erfordernis und zum anderen als Schutzvorrichtung des wieder verwendbaren Sensors gegenüber Sputum obligat sein. Bei neueren Geräten finden Einmalsensoren Anwendung, die eine Kreuzkontamination verhindern und deshalb keine Atemfilter benötigen. Sowohl die ERS (Europäische Gesellschaft für Respiration) als auch die ATS (American Thoracic Society) fordern in ihren Standards, dass regelmäßig, mindestens einmal täglich, eine Volumenkalibration mit einer Kalibrationspumpe durchgeführt werden sollte. Auch bei einem kalibrationsfreien System sollte einmal monatlich eine Volumenverifikation stattfinden. Empfehlung für die Messung zur Bestimmung der Vitalkapazität (und Teilvolumina) in Ruhe. Der Proband

atmet in Atemruhelage. Nach einigen Atemzyklen erfolgt nach Anweisung des Untersuchers eine maximale, langsame, kontinuierliche Einatmung, danach eine lang-

113 10.1 · Spirometriesysteme

⊡ Abb. 10.6a–e. Typische Fluss-Volumen-Kurven bei a Normalbefund, b Obstruktion, c Restriktion, d Emphysem und e Stenosen

same, vollständige Ausatmung und wieder eine vollständige Einatmung. Der Atemzyklus sollte wiederholt werden. Die wiederholt gemessenen Werte sollten sich nicht mehr als 5% unterscheiden. Empfehlungen für die forcierte Messung (forciertes Spirogramm und/oder Fluss-Volumen-Messung). Zunächst

atmet der Proband in Ruhelage. Nach Anweisung erfolgt eine maximale Einatmung, dann eine forcierte, maximale Ausatmung. Der Vorgang wird mindestens zweimal wiederholt. Die Atemmanöver sollten klar angewiesen werden. Insbesondere die Forcierung und die lange Ausatmung benötigt eine anspornende Unterstützung. Zur Auswertung werden die aus den einzelnen forcierten Atemzyklen gewonnenen Kurven herangezogen. Neuzeitliche Auswerteprogramme vergleichen die Kurven

und geben einen Warnhinweis, wenn die Qualitätsstandards [ERS, ATS] nicht eingehalten wurden. Entweder werden die jeweils größten Werte aus verschiedenen Kurven genommen oder die Kurve mit der größten Summe aus FVC und FEV1 für die Auswertung herangezogen. Mögliche Fehlerquellen: Durch schlechte Kooperation des Probanden wird der PEF zu spät erreicht oder ist zu klein. Kleine MEF-Werte können von fehlenden Nasenklemmen oder nicht richtig umschlossenen Mundstücken ausgehen. Deformierte Kurven und Zacken können durch Husten entstehen. Kein FEV1-Wert erscheint, wenn nicht lange genug ausgeatmet oder die Atmung unterbrochen wird. Sehr unterschiedliche Kurven lassen auf mangelnde Motivation des Probanden schließen. Bei guter Mitarbeit ergeben sich praktisch deckungsgleiche Fluss-Volumen-Kurven.

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Kapitel 10 · Lungenfunktionsdiagnostik

Anhand der Auswertung kann eine erste Einteilung des Befundes in normal, obstruktiv oder restriktiv erfolgen (⊡ Abb. 10.6a–e). Für die häufig vorkommenden obstruktiven Störungen kann zudem der Schweregrad beurteilt werden.

Referenzwerte Die Auswertung spirometrischer Funktionsuntersuchungen erfolgt durch den Vergleich der Messwerte mit Referenzwerten, die auch als Norm- oder Sollwerte bezeichnet werden. Als wesentliche Bezugsgrößen werden für die Ermittlung dieser Referenzwerte das Alter, die Größe und das Geschlecht des Probanden herangezogen. Die Sollwerte ergeben sich aus Gleichungen, die von den Fachgesellschaften empfohlen und veröffentlicht werden. Im Sollwertvergleich sollte in jedem Fall die Standardabweichung für den Parameter, also das Maß für die Streuung des Wertes in der (lungengesunden) Vergleichspopulation, berücksichtigt werden. Die Bildung des Residuums R=

M – S, SD

wobei R das Residuum, M der Messwert, S der Sollwert und SD die Standardabweichung sind, ist zu empfehlen, um den Messwert im Vergleich mit der Verteilung in der Grundpopulation einordnen zu können. Nur so lassen sich signifikante Abweichungen erkennen und bewerten. Die großen Fachgesellschaften ERS und ATS (American Thoracic Society 1995, European Respiratory Society 1993) haben Sollwerte herausgegeben, die vorwiegend an Personen kaukasischer Abstammung erhoben wurden. Diese europäischen und amerikanischen Sollwerte unterscheiden sich nicht wesentlich. Bei der Beurteilung der Lungenfunktion von Personen anderer ethnischer Abstammung müssen entweder speziell für diesen Typ erhobene Sollwerte, z. B. nationaler Fachgesellschaften, verwendet werden oder zumindest eine prozentuale Anpassung der kaukasischen Sollwerte Berücksichtigung finden. In rechnergestützten Lungenfunktionsgeräten sind Sollwertformeln, in international vertriebenen Geräten unterschiedliche Sollwertsätze, programmiert, die zum Ist-Sollwertvergleich dienen. Im Benutzerhandbuch des Gerätes sollten sich Hinweise auf den Ursprung der Sollwerte mit Literaturangabe finden lassen. Im Ergebnisprotokoll sollte neben den Mess- und Sollwerten oder deren prozentualen Abweichung unbedingt ein Marker für die signifikante Abweichung vom Sollwert, also die Überschreitung bestimmter Grenzen, z. B. halbe oder ganze Standardabweichung, angegeben sein. Für Kinder und Jugendliche im Alter bis 18 Jahre ist die Verwendung pädiatrischer Sollwerte zu empfehlen.

10.1.5 Mitarbeitsfreie Lungenfunktionstests

Die Spirometrie ist seit mehr als 50 Jahren in der klinischen Routine eingeführt. Ihr hoher Stellenwert wurde in zahllosen Publikationen dokumentiert. So lässt sich durch den Atemstoßtest die Mortalität besser voraussagen als durch Rauchverhalten, zuvor bestehende kardio-vaskuläre Erkrankung, Blutdruck oder Geschlecht (Petty et al. 1976). So wertvoll die Ergebnisse des Atemstoßtestes sind, so schwierig gestaltet sich die Sicherung und Kontrolle der Mitarbeit des Probanden. Auch in gut ausgestatteten Lungenfunktionslabors mit gut geschultem Personal ist der Anleitung und Motivation von Kindern und älteren Menschen und von fremdsprachigen Mitbürgern Grenzen gesetzt. Früher wurden mitarbeitsfreie Tests vor allem für den pädiatrischen Bereich, für epidemiologische und arbeitsmedizinische Reihenuntersuchungen gefordert. Durch die umwälzende demographische Veränderung mit dramatischer Zunahme des älteren Bevölkerungsteils stellt sich diese Erfordernis heute mit größerer Dringlichkeit denn je. Obwohl FEV1 bzw. FEV1/FEVC als ‚Goldstandard’ zur Erkennung obstruktiver Störungen anerkannt ist, scheint es gerade bei älteren Probanden besser geeignete, spezifischere Parameter zu geben, die mit Dyspnoe, also Kurzatmigkeit, korrelieren. In den letzten Jahren wurden deshalb neue, (weitgehend) mitarbeitsfreie Methoden und Techniken entwickelt, die zum Teil noch auf ihre Kommerzialisierung warten. Im Folgenden soll eine Übersicht über bewährte und neue Entwicklungen auf diesem Gebiet gegeben werden.

Ultraschallpneumographie (UPG) Im  Abschn. 10.1.3 »Gerätetechnik« wurde bereits der Ultraschall-Sensor beschrieben. Aus der Summe der damit gemessenen Transit-Zeiten lässt sich die Molmasse, das spezifische Gewicht des Atemgases, ohne Mehraufwand in Echtzeit ermitteln. Während bei der Inspiration Umgebungsluft über den Sensor eingeatmet wird, verändert sich die Molmasse bei Ausatmung durch die Abnahme des Sauerstoffanteils und die Zunahme der Kohlensäurekonzentration (CO2 ist deutlich schwerer als O2). Wird die Molmassekurve während der Ausatmung registriert, so verhält sie sich ähnlich einer CO2-Kurve. Die Ultraschallpneumographie, kurz UPG genannt, wendet die wissenschaftlichen Erkenntnisse vieler Jahrzehnte an, in denen die CO2-Ausatmungskurve studiert und klinisch erprobt wurde. Die damals sehr aufwändige Bestimmung der Atemvolumina mit gleichzeitiger, schneller Gasanalyse, z. B. mittels Massenspektrometrie, wird jetzt durch die instantane und absolut synchrone Messung von Strömung, Volumen und Molmasse in der UPG auf elegante und preisgünstige Weise ersetzt. Die Bestimmung der Molmasse wird zwar durch den

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erheblichen Einfluss von Temperatur und Feuchte des Atemgases erschwert, doch zeigen die neuesten Studien, dass auch die »native« Molmasse, also auch die unkorrigierten Transit-Zeiten-Werte, verwendet werden können. Der Proband atmet am UPG-Sensor für einige Minuten normal und ruhig, also ohne Durchführung bestimmter Atemmanöver (⊡ Abb. 10.7). In der Auswertung kommen statistische Verfahren zur Anwendung, die die typische »Molmassen-Kurve« für diesen Probanden bildet und auswertet. Die Kurvenform beinhaltet Informationen über die Distribution des Atemgases in der Lunge. Erste klinische Studien (Gappa et al. 2005, Jensen et al. 2005) zeigen eine hohe Korrelation mit FEV1 und FEV1/FVC sowie zuverlässige Aussagen über das Ausmaß der Obstruktion.

Negative Expiratory Pressure Methode (NEP) Bei dieser Methode wird dem Pneumotachographen ein T-Stück vorgeschaltet. An einen T-Anschluss wird hinter einem schnellen Ventil eine Sogquelle (Staubsauger) angeschlossen. Der Proband atmet in Ruheatmung am Pneumotachographen. Während einer Exspiration wird das Ventil geöffnet und es entsteht eine spontane maximale exspiratorische Fluss-Volumen-Kurve. Mehrere solcher Kurven werden randomisiert aufgenommen und mit

der mittleren Ruhekurve verglichen. Der Abstand beider Kurventypen ist ein Maß für die Flow-Reserve, die unter Belastung benötigt wird. Eine Flussbegrenzung lässt sich leicht erkennen, wenn nämlich maximale und Ruhekurve aufeinander treffen. Das System liefert zuverlässige und gerade bei älteren Personen klinisch relevante Werte. Es ist bisher nicht kommerziell verfügbar.

Widerstandsmessungen Forced Oscillation Technique

Dieses seit den 1970er Jahren bekannte Prinzip (Oostveen et al. 2003) verwendet einen an den Flusssensor angedockten Lautsprecher, ein Widerstandselement und einen Druckwandler. Der Ruheatmung des Patienten werden durch den Lautsprecher feine Druckschwankungen überlagert, die vom respiratorischen Takt mit einer Phasenverschiebung wiedergegeben werden. In einem Frequenz-Phasen-Diagramm erfolgt eine Auswertung, die im Wesentlichen den Real- und Imaginärteil des Atemwiderstandes ausgibt. Das Verfahren wird heute in Form der Impulsoszillometrie vermarktet und v. a. in der Pädiatrie und bei Pharmastudien verwendet. Aufgrund seiner Komplexität, der relativ hohen Kosten und der hygienischen Kompromisse ist einer Anwendung in der Routine Grenzen gesetzt. Monofrequente oszillatorische Widerstandsmessung

Dieses seit Jahrzehnten bewährte Verfahren (Schmidt 1996, Ulmer et al. 2003) ist die einfache Variante des o. g. Prinzips. Statt eines Lautsprechers wird eine kleine Sinuspumpe verwendet. Die Auswertung liefert wiederum Widerstand (Resistance) und Phase (Reaktanz). In der klinischen Routine zeigt sich jedoch, dass der oszillatorische Widerstand nur bedingt mit dem FEV1 korreliert, eine geringere Spezifität aufweist und somit nur als Orientierung oder zum Screening eingesetzt werden kann. Unterbrecher-Methode

⊡ Abb. 10.7. Ultraschallpneumographie bei einem Kind (Werksfoto: ndd Medizintechnik AG, Zürich)

Dieses ebenfalls als Interruptor- oder Shutter-Methode bekannte Verfahren (Schmidt 1996, Ulmer et al. 2003) wurde parallel zur oszillatorischen Widerstandsmessung eingeführt. Es verwendet einen Unterbrecher (Shutter), der den exspiratorischen Atemstrom für kurze Zeit (100 Millisekunden) unterbricht und den Atemweg dabei nach außen verschließt. Während des Verschlusses steigt der Munddruck an und gleicht sich (weitgehend) mit dem Alveolardruck aus. Das Verfahren wird mittlerweile in Kombination mit einfachen Spirometern angeboten und stellt eine kostengünstige Erweiterung der Spirometrie dar. Leider gilt für seine Aussagekraft das gleiche wie für die oszillatorische Widerstandsmessung, deshalb kann das Verfahren nur als Ergänzung und nicht als Ersatz für die Spirometrie dienen.

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116

Kapitel 10 · Lungenfunktionsdiagnostik

10.2

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Weiterführende kardio-pulmologische Funktionsdiagnostik

10.2.1 Übersicht

Im Gegensatz zur einfachen Spirometrie erfordert eine weiterführende pulmologische Funktionsdiagnostik einen erheblich größeren methodischen, apparativen und personellen Aufwand. Sie wird deshalb in aller Regel nur in den internistisch-pneumologischen Fachabteilungen der Krankenhäuser und den Facharztpraxen durchgeführt. Die langsame und forcierte Spirometrie bleibt jedoch die Grundlage einer jeden Lungenfunktionsuntersuchung. Sie findet sich in allen aufwändigeren Geräten wieder und bleibt damit zentraler Ausgangspunkt für alle weitergehenden Verfahren. Unter den anspruchsvolleren Verfahren nimmt die Bodyplethysmographie mit der Messung der Lungenteilvolumina und des Atemwegswiderstands den ersten Platz ein. Die Messung der Diffusion nach der »Single-BreathMethode« und die Bestimmung der FRC mittels N2-Auswaschverfahren, in den englischsprachigen Ländern für die Routine häufig bevorzugt, werden auch hierzulande vermehrt eingesetzt. Die Gasdilutionsmethode im »geschlossenen System«, in früheren Jahren die wohl am häufigsten verwendete Methode zur Bestimmung der FRC, wird nicht mehr vermarktet. Sie verschwindet wegen ihrer inakzeptablen Hygiene mehr und mehr aus den Labors und wird deshalb hier nicht mehr dargestellt. Daneben werden eine Vielzahl von mehr oder weniger aufwändigen Untersuchungstechniken angewandt, die sich aber allesamt nicht in der breiten klinischen Routine durchsetzen konnten. Eine Übersicht über die wichtigsten Verfahren gibt ⊡ Tab. 10.3. Schließlich ist die Ergospirometrie, also die Belastungsuntersuchung mit Bestimmung des Gasaustauschs, zu ei-

nem wichtigen Instrument bei der Beurteilung ventilatorischer und kardialer Leistungseinschränkungen geworden. Gerade gutachterliche Fragestellungen kommen nicht ohne diese objektive Methode zur globalen Beurteilung und Einstufung krankheitsbedingter Leistungsverminderung aus. Das Interesse an der fortlaufenden Messung von physischer Aktivität und metabolischem Monitoring hat in der letzten Zeit geradezu explosionsartig zugenommen. Denn es gibt kaum einen Bereich der Medizin, von der Rehabilitation obstruktiv Kranker bis hin zur Demenzprophylaxe, in dem die Bedeutung physischer Aktivität zur Verbesserung des Krankheitsbildes, zur Genesung und insbesondere zur Prävention nicht erkannt und publiziert wurde. Trotz der vielen technischen Innovationen, die die Durchführung der Ergospirometrie erheblich erleichtert haben, bleibt sie ein insgesamt anspruchsvolles Messverfahren, sowohl in Bezug auf den zeitlichen Aufwand als auch auf die Komplexität der Auswertung. Für das Aktivitätsmonitoring kommen deshalb wesentlich kostengünstigere und einfach anzuwendende, tragbare Monitore zur Anwendung. Medizintechnik ist ein Teil der IT-Branche. Sie lebt in den gleichen rasanten Innovationszyklen und kann sich dem allgemeinen Preisverfall, der vom Massenmarkt der Mikroelektronik ausgeht, nicht entziehen. Musste man Mitte der 1970er Jahre für die Anschaffung eines computerisierten Bodyplethysmographen noch rund 100.000 € ausgeben, genügen heute weit weniger als 15.000 €, um ein qualitativ vergleichbares, jedoch wesentlich bedienungsfreundlicheres Gerät zu erstehen. Kaum ein Gerät am Markt kommt ohne Mikroelektronik, PC, Microsoft Windows, Vernetzung, Einbindung ins Internet aus, was nicht nur zu Kostenvorteilen für den Anwender, sondern zu wesentlich vereinfachter Bedienung und standardisierter Kommunikation im Labor-, Praxis- oder Krankenhausnetzwerk führte.

⊡ Tab. 10.3. Verfahren und Parameter weiterführender Lungenfunktionsdiagnostik Verfahren

Hauptparameter

Abgeleitete Parameter

Bodyplethysmographie

Intrathorakales Gasvolumen ITGV

FRC, RV, TLC

Bodyplethysmographie

Atemwegswiderstand RAW

GAW, sRAW, sGAW

Compliancebestimmung

statische Compliance Cstat

Pmi

Compliancebestimmung

dynamische Compliance Cdyn

Atemarbeit

Atemantriebsmessung

P0,1, pmax

Diffusion Single-Breath

Transferfaktor TLCO

KCO, VA, TLCSB

Diffusion Single-Breath mit O2

Membranfaktor DM

Kapillares Blutvolumen VC

Diffusion Steady-state

CO-Diffusion DLCO

IntraBreath-Verfahren

CO-Diffusion DLCO

Herzzeitvolumen Qc

N2-Washout

FRC

RV, TLC, Distribution

117 10.2 · Weiterführende kardio-pulmologische Funktionsdiagnostik

10.2.2 Bodyplethysmographie

Physikalische und methodische Grundlagen Ein Bodyplethysmograph, auch Ganzkörperplethysmograph genannt, besteht aus einer abgeschlossenen Kammer, ähnlich einer Telefonzelle, in die sich der Patient begibt (⊡ Abb. 10.8). Die durch die Atmung des Patienten hervorgerufenen thorakalen Bewegungen wirken sich im Kammerinneren als Volumen- und Druckänderungen aus, die erfasst und ausgewertet werden. Die Grundlagen der heutigen Bodyplethysmographie, deren Erarbeitung wir DuBois in den USA und Ulmer (Ulmer et al. 2003) in Deutschland zu verdanken haben, reichen zurück in die 1950er und frühen 1960er Jahre. Historisch unterscheiden wir die sog. volumenkonstante und die druckkonstante Methode. Bei der letztgenannten atmet der in der Kammer sitzende Proband über ein Rohr ins Freie, wodurch im Kammerinneren die totale thorakale Volumenverschiebung gemessen werden kann. Aus messtechnischen Gründen hat sich jedoch das volumenkonstante Prinzip durchgesetzt, das praktisch in allen modernen Geräten angewandt wird. Dabei atmet der Proband innerhalb der Kammer über einen Flusssensor und einen Verschlussmechanismus (Shutter), mit dem die Atmung kurzzeitig unterbrochen werden kann. Unmittelbares Ziel der Bodyplethysmographie ist die Bestimmung des Alveolardrucks, der durch Kompression bzw. Dekompression des im Thorax eingeschlossenen Gasvolumens entsteht. Es sei darauf hingewiesen, dass es nur darum geht, diesen (kleinen) kompressiblen Volumenanteil, der

nach dem Boyle-Mariotte-Gesetz (pV=const.) proportional zum Alveolardruck ist und Fluss fördernd wirkt, zu bestimmen. Gleichzeitig wird die durch den Alveolardruck erzeugte Strömung und das geatmete Lungenvolumen am Mund pneumotachographisch erfasst. Die Thoraxbewegung führt also zu einer Volumen- und dazu proportionalen alveolären Druckänderung innerhalb der Lunge, die sich in der Kammer als identische Volumenänderung auswirkt. Die Volumenänderung in der Kammer hat wiederum nach dem Boyle-Mariotte-Gesetz ihrerseits eine Kammerdruckänderung zur Folge (⊡ Abb. 10.9). In einem landläufig als »Kammereichung« bezeichneten Verfahren wird der Proportionalitätsfaktor zwischen Kammervolumenänderung und Kammerdruckänderung bestimmt. Hierzu wird bei besseren Geräten eine in die Kammer eingebaute motorisierte Kolbenpumpe benutzt, deren fester Hub von z. B. 50 ml als Kammerdruckauslenkung registriert wird. Die Kalibration der Kammer ist normalerweise stabil und muss nur selten kontrolliert werden.

Bestimmung des intrathorakalen Gasvolumens Bei Atembewegungen des Patienten gegen den Verschluss am Mund kommt es – Druckausgleich zwischen Mund und Alveolarraum vorausgesetzt – zu einer thorakalen Volumenverschiebung, die eine proportionale Alveolardruckänderung auslöst. Bei einer Registrierung des Munddrucks gegen den Kammerdruck während Verschluss kann der Proportionalitätsfaktor zwischen Alveolardruck und Kammerdruck bestimmt werden. Gleichzeitig lässt

⊡ Abb. 10.8. Bodyplethysmograph (Werksfoto: Viasys GmbH, Höchberg)

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118

Kapitel 10 · Lungenfunktionsdiagnostik

I

⊡ Abb. 10.9. Das volumenkonstante bodyplethysmographische Kammerprinzip

sich aus dem Verhältnis von Alveolardruck- und Lungenvolumenänderung das gesamte bei Verschluss in der Lunge befindliche Lungenvolumen, das als intrathorakales Gasvolumen ITGV oder auch IGV bezeichnet wird, sehr einfach berechnen: PK ITGV = kα . [l]. PM Dabei sind pK der Kammerdruck [hPa], pM der Munddruck und kα eine Konstante, die abhängig ist von der Kammereichung, dem Kammervolumen, dem Körpervolumen des Patienten und dem Barometerdruck. Erfolgt der Verschluss am Ende einer normalen Ausatmung, so entspricht das ITGV der funktionellen Residualkapazität FRC.

Bestimmung des Atemwegswiderstands (Resistance) Wird während der Ruheatmung der Kammerdruck gegen die Strömung am Mund aufgezeichnet, so ergibt sich die sog. Resistanceschleife (⊡ Abb. 10.10,  auch 4-Farbteil am Buchende). Nach dem Ohm’schen Gesetz gilt: . U = R . I bzw. Palv = RAW . V [hPa], woraus der Atemwegswiderstand RAW , auch als Resistance bezeichnet, abgeleitet werden kann:

[ ]

P PK hPA RAW = alv . = kß . . V V l/s

. Dabei sind V die Strömung [l/s] am Mund, palv der Alveolardruck [hPa bzw. cm H2O], pK der Kammerdruck [hPa] und kß ein Faktor, der im Wesentlichen das während des Verschlussmanövers festgestellte Verhältnis zwischen Mund- und Kammerdruck enthält.

Technische Besonderheiten der Bodyplethysmographie Die in der Kammer gemessenen Druckänderungen sind bei Ruheatmung vergleichsweise klein und betragen nur wenige hPa (bzw. cm H2O). Die Störeinflüsse durch patientenbedingte Wärmeänderung in der Kammer (Schwitzen), durch atmungsabhängige Temperatur- und Feuchteänderungen und durch Druckschwankungen aus der Umgebung, um nur die wichtigsten zu nennen, sind erheblich und summieren sich zu einem Fehler, der durchaus größer als das Messsignal sein kann. Zur Vermeidung von mangelndem Druckausgleich zwischen Mund und Alveolarraum sollte Hechelatmung beim Verschlussmanöver gänzlich vermieden werden (Rodenstein u. Stanjescu 1983). Die Konstruktionsmerkmale der Bodyplethysmographenkammer sind somit ausschlaggebend für die Messqualität. Zu diesen gehören: ▬ Steifigkeit der Kammerkonstruktion, ▬ Wärmetransferverhalten der Kammerwände, ▬ Ausgleichsgefäß, ▬ BTPS-Kompensation, ▬ Kalibrationseinrichtung, ▬ Einstellung eines definierten Lecks, ▬ Art und Schnelligkeit des Shutters. Hierzu nur einige Bemerkungen, die im Rahmen dieser Darstellung nicht erschöpfend sein können. Die Kammer sollte in ihrer Formgebung und der Auswahl der Materialien so beschaffen sein, dass eine möglichst große Steifigkeit und ein schneller Wärmetransfer der vom Patienten in der Kammer produzierten Wärme gewährleistet wird. Ein eingebautes Ausgleichsgefäß zur Gleichtaktunterdrückung von Druckschwankungen aus der Umgebung sollte vorhanden sein (vgl. ⊡ Abb. 10.9). Eine automatische Ka-

119 10.2 · Weiterführende kardio-pulmologische Funktionsdiagnostik

⊡ Abb. 10.10. Bildschirmdarstellung einer Bodyplethysmographie mit Resistance- und Verschlussdruckschleifen (Werksfoto: Ganshorn Medizin Electronic GmbH, Niederlauer)

librationseinrichtung mit »Kammereichpumpe«, dynamischer Simulation der Lungenvolumenkompression und Einstellung des definierten Lecks (pneumatischer Tiefpass zur Driftkompensation) sind zur Qualitätssicherung der Messergebnisse unverzichtbar. Die druck- und strömungsabhängige BTPS-Kompensation wird heute digital durchgeführt. Der Widerstand eines Atemfilters muss bei der Berechnung des Atemwegswiderstandes berücksichtigt werden. Werden die vorgenannten Konstruktionsmerkmale berücksichtigt, so kann die Bodyplethysmographie ohne großen Aufwand und mit sehr guten Ergebnissen in der klinischen Routine betrieben werden. Der Wartungsaufwand für eine Bodyplethysmographenkammer ist vergleichsweise gering. Von Mundstücken und Atemfiltern abgesehen, fällt so gut wie kein Verbrauchsmaterial an. Durch die einfache Zerlegbarkeit moderner Verschlusssysteme kann die Hygiene bedingt gewährleistet werden. Die Verwendung eines Atemfilters ist zu empfehlen. Der zeitliche Aufwand für eine komplette bodyplethysmographische Messung eines Patienten mit Mehrfachbestimmung der Resistance und des ITGV beträgt ca.

15 min; in Kombination mit der Spirometrie zur Bestimmung der Teilvolumina ca. 30 min.

Klinische Wertigkeit der Bodyplethysmographie Die Bodyplethysmographie liefert, wie oben beschrieben, in einem Messvorgang den Atemwegswiderstand und das intrathorakale Gasvolumen bzw. die FRC. Die Messung ist weitgehend unabhängig von der Mitarbeit des Patienten und kann in kurzer Zeit mehrfach wiederholt werden. Damit ist sie wohl die effizienteste Form, diese beiden für die Lungenfunktion elementaren Parameter zu bestimmen. In Verbindung mit der (bei offener Kammertür durchführbaren) langsamen und forcierten Spirometrie bzw. Fluss-Volumen-Kurve und in Kombination mit der Messung weiterer Parameter, wie Atemantrieb und Compliance, sowie mit einer Zusatzeinrichtung für Diffusion lassen sich somit praktisch alle relevanten Größen der Lungenfunktion bestimmen. Atemwegswiderstand (Resistance)

Der Atemwegswiderstand wird nach Ulmer (Ulmer et al. 2003) oder Matthys (Matthys 1988) als Rtot bzw. Reff be-

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Kapitel 10 · Lungenfunktionsdiagnostik

rechnet und stellt ein empfindliches Maß für die bronchiale Obstruktion dar. Dabei enthält der Wert nicht nur den strömungsabhängigen Widerstand, sondern auch Widerstandsanteile, die durch Atemwegskollaps bei instabilen Atemwegen und verminderter Lungenelastizität (Retraktionsverlust) verursacht werden. Durch Forminterpretation der Widerstandsschleife, die in jedem Fall auf dem Befundblatt ausgedruckt werden sollte, lässt sich somit eine homogene Obstruktion (z. B. verursacht durch Asthma) von einer inhomogenen Obstruktion (z. B. Bronchitis) und von instabilen Atemwegen (z. B. Emphysem) unterscheiden. Intrathorakales Gasvolumen/FRC

Das intrathorakale Gasvolumen beinhaltet alle während Verschluss durch die Thoraxbewegung komprimierten Gasanteile, wodurch sowohl in der Lunge gefesselte Luft als auch im Abdominalraum vorhandene Gase gleichzeitig erfasst werden. Die Methode liefert in diesen Fällen falsch-positive Messwerte, was bei hochobstruktiven Patienten durch mangelnden Druckausgleich zwischen Mund und Alveolarraum noch verstärkt werden kann. Im Gegensatz dazu unterschätzen die Dilutions- und Fremdgasmethoden das krankheitsbedingt erhöhte Lungenvolumen im Fall einer hochgradigen Obstruktion. Nichtsdestoweniger gilt heute die Bodyplethysmographie wegen ihrer Genauigkeit und sehr guten Reproduzierbarkeit als »Goldstandard« in der Volumenmessung. Durch Kombination des spirometrisch gemessenen ERV und der VC mit dem ITGV/FRC können alle Lungenteilvolumina einschließlich RV und TLC in einem Fortgang schnell und wiederholt bestimmt werden.

10.2.3 Diffusionskapazität

Der Gasaustausch zwischen alveolärer Luft und Kapillarblut, also der Übertritt des Gases über die alveolo-kapillare Membran, wird als Diffusion bezeichnet. Die Diffusionskapazität eines Gases wird bestimmt von der Gasmenge pro Zeiteinheit, die über die Membran ausgetauscht wird, und der Partialdruckdifferenz zwischen Gas- und Blutphase. Von eigentlichem Interesse ist die Diffusionskapazität für Sauerstoff, die aber wegen des nicht erfassbaren kapillaren Partialdrucks nicht bestimmt werden kann. Aus diesem Grund wird für klinische Zwecke die Diffusionskapazität für Kohlenmonoxid (CO) bestimmt. Nachdem CO eine sehr hohe Hämoglobinbindung aufweist, werden sehr geringe CO-Konzentrationen im ppm-Bereich verwendet, um den Patienten nur unwesentlich mit CO zu belasten.

Bei diesem Verfahren wird nicht die eigentliche Diffusionskapazität, sondern der sog. Transferfaktor für CO, kurz TLCO, bestimmt. Der Patient atmet nach tiefer Ausatmung ein Gasgemisch ein, das mit 0,2–0,3% CO und einem Inertgas (typischerweise Helium oder Methan) angereicherte Luft enthält. Die Einatmung erfolgt maximal, also bis zur TLC. Danach hält der Patient für ca. 10 s die Luft an. Währenddessen verteilt sich das Gasgemisch im Alveolarraum und CO diffundiert über die alveolo-kapillare Membran ins Blut. Nach der Anhaltezeit atmet der Patient aus, und der mittlere Teil des Exspirationsgases wird gesammelt (⊡ Abb. 10.11). Bei moderneren Geräten mit schneller Gasanalyse wird während der Exspiration fortlaufend analysiert. Während der erste und letzte Teil der Ausatmung keine Berücksichtigung findet, wird vom mittelexspiratorischen Teil eine Gasprobe bestimmt, die den alveolären Wert repräsentieren soll. Das Inertgas nimmt nicht am Gasaustausch teil und dient zur Charakterisierung des Dilutionsvorgangs, also der Verteilung des Gases, in der Lunge. Unter der Annahme, dass sich das CO in ähnlicher Weise wie das Inertgas in der Lunge verdünnt, kann nun der diffusible Anteil des CO-Gases berechnet werden. Das Modell zur Bestimmung des Transferfaktors geht dabei aus von einem exponentiellen Abfall der alveolären CO-Konzentration während der Phase des Atemanhaltens. Wird der CO-Partialdruck des Kapillarblutes als null angenommen, lässt sich der Transferfaktor folgendermaßen berechnen: ⎛ FACO0 ⎞ V ⎟⎟ mmol ⋅ min −1 ⋅ kPa −1 , TLCO = b ⋅ A ⋅ ln ⎜⎜ tV F ⎝ ACO ⎠ F wobei FACO0 = FICO ⋅ AX . FIX

[

]

FI ist die inspiratorische Gaskonzentration, FA die alveoläre Konzentration der exspiratorischen Gasprobe, X der Index für das Inertgas, FACO0 die alveoläre Anfangskonzentration von CO, VA das Alveolarvolumen und tv die Atemanhaltezeit; b ist eine Konstante zur Umrechnung auf die verwendeten Einheiten. Neben der TLCO lässt sich aus demselben Messvorgang auch das aus der Verdünnung des Inertgases resultierende Alveolarvolumen VA berechnen:

V A = (VIN − VD )(FIX / FAX )

[l ] ;

dabei ist VIN das vor dem Atemanhalten inspirierte Volumen und VD das Totraumvolumen bestehend aus anatomischem und apparativem Totraum. Alle Volumina werden in BTPS angegeben. In Kombination mit der Spirometrie lassen sich die Größen RV und TLC ableiten.

Single-Breath-Methode

Technische und methodische Besonderheiten der Single-Breath-Methode

Seit vielen Jahren ist die von Cotes entwickelte Einatemzug- oder Single-Breath-Methode am weitesten verbreitet.

Der technische Aufwand für diese Methode ist erheblich. Neben einem System zur Volumenbestimmung und den

121 10.2 · Weiterführende kardio-pulmologische Funktionsdiagnostik

⊡ Abb. 10.11. Bildschirmdarstellung einer Single-Breath-Messung (Quelle: Viasys GmbH, Höchberg)

Analysatoren für CO und das Inertgas wird ein Ventilsystem benötigt, das die Patientenatmung von Luft auf Gasgemisch umstellen kann. Analyseventile sorgen für die Zuführung der entnommenen Gasproben an die Analysatoren. Qualitätskontrollen haben gezeigt, dass die Qualität der Messergebnisse neben gerätespezifischen Unzulänglichkeiten hauptsächlich von der korrekten Bedienung und Kalibration der Apparatur abhängt. Um häufige Fehlerquellen zu vermeiden, sollte besonderer Wert gelegt werden auf ▬ korrekte, schnelle Funktion der Atemventile, ▬ regelmäßige Kalibration der Gasanalysatoren mit zertifiziertem Kalibrationsgas, ▬ optimale Anleitung des Patienten, ▬ Berechnung der Parameter nach den Standards der Europäischen Gesellschaft für Respiration (European Respiratory Society 1993).

vom Normalbereich ab, sollte eine Korrektur bei der Berechnung der TLCO berücksichtigt werden. Die Messung des Patienten sollte stets in sitzender Position erfolgen. Die Reinigung der meisten Atemventilsysteme ist aufwändig, praktisch oft unmöglich. Die Einhaltung hygienischer Bedingungen ist deshalb besonders schwierig und kann meist nur durch Verwendung eines Atemfilters erreicht werden. Der Wartungsaufwand für Diffusionsgeräte ist nicht zu unterschätzen, gerade dann, wenn aufwändige und komplizierte Atem- und Analyseventile verwendet werden. Die Kosten für Mess- und Kalibrationsgas und die mit deren Beschaffung verbundene Logistik müssen ebenfalls berücksichtigt werden. Der zeitliche Aufwand für eine Single-Breath-Messung liegt einschließlich Kalibration bei wenigen Minuten.

Starke Raucher oder CO-exponiert arbeitende Personen weisen einen erhöhten arteriellen bzw. venösen CO-Partialdruck, einen Backpressure, auf, der möglichst gemessen und vom alveolären Partialdruck abgezogen werden sollte. Weicht der Hämoglobingehalt des untersuchten Patienten

Klinische Wertigkeit der Single-Breath-Methode

Die Bestimmung der TLCO mittels Single-Breath-Methode ist in der Routine einfach und schnell durchführbar. Die Messergebnisse zeigen bei Vermeidung der oben erwähnten technischen und methodischen Fehlerquellen und bei

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Kapitel 10 · Lungenfunktionsdiagnostik

guter Patientenführung eine ausreichende Genauigkeit und gute Reproduzierbarkeit. Der Parameter TLCO reagiert nicht nur auf Veränderungen der Diffusionskapazität im Sinne des Gasaustauschs über die alveolo-kapillare Membran empfindlich, sondern auch auf strukturelle Veränderungen des Lungengewebes, egal ob sie mit Verkleinerung oder Vergrößerung des Alveolarraums einhergehen. Reduzierte TLCOWerte lassen sich deshalb nicht nur bei interstitiellen Lungenerkrankungen wie Lungenfibrose, Sarkoidose, Alveolitis oder bei Lungenödem feststellen, sondern auch bei generalisiertem Emphysem, das meist durch den Verlust von Lungenoberfläche bei vergrößertem Alveolarraum charakterisiert wird. Eine normale oder leicht reduzierte TLCO lässt sich bei Obstruktion der Atemwege finden, erhöhte Werte bei Obstruktionen mit Lungenblähung, wie sie beim Asthma vermehrt auftritt. Bei intrapulmonalen Blutungen muss ebenfalls mit einer Erhöhung der TLCO gerechnet werden. Die TLCO eignet sich besonders gut für Verlaufs- und Therapiekontrollen. Sie kann auch bei der Beurteilung von pulmonal-vaskulären Erkrankungen als zusätzlicher Parameter herangezogen werden. Bei Reihenuntersuchungen wird sie aufgrund des technischen Aufwands nur bei besonderen Fragestellungen, wie der Untersuchung von staubexponierten Arbeitern, eingesetzt werden können. In einer Variante der Single-Breath-Methode lässt sich bei Atmung eines Gasgemischs, das eine CO/Inertgasbeimischung in reinem Sauerstoff enthält, die Diffusionskapazität der alveolo-kapillaren Membran, die sog. Membrankomponente, und das kapillare Blutvolumen bestimmen. Diese interessante Untersuchung wird jedoch nur in spezialisierten Labors vorgenommen.

Weitere Methoden zur Diffusionsbestimmung In den letzten Jahren wurde neben der Single-Breath- die IntraBreath-Methode eingeführt. Sie erfordert lediglich eine tiefe Einatmung und anschließende gleichmäßige Ausatmung, jedoch kein Luftanhalten; ein Vorteil gerade bei kurzatmigen Patienten und Kindern. Mittels schneller Gasanalysatoren nach dem Infrarotprinzip wird bei dieser Methode CO und das Inertgas Methan fortlaufend analysiert und in einem komplexen Algorithmus verrechnet. Bei Zugabe einer geringen Konzentration des im Blut löslichen Gases Azetylen in die Einatmung kann zusätzlich in derselben Messung das kapillare Herzzeitvolumen QC bestimmt werden. Die IntraBreath-Methode lässt sich auch gut unter Belastung durchführen. Im Gegensatz zu früheren Jahren wird heute die zur TLCO alternative Steady-State-Methode wegen der vergleichsweise hohen CO-Exposition für den Patienten kaum mehr angewandt. Neben den beschriebenen Techniken existieren noch eine Reihe weiterer Verfahren zur Bestimmung der Dif-

fusionskapazität. Dazu gehören u. a. die Rückatem- oder Rebreathing-Methoden. Alle diese Verfahren eignen sich jedoch nicht für die klinische Routine und werden international nicht anerkannt.

10.2.4 Stickstoff-Washout-Verfahren zur

FRC-Bestimmung Bei diesem seit vielen Jahren in der Routine bewährten Verfahren atmet der Patient an einem Ventilsystem, das es erlaubt, die Inspiration von Luft auf reinen Sauerstoff umzustellen. Das in der Lunge vorhandene N2, das nicht am Gasaustausch teilnimmt, wird somit Atemzug für Atemzug durch O2 ersetzt. Am Mund wird fortlaufend eine Gasprobe entnommen und einem schnellen N2-Gasanalysator zugeführt. Während der Auswaschphase wird das exspirierte N2-Volumen eines jeden Atemzuges bestimmt und solange aufsummiert, bis die exspiratorische N2-Konzentration auf ca. 1% abgefallen und damit der Washout-Vorgang abgeschlossen ist. Nachdem vor Umschalten auf Sauerstoff die N2-Konzentration (einschließlich Edelgase) in der Lunge 79,2% betrug, lässt sich jetzt die funktionelle Residualkapazität FRC einfach berechnen:

FRC = VN 2 / 0,79 [l ] , wobei VN2 das gesamte ausgeatmete N2-Volumen bedeutet.

Technische Besonderheiten des StickstoffWashout-Verfahrens Das Verfahren erforderte früher die Verwendung eines schnellen N2-Gasanalysators oder eines Massenspektrometers. Beide Geräte sind vergleichsweise anspruchsvoll in Beschaffung, Bedienung und Wartung. Heute können alternativ zu N2 auch die komplementären Gase O2 und CO2 schnell analysiert werden, woraus sich die N2-Konzentration fortlaufend berechnen lässt. Voraussetzung ist eine gute zeitliche Synchronisation der beiden Gasproben in einem Computerprogramm. Nachdem bei allen üblichen Verfahren die Gasprobe im Seitstrom entnommen wird, entsteht eine Verzögerung (»Delay«) zwischen der am Mund gemessenen Strömung und der Gaskonzentrationsänderung und dem Vollausschlag des Analysators (»Response«), die in einem Rechnerprogramm exakt eingestellt und bei der Berechnung ebenfalls berücksichtigt werden müssen. Die Ventilsysteme sind konstruktiv ähnlich denen der Diffusionsbestimmung und hygienisch ebenso problematisch. Der zeitliche Aufwand der FRC-Bestimmung mittels N2-Washout ist abhängig von der Lungendistribution und dauert bei Lungengesunden wenige Minuten, bei hochobstruktiven Patienten durchaus 20 min und mehr.

123 10.2 · Weiterführende kardio-pulmologische Funktionsdiagnostik

Während die klassischen N2-Washout-Verfahren eine aufwändige Seitstromgasanalyse benötigen, steht jetzt für die klinische Routine die wesentlich einfachere Ultraschallmolmassenspirometrie nach dem Spiroson-Prinzip zur Verfügung (vgl.  10.1.3 Abschn. »Ultraschall-(Transit-time-) Flowmeter« sowie ⊡ Abb. 10.5). Dabei lassen sich neben Strömung und Volumen die spezifische Molmasse des Atemgases mit einem einzigen Aufnehmer bestimmen. Nachdem sich die Molmassen von O2 und N2 deutlich unterscheiden, wird bei diesem Gerät kein separater Gasanalysator benötigt, da die N2-Konzentration direkt aus der Molmasse abgeleitet werden kann. Die Konzentrationsänderung kann im Hauptstrom erfasst werden und weist deshalb keine Zeitverzögerung zur Strömung auf.

10.2.5 Ergospirometrie

Die Ergospirometrie dient zur Bestimmung von Ventilation und Gasaustausch unter definierter körperlicher Belastung. Ein Ergospirometriemessplatz (⊡ Abb. 10.12) besteht aus je einem ▬ Belastungsgerät (Ergometer) zur Herstellung einer physikalisch exakt vorgegebenen Belastung, ▬ Aufnehmer zur Bestimmung der Ventilation, ▬ Gasanalysatoren für O2 und CO2, ▬ Rechner zur Online-Erfassung und Auswertung der Messdaten sowie ▬ mehrkanaligem, möglicherweise computerisierten EKG-Gerät. Als Belastungsgerät wird i. Allg. entweder ein Fahrradoder ein Laufbandergometer verwendet ( Kap. 9 »Ergo-

metriemessplatz«). Spezielle Ergometer, wie z. B. Handkurbel- oder Ruderergometer, eignen sich für besondere Fragestellungen in der Arbeits- und Sportmedizin (⊡ Abb. 10.13).

Ventilationsmessung Auch bei der Durchführung der Ergospirometrie hat sich die Messung der Ventilation im offenen System durchgesetzt. Heute werden Strömungssensoren verwendet, die nach unterschiedlichen Prinzipien arbeiten (Pneumotachographie, Turbine, Massenfluss/Thermistor, Ultraschallsensor, u. a.) und allesamt Vor- und Nachteile aufweisen. Die Kalibration der Strömungsmesseinrichtung vor jeder Messung ist unverzichtbar. Der relative Fehler der Strömungsmessung sollte 3% des Messwerts nicht übersteigen, die Linearität im Messbereich muss mindestens 2% des Messwerts betragen. Der Messbereich muss für klinische Zwecke bis mindestens 100 l/min, für sportmedizinische Zwecke bis mindestens 200 l/min ausgelegt sein. Ein Problem kann die in der Exspirationsluft vorhandene Feuchte bereiten, die aufgrund sinkender Temperatur an dafür empfindlichen Strömungsmessern ausfällt und zu Unsicherheit bei den Messwerten führt. Zur Untersuchung sollte vorzugsweise eine Maske verwendet werden, die eine natürliche Atmung über Mund und Nase erlaubt.

Gasanalyse Als »Goldstandard« der Gasanalyse gilt das Massenspektrometer, das gleichzeitig alle drei im Atemstrom vorkommenden Gase, O2, CO2 und N2, schnell, synchron und mit großer Genauigkeit analysieren kann, jedoch wegen

⊡ Abb. 10.12. Ergospirometrisches Messsystem (Werksfoto: Ganshorn GmbH, Niederlauer)

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Kapitel 10 · Lungenfunktionsdiagnostik

Bei der Gasmischmethode atmet der Patient über eine Maske mit Richtungsventilen oder ein Y-Ventil, wodurch In- und Exspiration getrennt werden können. Das Exspirationsgas wird über einen Schlauch und einen Strömungsmesser in ein Mischgefäß geleitet. Das Strömungssignal wird dem Rechner zugeführt, der daraus das exspiratorische Atemzugvolumen und Atemminutenvolumen integriert. Aus dem Mischgefäß wird fortlaufend eine Gasprobe entnommen, die die mittlere exspiratorische Konzentration FE repräsentiert. Die Gasprobe wird getrocknet und einem O2- und einem CO2-Analysator zugeführt. Die daraus resultierenden Konzentrationen werden nun im Rechner zusammen mit dem Atemminutenvolumen weiterverarbeitet. Die Sauerstoffaufnahme VO2 kann nun berechnet werden nach: . V O2 = c . VE ( F1O2 . ks – FEO2) [l/min],

I

⊡ Abb. 10.13. Portables ergospirometrisches Messsystem (Werksfoto: Viasys GmbH, Höchberg)

seiner hohen Anschaffungskosten, seiner aufwändigen Handhabung und Wartung und seiner bislang voluminösen Bauweise für klinische Zwecke normalerweise nicht in Frage kommt. Deshalb werden in der Routine kompakte Gasanalysatoren angeboten, die zusammen mit der Elektronik und dem Rechner in einem häufig fahrbaren Gehäuse, bisweilen sogar tragbaren und Batterie betriebenen Gerät, untergebracht sind. Die Analyseverfahren unterscheiden sich untereinander durch »Delay« (Verzögerung von Mund bis Analysator) und »Response« (Anstiegsgeschwindigkeit des Analysators), die beide mittels aufwändiger Kalibrations- und Rechenverfahren kompensiert werden müssen. Zur Sauerstoffanalyse haben sich Geräte bewährt, die nach dem paramagnetischen Prinzip oder mit einer sog. Brennstoffzelle (geheizte Zirkoniumoxidröhre) arbeiten. Für CO2 wird meist das Infrarotprinzip verwendet. Der absolute Fehler der Gasanalysatoren darf im Messbereich 0,1% nicht übersteigen, die Linearität sollte 1% des Messwerts betragen. Die exakte Kalibration der Analysatoren mit zertifizierten Kalibrationsgasen an zwei Punkten (Umgebungs- und Ausatemluft) vor jeder Messung ist unabdingbare Voraussetzung für genaue Messwerte. Moderne Ergospirometriesysteme beinhalten deshalb eine rechnergestützte Kalibrationseinrichtung zum automatischen Abgleich der Analysatoren.

Mischbeutelverfahren Bei den in mannigfaltigen technischen Varianten ausgeführten Ergospirometriesystemen muss grundsätzlich zwischen der Messung mit mechanischem Gasmischgefäß und der Atemzug-zu-Atemzug-Analyse (auch Breath-byBreath-Verfahren) unterschieden werden.

wobei der Faktor ks die sog. Ausatemschrumpfung ist und ermittelt wird mit

k S = (100 − FE O2 − FE CO2 ) / (100 − FI O2 ) . VE ist das exspiratorische Atemminutenvolumen, FI die inspiratorische und FE die mittlere exspiratorische O2bzw. CO2-Konzentration. Weiterhin muss ein Faktor c für die Umrechnung von BTPS auf STPD Bedingungen und von Konzentration auf Fraktion berücksichtigt werden. In analoger Weise wird die CO2-Abgabe ermittelt. Die Response der Gasanalysatoren und die Einstellung des »Delay« ist bei der Mischmethode von geringer Bedeutung für die Genauigkeit der Messwerte, da der Mischvorgang eine relativ große Zeitkonstante besitzt. Der Vorteil des Verfahrens liegt demnach in der sehr einfachen Handhabung und der guten Genauigkeit für klinische Zwecke. Allerdings können nur solche Belastungsänderungen dynamisch korrekt erfasst werden, die der Zeitkonstante des Messsystems entsprechen. Deshalb setzt sich auch im klinischen Bereich das früher vorwiegend für atemphysiologische und sportmedizinische Untersuchungen angewandte, nachfolgend beschriebene Verfahren zunehmend durch.

Atemzug-zu-Atemzug-Verfahren (Breath-by-Breath-Verfahren) Beim Breath-by-Breath- oder kurz »B×B-Verfahren« wird die Strömung ventilfrei in- und exspiratorisch direkt am Mund oder an einer Maske gemessen. Eine kontinuierliche Gasprobe, ebenfalls am Mund abgenommen, wird über einen dünnen Schlauch den Analysatoren zugeleitet, wobei im Gegensatz zur Mischgasmethode ausreichend schnelle Gasanalysatoren verwendet werden müssen. Strömung und Gase müssen vom Rechner in Phase gebracht werden. Die »Response« der beiden Gasanalysato-

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125 10.2 · Weiterführende kardio-pulmologische Funktionsdiagnostik

ren muss im Rechenprogramm Berücksichtigung finden. Die Berechnung der O2-Aufnahme erfolgt nach . . V O2 = ∫ FO2 . V dt [l/min], . wobei V O2 die Sauerstoffaufnahme, FO2 die O2-Konzen. tration bzw. -Fraktion und V die Strömung am Mund sind. Außerdem müssen noch Faktoren zur Umrechnung von BTPS auf STPD berücksichtigt werden. Die CO2-Abgabe wird sinngemäß ermittelt. Das B×B-Verfahren birgt die Gefahr vieler Ungenauigkeiten und Fehler, die der Benutzer nur durch wiederholte Kalibration und ständige Kontrolle vermeiden kann. Zur Kalibration gehört die exakte Kompensation der Response der Gasanalysatoren und die genaue Einstellung des »Delay«, welche letztendlich über die Genauigkeit der Messwerte entscheiden. Oft hat der Benutzer jedoch keine Möglichkeit der Kontrolle dieser wichtigen Vorgänge und muss den Einstellungen und »Softwaretricks« der Gerätehersteller blind vertrauen. Eine solide Ergospirometriesoftware beinhaltet deshalb ein Kalibrations- und Verifikationsmodul, das die Analyse der Kalibrationsgase graphisch in Echtzeit darstellt und »Delay«, »Response« und Gasanalysewerte numerisch angibt, sodass zum einen der Kalibrationsvorgang transparent wird und zum anderen Abweichungen zwischen den Abgleichvorgängen im zeitlichen Verlauf besser erkannt werden können.

Klinische Bedeutung der Ergospirometrie Die grundlegenden Methoden zur Bestimmung des Gasaustauschs gehen auf die Arbeiten von Knipping zurück, während die moderne Ergospirometrie von Hollmann und von Wasserman (Wasserman et al. 2004) entwickelt wurde. Die Belastung wird für klinische Zwecke in Stufen gesteigert, beim Fahrradergometer z. B. in je 2–3 min um 25 W. Diese rektangulär-trianguläre Belastungsform ist gerade für Patienten besonders gut geeignet. Sie gewährt dem kardiovaskulären System genügend Zeit zur Anpassung, wodurch ein frühzeitiger Abbruch bedingt durch muskuläre Ermüdung, anaerobe Stoffwechselvorgänge und Laktatausschüttung vermieden werden kann. Die O2-Aufnahme ist ein Maß für die globale Leistungsfähigkeit von Herz-Lunge-Kreislauf und Muskulatur. Die Bestimmung der maximalen O2-Aufnahme, der Vita maxima, stellt somit ein objektives Maß für die maximale Leistungsfähigkeit des untersuchten Probanden dar. Durch die Betrachtung der Dynamik von Ventilation, Gasaustausch und der mit dem EKG gewonnenen Herzfrequenz kann der unterschiedliche Wirkungsgrad bzw. die eingeschränkte Leistungsfähigkeit der organischen Leistungsträger differenziert werden. Bei der Auswertung werden zudem abgeleitete Sekundärparameter, wie re-

spiratorischer Quotient und Atemäquivalent (⊡ Tab. 10.4) sowie die unter Belastung gewonnenen Blutgase herangezogen, aus deren Anpassungsverhalten bereits bei submaximaler Belastung auf Leistungseinbußen geschlossen werden kann. Die Bestimmung des aerob-anaeroben Übergangs, kurz anaerobe Schwelle genannt, spielt eine wichtige Rolle nicht nur in Bezug auf die generelle Leistungseinbuße, sondern auch bei der Beurteilung von Trainingseffekten während der Rehabilitation. Nach Eingabe von off-line ermittelten Daten wie Blutdruck und Blutgasen erfolgt die Auswertung der ergospirometrischen Untersuchungsergebnisse aufgrund der Datenflut bevorzugt in graphischer Form, wobei sich hier die sog. 9-Felder-Graphik nach Wasserman (Wasserman et al. 2004) durchgesetzt hat. Für gutachterliche Fragestellungen, gerade im arbeitsmedizinischen Bereich, sind die aus der Ergospirometrie

⊡ Tab. 10.4. Ergospirometrische Parameter Parameter

Abkürzung/ Definition

Dimension

Leistung (Fahrradergometer)

P

W

Geschwindigkeit (Laufband)

v

km/h

Steigung (Laufband)

s

%

Atemzugvolumen

VT

l

Atemfrequenz

Af

min-1

Atemminutenvolumen

VE

l x min-1

Kohlendioxidabgabe

. VO 2 . VO

Herzfrequenz

Hf

Sauerstoffaufnahme

Respiratorischer Quotient Atemäquivalent (für O2)

l x min-1 l x min-1

2

min-1

. . RQ=VO /VO 2

–

2

. EQO2=VE /VO

–

2

. EQCO2=VE /VO

–

. VO2Puls=VO / Hf

ml . min-1kg-1

Alveoloarterielle Differenz

AaDO2

mmHg

Funktionelle Totraumventilation

VDf

%

Atemäquivalent (für CO2) Sauerstoffpuls

2

2

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I

Kapitel 10 · Lungenfunktionsdiagnostik

gewonnenen Erkenntnisse über die objektive Leistungseinbuße eines Patienten unverzichtbar. In der Beurteilung von Leistungssportlern nimmt die Untersuchungsmethode nach wie vor einen hohen Stellenwert ein und gehört heute zur Grundausstattung einer jeden sportmedizinischen Untersuchungsstelle. Der zeitliche Aufwand einer ergospirometrischen Untersuchung beträgt einschließlich Vorbereitung des Patienten und Kalibration mindestens 30 min.

10.2.6 Nichtinvasive Bestimmung

des Herzzeitvolumens (HZV) Im Rahmen der Ergospirometrie kann die kardiale Leistung, also die Leistung des Herzens, nur indirekt bestimmt werden. Nach der Fick’schen Gleichung ist die Sauerstoffaufnahme VO2 zwar proportional zum Herzzeitvolumen Qt: . V O2 = Qt . avDO2 [l/min]. Die arteriovenöse O2-Gehaltsdifferenz des Blutes avDO2 ist aber selbst leistungsabhängig und damit variabel. Zur direkten Messung des HZV bieten sich neben den invasiven Verfahren mit Herzkatheter auch nichtinvasive Methoden an, die heute als Erweiterungsmodule des ergospirometrischen Messplatzes zur Verfügung stehen. Als internationaler Standard der nichtinvasiven Verfahren hat sich die CO2-Rebreathing-Methode, also die Rückatemmethode mit Kohlendioxid, durchgesetzt. Sie basiert wieder auf der Anwendung des vorgenannten Fick’schen Prinzips, jedoch nicht in Bezug auf die Sauerstoffaufnahme, sondern bezüglich des Austauschs von Kohlendioxid zwischen Blut- und Gasphase, also . . Qt =V CO2 / avDCO2 =V CO2 /(CVCO2 – CaCO2) [l/min],

wobei avDCO2 die arteriovenöse Gehaltsdifferenz und CVCO2 und CaCO2 der gemischt-venöse bzw. arterielle Gehalt an CO2 im Blut sind (⊡ Abb. 10.14). Das Diagramm zeigt schematisch das Zusammenwirken von Herz, Lunge und Kreislauf. Um die einzelnen Größen der letztgenannten Gleichung bestimmen zu können, wird der Proband während der ergospirometrischen Messung an ein Ventilsystem angeschlossen, das die Umschaltung der Atmung von Umgebungsluft auf einen Rückatembeutel ermöglicht. Im Beutel befindet sich ein Gasgemisch aus Sauerstoff und Kohlendioxid. Der Partialdruck von CO2 wird dabei so gewählt, dass er ungefähr dem gemischt-venösen Partialdruck des Probanden auf der gewählten Leistungsstufe entspricht. Zunächst atmet der Proband Umgebungsluft – wie bei einer normalen Ergospirometrie – und die CO2-Abgabe wird laufend gemessen. Um Qt zu bestimmen, bedarf es nun der Ermittlung des arteriellen und venösen CO2-Gehalts im Blut. Zunächst wird bei Luftatmung eine Blutgasanalyse durchgeführt, um den arteriellen Partialdruck pa CO2 zu erhalten. Daraus kann der arterielle CO2-Gehalt CaCO2 mit Hilfe der Dissoziationskurve von CO2 abgeleitet werden. Approximativ lässt sich der paCO2 auch aus dem endexspiratorischen Partialdruck petCO2 ableiten, was allerdings nur bei Lungengesunden zu akzeptablen Ergebnissen führt. Nachdem die Atmung des Probanden endexspiratorisch auf den Beutel umgeschaltet wurde, beginnt das Rückatemmanöver. Der CO2-Partialdruck gleicht sich zwischen Lunge und Beutel durch die Rückatmung aus, da das rechte Herz bis zur Rezirkulation einen konstanten CO2-Partialdruck in die Lunge anliefert. Der Rückatemvorgang, der nur wenige Atemzüge dauert, wird über die CO2-Gasanalyse in Echtzeit verfolgt, bis das CO2-Äquilibrium erreicht und der gemischt-venöse CO2-Partialdruck bestimmt ist. Der gemischt-venöse CO2-Gehalt CvCO2 wird rechnerisch aus der Dissoziationskurve abgeleitet. Die CO2-Rebreathing-Methode ist ein sehr elegantes Verfahren, das keinerlei Risiken für den Probanden birgt und nur geringe Mitarbeit erfordert. Der technische Aufwand ist bei vorhandenem Ergospirometriesystem vergleichsweise gering. Die Genauigkeit ist mit der invasiver Verfahren vergleichbar (Jones 1984). Zu berücksichtigen ist, dass die Methode im Gegensatz zu den Katheterverfahren nur den pulmonalen Anteil des HZV ohne den Rechts-links-Shunt liefert.

10.2.7 Metabolisches Aktivitätsmonitoring ⊡ Abb. 10.14. Das Fick’sche Prinzip. Das Diagramm zeigt schematisch das Zusammenwirken von Herz, Lunge und Kreislauf (RH rechte Herzkammer, LH linke Herzkammer, MV Atemminutenvolumen, VCO2 Kohlendioxidabgabe, Qt pulmonales Herzzeitvolumen, pVCO2 gemischtvenöser Kohlendioxidpartialdruck, paCO2 arterieller Kohlendioxidpartialdruck). Weitere Erläuterungen siehe Text

Die portable Ergospirometrie wurde in den letzten Jahren erheblich verbessert und wird bereits in sehr kompakter und benutzerfreundlicher Form angeboten (vgl. ⊡ Abb. 10.13). Dennoch lässt sie sich in den meisten klinischen Situati-

127 10.2 · Weiterführende kardio-pulmologische Funktionsdiagnostik

onen, am Arbeitsplatz und im normalen Leben, nur mit sehr großen Einschränkungen einsetzen. Vor allem aber ist ihre Anwendung zeitlich stark begrenzt, da in der Praxis die ergospirometrischen Werte meist nur im Bereich bis zu einer Stunde aufgenommen werden können. In den letzten Jahren wurde vermehrt nach Lösungen gesucht, physische Aktivität über einen längeren Zeitraum, über mehrere Stunden oder Tage, ohne wesentliche Behinderung der Testperson zu erfassen. Zudem sollten die Messgeräte klein, leicht bedienbar und preisgünstig sein. Wenn auch nicht die Aussagekraft und Genauigkeit der Ergospirometrie zu erwarten wäre, so sollte die physische Aktivität mindestens in totalen Kalorien, also in einem integralen Sauerstoffäquivalent (d. h. physikalisch als Arbeit) ausgegeben werden. Entwickelt und vermarktet wurden schließlich Geräte, die die physische Aktivität aus der Herzfrequenz (Herzfrequenzuhr), den Schritten (Pedometer) oder der Beschleunigung in ein oder zwei Achsen (Akzellerometer) erfassen. Aufgrund dieser Wirkprinzipien können diese Verfahren nur in sehr eingeschränkten Situationen eine Leistungserfassung und damit eine gute Korrelation mit der Sauerstoffaufnahme erreichen. Sei kurzem wird ein multisensorischer Monitor in Form eines nur 80 g schweren Armbands angeboten, das am Oberarm getragen wird (⊡ Abb. 10.15a,b). Das Gerät ermöglicht nicht nur die fortlaufende und zuverlässige Erfassung des Energieumsatzes, Kalorienverbrauchs (auch unter enteraler oder parenteraler Ernährung), der Sauerstoffaufnahme unter Belastung, sondern auch die Dokumentation von Bewegungs-, Ruhe- und Schlafzeit, Schrittzahl und anderer Lebensstilparameter. Physiologische Signale wie Beschleunigung, Wärmefluss, Hauttemperatur und Hautleitfähigkeit werden kontinuierlich aufgezeichnet (10 min. bis zu 14 Tage), ohne die Bewegungsfreiheit des Trägers einzuschränken. Das Gerät ist nicht manipulierbar; es schaltet sich selbsttätig ein und aus. Nach dem Einsatz werden die vom Armband aufgenommenen Daten auf einen PC übertragen und mit Hilfe künstlicher Intelligenz (Clusteranalyse, neuronale Netze, Markov Modelle u. a.) ausgewertet. Die Genauigkeit der Daten ist mit den Goldstandards Ergospirometrie und indirekte Kalorimetrie vergleichbar, wie die Literatur zeigt.

erdings kann die Messung der Diffusion auch innerhalb der Kammer (bei offener Tür) durchgeführt werden. Geräte für N2-Washout erfordern keine besonderen räumlichen Voraussetzungen. Für die Ergospirometrie sollte ein möglichst großer und gut belüfteter Raum zur Verfügung stehen, insbesondere dann, wenn Fahrrad- und Laufbandergometer und Blutgas- oder andere Analysegeräte im gleichen Raum Platz finden sollen. Für den Patienten sollte eine Umkleidekabine und möglichst eine Dusche eingeplant werden.

a

10.2.8 Planerische Hinweise und

bauliche Voraussetzungen Für die Bodyplethysmographie sind keine besonderen räumlichen Voraussetzungen zu berücksichtigen. Auch kleinere Räume sind hierfür ausreichend. Wegen der druckempfindlichen Bodykammer sind Räume ohne Publikumsverkehr mit wenig Fensterflächen zu bevorzugen. Die Diffusionsmessung wird in aller Regel im gleichen Raum mit der Bodyplethysmographie durchgeführt. Neu-

b ⊡ Abb. 10.15a,b. Metabolischer Armbandmonitor zur Bestimmung physischer Aktivität (Werksfoto: Bodymedia Inc., Pittsburgh)

10

128

Kapitel 10 · Lungenfunktionsdiagnostik

Literatur

I

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11 Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP) K.-P. Hoffmann, U. Krechel

11.1 Grundlagen

– 129

11.3 Elektromyograph

11.1.1 Neurophysiologische Grundlagen – 129 11.1.2 Technische Grundlagen – 132

11.2 Elektroenzephalograph 11.2.1 11.2.2 11.2.3 11.2.4 11.2.5 11.2.6

– 140

Signal – 140 Gerätetechnik – 143 Methodik – 143 EEG-Ableitverfahren – 145 Auswertung/ Signalanalyse – 146 Spezielle Methoden – 148

Methoden der Klinischen Neurophysiologie, wie die Elektroenzephalographie (EEG), Elektromyographie/ Elektroneurographie (EMG/ENG) und die Ableitung der evozierten Potentiale (EP) (⊡ Abb. 11.1) ermöglichen die Beurteilung des Funktionszustandes des zentralen und peripheren Nervensystems sowie der Muskulatur. Dabei werden bioelektrische Potentiale messtechnisch erfasst, verstärkt, gespeichert, analysiert und bewertet. Die für die Funktionsdiagnostik des Nervensystems eingesetzten medizintechnischen Geräte sind der Elektroenzephalograph und der Elektromyograph. Ihr jeweiliger Aufbau, ihre Funktionsweise sowie die klinisch gebräuchlichen Methoden werden in diesem Kapitel dargestellt.

11.1

Grundlagen

11.1.1 Neurophysiologische Grundlagen

Nervensystem Erregbare Zellen reagieren auf einen Reiz mit einer Änderung ihrer elektrischen Membraneigenschaften. Wird eine erregbare lebende Zelle gereizt, ändert sich an ihrer Membran die Ionenleitfähigkeit. Aus dem bestehenden Ruhemembranpotential (50–100 mV) kann ein Aktionspotential werden, das durch eine Nervenzelle weitergeleitet wird und am Muskel zur Kontraktion führt. Das motorische Neuron und alle von ihm versorgten Muskelfasern bilden eine motorische Einheit. Die Zahl der von einem Motoneuron versorgten Muskelfasern variiert stark und beträgt bei Augenmuskeln 5 und beim M. temporalis über 1000.

11.3.1 11.3.2 11.3.3 11.3.4 11.3.5 11.3.6

– 150

Signal – 151 Gerätetechnik – 151 Elektromyographie (EMG) – 154 Elektroneurographie (ENG) – 156 Evozierte Potentiale (EP) – 160 Ereignisbezogene Potentiale (ERP) – 167

Weiterführende Literatur – 167

Das Zentralnervensystem (⊡ Abb. 11.2) besteht aus dem Gehirn und dem Spinalkanal. Es ist der zentrale Teil des gesamten Nervensystems und stellt ein kompliziert verschaltetes Informationsverarbeitungssystem dar. Die mittels Sinnesorgan aufgenommenen Informationen (109 bit/s) werden während ihrer Weiterleitung zum Zentralnervensystem durch hemmende und fördernde Verschaltung an den Synapsen auf 101–102 bit/s vermindert. Nach ihrer Verarbeitung und Analyse werden sie als Reaktionen in Form von Bewegungen, Verhalten oder Organtätigkeit umgesetzt. Zu den Leistungen des Gehirns gehören neben der willentlichen Bewegung auch Emotionen und geistige Fähigkeiten wie Gedächtnis und Lernen. Verschiedene Ebenen des zentralen Nervensystems sind an der Steuerung des vegetativen Nervensystems beteiligt: ▬ das limbische System zur Steuerung des emotionalen Antriebs ▬ der Hypothalamus für die homöostatische Regulation ▬ die Medulla oblongata zur Regelung des Tonus des Sympathikus ▬ das Rückenmark bei der Schaltung spinaler Reflexe. Zum peripheren Nervensystem (⊡ Abb. 11.2.) werden alle Nerven und Ganglien gezählt, die sich außerhalb des zentralen Nervensystems befinden. Zu ihnen gehören die efferenten (motorischen) Bahnen, über die Skelettmuskeln innerviert werden. Afferente (sensorische) Bahnen leiten Erregungen aus der Körperperipherie, den Rezeptoren der Haut und der inneren Organe an das Zentralnervensystem.

130

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

I

⊡ Abb. 11.1. Methoden der Klinischen Neurophysiologie zur Diagnostik von Funktionsstörungen im zentralen und peripheren Nervensystem sowie der Muskulatur

⊡ Abb. 11.2. Schematische Darstellung des zentralen und peripheren Nervensystems und des Einsatzbereichs von EEG und EMG

131 11.1 · Grundlagen

Das vegetative Nervensystem oder autonome Nervensystem ist ein Teil des peripheren Nervensystems. Es regelt die Organfunktionen im Körper, passt sie den jeweiligen Bedürfnissen an und kontrolliert das innere Milieu des Körpers. Diese Aktivitäten laufen weitgehend unbewusst ab und entziehen sich einer willkürlichen Kontrolle. Beispiele für geregelte Vitalfunktionen sind Herzschlag, Atmung, Blutdruck, Verdauung und Stoffwechsel. Das vegetative Nervensystem lässt sich in drei Gruppen untergliedern: ▬ sympathisch: leistungsfördernde (ergotrope) Wirkung ▬ parasympathisch: überwiegend erhaltungsfördernde (trophotrope) Wirkung ▬ enterisch: weitgehend vom Zentralnervensystem unabhängiges Nervensystem des Gastrointestinaltrakts

Muskuläres System Skelettmuskeln (⊡ Abb. 11.2) können die chemische Energie als ATP direkt in mechanische Energie und Wärmeenergie umwandeln. Ihre Innervation erfolgt willkürlich über Motoneurone. Die Auslösung einer Kontraktion erfolgt ausschließlich durch Aktionspotentiale an der motorischen Endplatte. Auffallendes Merkmal der Skelettmuskelzellen ist die Querstreifung der Myofibrillen mit ihrer regelmäßigen Abfolge dunkler anisotroper (A-Streifen) und heller isotroper (I-Streifen) Banden. Glatt werden alle Muskeltypen genannt, die keine Querstreifung aufweisen. Sie bestehen aus langen spindelförmigen Zellen, die locker angeordnet und dadurch beweglich sind. Die glatte Muskulatur kleidet innere Organe wie den Magen oder Darm, aber auch die Wände von Blutgefäßen aus. Darüber hinaus besitzt die glatte Muskulatur eine eigene Erregungsbildung und wird unwillkürlich vom vegetativen Nervensystem innerviert. Sie führt relativ langsame Bewegungen aus, ermüdet nur langsam und kann über längere Zeit auch große Kräfte entwickeln. Der Herzmuskel besitzt Eigenschaften der quergestreiften und glatten Muskulatur. Er verfügt über eine eigene Erregungsbildung und wird unwillkürlich von vegetativen Nerven beeinflusst.

Entstehung von Ruhe- und Aktionspotential Aufgrund einer unterschiedlichen Verteilung von Ionen im Innen- und Außenmilieu von lebenden Zellen tritt an der Zellmembran ein Membranpotential auf. Dieses wird durch aktive Transportmechanismen (Ionenpumpe) erzeugt und aufrecht erhalten. Die Konzentration der K+ Ionen im Zellinneren ist etwa 30-mal größer als außerhalb, sodass das Zellinnere im unerregten Zustand negativ gegenüber der Außenflüssigkeit geladen ist. Das

Ausmaß dieser Ladungsverzerrung hängt von der Membrankapazität ab. Das Aktionspotential ist eine durch überschwellige Zellreizung verursachte Spannungsänderung an der Membran lebender Zellen. Es tritt in Folge einer Änderung der Ionenleitfähigkeit der erregten Membran auf und besteht aus drei Phasen: rasche Depolarisation, langsame Repolarisation und Nachhyperpolarisation. Die Dauer des Aktionspotentials ist abhängig von der Temperatur und der jeweiligen Zelle. Ein motorischer Nerv leitet das Aktionspotential entlang des Axons weiter, sodass es am Muskel zu einer Kontraktion kommt.

Fortleitung des Aktionspotentials Die Erregungsleitung unterscheidet sich grundlegend von der Art der Nervenfaser. So tritt bei markhaltigen Fasern eine saltatorische und bei marklosen eine kontinuierliche Erregungsleitung auf. Markhaltige Fasern besitzen von Myelin umgebene Axone, was wie eine Isolierung wirkt. Diese Myelinschicht ist von Ranvier-Schnürringen unterbrochen. Eine Erregungsleitung kann daher nur in Sprüngen von einem Schnürring zum anderen über eine Distanz von 1–2 mm erfolgen. Dabei werden Geschwindigkeiten bis zu 120 m/s erreicht.

Neuromuskuläre Überleitung Die Übertragung der Erregung von einer Nervenzelle zu einer zweiten oder vom Nerv zum Muskel erfolgt über Synapsen. Unterschieden werden Synapsen mit elektrischer oder chemischer Übertragung sowie mit erregender oder hemmender Wirkung. Die chemische Übertragung erfolgt über Transmitter. Erregende Synapsen setzen bspw. Acetylcholin, Adrenalin, Noradrenalin und Serotonin frei, wodurch es zu einem exzitatorischen postsynaptischen Potential (EPSP) kommt. Inhibitorische Synapsen setzen hemmende Transmitter frei, bspw. GABA. Es kommt zu einem inhibitorischen postsynaptischen Potential (IPSP). Das Ergebnis für eine mögliche Weiterleitung von Erregungen ergibt sich aus der räumlichen und zeitlichen Summation der exzitatorischen oder inhibitorischen Wirkung der einzelnen Synapse. Die Überleitung von einem Neuron auf einen Muskel geschieht an der motorischen Endplatte. Ankommende Aktionspotentiale setzen Acetylcholin frei, wodurch es zu einer Endplattendepolarisation kommt. Nach der Überschreitung einer kritischen Schwelle ist die Muskelmembran erregt und die Muskelfaser kontrahiert. Das Acetylcholin wird durch Cholinesterase gespalten. Dies zieht eine Repolarisation der Endplatte nach sich, wodurch der Ausgangszustand wieder erreicht wird und sie erneut erregt werden kann.

11

132

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

11.1.2 Technische Grundlagen

I

Die Methoden der Klinischen Neurophysiologie passen sich in das Spektrum diagnostischer Verfahren ein (⊡ Abb. 11.3). Sie ergänzen, wie die anderen diagnostischen Methoden der Labordiagnostik, der Bildgebung und Funktionsdiagnostik, die Diagnosefindung auf der Grundlage der Anamnese und der klinischen Untersuchung. Aus dem Gesamtbild der Bewertung und Befundung der erforderlichen Untersuchungen kommt der Arzt zur Diagnose und damit zur Therapie. Der Therapieverlauf und prognostische Aussagen können im Rahmen eines Monitorings objektiviert werden. Die in der Klinischen Neurophysiologie zu bewertenden Signale sind elektrische Potentialdifferenzen. Ihre Ableitung wird mit Nadel- oder Oberflächenelektroden realisiert. Die so messtechnisch erfassten Signale werden vorverarbeitet und verstärkt. Dabei richtet sich die jeweilige Empfindlichkeit und die Bandbreite des Verstärkers nach dem abzuleitenden Signal. Diese Biosignale können Amplituden von wenigen Mikrovolt bis zu einigen Millivolt und Frequenzen von Gleichspannung bis 30 kHz haben. Mit Hilfe von Differenzverstärkern, die sich in der Empfindlichkeit und im Frequenzgang unterscheiden, werden sie verstärkt und anschließend registriert. Die Auswertung erfolgt sowohl visuell, als auch rechnergestützt, wobei die Signale auch gespeichert werden können.

Die Signalverarbeitung dient mit an die Fragestellung angepasster Software der Unterstützung einer Auswertung. Die Befundung ist immer eine ärztliche Leistung. Die Patientendaten, Rohsignale, Ergebnisse der Analyse und der Befund werden gespeichert und ausgedruckt. Bei vielen Diagnostikmethoden werden den Patienten Reize appliziert, wie z. B. bei der Fotostimulation für die Ableitung evozierter Potentiale und zur Bestimmung der Nervenleitgeschwindigkeit. Der Zeitpunkt des Reizes ist in die Auswertung der reizbezogenen Potentiale mit einzubeziehen. Es werden elektrische, akustische, optische und magnetische Stimulatoren für verschiedene Fragestellungen eingesetzt. Die Signalerfassung, Filterung, Verstärkung und Auswertung hat so zu erfolgen, dass die Signale unverfälscht registriert und gespeichert werden können. Die Reproduzierbarkeit der Ergebnisse ist gegebenenfalls durch eine Doppelbestimmung, wie bei der Ableitung der evozierten Potentiale, nachzuweisen. Die Signalerfassung geschieht rückwirkungsfrei, das heißt die Messung beeinflusst den Messwert bzw. das Signal nicht.

Elektroden Elektroden stellen die Schnittstelle zwischen dem technischen System und dem biologischen Gewebe dar. In der Klinischen Neurophysiologie benutzt man Elektroden, die

⊡ Abb. 11.3. Messtechnische Erfassung bioelektrischer Potentiale in der Klinischen Neurophysiologie im Prozess der Diagnosefindung

133 11.1 · Grundlagen

auf der Körperoberfläche unmittelbar mit der Haut über Elektrolytschichten kontaktiert werden (Oberflächenelektroden) oder Nadelelektroden, die wie eine Kanüle unter die Haut oder in den Muskel gestochen werden. Die Bauformen und eingesetzten Materialien unterschieden sich in Abhängigkeit von der Anwendung. Elektrisch gesehen, lassen Elektroden sich als elektromotorische Kraft und ein Netzwerk aus Kondensatoren und Widerständen darstellen, wobei diese Komponenten vom Elektrodenmaterial, dem Elektrolyten, der Geometrie, der Stromdichte sowie der Signalfrequenz abhängen. Vereinfacht kann man das in der ⊡ Abb. 11.4. angegebene Ersatzschaltbild annehmen. Dabei sind Ep die Polarisationsspannung, Cü der kapazitive Anteil des Übergangswiderstandes (Helmholtz-Kapazität), Rü der Ohmsche Anteil des Übergangswiderstandes (Faraday-Widerstand) und Re der Elektrodenwiderstand. Die Helmholtz-Kapazität ist direkt proportional und der Faradaywiderstand indirekt proportional zur Fläche. Bringt man eine Metallelektrode in eine Elektrolytlösung, so gehen aufgrund des Lösungsdrucks positiv

geladene Metallionen in die Lösung über. Dem wirken der osmotische Druck und die Feldkraft des entstehenden elektrischen Feldes entgegen. Es kommt zu einer elektrischen Aufladung der Elektrode und zum Aufbau einer Schicht entgegengesetzter Ladung im molekularen Abstand von der Phasengrenze. Diese Helmholtzsche Doppelschicht verhält sich wie ein Kondensator mit molekularem Plattenabstand, wobei die Plattenspannung als elektromotorische Kraft anzusehen ist und als Galvanispannung bezeichnet wird. Reine Metallelektroden werden daher als polarisierbare Elektroden bezeichnet. Überzieht man diese Metallelektroden mit einem schwerlöslichen Salz (z. B. Ag mit AgCl), wobei das gleiche Anion im Elektrolyten zu finden sein muss (z. B. bei NaCl), erhält man unpolarisierbare Elektroden mit wesentlich geringeren und stabileren Galvani-Spannungen. ⊡ Abb. 11.5 ( auch 4-Farbteil am Buchende) spiegelt die Charakterisierung von gesinterten Ag/ AgCl-Elektroden über einen Zeitraum von 10 Tagen wider. Es ist die gute Langzeitstabilität und die große Bandbreite bis weit in den niederfrequenten Bereich dieser Materialien ersichtlich. Damit sind Ag/AgCl-Elektroden für fast alle Signale der Klinischen Neurophysiologie einsetzbar.

Ableitarten Bipolare Ableitung

⊡ Abb. 11.4. Ersatzschaltbild einer Ableitelektrode

Die bipolare Ableitung ist eine in der Klinischen Neurophysiologie sehr häufig eingesetzte Methode zur messtechnischen Erfassung bioelektrischer Potentialdifferenzen. Zwei gleichartige Elektroden werden auf bioelektrisch aktiven Gebieten platziert. Jede Elektrode ist mit einem

⊡ Abb. 11.5. Charakterisierung von 128 Ag/AgCl-Elektroden über einen Zeitraum von 10 Tagen. Darstellung der Mittelwerte des Betrages der Impedanz aller Elektroden als Funktion der Signalfrequenz

11

134

I

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

Eingang des Verstärkers verbunden. Durch Verwendung eines Differenzverstärkers wird die jeweilige Differenz der beiden Elektrodenpotentiale verstärkt. Beim Einsatz mehrerer Elektroden, wie z. B. im EEG, lassen sich Reihen von Elektroden bilden. Die Ausgangspannungen entsprechen dann jeweils der Differenz zwischen der vorangehenden

und der nachfolgenden Elektrode. Wenn man eine Potentialverteilung annimmt, deren Verlauf an- und absteigend ist und diesen mit 5 Elektroden erfassen möchte, wobei die mittlere Elektrode auf dem Punkt mit dem höchsten Potential platziert wurde, dann ergibt sich der in der ⊡ Abb. 11.6 dargestellte Messaufbau.

a

b ⊡ Abb. 11.6a,b. Bipolare Ableitung. a Schematische Darstellung der Elektrodenverschaltung, b Beispiel einer Registrierung. Die Phasenumkehr zwischen C3-P3 und P3-O1 ist im gelb markierten Kurvenbereich gut zu erkennen

135 11.1 · Grundlagen

Es ist ersichtlich, dass die Ausgangsspannungen U1 und U2 nach unten und die der Spannungen U3 und U4 nach oben gerichtet sind. Im Maximum der Potentialverteilung kommt es zu einer Phasenumkehr. Derartige Potentialmaxima treten z. B. in der Randzone eines Tumors auf und ermöglichen eine Lokalisation des Herdes.

Mit der bipolaren Ableitung wird der Potentialgradient korrekt erfasst. Unipolare Ableitung

Bei der unipolaren Ableitung (⊡ Abb. 11.7) ist allen Kanälen eine Referenzelektrode gemeinsam. Diese Referenze-

a

b ⊡ Abb. 11.7a,b. Unipolare Ableitung. a Schematische Darstellung der Elektrodenverschaltung, b Beispiel einer Registrierung. Der gleiche Kurvenabschnitt aus Abb. 11.6 wurde auch hier markiert. Die spikeförmige Aktivität imponiert mit einer hohen Amplitude im Kanal P3-A1

11

136

I

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

lektrode wird auf ein elektrisch möglichst inaktives Gebiet platziert, sodass sie keine oder nur geringe Potentiale erfasst. Sie wird deshalb auch als neutral oder indifferent bezeichnet. Da aber eine Beeinflussung dieser Elektrode durch zerebrale Potentiale nicht auszuschließen ist, handelt es sich eher um einen hypothetischen Punkt. Die auf dem bioelektrisch eher als aktiven Gebiet platzierte Elektrode ist die differente Elektrode. Für die bereits eingeführte Potentialverteilung wurde in der ⊡ Abb. 11.7 die unipolare Ableitung dargestellt. Für die Referenzelektrode wurde ein Potential er angenommen. Aus der Abbildung ist erkennbar, dass es bei der unipolaren Ableitung zu keiner Phasenumkehr kommt. Ein möglicher Herd wird durch die Größe der korrekt registrierten Potentialdifferenz lokalisiert. Ableitung gegen eine Durchschnittsreferenz

Die Referenz bei einer Ableitung gegen eine Durchschnittsreferenz (⊡ Abb. 11.8) ist der Mittelwert aller Elektrodenspannungen. Dies kann softwaremäßig oder durch verbinden aller Elektroden über gleich große Widerstände mit einem Referenzpunkt erreicht werden. Da die Summe der Ströme in diesem Punkt gleich Null ist, kann gezeigt werden, dass das erzielte Potential genau dem Mittelwert aller einzelnen Elektrodenspannungen entspricht. Auch bei dieser Ableitung kommt es zu einer Phasenumkehr. Die Ausgangsspannung entspricht der Differenz zwischen der jeweiligen Elektrodenspannung und dem Referenzpotential. Quellenableitung

Bei der Quellenableitung werden die Elektroden ebenfalls auf elektrisch aktiven Gebieten platziert. Die Ableitung erfolgt gegen eine Referenz, welche die unmittelbare Umgebung der interessierenden Elektrode berücksichtigt. Im Unterschied zur Ableitung gegen eine Durchschnittsreferenz ist ihr Potential bei der Bestimmung der Referenzspannung nicht beteiligt. Bei der Quellenableitung (⊡ Abb. 11.9.) wird die Differenz zwischen dem Potential der interessierenden Elektrode und dem gewichteten Mittelwert der Potentiale der umgebenden Elektroden gebildet. Die Wichtung w ist ein Faktor, der sich aus dem reziproken Wert der Entfernung ergibt. Bei einer quadratischen Elektrodenanordnung ist w=1 für den einfachen, w=0,5 für den doppelten und w=0,707 für die Diagonale. Um den gewichteten Mittelwert zu erhalten, wird die Summe der gewichteten Elektrodenspannungen durch die Summe der Wichtungen dividiert. Der Wert der Quellenableitung liegt in der besseren Darstellung lokaler Ereignisse durch die Eliminierung von Fernfeldanteilen im örtlichen Potential, wie z. B. der Einfluss des EOG beim Öffnen der Augen. Allerdings wird das örtliche Potential selbst durch die Quellenableitung nicht genauer wiedergegeben.

Elektrodenplatzierung Für reproduzierbare Ableitungen und für die Vergleichbarkeit der Ergebnisse bei Verlaufsuntersuchungen ist es erforderlich, dass die Elektroden jeweils an die gleichen Positionen gesetzt werden. Das zu verwendende System darf nicht starr sein, sondern muss sich den verschiedenen Kopfgrößen (neonatales EEG, EEG bei Kindern und Erwachsenen) anpassen (⊡ Abb. 11.10). Daher muss es von leicht zu findenden und zuverlässig definierten Punkten am Schädel ausgehen. Diese Punkte sind das Nasion (Nasenwurzel, tiefster Punkt zwischen Nase und Stirn in der Mitte zwischen den Augen), das Inion (unterer Knochenhöcker in der Mitte des Hinterkopfes am Ansatz der Nackenmuskulatur) und die beiden präaurikulären Punkte (Vertiefung vor dem äußeren Gehörgang direkt unterhalb des Jochbeins und oberhalb des Unterkiefergelenks). Die Verbindungslinien zwischen Nasion und Inion sowie zwischen den präaurikulären Punkten schneiden sich im Vertex (Cz). Die Verbindungslinien werden in 10- bzw. 20%-Abschnitte eingeteilt. In den Schnittpunkten der sich ergebenden Längs- und Querreihen werden die Elektroden platziert. Die Bezeichnung der Positionen erfolgt nach Regionen: Fp = frontopolar, F = frontal, C = zentral, P = parietal, O = okzipital, T = temporal, A = aurical und zusätzlich cb = cerebellär sowie pg = pharyngeal. Die Numerierung der Elektroden gibt Auskunft über die Hemisphäre (eine ungerade Zahl entspricht der linken, eine gerade der rechten Seite) und den Abstand von der Mittellinie, wobei z = zero (Null) bedeutet. Die Abstände der Elektroden innerhalb einer einzelnen Reihe sind gleich. Bei Teilung der Linien in 10-, 20-, 20-, 20-, 20- und 10%-Abschnitte ergeben sich für die sagittale Längsreihe die Elektrodenpositionen Fpz, Fz, Cz, Pz und Oz sowie für die mittlere Querreihe T3, C3, Cz, C4 und T4. Dabei werden die Positionen Fpz und Oz nicht mit Elektroden besetzt. Teilt man in gleicher Weise die Strecken Fpz, Oz, die über T3 bzw. T4 führen, ergeben sich auf der linken Hemisphäre die Positionen Fp1, F7, T3, T5 und O1 sowie auf der rechten Seite Fp2, F8, T4, T6 und O2. Über die Elektroden Fp1, C3 und O1 sowie Fp2, C4 und O2 lassen sich zwei parasagittale Längsreihen ziehen, die sich mit der vorderen (F7, Fz und F8) und der hinteren Querreihe (T5, Pz und T6) schneiden. Diese Schnittpunkte ergeben die Positionen für die Elektroden F3, F4, P3 und P4. Zwischen diesen Standardpositionen können noch weitere Elektroden, z. B. F1, F2, F5 und F7 für die vordere Querreihe gesetzt werden. Die Erdelektroden werden an den Ohrläppchen, die den Positionen A1 und A2 entsprechen, befestigt.

Verstärker In der Klinischen Neurophysiologie wird zur Verstärkung der abgeleiteten Biosignale i. d. R. ein Differenzverstärker eingesetzt. Diese Verstärker, deren Prinzip 1931/32

137 11.1 · Grundlagen

von Tönnies im Kaiser-Wilhelm-Institut Berlin entwickelt wurde, verstärken die Differenz zweier Eingangspotentiale. Praktisch unterscheiden sich die Verstärkungen für Gleichtaktsignale (z. B. gleichphasische Störsignale, die über die Zuleitungen eingestreut werden) und für Gegentaktsignale (eine bestehende Potentialdifferenz aufgrund eines bioelektrischen Generators). Das Verhältnis beider

Verstärkungen wird Gleichtaktunterdrückung bzw. Rejektionsfaktor genannt. Die Gleichtaktunterdrückung sollte im Bereich von 80 bis 120 dB liegen, d. h. die Verstärkung von Gegentaktsignalen ist 104 bzw. 106-mal größer als die Verstärkung der Gleichtaktsignale. Differenzverstärker haben einen invertierenden und einen nicht invertierenden Eingang. Nach der Lyoner Ver-

a

b ⊡ Abb. 11.8a,b. Ableitung gegen eine Durchschnittsreferenz. a Schematische Darstellung der Elektrodenverschaltung, b Beispiel einer Registrierung. Die spikeförmige Aktivität zeigt sich mit einer sehr großen Amplitude auf Kanal P3 AVR mit ca. 300 µV

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138

I

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

einbarung von 1980 ist eine Verschaltung so vorzunehmen, dass eine Negativierung unter der differenten Elektrode zu einem positiven Ausschlag im Registriergerät führt. Ein weiteres Merkmal des Verstärkers ist der Verstärkungsfaktor, der Quotient von Ausgangsspannung zur Eingangsspannung. Dieser wird häufig über die Emp-

findlichkeit angegeben. Groß gewählt werden sollte die Eingangsimpedanz des Verstärkers (50–200 MΩ). Dies ist erforderlich, um einmal die Potentialquelle strommäßig nicht zu belasten und damit rückwirkungsfrei zu messen. Zum anderen kann so der Einfluss der Elektrodenübergangswiderstände minimiert werden.

a

b ⊡ Abb. 11.9a,b. Quellenableitung. a Schematische Darstellung der Elektrodenverschaltung, b Beispiel einer Registrierung. P3 imponiert auch hier mit einer hohen Amplitude

139 11.1 · Grundlagen

Der Frequenzgang ist ein Maß für das dynamische Übertragungsverhalten elektronischer Baugruppen und spiegelt die Abhängigkeit der Verstärkung von der Frequenz des Signals wider. Er kann aus dem Quotienten der komplexen Amplituden von Ausgangs- und Eingangssignal für eine stationäre Sinusschwingung berechnet werden. Ein Hochpass lässt Signale oberhalb einer bestimmten Grenzfrequenz ohne wesentliche Abschwächung passieren. Der Hochpass wird zur Verringerung niederfrequenter Störungen (z. B. Nullliniendrift) verwendet. Anstelle der Grenzfrequenz wird mitunter die Zeitkonstante angegeben, die sich aus der exponentionell abfallenden Antwort des Hochpasses auf eine Sprungfunktion ergibt. Dabei ist die Zeitkonstante jene Zeit, während der die Amplitude auf 37% ihres Anfangswertes sinkt. Dagegen lässt ein Tiefpass Signale unterhalb einer bestimmten Grenzfrequenz ohne wesentliche Abschwächung passieren. Der Tiefpass wird eingesetzt, um den Einfluss hochfrequenter Störungen (wie z. B. das Rauschen) zu verringern. Im Unterschied dazu beruht der Phasengang auf einer Phasendifferenz, die gewöhnlich zwischen sinusförmigen Ein- und Ausgangsspannungen eines Ableitsystems auftritt. Eine weitere Eigenschaft des Verstärkers ist das Rauschen, das aufgrund des akustischen Klangbildes so bezeichnet wird. Es ist ein kleines Störsignal über einen breiten Frequenzbereich, das auch bei kurzgeschlossenem Eingang am Ausgang registrierbar ist. Als Ursache können thermische Elektronenbewegungen in resistiven Komponenten genannt werden.

Registrierung/ Speicherung Neben den Rohsignalen werden auch Patientennamen, Datum und Art der Ableitungen sowie die entsprechenden Befundtexte in einer Datenbank angelegt. Auf einen Blick lassen sich alle bereits durchgeführten Untersuchungen mit ihren Messergebnissen erkennen, bei Verlaufskontrollen sind diese Daten unmittelbar abrufbar.

Vernetzte Systeme In Abteilungen der Klinischen Neurophysiologie werden verschiedene Arbeitsplätze für die Signalerfassung eingesetzt. Meistens sind die einzelnen Ableitstationen für spezielle Anwendungen, z. B. EEG, EMG/ENG und evozierte Potentiale, mit entsprechender Hardware wie Stimulatoren, Untersuchungsliege, Elektroden usw. ausgestattet. Auch unterscheiden sich die Arbeitsplätze dahingehend, ob – wie beim EMG – die Untersuchung von einem Facharzt oder – wie beim EEG – von einer MTA für Funktionsdiagnostik ausgeführt wird. Eine Vernetzung der Ableitstationen und die Einbeziehung von Auswertstationen ist zu empfehlen. Damit sind alle Daten an jedem PC präsent und der befundende Arzt kann unmittelbar alle Informationen abrufen. Computersysteme für die niedergelassene neurologische Praxis bestehen meist aus einer Ableit- und Auswertstation. Sie arbeiten mit einer einfachen Netzwerkfunktion »peer-to-peer«, bei der ein Datentransfer nur zwischen zwei Stationen gesteuert werden muss. Bei größeren Systemen ab 4 Ableitstationen empfiehlt sich die Installation eines lokalen Netzwerkes (LAN) mit einem eigenen Server.

⊡ Abb. 11.10. Ten-Twenty System zur Elektrodenplatzierung (10/20- System); gerade Zahlen: rechte Kopfseite, ungerade Zahlen: linke Kopfseite, F: frontal, C: zentral, P: parietal, O: okzipital, T: temporal, A: aurical

11

140

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

Signalprocessing

I

Das Signalprocessing spielt für Neurophysiologie eine große Rolle. Nach einer Vorverarbeitung und Analog-/ Digitalwandlung stehen die Daten für eine weitere Auswertung zur Verfügung. Die meisten Geräte verfügen über eine Software, die eine Darstellung, Ausmessung, das Erkennen einfacher Artefakte und erste Analysen durchführt. Das Spektrum möglicher Verfahren ist breit. Die Fast Fourier Transformation (FFT) zur Frequenzanalyse, das Averaging zur Verbesserung des Signal-Störabstandes bei evozierten Potentialen, der Einsatz neuronaler Netze zur Mustererkennung, die Anwendung von speziellen Filtern, die Analyse von Schlafstadien und die Lokalisation von Quellen der bioelektrischen Aktivität sind einige Beispiele. Häufig ist der direkte Zugriff auf die Rohdaten gegeben, sodass durch die Verwendung von MATLAB® oder LabView® eine eigene Applikationssoftware erstellt und eingesetzt werden kann.

Jede der genannten Untersuchungsmethoden sollte in einem gesonderten Raum durchgeführt werden. Dabei ist zu vermeiden, die Ableiträume in die Nähe von großen Stromverbrauchern wie Fahrstühlen, Radiosendern, Magnetresonanztomographen (MRT) oder Computertomographen (CT) zu legen. Fahrstühle sollten 10–15 m entfernt sein. Meistens sind in Kliniken MRT und CT von anderen Funktionseinheiten entfernt installiert. Generell ist für neurophysiologische Untersuchungen heute aufgrund der hohen Gleichtaktunterdrückung moderner Verstärker keine spezielle Raumabschirmung im Sinne eines Faraday-Käfigs notwendig. Zu beachten bleibt jedoch, dass die elektrostatische Aufladung von Schuhen und Kunstfaserkleidung durch Erdung leicht entladen werden kann. Auch sind der Ableitstuhl oder die Untersuchungsliege sowie der Patient mit Erdpotential zu verbinden.

11.2

Artefakte Artefakte sind Störspannungen, die dem Signal überlagert sind und dieses verfälschen. Ihre Ursache kann in technischen oder biologischen Prozessen liegen. Biologische Artefakte werden durch den Patienten selbst generiert. Es sind zum einen physiologische Signale, die dem gewünschten Potential überlagert sind (z. B. das EEG dem evozierten Potential oder das EKG und EOG dem EEG. Auch treten durch Verspannung, Bewegung oder Schwitzen des Patienten zusätzliche Potentiale auf. Technische Artefakte werden durch das verwendete Gerät selbst erzeugt oder von außen eingekoppelt. Zu den Artefakten der Messapparatur gehören das Rauschen der Verstärker, 50 Hz Störspannung infolge fehlender oder ungenügender Erdung und die Verwendung ungeeigneter Elektroden. Eingekoppelt werden Artefakte galvanisch, kapazitiv oder induktiv. Möglichkeiten einer Artefaktunterdrückung bestehen zum einen durch eine 50 Hz Bandsperre. Die mit Reizen korrelierenden Signalanteile lassen sich durch Averaging aus der Hintergrundaktivität selektieren. Spezielle Algorithmen und der Einsatz neuronaler Netze können zu einer Erkennung von biologischen Artefakten eingesetzt werden und diese vom abgeleiteten Signal trennen. Auch adaptive Filter können der Artefaktunterdrückung dienen.

Elektroenzephalograph

Die Elektroenzephalographie (EEG) zeichnet elektrische Potentialdifferenzen, deren Ursache in zerebralen Vorgängen liegen, mit Hilfe von Elektroden auf, die i. d. R. auf der intakten Kopfhaut platziert wurden. EEG-Geräte finden Anwendung in der neurophysiologischen Funktionsdiagnostik in niedergelassenen neurologischen Praxen, neurologischen Abteilungen von Krankenhäusern, neurologischen Kliniken, sowie in Epilepsiezentren, neurologischen Rehabilitationskliniken und psychiatrischen Kliniken. Darüber hinaus werden sie in der Diagnostik von neurologisch-psychiatrischen Schlafstörungen, bei Medikamentenstudien und in der klinischen Forschung eingesetzt. Sie finden auch Anwendung in der Neurochirurgie und der Intensivmedizin im Monitoring. Die diagnostische Bedeutung des EEG liegt insbesondere auf dem Gebiet der Epilepsie (Klassifikation, Therapiekontrolle), der Diagnostik diffuser zerebraler Funktionsstörungen (entzündliche Erkrankungen, Hirnblutungen, Metabolismus, Pharmaka, Drogen), Funktionsstörungen infolge von Raumforderungen (Erhöhung des Hirndrucks, Blutungen, Tumore, Schädelhirntraumen), Schlafdiagnostik, Feststellung des Hirntodes, Vigilanzstörungen und der Bestimmung der Narkosetiefe. Das EEG wurde 1924 erstmals von Hans Berger in Jena vom Menschen abgeleitet.

11.2.1 Signal

Sicherheitstechnische Aspekte Für die Geräte der Klinischen Neurophysiologie gelten die allgemeinen Grundforderungen für die Anwendung medizintechnischer Produkte, das heißt das jeweilige Gerät, die Installation und die Bedienung müssen sicher sein. Die Einhaltung der technischen Parameter, wie z. B. Patientenableitstrom oder Geräteableitstrom, ist in vorgegebenen Abständen nachzuweisen.

Das EEG wird durch oberflächennahe Nervenzellen des zerebralen Kortex generiert (⊡ Abb. 11.11). Dieser ist ca. 3 mm dick und besteht aus 6 Schichten, in denen sich Stellatumzellen, Sternpyramiden- und Pyramidenzellen befinden. Die apikalen Dendriten der letzteren Zellen ziehen sich durch 5 der 6 Schichten. Ein exzitatorisches postsynaptisches Potential (EPSP) am Zellsoma führt

141 11.2 · Elektroenzephalograph

in Folge der Depolarisation zu einem Dipol mit einem oberflächennahen positiven Pol. Inhibitorische postsynaptische Potentiale (IPSP) am Zellsoma bewirken aufgrund der Hyperpolarisation eine entgegengesetzte Polung, ebenso wie die EPSP am apikalen Dendriten. EPSP und IPSP können sowohl zeitlich durch nacheinander entstehende, als auch räumlich durch synchron an benachbarten Synapsen entstehende Potentiale summiert werden. Bei Ableitung von einer intakten Hautoberfläche werden die Potentiale durch die zwischen Großhirnrinde und Haut befindlichen Schichten verschiedener Gewebe verformt. Die Widerstände und Kapazitäten dieser Schichten wirken wie Filter mit Tiefpasscharakter, wodurch Frequenzanteile über 1 kHz fast vollständig eliminiert werden. Die EEG-Potentiale bilden komplexe Wellenzüge aus, die in ihrer Form und Größe von neuronalen Faktoren in der Großhirnrinde sowie von Geschlecht, Atmung, Metabolismus, Homöostase, Sauerstoff- und Kohlendioxidgehalt des Blutes, Blutzuckergehalt, Medikamenten und Toxinen abhängen. Ebenso hängen sie von physio-

⊡ Abb. 11.11. Generierung des EEG

logischen Faktoren ab: vom Wach- oder Schlafzustand, offenen oder geschlossenen Augen im Wachzustand, von der allgemeinen Vigilanz und vom Alter. Die Amplituden des EEG nehmen vom Neugeborenen zum Kleinkind zu und vom Erwachsenen zum alten Menschen wieder ab, während die Frequenzen der Wellen von der frühen Kindheit bis ins hohe Alter ansteigen. In Abhängigkeit von der Frequenz werden Alpha-Wellen (8–13 Hz), Beta-Wellen (über 13 Hz), Theta-Wellen (4–7 Hz) und Delta-Wellen (unter 4 Hz) unterschieden. Die Beschreibung des EEG erfolgt hinsichtlich Frequenz, Amplitude, Häufigkeit, Modulation, Symmetrie und Reagibilität. Besondere Wellenformen sind Spitzen (spikes), steile Wellen- (sharp waves-) Komplexe aus spitzen bzw. steilen Wellen und einer langsamen Welle (spike and wave Komplex, SW-Komplex) und weitere Wellenformen wie z. B. µ-Welle, Vertex-Welle oder K-Komplex (⊡ Tab. 11.1). Die Beurteilung des EEG hat unter klinischen Gesichtspunkten zu erfolgen. Dabei nimmt der befundende Arzt Stellung, Regelmaß, dominierende Frequenz, auffällig hohe oder niedrige Amplituden, Altersabhängigkeit der Grundaktivität bei Kindern, Vigilanzniveau, Abweichungen von der physiologischen örtlichen Verteilung und Reagibilität sowie von der Grundaktivität unterscheidbare kontinuierliche, diskontinuierliche, generalisierte oder lokalisierte EEG-Tätigkeit. Die ⊡ Abb. 11.12 zeigt ein normales EEG eines 21Jährigen mit der Blockierung der Alpha-Wellen nach dem Öffnen der Augen. Zum Vergleich ist in ⊡ Abb. 11.13 ein EEG mit epileptiformen Mustern eines 31-jährigen männlichen Patienten dargestellt. Die EEG-Aktivitäten unterscheiden sich hinsichtlich ihrer Amplitude und Frequenz.

⊡ Tab. 11.1. Einteilung und Eigenschaften von EEG-Wellen und singulär auftretenden Wellen Wellenbezeichnung

Wellenfrequenz

Amplitude

Wellenart

Auftreten bei

Alpha-Wellen

8–13 Hz

30–50 ìV

schnell physiologisch

wach, Augen zu

Beta-Wellen

>13 Hz

~20 ìV

rasch physiologisch

wach, Augen auf, beim Rechnen

Theta-Wellen

4-7 Hz

bis zu 500 ìV

langsam physiologisch

Leichtschlaf

Delta-Wellen

0,5-3,5 Hz

viele 100 ìV bis 1–5 mV

langsam physiologisch

Tiefschlaf

steile Wellen – »sharp waves«

≥80 ms

variabel

steil abnorme Wellen

normal und abnorm

Spitzen – »spikes«

≤80 ms

variabel

steil abnorme Wellen

meist abnorm

Folge von Spitzen

5–10-mal mit ≤80 ms

≥50 ìV, oft sehr groß

steil abnorm

z. B. bei epileptischen Anfällen

spike-wave- Komplexe

3/s

10–100 ìV

viele verschiedene Varianten

immer abnorm

11

142

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

I

⊡ Abb. 11.12. Normales 16-kanaliges EEG eines 21 Jahre alten männlichen Patienten in bipolarer Ableitung. Das Schema der Verschaltung der Elektroden ist angegeben

⊡ Abb. 11.13. EEG mit epileptiformen Mustern eines 31 Jahre alten männlichen Patienten

143 11.2 · Elektroenzephalograph

11.2.2 Gerätetechnik

In den letzten 10 Jahren vollzog sich mit dem Übergang von den EEG-Geräten auf der Basis von Papier- oder Thermokammschreibern zum Computer-EEG ein gravierender Wandel in der Gerätetechnik. Dies betrifft zum einen die Hardware, die nun aus einem PC, A/D-Wandler und Verstärkerbox (Headbox) besteht, zum anderen die rechnergestützten Möglichkeiten der Analyse und Befundung aufgrund moderner Software sowie die digitalen Medien für die Signalspeicherung und Archivierung. Damit hat sich das Aussehen eines EEG-Gerätes grundlegend verändert (⊡ Abb. 11.14). Zur Standardausstattung eines EEG-Gerätes gehört ein Fotostimulator. Dieser erzeugt kurze helle Lichtblitze mit definierter Leuchtdichte und Frequenz. Bei Doppelblitzen ist der Blitzabstand ebenfalls einstellbar. Die Basis für den Fotostimulator ist ein Stroboskop oder ein Leuchtdiodenarray.

sichtlich Signalverstärkung und Verzerrungsfreiheit gestellt werden. Seine Gütekriterien, die Gleichtaktunterdrückung und die Eingangsimpedanz müssen besonders hoch sein (>120 dB und >100 MΩ). Für eine qualitativ hochwertige Ableitung ist neben der aktiven Elektrode und der Referenzelektrode auch eine Erdelektrode mit dem Differenzverstärker zu verschalten. Je nachdem, wie man die Elektroden an den verschiedenen Kopfpunkten zueinander in Beziehung setzt oder sie verschaltet, entstehen andere EEG-Registrierungen. Es ist für die Interpretation des registrierten EEG von wesentlicher Bedeutung, die Verschaltung dieser Eingänge pro Kanal, auch Ableitprogramme oder Montagen genannt, zu kennen und sie direkt der Kurve zuordnen zu können. So wird unterschieden in unipolare oder Referenzableitungen, bipolare Ableitungen und Quellenableitungen.

11.2.3 Methodik

Mindestanforderungen Elektroden Zur Ableitung des EEG werden gesinterte Ag/AgCl-Oberflächenelektroden eingesetzt (vgl. ⊡ Abb. 11.5). Diese ermöglichen auch im niederfrequenten Bereich eine optimale Aufzeichnung. Der Kontakt der Elektrode mit der Kopfhaut wird über Elektrolyt oder mit Kochsalzlösung getränkte Filzüberzüge hergestellt. Zur Verminderung des Elektrodenübergangswiderstands, der unter 10 kΩ sein sollte, wird die Kopfhaut vorbehandelt.

Verstärker Ein Vorverstärker (Headbox) ist auf einem Stativ in der Nähe des Patientenkopfs montiert und dient dem Elektrodenanschluss und der Vorverstärkung der EEG-Signale. Danach werden sie zum eigentlichen Hauptgerät übertragen. Da die Vorverstärker mit A/D-Wandlern ausgestattet sind, können die digitalisierten Signale über größere Entfernungen fehlerfrei und ohne nennenswerte Verluste übertragen werden. Der eigentliche Vorverstärker ist ein Differenzverstärker, an den hohe Anforderungen hin-

⊡ Abb. 11.14. Ableitung eines EEG im Labor

Die Deutsche Gesellschaft für Klinische Neurophysiologie hat für die Ableitung des EEG Mindestanforderungen definiert. Ein EEG-Gerät sollte mindestens mit 10 EEG-Verstärkern und einem EKG-Verstärker ausgestattet sein. Die Elektrodenplatzierung erfolgt nach dem 10-20 System. Vor und nach einer Ableitung ist die Eichung des Gerätes vorzunehmen und die Elektrodenübergangswiderstände sind zu dokumentieren. Die Ableitung, die mindestens 20 Minuten dauert, muss Referenzschaltungen sowie bipolare Längs- und Querreihen enthalten. Die Prüfung der sensorischen Reaktivität, z. B. durch Augen öffnen und schließen (Berger-Effekt) sowie die Durchführung der Photostimulation und Hyperventilation ist dabei enthalten. Während der Ableitung auftretende Artefakte müssen bezeichnet und soweit wie möglich korrigiert werden. Die registrierte Kurve ist mit allen für die Auswertung wichtigen Angaben zu versehen, wie z. B. technischen Parametern sowie Verhalten und Befinden des Patienten.

Ableitungen Während der EEG-Ableitung werden unterschiedliche Montagen oder Verschaltungen der auf dem Schädel platzierten Elektroden verwendet. Prinzipiell lassen sich die in ⊡ Tab. 11.2 zusammengefassten EEG-Montagen unterscheiden. Ein EEG wird i. d. R. mit einer Empfindlichkeit von 70 µV/cm, einem Papiervorschub bzw. Zeitachse von 30 mm/s, mit einer Zeitkonstanten von 0,3 s (entspricht einem Hochpass mit einer Grenzfrequenz von 0,53 Hz) und einer oberen Grenzfrequenz von 70 Hz registriert. Nur in begründeten Fällen sollte hiervon abgewichen werden. Auf den Gebrauch eines Netzfilters von 50 Hz sollte verzichtet werden.

11

144

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

⊡ Tab. 11.2. Übersicht und Eigenschaften von klinisch verwendeten EEG-Montagen

I

Montagen oder Ableitprogramme

Belegung des Differenz-Verstärkers

Charakteristische Eigenschaften

unipolare oder Referenzableitungen gegen eine Referenz

aktive Elektrode mit negativer Polarität gemeinsame Referenzelektrode am Scheitel oder am Ohr Erdelektrode an Stirn

gemeinsame Potentialanteile werden hervorgehoben bessere Darstellung von generalisierter Aktivität Amplituden und Phasen gut erkennbar und untereinander vergleichbar

Referenzableitungen gegen gemittelte Referenzen – common average

aktive Elektrode mit negativer Polarität gemittelte Referenz aus dem Summensignal aller Elektroden Erdelektrode an Stirn oder Ohrläppchen

s. oben, jedoch sind die gemeinsamen Potentialanteile nicht mehr deutlich hervorgehoben günstig bei artefaktbehafteten Signalen

bipolare Ableitungen wie Querreihen, Längsreihen, Zirkumferenzen etc.

zwei benachbarte aktive Elektroden nebeneinander Erdelektrode an Stirn oder Ohrläppchen

Potentialunterschiede zwischen den Elektroden werden hervorgehoben bessere Darstellung von fokaler Aktivität Gradient unmittelbar vergleichbar

Quellenableitungen – spezielle unipolare Montage mit speziell gemittelten und gewichteten Referenzen

einzelne aktive Elektrode, hier »Quelle« genannt gemittelte Referenz aus dem gewichteten Summensignal aller Elektroden, die um die aktive Elektrode (=Quelle) herum angeordnet sind Erdelektrode an Stirn oder Ohrläppchen

fokale Aktivitäten werden besser hervorgehoben Amplituden und Phasen bleiben gut vergleichbar

⊡ Abb. 11.15. Beispiele für EEG-Schaltungen für ein 16-kanaliges EEG-Gerät

145 11.2 · Elektroenzephalograph

Die konkrete Verschaltung der Elektroden hängt von der Zahl der Registrierkanäle ab. Für ein 16-Kanalgerät sind in der ⊡ Abb. 11.15 Beispiele angegeben.

Provokationsmethoden Häufig werden in der Routinediagnostik Fotostimulation und Hyperventilation als Aktivierungs- oder Provokationsmethode eingesetzt. Eine sehr einfach durchzuführende Provokationsmethode ist die Hyperventilation. Der Patient wird aufgefordert, seine Atmung für die Dauer von 3 min in Frequenz und Amplitude zu steigern, d. h. regelmäßig und tief mit etwa 30 Atemzügen pro Minute zu atmen. Für die 3-minütige Hyperventilation sind die Potentiale in erster Linie aus frontalen, zentralen, okzipitalen und mittleren temporalen Hirnregionen abzuleiten. Die Fotostimulation wird in einem abgedunkelten Raum mit einem Fotostimulator durchgeführt. Die Stärke der Lichtblitze und ihre Frequenz sollte einstellbar sein. Die Fotostimulation ist standardisiert durchzuführen. Die Blitze sind jeweils mindestens 10 s zu applizieren. Die Ableitung erfolgt bei geschlossenen Augen. Während der 2-minütigen Fotostimulation sollten besonders die frontopolaren, frontalen und okzipitalen Hirnregionen erfasst werden. Weitere routinemäßig durchzuführenden Aktivierungsmethoden sind der Schlafentzug (durchwachte Nacht) oder Schlafableitungen (nach Schlafentzug, Mittagsschlaf, seltener medikamentös eingeleiteter Schlaf). Die Dauer der Ableitung beträgt dabei etwa 30–60 min.

11.2.4 EEG-Ableitverfahren

Hinsichtlich der verschiedenen diagnostischen Anwendungen innerhalb der Neurologie haben sich folgende EEG-Ableitverfahren entwickelt: Routine-EEG in der neurologischen Praxis und Klinik, ambulantes 24-hLangzeit-EEG, Video-EEG, portables EEG, Schlaf-EEG und Pharmako-EEG (⊡ Tab. 11.3).

Routine-EEG EEG-Ableitungen sollten in einem ruhigen Raum durchgeführt werden Der Patient sollte auf einem bequemen EEG-Stuhl eine halb sitzende, halb liegende Position einnehmen. Kopf und Nacken müssen so entspannt wie möglich sein, um Muskelpotentiale zu vermeiden, welche die Auswertung oft erschweren. Die Ableitung erfolgt prinzipiell bei geschlossenen Augen. Die EEG-Ableitung sollte 20 min nicht unterschreiten.

Langzeit-EEG Eine Langzeit-EEG-Ableitung wird ambulant mit 8, mitunter auch mit 12 EEG-Kanälen bis zu 24 h lang durchgeführt. Ziel ist das Finden von selten auftretenden Ereignissen, die durch eine konventionelle Registrierung nicht erfasst wurden. Hierbei werden alle EEG-Rohsignale vollständig abgespeichert. Der Patient trägt entweder ein kleines, batteriebetriebenes Datenaufzeichnungsgerät bei sich oder die Daten werden telemetrisch zu einer

⊡ Tab. 11.3. Einsatzbereich, Kanalzahlen und Auswertverfahren bei den klinisch üblichen EEG-Ableitverfahren EEG-Verfahren

Einsatzbereich

Kanalzahl

Ableitdauer (Durchschnitt)

Auswertung

1. Routine-EEG

Praxis Klinik Epilepsie

8–12 16–24 19–32–64

ca. 10 min 20–30 min 20–40 min

visuell

2. Langzeit-EEG

Kliniken, als Ergänzung zum Routine EEG, z. B. bei Anfallspatienten

8–12

max. 24 h

halbautomatische, rechnergestützte Ereignissuchverfahren

3. Video-EEG

Epilepsie, auch vermehrt in Kliniken

19–24

10–60 min, ereignisabhängig

EEG-Signale direkt synchronisiert mit Videobild des Patienten

4. Portables EEG

ambulante Registrierung auf Intensivstation, in der Inneren Medizin und zur Hirntodbestimmung

8–12

10–30 min, auch 1–2 h, mit Darstellung aller EEG-Signale

visuell, bei Hirntodbestimmung, zusätzliche Anforderungen an die Auflösungsgenauigkeit

5. Schlaf-EEG

Schlafstörungen neurologisch-psychiatrischen Ursprungs

12–24 mit Polygraphie

mindestens 8 Nachtstunden

halb- und automatische Schlafstadienerkennung

6. Pharmako-EEG

Medikamentenstudien

12–24

20–30 min, abhängig vom Studienziel

EEG-Mapping, computergestützte Frequenzanalysen

11

146

I

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

Auswertstation übertragen. Alle physiologischen Artefakte wie Sprechen, Kauen, Essen etc. werden dabei mit aufgezeichnet, was eine Menge artefaktbehafteter Signalabschnitte erzeugt und die Interpretation des EEG zusätzlich erschwert.

Pharmako-EEG Ein Spezialgebiet ist die Ableitung des EEG zur Erfassung des Einflusses von Medikamenten auf die Funktion des zentralen Nervensystems (Pharmako-EEG). Hier geht es insbesondere um die Feststellung gleicher oder ähnlicher Veränderungen im EEG bei verschiedenen Probanden. Dabei haben sich unterschiedliche Analyseverfahren bewährt, wie bspw. das Mapping. Mit Hilfe der Frequenzanalysen können problemlos statistische Berechnungen mit den entsprechend quantifizierten Wellenanteilen über die gesamte Ableitdauer durchgeführt werden und die Änderungen im EEG über größere Zeiträume erfasst und quantifiziert werden.

Video-EEG Parallel zur EEG-Routineableitung wird mit einer zur EEG-Registrierung zeitsynchronisierten Videokamera das Patientenbild erfasst und gespeichert. Man verwendet dabei auch Infrarotkamerasysteme, um auch in abgedunkelten Räumen ein Videobild des Patienten aufzeichnen zu können. Die Verbindung von Computer-EEG und Video macht die Synchronisation beider Signale bis auf wenige Millisekunden möglich. Die EEG-Daten laufen in optimaler Auflösung und Flimmerfreiheit synchron zum Videobild über den PC-Monitor und können sogar in andere Montagen umgeschaltet werden. Von besonderer Bedeutung ist das Video-EEG für die Epilepsiediagnostik. Aus dem Videobild kann der Auswerter erkennen, wann und wie ein möglicher epileptischer Anfall beginnt. In Verbindung mit dem zugehörigen EEG ist es ihm möglich, bei einer fokalen Epilepsie den Fokus bzw. den Ausgangspunkt einer epileptischen Aktivierung zu lokalisieren. Die aktuelle Aufnahmezeit kann als Suchkriterium eingegeben werden. So können gleichzeitig beide Informationen dargestellt werden.

Schlaf-EEG Bei neurologisch-psychiatrischen Schlafstörungen wird zu diagnostischen Zwecken das EEG während des Nachtschlafs mindestens 8 h lang aufgezeichnet. Zur Erstellung eines Schlafprofils mit der dazugehörigen Schlafstadienbestimmung sind jedoch noch weitere polygraphische Kanäle notwendig: Augenbewegungen über das EOG, Muskeltonus aus dem Oberflächen-EMG am Kinn, EKG, Atmung und Atemanstrengung. Eine Videoüberwachung des Schlafenden ist häufig üblich.

Portables EEG EEG-Ableitungen auf der Intensivstation sowie Hirntodbestimmungen setzen eine handliche, möglichst kompakte EEG-Einheit voraus. Für die Hirntodbestimmung hat die Deutsche Gesellschaft für Klinische Neurophysiologie spezielle Anforderungen an die eingesetzten Geräte gestellt: Registrierung mindestens 30 min unter Verwendung auch des doppelten Elektrodenabstandes, 0,53–70 Hz Bandbreite, Empfindlichkeit 2 µV/mm, mindestens 8 Kanäle.

11.2.5 Auswertung/ Signalanalyse

EEG-Signalanalyse In Ergänzung zur visuellen Auswertung des EEG durch einen Facharzt hat sich aufgrund der Datenfülle der EEGSignale eine computerisierte Auswertung durchgesetzt. Hier sind insbesondere Frequenzanalyse und die Detektion definierter Merkmale im EEG hilfreich. Eine weitere Methode der EEG-Analyse ist die Dipolanalyse des EEG, das ein räumlich-zeitlich zugeordnetes Dipolmodell für EEG und evozierte Potentiale liefert. Hier wird die Lokalisation möglicher Quellen bioelektrischer Aktivität bestimmt. Die Autokorrelationsfunktion des EEG liefert zum einen die im Signal dominierende Frequenz einer EEG-Epoche, zum anderen ist ihr Abfall ein Maß für die Stochastik des EEG. Die Kreuzkorrelationsfunktion wird zur Bestimmung einer gemeinsamen Frequenz in zwei verschiedenen EEG-Epochen, z. B. zwischen zwei Ableitkanälen, eingesetzt. Auch die zeitvariante Spektralanalyse, die für jede einzelne Welle im EEG Amplitude und Frequenz bestimmt und dies als dreidimensionale Häufigkeitsverteilung darstellen kann, sei hier erwähnt. In der ⊡ Abb. 11.16 ( auch 4-Farbteil am Buchende) sind einige Beispiele für eine Signalanalyse zusammengefasst dargestellt.

Nachträgliche Remontage von Kurvenabschnitten Für die Bewertung des EEG und die Lokalisation pathologischer Wellenformen ist es sehr hilfreich, einen bestimmten Kurvenabschnitt mit verschiedenen Schaltungen oder Montagen auswerten zu können. Die Möglichkeit, denselben Kurvenabschnitt unter verschiedenen »Blickwinkeln« betrachten zu können, gibt dem Arzt die Chance, die zur Befundung optimale Montage zu finden.

Topographische Darstellung der Amplituden- und Frequenzverteilung Das Ergebnis einer topographischen Darstellung des EEG ist das zweidimensionale, farbige Bild (Map) der über der Schädeloberfläche verteilten Hirnaktivität. Häufig werden

147 11.2 · Elektroenzephalograph

⊡ Abb. 11.16. Beispiele für eine Signalanalyse

die Amplituden, Frequenzen und das Leistungsspektrum aus der Frequenzanalyse topographisch dargestellt. Hierfür werden die Signalamplituden zwischen den durch Elektroden bestimmten Ableitpunkten durch Interpolation berechnet. Die Amplituden der so gewonnenen zweidimensionalen Verteilungen werden quantifiziert und farblich codiert. Es entsteht ein farbig abgestuftes Bild der Potentialverteilung über der Schädeloberfläche. Besonders eindrucksvoll ist die Entstehung bspw. eines Fokus oder einer generalisierten Aktivität zu erkennen, wenn die Amplitudenmaps im zeitlichen Abstand von ein paar Millisekunden als Film dargestellt werden. Beim Frequenzmap wird mittels Fast Fourier Transformation (FFT) ein EEG-Signalabschnitt, dessen Amplitude eine Funktion der Zeit ist, in ein Signal gewandelt, dessen Amplitude eine Funktion der Frequenz ist. Das Ergebnis wird analog dem Amplitudenmap farbig dargestellt, wobei den unterschiedlichen Farben die möglichen Wellenfrequenzen zugeordnet sind. Aus dem mittels FFT transformierten Signal wird das Leistungsspektrum berechnet. Es gibt an, mit welcher

Leistung eine bestimmte Frequenz oder EEG-Welle im Signalgemisch enthalten ist. Die Ergebnisse werden meist in Form eines Histogramms dargestellt. Die Hüllkurve dieses Histogramms ist eine sehr übersichtliche Darstellung der Veränderungen der Frequenzanteile während der einzelnen Phasen der Ableitung, zur Abschätzung der Wirkung von Pharmaka oder während der Narkose.

Langzeit-EEG-Analyse Das große Datenaufkommen bei einer ambulanten Langzeit-EEG-Ableitung gestaltet die Interpretation dieser Daten sehr zeitaufwendig. Als Beispiel für eine derartige Analyse sei eine Software genannt, die spezielle Paroxysmen sucht, indem sie die EEG-Rohdaten hinsichtlich der Anzahl von Spitzenwerte, ihrer Fläche und ihrer Signallänge durchsucht. Das Ergebnis dieser Berechnungen ist eine komprimierte Darstellung des Langzeit-EEG, das den Betrachter wichtige paroxysmale Ereignisse im EEG von Artefakten und normalen EEG-Abschnitten problemlos unterscheiden lässt (⊡ Abb. 11.17).

11

148

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

Abschließender EEG-Befund

I

Nach der visuellen Begutachtung des EEG durch den Arzt mit oder ohne Zuhilfenahme von rechnergestützten Analyseverfahren wird der Befundtext erstellt. Hierzu werden konventionelle Schreibprogramme verwendet. Der Befund wird gemeinsam mit den EEG-Signalen gespeichert und archiviert.

Artefakte im EEG Während der Ableitung können verschiedene Artefakte auftreten. Hierbei wird zwischen physiologischen und technischen Artefakten unterschieden, die möglichst sofort erkannt, klassifiziert, dokumentiert und behoben werden sollten (⊡ Tab. 11.4). Um die physiologischen Artefakte zu identifizieren, werden häufig EKG, EMG und EOG mitregistriert. In ⊡ Abb. 11.18 und ⊡ Abb. 11.19 ist jeweils ein Beispiel für physiologische Artefakte gegeben. Zum einen werden Muskelaktivitäten insbesondere in den Bereich F7, T3 und T5 eingestreut. Zum anderen wirken sich Augenbewegungen frontopolar aus und finden sich in den Ableitungen Fp1-F3 und Fp1-F7 sowie Fp2-F4 und Fp2-F8.

11.2.6 Spezielle Methoden

Elektrocorticographie (ECoG) Die Elektrocorticographie wird zur genaueren Lokalisation umschriebener Läsionen vor einem neurochirurgischen Eingriff eingesetzt. Dabei werden Elektrodenarrays unmittelbar auf den Cortex platziert. Der Vorteil liegt in der Verminderung von Gewebeschichten, die zwischen dem Entstehungsort der bioelektrischen Aktivität und dem Ableitort liegen. Die registrierten Signale weisen höhere Frequenzen auf.

Magnetenzephalographie (MEG) Jeder von einem Strom durchflossene Leiter ist gleichzeitig auch immer von einem Magnetfeld umgeben. Dies trifft auch auf erregte Nervenzellen zu. Da intrazellulär die Stromdichte größer als außerhalb der Zelle ist, lässt sich über Magnetfeldänderungen aufgrund des Aktionspotentials auf die erregte Zelle schließen. Da das Magnetfeld im Unterschied zum elektrischen Feld nicht durch Knochen- und Gewebsschichten beeinflusst, sondern nur von der Distanz zwischen Entstehungsort und

⊡ Abb. 11.17. Software zur Erkennung paroxysmaler Veränderungen im Langzeit-EEG

⊡ Tab. 11.4. Übersicht über physiologische und technische Artefakte während einer EEG-Ableitung Physiologische Artefakte

Technische Artefakte

EMG-Potentiale durch: Stirnrunzeln, Lidbewegungen, Kauen, Kopf- und Halsbewegungen

Schlechte Übergangsimpedanz der Elektroden durch: schlechten Elektrodensitz, Verrutschen der Elektroden

EKG-Spitzen oder Pulswellen temporal einstreuend

Wackelkontakt in den zuführenden Kabeln durch Bruchstellen

EOG als Augenbewegungen im frontalen EEG

50 Hz-Einstreuungen von außen

Schwitzen – als langsame Schwankungen im EEG erkennbar

Große Induktivitäten, wie benachbarte vorbeifahrende Aufzüge oder nahe gelegene Radio- oder Fernsehsender oder Privatfunk

Atembewegungen – okzipital durch Kopfbewegung im Atemrhythmus

Elektrostatisch aufgeladene Schuhe oder Kunstfaserkleidung

149 11.2 · Elektroenzephalograph

⊡ Abb. 11.18. Muskelaktivität im EEG

⊡ Abb. 11.19. Blinkartefakte im EEG

11

150

I

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

Sensor abhängt, sind lokalisatorische Aussagen über die Quelle möglich. Aus der erfassten Magnetfeldverteilung über dem Schädel lässt sich durch Lösung des inversen Problems mit hinreichender Genauigkeit der Ort ihrer Generierung bestimmen. Damit hat die Magnetenzephalographie im Vergleich zur Elektroenzephalographie den Vorteil der Bestimmung der Quellen von markanten Aktivitäten. Sie wird daher bspw. zur Lokalisation möglicher Foki bei der fokalen Epilepsie, von funktionalen Störungen aufgrund von Raumforderungen oder des Einflusses klar bestimmbarer Faktoren auf das Zentrale Nervensystem wie z. B. Tinnitus eingesetzt. Aber auch die Lokalisation der Erregung von Nervenzellen nach spezifischen Reizen (akustisch, optisch) oder aufgrund mentaler Aktivitäten (Musik hören, denken, sprechen usw.) ist Gegenstand von Unter-

⊡ Abb. 11.20. Spulensystem eines SQUIDS (Supraleitendes Quanteninterferometer) zur Erfassung biomagnetischer Felder

suchungen. In Verbindung mit anderen Verfahren wie MRT, fMRT, PET, SPECT lassen sich so die funktionalen Strukturen des Gehirns bestimmen. Allerdings ist die Magnetenzephalographie ein noch recht aufwändiges Verfahren. Die eingesetzten Sensoren (supraleitende Quanteninterferometer, SQUIDS) sind zur Erzielung der Supraleitung an die Kühlung mit flüssigem Helium gebunden. Die ⊡ Abb. 11.20 zeigt das Spulensystem eines SQIDS.

11.3

Elektromyograph

Elektromyographen sind sehr universell einsetzbare Diagnostiksysteme. Mit ihnen kann die elektrische Aktivität von Muskel und Nerv unter verschiedenen Bedingungen abgeleitet, verstärkt und registriert werden. Die hierfür eingesetzten Verstärker zeichnen sich durch eine hohe Empfindlichkeit, eine große Eingangsimpedanz, eine variable Bandbreite und geringes Rauschen aus. Je nach Ausstattung verfügen Elektromyographen über einen elektrischen, akustischen, visuellen und magnetischen Stimulator. Der prinzipielle Aufbau eines Elektromyographen ist in der ⊡ Abb. 11.21 wiedergegeben. Ein Personal Computer (PC) ist die zentrale Steuer-, Signalverarbeitungs-, Darstellungs- und Speichereinheit eines EMG Gerätes. Er ist mit einem Festplattenlaufwerk als Datenspeicher, PC-Monitor mit Farbgraphik, Tastatur und Laserdrucker als Ausgabeeinheit ausgestattet. Die notwendigen Module wie Verstärker, Analog-/ Digitalwandler und die Reizeinheiten können im PC-Gehäuse integriert sein. Die Funktionen wie Averaging, Signalverzögerung, Programmierung der Ableitprogramme und Auswertung der Signale werden von der Software übernommen. Dabei dient der

⊡ Abb. 11.21. Blockschaltbild eines Elektromyographen mit 4 Stimulatoren (grün), 3 Ausgabegeräten (pink), je 3 Hardware- und Softwarekomponenten (blau) und dem PC als zentrale Einheit

151 11.3 · Elektromyograph

Averager der fortlaufenden Mittelwertbildung, um kleine reizbezogene Signale aus einem Signalgemisch herauszulösen. Die Verzögerungsleitung verzögert Signale, sodass Signalanteile, die vor einem Reiz liegen noch beurteilbar werden. Der Lautsprecher dient der akustischen Beurteilung der erfassten Potentiale. Dies ist zum einen für die unmittelbare Diagnostik wichtig, da einzelne myographische Signalformen charakteristische Klangbilder haben. Zum anderen dient der Lautsprecher als Feedback für den Patienten, der damit die Stärke seiner Willkürinnervation oder Entspannung einschätzen kann. EMG-Geräte finden Anwendung in ▬ niedergelassenen neurologischen Praxen als kompaktes 2-Kanal-Gerät für EMG/EP ▬ neurologischen Abteilungen von Krankenhäusern als 2-Kanal-EMG und 4-Kanal-EP-Gerät ▬ neurologischen Kliniken als 4-Kanal-EMG und als 4–8-Kanal-EP-Gerät ▬ neurologischen Rehabilitationskliniken als 2–4-Kanal-EMG/ EP-Gerät ▬ neurochirurgischen Kliniken zum intraoperativen EP-Monitoring als 4–8-Kanal-EP-Gerät ▬ neurologischen Forschungen als 8-Kanal-EMG/EPGerät ▬ Kliniken der Orthopädie während Wirbelsäulenoperationen mit 4-Kanal-SEP/MEP-Gerät ▬ der Sportmedizin ▬ der HNO als 2-Kanal-EMG-Gerät für Kehlkopf-EMG mit Spezialelektroden

Um den verschiedensten Anforderungen genügen zu können, werden die handelsüblichen EMG-Geräte modular in Systemkomponenten angeboten. Insbesondere hinsichtlich der Anzahl der Kanäle und der Anzahl und Art der Stimulatoren, Software und Speichermedien variieren sie. Die ⊡ Tab. 11.5 gibt hierfür einige Beispiele.

11.3.1 Signal

Aufgrund der mannigfaltigen Möglichkeiten eines Elektromyographen sind eine Vielzahl unterschiedlicher Signale messtechnisch erfassbar. ⊡ Tab. 11.6 gibt eine Übersicht über die verschiedenen Arten von Potentialen und Messwerten, die mit einem EMG-Gerät abgeleitet und ausgewertet werden.

11.3.2 Gerätetechnik

Elektromyographen (⊡ Abb. 11.21 und ⊡ Abb. 11.22) werden hinsichtlich ihrer Kanalzahl und Art der Stimulatoren modular zusammengestellt. Damit entstehen je nach Anforderung spezielle Ableitsysteme. Mit einem EMGGerät können eine Vielzahl von neurophysiologischen Untersuchungen durchgeführt werden, wobei jede Untersuchung verschiedene Reiz-, Ableit-, Darstellungs- und Auswertparameter hat. Diese verschiedenen Parameter sind abgespeichert und vom Anwender änderbar oder

⊡ Tab. 11.5. Elektrodenapplikation, Stimulatoren und Kanalzahl bei den verschiedenen Untersuchungen mit einem EMG-Gerät Untersuchung

Ableitung

Stimulator

Kanalzahl

Nadel-EMG

im Muskel mit Nadelelektrode, nur vom Arzt durchführbar

keiner

1 Kanal

Elektroneurographie und Reflexe

meist Oberflächenelektroden zum Reizen und Ableiten

elektrischer Stimulator zur sensiblen und motorischen Reizung

2 Kanal

Neuromuskulärer Übergang

Oberflächenelektroden zum Reizen und Ableiten

elektrischer Stimulator mit Serienreizung

1 Kanal

VEP – Visuell Evozierte Potentiale

Oberflächenelektroden am Kopf zum Ableiten

Monitor mit Schachbrettmusterumkehr, Streifen, Balken, farbige Stimulation

Praxis: 1 Kanal Neurologie: 1–3 Kanäle Augenklinik: 1–5 Kanäle

AEP – Akustisch Evozierte Potentiale

Oberflächenelektroden am Kopf zum Ableiten

Kopfhörer mit Click, frequenzspezifischen Bursts etc.

Praxis: 1 Kanal Neurologie: 1–2 Kanäle HNO: 2–4 Kanäle in der Audiologie

SEP – Somatosensibel Evozierte Potentiale

Oberflächenelektroden zum Reizen und Ableiten

elektrische Serienreize an Händen oder Füßen

Praxis: 1–2 Kanäle Klinik: 1–4 Kanäle auch 4–8 Kanäle

MEP – Motorisch Evozierte Potentiale

Oberflächenelektroden an Hand oder Fuß zum Ableiten

Magnetstimulator mit Spulen zur kortikalen Reizauslösung

1 Kanal

11

152

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

⊡ Tab. 11.6. Signalgrößen und Messwerte der verschiedenen Untersuchungen mit einem EMG-Gerät

I

Untersuchungen

Signalamplituden

Analysezeit

Messwerte

Nadel-EMG: Spontanaktivitäten Leichte Innervation Maximalinnervation

20–500 μV 200 μV–2 mV 500 μV–5 mV

100 ms 100 ms 1s

Potentialdauer Amplitude Entladefrequenz

Elektroneurographie: motorische NLG sensible NLG etc.

10 mV 50–100 μV

20 ms 10 ms

VEP – Visuell Evozierte Potentiale

50–100 μV

200 ms

Latenzen und Amplituden

AEP – Akustisch Evozierte Potentiale: Hirnstammpotentiale ▬ frühe AEP ▬ mittlere AEP ▬ späte AEP

0,1–0,5 μV 20–100 μV 100–500 μV

10 ms 100 ms 0,5–1 s

Latenzen Latenzdifferenz Amplituden

SEP – Somatosensibel Evozierte Potentiale: Armstimulation Beinstimulation

20–100 μV 10–100 μV

100 ms 200 ms

Latenzen Latenzdifferenz Amplituden

MEP – Motorisch Evozierte Potentiale: Armableitung

5–10 mV

10 ms

motorische und sensible Nervenleitgeschwindigkeit, distale Latenzen

Latenzen Amplituden zentrale Überleitungszeit

Elektroden

⊡ Abb. 11.22. 4-Kanal-EMG-Gerät mit integriertem Stimulator. Die Nervenleitgeschwindigkeit kann durch elektrische Stimulation der motorischen Nerven und bipolarer Ableitung von Muskelantwortpotentialen mit Oberflächenelektroden bestimmt werden

neu erstellbar. So kann die Anzahl der Ableitprogramme je nach Ausbaustufe des Gerätes von 20–40 variieren. Kernstück ist ein PC, von dem aus die Untersuchungen gesteuert, die Signale verarbeitet, dargestellt und vermessen sowie abgespeichert und ausgedruckt werden. Für die Darstellung der Signale gilt auch hier die internationale Konvention, nach der die Signale mit negativer Polarität mit einem Ausschlag nach oben dargestellt werden.

Die Standardnadel in der Elektromyographie ist die konzentrische Nadelelektrode. In einer Stahlkanüle befindet sich – von einer Isolierschicht (Araldit) umgeben – eine Platinseele. Verstärkt wird die Potentialdifferenz zwischen dem als indifferente Elektrode dienenden Stahlmantel und der differenten Platinseele. Die Elektroden sind meist 2–6 cm lang und 0,3–0,6 mm dick. Ihre Verwendung richtet sich nach der Größe des zu untersuchenden Muskels. In einigen Fällen werden auch bipolare Nadelelektroden verwendet. Dort befinden sich 2 Nadelseelen dicht nebeneinander. Notwendig ist eine zusätzliche Erdung über eine Erdelektrode, die an der entsprechenden Extremität angebracht wird. Bei der Neurographie und den SEP werden Reiz- und Ableitelektroden benötigt. In beiden Fällen handelt es sich meist um Oberflächenelektroden, zwischen denen eine Erdelektrode anzubringen ist. Nur in seltenen Fällen wird in der Klinik mit Nadelelektroden gereizt und abgeleitet. Diese Nadeln werden paarweise – eine nervennahe und eine nervenferne – appliziert, in diesem Fall erhält man größere und ausgeprägtere Potentiale. Bei den evozierten Potentialen werden in der klinischen Routine Oberflächennapfelektroden am Kopf verwendet, die ähnlich wie EEG-Elektroden angebracht werden. Nur beim intraoperativen Monitoring werden kleine Platinnadelelektroden verwendet. Die ⊡ Abb. 11.23 zeigt eine Übersicht über verschieden Elektrodentypen.

153 11.3 · Elektromyograph

⊡ Abb. 11.23. Elektroden für die Elektromyographie

Verstärker

Stimulatoren

Der für einen Elektromyographen eingesetzte Verstärker ist ein Differenzverstärker mit einem großen Aussteuerungsbereich und einem breiten Frequenzbereich. Pro Kanal gibt es 3 Eingangsbuchsen für den invertierenden und den nichtinvertierenden Eingang sowie für die Erdung. Eine Impedanzmessung der Übergangswiderstände ist vorzusehen, empfiehlt sich aber nur bei Verwendung von Oberflächenelektroden, wie bspw. bei der Ableitung von evozierten Potentialen. Typische technische Daten eines EMG/EP-Kombinationsgerätes sind: ▬ Verstärkerkanäle: 2–4–8 ▬ Vorverstärker: mit optisch isolierten Eingängen, Patientenanschluss über Headbox ▬ Eingangsimpedanz: >200 MΩ ▬ Gleichtaktunterdrückung: >100 dB ▬ Empfindlichkeit: 1–500 μV, 1–10 mV in 14 Stufen einstellbar ▬ Rauschen: <2 μVeff ▬ Hochpass: 1–10–30–50–100–300–500 Hz mit wenigstens 12 dB/Oktave ▬ Tiefpass: 30–100–200–500 Hz, 1,5–2,5–5–10–20 kHz mit wenigstens 12 dB/Oktave ▬ Triggerlevel: per Reizsignal oder EMG-Signal mit kontinuierlich einstellbarer Amplitude oder Fenstertrigger ▬ Averager: 1–4000 Mittelungsschritte ▬ Artefaktunterdrückung: anwählbar, einstellbar ▬ Reizeinheiten: elektrisch, visuell, akustisch, magnetisch ▬ Monitor: 11''-, 14''- oder 17''-Monitor mit der Möglichkeit einer kaskadenförmigen Darstellung mit bis zu 32 Signalspuren pro Bildschirm ▬ Zeiteinheit: 2 ms–10 s Analysezeit pro Monitorbild, einstellbar in 10–15 Stufen ▬ Lautsprecher: 2-Kanal zum Anhören der EMG-Signale während der Ableitung mit Lautstärkeregler

Die Möglichkeiten des Elektromyographen werden für die Neurographie und die Ableitung der evozierten Potentiale durch die Stimulatoren bestimmt. Für unterschiedliche Stimulatoren sind in der  Übersicht typische Werte angegeben.

Typische Werte unterschiedlicher Stimulatoren Elektrischer Stimulator

▬ Reizart: stromkonstanter Stimulator ▬ Reizintensität: von 0,1–99 mA kontinuierlich einstellbar

▬ Reizdauer: 100–200–500 µs ▬ Reizfrequenz: 0,1–99 Hz ▬ Reizprogramme: Einzel-, Doppel-, Serien-verzögerter Einzel, Doppel und Serie, randomisierter Reiz

Akustischer Stimulator

▬ Reizart: Click mit 50–100–200–500 ms Dauer Ton▬ ▬ ▬ ▬

Burst, frequenzspezifisch mit Plateaudauer von 100 ms–1 s, Anstiegs- und Abfallzeit 1 ms–250 ms Reizintensität: Click: 10–130 dB SPL (»sound pressure level«) für Neurologie; Burst: 10–110 dB SPL nur für HNO-Audiologie Masking: kontralaterales weißes Rauschen von 10–110 dB einstellbar Polarität: Sog, Druck, Sog/Druck alternierend Reizseite: links, rechts, beidseitig

Visueller Stimulator

▬ TV-Monitor: 17'' mit Schachbrettumkehrstimulation und verschiedenen Schachbrettgrößen und Steady-state-Funktion; Ganzfeld, Halbfeld und Quadrantenstimulation mit zu- und abschaltbarem Fixierpunkt

▼

11

154

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

▬ LED-Goggles: zur Flash-Stimulation bspw. bei Be-

I

wusstlosen auf der Intensivstation oder im OP beim intraoperativen Monitoring ▬ LED-Pattern: Goggles mit Musterstimulation ▬ Ganzfeldstimulator: für elektro-ophthalmologische Anwendungen zur Stimulation von Augenbewegungen

Magnetstimulator für motorisch evozierte Potentiale

▬ Reiz: monophasisch mit 100 µs, Anstiegszeit 1 ms Dauer

▬ Trigger: programmierbarer positiver und negativer TTL-Pegel für Ein- und Ausgang, mit Fußschalter auslösbar ▬ Magnetische Flussdichte: 90 mm Hochleistungsspule 2T 70 mm Doppelspule 2,2 T 120 mm gekrümmte Doppelspule 1,6 T 40 mm kleine Spule 4,1 T 70 mm mittlere Spule 2,6 T

▬ ▬ ▬ ▬

Einstichaktivität, Muskel in Ruhe, Muskel mit leichter Willkürinnervation, Muskel mit maximaler Willkürinnervation.

Beispiele von Muskelaktionspotentialen eines gesunden Muskels sind in ⊡ Abb. 11.25 dargestellt. Werden in einer Nadelposition Hinweise auf pathologische Veränderungen im Muskel gefunden, muss dieses Ergebnis in anderen Stellen des Muskels verifiziert werden. Man verändert die Nadelposition durch tieferes Einstechen in oder durch Herausziehen aus dem Muskel. In jedem Fall muss mindestens ein weiterer Einstich im gleichen Muskel durchgeführt werden. Kann der zweite Einstich keine eindeutige Reproduzierbarkeit der pathologischen Veränderung zeigen, muss nochmals gestochen und in verschiedenen Nadelpositionen abgeleitet werden. Gespeichert und/oder ausgedruckt werden ausschließlich pathologische Potentiale zum Zweck der Dokumentation und des Vergleichs.

Einstich- und Spontanaktivität 11.3.3 Elektromyographie (EMG)

Das Ziel einer elektromyographischen Ableitung ist es, eine Aussage über Muskelschädigungen treffen zu können. Von Bedeutung ist die Frage, ob die Muskelschädigung oder Läsion auf einen myogenen oder neurogenen Krankheitsprozess zurückzuführen, d. h. ob der zuführende Nerv oder Muskel betroffen ist. Muskelaktionspotentiale werden mit konzentrischen Nadelelektroden abgeleitet (Nadelmyographie). Es handelt sich dabei um extrazelluläre Ableitungen aus dem aktivierten Muskel. Muskelsummenpotentiale, die mit Hilfe von Oberflächenelektroden über dem Muskelbauch abgeleitet werden, haben jedoch in der EMG-Diagnostik nur geringe Bedeutung. Nach einer gründlichen klinischen Untersuchung entscheidet der Arzt, welche Muskeln und/oder Nerven zu untersuchen sind. Da die EMG-Untersuchung aufgrund der Nadelelektrode eine invasive Untersuchung ist, muss der Arzt die EMG-Nadel setzen. Es gibt kein für alle Patienten gültiges Routinevorgehen. Eine Indikation für eine EMG-Ableitung liegt vor bei ▬ der Differenzierung von neurogenen oder myogenen Schädigungen (Läsionen oder Lähmungserscheinungen), ▬ Muskelschwäche und Bewegungsstörungen mit oder ohne Muskelschwund (Atrophie), ▬ auffälligen Ermüdungserscheinungen und neuromuskulären Überleitungsstörungen. Eine Nadel-EMG-Untersuchung gliedert sich immer in 4 Phasen:

Im Zusammenhang mit dem Einstich der Nadel in den Muskel kann es zu einem kurzzeitigen Auftreten von Muskelaktivität, der Einstichaktivität, kommen. Über den Lautsprecher hört der Arzt, ob während des Einstichs normale Verletzungspotentiale erzeugt werden oder ob im Muskel durch besonders lang anhaltende Einstichpotentiale schon eine Schädigung vermutet werden kann. Nach dem Einstich befindet sich ein gesunder Muskel in einem Zustand »elektrischer Ruhe«. Finden sich bei entspannten Muskeln jedoch Potentiale wie Fibrillieren, Faszikulieren oder Positive Scharfe Wellen, ist das ein erster Hinweis auf einen pathologischen Zustand des neuromuskulären Apparates. Diese Potentiale werden Spontanaktivitäten genannt (⊡ Abb. 11.24). Sie weisen eine auffallend gleichmäßige Entladungsfrequenz auf. Treten sie auf, werden sie ohne weitere Ausmessung registriert und gespeichert.

Willkürinnervation Zur Bewertung des Innervationsmusters bei leichter Willkürinnervation (⊡ Abb. 11.25) muss der Patient den Muskel so leicht anspannen, dass einzelne elektrische Entladungen zu sehen und zu hören sind. Es ist darauf zu achten, dass die Potentiale nadelnah abgeleitet werden. Dies ist am hellen Knacken der Entladungen zu hören und an den steilen Potentialen zu erkennen. Die Nadel sollte sich idealerweise im Bereich einer motorischen Einheit befinden. Im Fall von pathologischen Veränderungen wird gefordert, Potentiale von bis zu 20 verschiedenen motorischen Einheiten zu speichern und miteinander zu vergleichen (Buchthal-Analyse).

155 11.3 · Elektromyograph

⊡ Abb. 11.24. Spontanaktivität, abgeleitet mit Nadelelektroden aus dem Adduktor pollicis einer 57- jährigen Patientin

⊡ Abb. 11.25. Muskelpotentiale bei leichter Willkürinnervation des M. extensor digitorum brevis einer 50-jährigen Patientin, abgeleitet mit Nadelelektroden

11

156

I

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

Muskelpotentiale bei maximaler Willkürinnervation sind bei starker willkürlicher Anspannung des Muskels erzeugbar und können als Interferenzmuster registriert werden. Es stellt sich als Bild dichter Potentiale mit hoher Amplitude dar. Ein gesunder Muskel weist ein sehr dichtes Muster auf. Ein Muskel mit pathologischen Veränderungen zeigt ein gelichtetes Muster mit unterschiedlichen Amplituden. Bei neurogenen Störungen gibt es wenige, aber hohe Amplitudenspitzen und bei myogenen Störungen ein dichtes Muster, aber mit kleiner durchschnittlicher Amplitude.

Einzelfasermyographie Mit einer Einzelfaserelektrode können einzelne Muskelfasern innerhalb einer motorischen Einheit untersucht werden (Single fibre EMG). Der aktive Platindraht hat einen Durchmesser von 25 mm. Die Ableitstelle befindet sich nicht an der Nadelspitze, sondern im Nadelschaft, um zu vermeiden, dass Potentiale von Fasern abgeleitet werden, die durch den Einstich beschädigt wurden. Die Einzelfaserpotentiale werden bei leichter Willkürinnervation abgeleitet und über eine Analysezeit von 5 ms dargestellt. Hierbei werden oft 2 Kanäle verwendet; im ersten Kanal betrachtet man die erfassten Potentiale und stellt diese signalgetriggert und superponiert im zweiten Kanal dar. So lässt sich der Jitter bestimmen, ein Maß für die Variabilität des Entladeverhaltens der Muskelfaser. Mit dem Einzelfaser-EMG lässt sich auch die Faserdichte einer motorischen Einheit bestimmen.

Averagers lassen sich die so selektierten Potentiale mitteln, automatisch vermessen und abspeichern, bis die notwendige Anzahl von maximal 20 MUP bei unterschiedlichen Nadelpositionen erreicht ist. Hiermit ist es auch möglich, die Entladefrequenz der untersuchten motorischen Einheit sowie ihr Rekrutierungsverhalten zu quantifizieren. Offline-Mustererkennung. Eine weitere Methode ist das

Abspeichern von 1–3 s kontinuierlicher MUP. Nach der Speicherung markiert der Untersucher manuell ein Potential (Template), das er mit Hilfe einer Mustererkennungssoftware im abgespeicherten Abschnitt automatisch suchen lässt. Auch die Messwerte werden automatisch ermittelt. Dieses Verfahren der nachträglichen Analyse eines MUP-Signalabschnitts kann auch mit Mustererkennungsalgorithmen durchgeführt werden, die selbstlernend und automatisch wiederkehrende Potentiale finden, mitteln und vermessen. Hierbei handelt es sich um eine Offline-Analyse, die mehrfach nachträglich mit neuen Vorgaben wiederholt werden kann. Dekomposition-EMG. Hierbei handelt es sich um eine

in den USA verwendete Methode, die EMG-Potentiale bei mittlerer Innervation einem aufwändigen mathematischen Algorithmus zu unterziehen, der alle gleichen Potentialkomponenten nach dem Template-Verfahren herausnimmt, um sie zu vermessen. Die nicht wiederkehrenden Potentialanteile bleiben unberücksichtigt. Analyse der Muskelpotentiale nach maximaler Willkürinnervation. Die Analyse beinhaltet die Qualifizierung des

EMG-Signalanalyse/Auswertung Pathologische Einstichaktivität und Spontanaktivitäten werden nicht gesondert analysiert. Ihr Auftreten wird registriert und gespeichert. Die Signale der motorischen Einheiten (MUP, motor unit potential) werden hinsichtlich Signalamplitude, Potentialdauer, Polyphasie und Entladefrequenz beurteilt und mit Normwerten verglichen. Diese sind für jeden Muskel unterschiedlich. Um einen Vergleich zu den Normwerten anstellen zu können, müssen die EMG-Potentiale quantifiziert werden. Eine so große Anzahl wie 20 verschiedene Potentiale motorischer Einheiten speichern und vermessen zu können, ist zwar sehr aussagekräftig, aber für die klinische Routine auch aufwändig. Daher gibt es eine Reihe von verschiedenen Analyseverfahren. Ihnen ist gemeinsam, dass das Ergebnis eine Übersicht über die Signale verschiedener motorischer Einheiten mit ihren Messwerten darstellt.

Interferenzmusters in einem Turn-/Amplitude-Schaubild. Dort werden die Anzahl der Umkehrpunkte über ihrer mittleren Amplitude aufgetragen. In diesem Graphen sind Normwertbereiche für die speziellen Muskeln eingetragen und ein von der Norm abweichendes Potentialmuster wird als ein außerhalb des Normbereichs liegender Punkt dargestellt. Insgesamt sind 10 EMG-Abschnitte bei Maximalinnervation mit einer Dauer von mindestens 1 s EMG in verschiedenen Nadelpositionen zu berücksichtigen. Diese EMG-Auswertung hat insbesondere in der klinischen Routine Anwendung gefunden, da sie außerordentlich schnell, einfach und übersichtlich ist. Computersysteme, die mit einer Datenbank für Patientendaten und Normwerte ausgerüstet sind, vergleichen die Messwerte mit den Normwerten sofort. Das ermöglicht dem Arzt auch, Muskeln zu untersuchen, die ihm nicht so geläufig sind. Dies ist insbesondere für klinische Anwendung von Bedeutung.

Online-Mittelung von MUP. Bei der Potentialsuche hilft ein

einstellbarer Amplituden- oder ein Fenstertriggerpegel, um Potentiale mit ähnlicher Größe darzustellen. Automatisch kann dabei die Steilheit der Potentiale vermessen werden, um so sicherzustellen, dass die Nadel nahe bei der motorischen Einheit, d. h. optimal positioniert ist. Mit Hilfe eines

11.3.4 Elektroneurographie (ENG)

Elektroneurographie ist die Stimulation, Ableitung und Registrierung von entlang motorischer oder sensibler

157 11.3 · Elektromyograph

⊡ Abb. 11.26. Schema zur Bestimmung der motorischen Nervenleitgeschwindigkeit (NLG) des N. medianus. Gereizt wird in der Ellenbeuge, neben der Sehne des M. biceps brachii, und am Handgelenk

medial der Sehne des M. palmaris longus. Die Ableitung kann mit Oberflächenelektroden über dem M. flexor pollicis brevis erfolgen

peripherer Nerven fortgeleiteten Erregungen. Ein wichtiges Ergebnis dieser Untersuchung ist die Nervenleitgeschwindigkeit von motorischen und sensiblen Nerven. Ebenso gehören Untersuchungen verschiedenster Reflexe, die Prüfung der Ermüdbarkeit des Muskels und die Beurteilung der neuromuskulären Übertragung zu den Untersuchungen der Elektroneurographie. In den meisten Fällen wird mit Oberflächenelektroden, selten mit Nadelelektroden, gereizt und abgeleitet. Zur Verminderung des Einflusses eines Reizartefaktes durch den elektrischen Reiz auf das zu erfassende Signal ist zwischen Reiz- und Ableitelektrode die Erdelektrode zu platzieren. Eine automatische Reizartefaktunterdrückung kann zusätzlich eingesetzt werden. Ziel einer neurographischen Untersuchung ist die Diagnose von motorischen und/oder sensiblen Leitungsstörungen in peripheren Nerven. Oft wird die elektromyographische von einer neurographische Untersuchung ergänzt. Jede einzelne dieser möglichen Untersuchungen verfügt über eigene Reizprogramme, Ableitparameter und Auswertschemata. Der Anwender kann diese erstellen, aufrufen und verändern.

Nervenleitgeschwindigkeit (NLG) Die häufigste Untersuchung der Elektroneurographie ist die Bestimmung der Nervenleitgeschwindigkeit (⊡ Abb. 11.26,  auch 4-Farbteil am Buchende). Unterschieden werden die motorische und die sensible Nervenleitgeschwindigkeit. Zur Bestimmung der NLG wird nach v=Δs/t eine Wegdifferenz und eine Zeitdifferenz benötigt. Dazu reizt man die peripheren Nerven an zwei verschiedenen Stellen mit elektrischem Strom und misst die Latenzen zwischen dem Beginn des Reiz- und des jeweiligen Antwortsignals. Man nennt die beiden Reizorte und Latenzen distal (entfernt) und proximal (körpernah), bezogen auf die Körpermittellinie. Die klinische Indikation für eine NLG-Messung sind Klagen der Patienten über Gefühlsstörungen oder Schmerzen in den Extremitäten, wie z. B. bei Nervenkompressionssyndromen. Ein häufiges Beispiel dafür ist das Karpaltunnelsyndrom (N. medianus) im Handgelenk und das Solcus Ulnaris Syndrom (N. ulnaris) in der Ellenbeuge. Die NLG ist abhängig von der Beschaffenheit des Nervs, vom Alter und der Hauttemperatur, sie verändert sich im Mittel pro 1°C um 2 m/s. Die am häufigsten untersuchten

11

158

I

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

motorischen Nerven sind im Arm N. medianus und N. ulnaris und im Bein N. tibialis und N. peroneus. Die Reizung und Ableitung erfolgt mit Oberflächenelektroden. Bei der Bestimmung der motorischen NLG am Nervus medianus wird mit einer Oberflächenreizelektrode am Nervenpunkt in der Nähe des Handgelenks und in der Armbeuge supramaximal gereizt. Supramaximal bedeutet, dass eine Erhöhung der Reizamplitude keine Amplitudenerhöhung des Antwortpotentials mehr erzeugt. Die entstehenden Reizströme für den supramaximalen Reiz können je nach Beschaffenheit der Oberhaut Werte von 10–30 mA haben. Abgeleitet werden beide Antwortpotentiale über dem Daumenballenmuskel (Thenar) mit Oberflächen-Ableitelektroden. Typische Normalwerte für die NLG des N. medianus liegen um 50 m/s bei einer Hauttemperatur von 35°C. Auch die absolute distale Latenz hat eine diagnostische Bedeutung, ihr Normwert liegt beim N. medianus bei 4,3 ms (⊡ Abb. 11.27). Zur Bestimmung der sensiblen NLG geht man analog zur motorischen vor. Da sich die Erregung der Reizstelle in beide Richtungen fortsetzt, kann zwischen einer orthodromen (in physiologischer Richtung) und einer antidromen (entgegen der physiologischen Ausbreitungsrichtung) Methode unterschieden werden. Bei der orthodromen Methode wird distal am Finger oder Zeh gereizt und proximal am Handgelenk und in der Ellenbeuge bzw. am Fußgelenk, und in der Kniebeuge (in Richtung der physiologischen sensiblen Nervenfortleitung) abgeleitet. Die Ableitung erfolgt von beiden Ableitorten gleichzeitig, d. h. es handelt sich immer um eine 2-Kanal-Registrierung. Bei der antidromen Methode reizt man an den gleichen Stellen wie bei der motorischen NLG, jedoch mit wesentlich geringerer Reizstärke.

⊡ Abb. 11.27. Antwortpotentiale und Bestimmung der motorischen Nervenleitgeschwindigkeit beim N. medianus einer 27-jährigen Probandin

Reflexuntersuchungen Zur Elektroneurographie gehören auch Untersuchungen der verschiedenen Reflexe: T-Reflex, auslösbar unterhalb der Kniescheibe, H-Reflex, F-Welle oder Blinkreflex. Bei Reflexuntersuchungen werden vor allem die Latenzen, also die Zeit zwischen dem Reiz bis zur Reizantwort, bestimmt. Der Reflexbogen ist eine neuronale Verschaltung des reflektorischen Erregungsablaufs. Dieser geht von den reizaufnehmenden Rezeptoren (z. B. Muskelspindeln, Hautrezeptoren) über den afferenten Schenkel zum spinalen oder zentralen Reflexzentrum. Unter Zwischenschaltung eines oder mehrerer zentraler Neurone (monosynaptischer oder polysynaptischer Reflex) verläuft die Erregung über den efferenten Schenkel zum Erfolgsorgan (z. B. Muskel). Je nachdem, ob Rezeptor und Erfolgsorgan zusammengehören, unterscheidet man Eigenreflexe (z. B. T-Reflex) und Fremdreflexe (z. B. Blinkreflex). Die Ableitung des Blinkreflexes (⊡ Abb. 11.28) gestattet Aussagen über die Funktion einzelner Kerngebiete im Hirnstamm. Es wird über einem Auge elektrisch gereizt und an beiden Augenwinkeln gleichzeitig abgeleitet. Man erhält zwei Reizantworten R1 und R2. Ipsilateral tritt eine frühe und eine späte Antwort auf; kontralateral nur die späte Antwort R2.

Vegetative Parameter Die objektivierbare Beurteilung von Störungen des vegetativen Nervensystems von außen kann nur indirekt erfolgen. Zwei Bespiele, die Ableitung der sympathischen Hautantwort und die Erfassung der Herzfrequenzvariation, seien hier genannt. Die sympathische Hautantwort (⊡ Abb. 11.29) ist ein großamplitudiges Potential, das nach unerwarteter Stimu-

159 11.3 · Elektromyograph

lation, z. B. zwischen der Handober- und Handunterseite, erfassbar ist. Es ist auf die Veränderung des Hautleitwertes infolge einer Aktivierung der Schweißdrüsen zurückzuführen und lässt sich am ganzen Körper finden. Die Ableitung der sympathischen Hautantwort kann zur Erfassung einer Schädigung des vegetativen Nervensystems im Rahmen einer Polyneuropathiediagnostik eingesetzt werden. Die Herzfrequenz variiert beim Gesunden mit der Atmung. Sie erhöht sich bei der Einatmung und vermindert sich bei der Ausatmung. Ist diese Korrelation nicht gegeben kann dies zu einer respiratorischen Herzarrhythmie kommen. Die Erfassung der Herzfrequenzvariation erfolgt über das EKG, wobei die Triggerung am zweckmäßigsten mit einer R-Zacke erfolgt. Das EKG wird zeitlich so dargestellt, dass die Variation der nachfolgenden R-Zacke gut sichtbar wird (⊡ Abb. 11.30).

Neuromuskulärer Übergang Zur Untersuchung der Ermüdbarkeit des Muskels und damit zur Diagnose des neuromuskulären Überganges werden Serienreize eingesetzt. Das Verhältnis der Amplituden und deren Abnahme (Dekrement) wird hierbei ausgewertet. Bei der Untersuchung der Ermüdbarkeit der Muskeln und der neuromuskulären Übertragung werden ausschließlich die Amplituden der Antwortpotentiale auf supramaximale Serienreize miteinander verglichen. Mit Doppelreizen kann die Refraktärzeit bestimmt werden. Es wird die absolute und relative Refraktärzeit bestimmt; dabei wird die Zeit zwischen einem elektrischen Doppelreiz solange verkleinert, bis die beiden Reizantworten zu einer verschmelzen. Der Nerv kann den zweiten Reiz nicht mehr an den Muskel weiterleiten, da sich die Synapsen noch in der Erholungsphase nach dem

⊡ Abb. 11.28. Blinkreflex (Orbicularisoculi-Reflex) einer 27-jährigen Probandin, abgeleitet mit Oberflächenelektroden

⊡ Abb. 11.29. Sympathische Hautantwort einer 27-jährigen gesunden Probandin, abgeleitet von der Handinnen- und Außenfläche nach elektrischer Stimulation des N. medianus

⊡ Abb. 11.30. Herzfrequenzvariationen eines 32-jährigen männlichen Probanden. Dargestellt ist die Veränderung der Herzfrequenzvariation bei Ruheatmung und bei tiefer Atmung

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160

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

ersten Reiz befinden. Der Reizabstand muss in Schritten von 1 ms einstellbar sein.

I

rischen Nervenbahnen bis über den Hirnstamm geprüft, mit MEP die absteigenden motorischen Nervenbahnen bis in die periphere Muskulatur der Arme und Beine.

ENG-Signalanalyse/Auswertung Bei der Analyse neurographischer Signale werden die Reizantwortpotentiale automatisch vermessen. Bei artefaktarmen Signalen sind diese automatischen Vermessungen sehr zuverlässig und erhöhen die Reproduzierbarkeit der Ergebnisse, da diese immer gleiche Kriterien verwenden. Sind die Antwortpotentiale jedoch stark artefaktbehaftet oder sind sie durch eine hochgradige Pathologie sehr klein und kaum erfassbar, muss der untersuchende Arzt manuell die Cursoren zur Ausmessung setzen. Es wird die Latenz als Zeit, die vom Setzen eines Reizes bis zum Beginn des Antwortpotentials verstreicht, gemessen. Unter Zuhilfenahme einer Messstrecke lassen sich daraus Nervenleitgeschwindigkeiten berechnen.

11.3.5 Evozierte Potentiale (EP)

Jede Stimulation von Rezeptoren, afferenten Nerven oder Hirnstrukturen führt im zentralen Nervensystem, Spinalkanal und im peripheren Nervensystem zu bioelektrischen Phänomenen, die in einem festen zeitlichen Zusammenhang zum Reiz stehen. Diese Potentiale werden als evozierte Potentiale bezeichnet. Sie gestatten Aussagen über die Umwandlung, Weiterleitung und Verarbeitung von bestimmten Reizen und spiegeln den funktionellen Zustand einzelner neuronaler Bahnen wider. Je nach Art der Stimulation wird unterschieden in akustisch (AEP), visuell (VEP), somatosensorisch (SEP) und motorisch (MEP) evozierte Potentiale. Das Ziel der Ableitung evozierter Potentiale ist es, zu prüfen, ob die Fortleitung der sensorischen Reizung bis zur kortikalen Verarbeitung im Gehirn normal, verzögert bzw. überhaupt vorhanden ist. Mit SEP, AEP und VEP werden die aufsteigenden senso-

Gerätetechnik Die Ableitparameter der Verstärker, die Analysezeit und die Zahl der Mittelungsschritte sind charakteristisch für jede Art von EP. In ⊡ Tab. 11.7 findet sich eine Übersicht über die von der Deutschen Gesellschaft für Klinische Neurophysiologie empfohlenen Einstellungen. Darüber hinaus ist es notwendig, größten Wert auf genaue und sorgfältige Elektrodenapplikation zu legen. Die Platzierung der Elektroden erfolgt auch hier nach dem 10–20 System. Die Kopfhaut ist vorzubehandeln und die Elektrodenübergangswiderstände sind unter 2 kΩ zu bringen. Je nach abzuleitendem evozierten Potential sind Oberflächennapfelektroden aus gesintertem Ag/AgCl oder Gold zu verwenden. Nur bei intraoperativen Anwendungen der evozierten Potentiale werden unipolare Platinnadelelektroden verwendet. Sie benötigen keine Vorbereitung der Kopfhaut, sondern werden subkutan appliziert. Vor und während der Ableitung sind die EEG-Rohsignale auf dem Monitor zu betrachten, um eventuelle Artefakte schnell erkennen und beseitigen zu können. Insbesondere Muskelaktivitäten infolge von Verspannungen des Patienten treten während der Registrierung auf. Bei AEP-, SEP- und MEP-Ableitungen liegt der Patient möglichst entspannt auf einer Untersuchungsliege, während er beim VEP vor dem TV-Monitor sitzen muss. Bei der Ableitung der evozierten Potentiale ist eine elektronische Mittelwertbildung (Averaging) unumgänglich. Diese wird mit einem dem Reiz simultanen Triggersignal gesteuert. Damit werden die Signalkomponenten, die in einem festen zeitlichen Zusammenhang mit dem Reiz stehen, aus der Hintergrundaktivität herausgelöst. Diese Signalkomponenten bilden das evozierte Potential. Die anderen Signalanteile, wie Artefakte, EEG, EKG, EMG

⊡ Tab. 11.7. Ableitparameter für verschiedene evozierte Potentiale Art des EP

Verstärker empfindlichkeit

Hochpass

Tiefpass

Analysezeit

Averagerdurchläufe

VEP

5 μV/Div

0,5 Hz

100 Hz

500 ms

64–128

SEP-Arm

5 μV/Div

0,5–1 Hz

2–3 kHz

50 ms

128–256, selten 1000

SEP-Bein

5 μV/Div

0,5–1 Hz

2–3 kHz

100 ms

128–256, selten 1000

AEP-Hirnstamm

1–2 μV

100–150 Hz

3 kHz

10 ms

1000–2000

EKP

5–10 μV/Div

0,1–0,5 Hz

30–70 Hz

500 ms–1 s

20–30

MEP Arm MEP Bein

1–5 mV/Div 2–5 mV/Div

10–20 Hz

5–10 kHz

50 ms 100 ms

1

161 11.3 · Elektromyograph

usw. korrelieren nicht mit dem Reiz. Die Verbesserung des Signal/Rauschabstandes entspricht der Quadratwurzel der Anzahl der Mittelungsschritte. Hilfreich für die Ableitung der evozierten Potentiale ist eine automatische Artefaktunterdrückung. Häufig ist lediglich eine Diskrimination der Amplitude vorhanden. Überschreitet die Amplitude einen einstellbaren Schwellwert, wird der jeweilige Signalabschnitt nicht in die Mittelwertbildung einbezogen. Die Normwerte bzw. die Bewertungskriterien für die evozierten Potentiale sind die Latenzen charakteristischer Wellen, ihre Differenz im Seitenvergleich, Interpeaklatenzen und das Fehlen einer oder mehrerer Komponenten dieses Antwortpotentials. Eine Indikation für die Messung evozierter Potentiale liegt i. Allg. vor: ▬ in der Diagnostik der multiplen Sklerose (MS); ▬ bei raumfordernden Prozessen; ▬ bei Polyneuropathien; ▬ in der Intensivmedizin bei bewusstseinsgetrübten und bewusstlosen Patienten; ▬ beim intraoperativen Monitoring, bspw. bei der Operation am Spinalkanal;

⊡ Abb. 11.31. Normales FAEP einer 44-Jährigen

▬ bei Intoxikation und/oder Stoffwechselentgleisungen; ▬ bei posttraumatischem Koma nach Schädel-HirnTrauma; ▬ bei der Feststellung des Hirntods.

Akustisch evozierte Potentiale (AEP) Akustisch evozierte Potentiale ermöglichen die Untersuchung des Hörnervs in Verbindung mit der Hörbahn über den Hirnstamm bis zur Hirnrinde. Für die Neurologie haben die frühen Komponenten in den ersten 10 ms nach dem Reiz (FAEP) Bedeutung erlangt (⊡ Abb. 11.31). Diese werden im N. acustucus und in einzelnen Kerngebieten des Hirnstamms generiert. Es handelt sich um eine wenig aufwändige Untersuchung zu funktionellen Ausfällen infolge raumfordernder Prozesse im Hirnstamm. So führen z. B. Tumore und Blutungen im Hirnstamm zu Veränderungen im FAEP. Auch in der Audiologie haben die AEP ihren festen Platz. Dort finden sie Anwendung bei Erkrankungen der Kochlea, des Hörnervs und bei der objektiven Audiometrie bei Patienten, die bei der normalen Audiometrie ( Kap. 14) nicht mitarbeiten können.

11

162

I

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

Der AEP-Stimulator besteht aus einem elektromagnetisch abgeschirmten Kopfhörer, über den Töne von einem elektronischen Tongenerator direkt in die Ohrmuschel abgegeben werden. Die elektromagnetische Abschirmung ist deshalb notwendig, weil die Ableitelektroden direkt unter dem Kopfhörer appliziert werden müssen und Übersprechen über die Elektroden zum Verstärker zu vermeiden ist. Wird der Tongenerator nur für die Stimulation von Hirnstammpotentialen verwendet, ist der Reiz ein kurzes rechteckförmiges akustisches Signal mit einer Dauer von 100 µs, ein sog. Click. ▬ Click-Reizamplitude: 10–80 dB HL, standardmäßig 70 dB HL in der Neurologie, zur objektiven Audiometrie in der HNO alle Lautstärken; ▬ Reizfrequenz: 1–30 Hz in 1 Hz-Stufen; standardmäßig 10–15 Hz; ▬ Polarität: Sog, Druck, alternierend Sog/Druck; standardmäßig Sog, weißes Rauschen 30 dB unter der Reizlautstärke kontralateral zur Unterdrückung des Hörens über die Knochenleitung. Wird der Tongenerator in der HNO-Heilkunde auch noch zur Stimulation der mittleren und späten Potentiale verwendet, erzeugt er auch noch frequenzspezifische Tonpiepund Burst-Impulse mit einstellbaren Zeiten für Anstiegsund Abfallflanken im Bereich der in der Audiometrie üblichen Frequenzen von 125–250–500 Hz und 1–2–4–8 kHz. Die 4 Ableitelektroden befinden sich an folgenden Stellen: ▬ 2 Ableitelektroden: am inneren rechten und linken Ohrläppchen oder am rechten und linken Mastoid (knöcherner Schädelteil hinter dem Ohrläppchen) ipsilateral zum stimulierten Ohr; ▬ Referenzelektrode: Cz; ▬ Erdelektrode: Fz. Zuerst wird Stimulation und Ableitung am rechten Ohr durchgeführt, das linke wird dabei mit weißem Rauschen 30 dB unter der Reizlautstärke vertäubt. Danach erfolgt ein weiterer Durchlauf mit der Stimulation und Ableitung des linken Ohres mit kontralateraler Vertäubung des rechten Ohres. Beide Stimulationen und Ableitungen werden wiederholt, um zuverlässige Reproduzierbarkeit sicherzustellen. Die FAEP-Normwerte bei einer Stimulationslautstärke von 70 dB HL bestehen aus fünf Latenzen und einer Interpeaklatenz: Latenz I: 1,5 ms; Latenz II: 2,6 ms; Latenz III: 3,6 ms; Latenz IV: 4,7 ms und Latenz V: 5,4 ms; Interpeaklatenz V–I: 4,0 ms. Bewertet wird das Auftreten dieser Potentialspitzen und ob ihre Latenz im Normwertbereich liegt. Je nachdem, welche der Potentialspitzen verzögert ist oder nicht erscheint, kann auf die Lokalisation einer Schädigung geschlossen werden. Bei der objektiven Audiometrie werden zusätzlich die Amplitudenverhältnisse IV-V/I berücksichtigt. Hier

umfasst die Ableitung der Hirnstammpotentiale einen wesentlich größeren Aufwand, da die Lautstärke von 70 dB HL in 10 dB HL-Stufen abwärts bis zur Hörschwelle hinunter verringert wird. Diese Ableitungen nehmen oft mehr als eine halbe Stunde in Anspruch. Die Normwerte der Hirnstammpotentiale sind abhängig von der stimulierenden Lautstärke, vom Geschlecht, der Temperatur und pathologischen Veänderungen, nicht jedoch von der Mitarbeit des Patienten. Dies ermöglicht ihren Einsatz zum Monitoring während Operationen am inneren Ohr und am Hirnstamm. Sie können auch zur Feststellung des Hirntods herangezogen werden.

Visuell evozierte Potentiale (VEP) Visuell evozierte Potentiale (VEP) (⊡ Abb. 11.32) ermöglichen die Untersuchungen des visuellen Systems. So werden VEP in der Neurologie zur Prüfung der Fortleitung des visuellen Reizes über den Sehnerv, die visuellen Bahnen bis zum visuellen Kortex verwendet. Sie haben ihre klinische Bedeutung in der Früherkennung der multiplen Sklerose (MS) und bei zentralen Sehstörungen. In der Augenheilkunde liegt ihre klinische Bedeutung z. B. in der objektiven Visusbestimmung und in der objektiven Erkennung von Störungen des Farbsinns. In der Elektroophthalmologie verwendet man eine Vielzahl von verschiedenen visuellen Reizen, die sehr differenziert farbig oder mit verschiedenen Graustufen angeboten werden. Der Stimulator für ein Routine-VEP besteht i. d. R. aus einem TV-Monitor, der ein Schachbrettmuster über den gesamten Schirm mit größtmöglichem Kontrast anbietet, das sich im Sekundenrhythmus in ein reversibles Schachbrett umkehrt. Der Patient sitzt in einem festen Abstand zu dem Schachbrettmuster, und zwar so, dass das einzelne Schachbrett einen festen Blickwinkel (Standard 50 Bogenminuten) in Bezug auf die Netzhaut bildet. Das Gesamtfeld beträgt 12°×15° bezogen auf den Blickwinkel des Patienten. Für diese Ableitung befindet sich der Patient in einem abdunkelbaren Raum. Brillenträger müssen ihre Brille fürs Weitsehen während der Ableitung unbedingt aufsetzen. Während der Ableitung schaut der Patient auf einen Fixierpunkt, der sich leicht oberhalb der Monitormitte im Schachbrettmuster befindet. Dabei soll er die Schachbrettmusterumkehr aufmerksam betrachten, um eine verwertbare VEP-Ableitung zu erzeugen. Bei komatösen oder narkotisierten Patienten kann ein VEP abgeleitet werden, wenn man als Reiz helle Lichtblitze verwendet, die mit Hilfe von Leuchtdioden oder dem Fotostimulator ausgelöst werden. Die Elektroden befinden sich an folgenden Stellen: ▬ Ableitelektrode: 3 cm oberhalb des Inions in der Mittellinie des hinteren Schädels; ▬ Referenzelektrode: Fz; ▬ Erdelektrode: Fpz.

163 11.3 · Elektromyograph

⊡ Abb. 11.32. Visuell evoziertes Potential einer 57-jährigen Patientin

Zuerst wird eine Ableitung mit dem rechten Auge durchgeführt, das linke wird dabei verdeckt. Danach erfolgt ein weiterer Durchlauf mit der Reizung des linken Auges, bei Verdeckung des rechten. Man nennt dies monokuläre Reizung. Die beiden Antwortpotentiale werden zur Prüfung der Reproduzierbarkeit häufig jeweils einmal wiederholt. Der Hauptgipfel im Antwortpotential ist der P100, d. h. der Normwert ist ein positiver Gipfel bei rund 100 ms. Verlängerungen dieser Latenz um 10–20% sind als pathologisch anzusehen. Der negative Gipfel vor dem P100 wird N75 genannt und oft mit ausgemessen. Die Latenzen der Stimulation des rechten und linken Auges werden miteinander verglichen. Die Normwerte des VEP sind reiz- und altersabhängig. Ein Steady-state-Potential kann mit einer Umkehrfrequenz von 8,3 Hz erreicht werden.

Somatosensorisch evozierte Potentiale (SEP) Somatosensorisch evozierte Potentiale (SEP) stellen eine objektive Funktionsprüfung des somatosensorischen Systems dar, d. h. von den sensiblen Nervenenden der oberen und unteren Extremitäten über die Fortleitung des Spinalkanals, Eintritt in den Hirnstamm und ihre kortikale

Weiterverarbeitung bis in die Hirnrinde. Dies ist von klinischer Bedeutung bei Patienten, die keine verwertbaren Angaben über Sensibilitätsstörungen bei der klinischen Untersuchung machen können oder wollen. Bei einer mehrkanaligen Ableitung über verschiedene Stationen der somatosensiblen Bahnen lässt sich eine Lokalisationsdiagnostik durchführen (vgl.  Übersicht).

Ableitungsmöglichkeiten für SEP Ein 4-kanaliges Medianus-SEP kann getrennt nach rechter und linker Stimulationsseite folgendermaßen abgeleitet werden: ▬ Ableitelektrode: kanalweise Kanal 1 : Erb-Punkt in der Schlüsselbeingrube Kanal 2: unterer Nacken am Eintritt des N. medianus in die Wirbelsäule Kanal 3: oberer Nacken vor dem Eintritt des Wirbelkanals in den Hirnstamm Kanal 4: Kopfpunkt C3’ (2cm hinter C3) für rechte Stimulation, C4’ (2cm hinter C4) für linke Stimulation, (Ableitung kontralateral zur Stimulation, da ▼ sich die Pyramidenbahnen im Hirnstamm kreuzen

11

164

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

▬ Referenzelektrode: Kopfpunkt Fz für alle Kanäle ▬ Erdelektrode: an der oberen Stirn, zusätzliche groß-

I

flächige Erdelektrode am Oberarm zwischen Reiz und Ableitung (⊡ Abb. 11.33) Ein 4-kanaliges Tibialis-SEP kann getrennt nach rechter und linker Stimulationsseite folgendermaßen abgeleitet werden: ▬ aktive Elektrode: wie oben kanalweise Kanal 1: innere Kniekehle über dem N. tibialis Kanal 2: Lumbalwirbel L5 am Eintritt des N. tibialis in die Wirbelsäule Kanal 3: Wirbelsäule am Lumbalpunkt L1 Kanal 4: mittlerer Kopfpunkt Cź (3 cm hinter Cz) für rechte und linke Stimulation gleich 4 Referenzelektrode: Kopfpunkt Fz für alle Kanäle ▬ Erdelektrode: an der oberen Stirn, jedoch nicht auf einen Muskel, zusätzliche großflächige Erdelektrode am Unterschenkel zwischen Reiz und Ableitung (⊡ Abb. 11.35)

SEP haben klinische Bedeutung bei Erkrankungen des peripheren Nervensystems, z. B. bei Polyneuropathien und Kompressionssyndromen, während Rückenmark- und Wirbelsäulenoperationen sowie bei multipler Sklerose und Läsionen im Hirnstamm. Die Nervenenden der Extremitäten werden mit einem elektrischen Reiz wiederholt stimuliert. Dabei handelt es sich um einen rechteckförmigen kurzen Stimulus von 100 oder 200 µs Dauer, der entweder 3–4 mA über der motorischen Reizschwelle liegen oder das 3- bis 4-fache der sensiblen Schwelle haben soll. Dabei kommt es zu einer kräftigen, nicht schmerzhaften Kontraktion der zugehörigen Muskulatur. Die Reizfrequenz liegt bei 1, 2 oder 3 Hz für die Bewertung der frühen Komponenten. Legt man besonderen Wert auf die späteren Komponenten, sind die Reizfrequenzen auf 0,2–0,5 Hz zu vermindern. SEP werden von beiden Seiten abgeleitet. Die Normwerte für die kortikalen Reizantworten bei Medianusstimulation liegen bei P15 und N20, d. h. ein positiver Gipfel bei 15 ms und ein negativer Gipfel bei 20 ms. Die Normwerte für die frühen kortikalen Reizantworten bei Tibialis-Stimulation liegen bei P30 und N33, die mittle-

⊡ Abb. 11.33. Schema zur Ableitung eines Medianus-SEP von verschiedenen Messpunkten mit den zugehörigen Signalen

165 11.3 · Elektromyograph

ren bei P40, N50 und P60 und die späten bei N75 und höher. Beispiele für somatosensorisch evozierte Potentiale nach Stimulation des N. medianus (⊡ Abb. 11.34) und des N. tibialis ⊡ Abb. 11.36) sind mit ihren Messwerten angegeben. In der Klinik werden die SEP-Ableitungen häufig 4kanalig abgeleitet, sodass aus den Latenzen der Gipfel von den verschiedenen Ableitorten Latenzdifferenzen gebildet werden, die es ermöglichen, eine periphere und zentrale Überleitgeschwindigkeit zu bestimmen. Diese Berechnung erfolgt analog zur Bestimmung der NLG. Die Normwerte sind abhängig von Alter, Körpertemperatur und Größe der Patienten. Dies ist bei der Impulsüberleitgeschwindigkeit zu berücksichtigen. Ein besonderer Vorteil der frühen kortikalen Reizantworten ist, dass sie unabhängig vom Bewusstseinszustand des Patienten ableitbar sind. Sie bleiben auch weitestgehend unbeeinflusst von Medikamenten, die einen Einfluss auf den Bewusstseinszustand der Patienten haben. Dadurch ist es möglich, die SEP beim intraoperativen Monitoring einzusetzen.

Motorisch evozierte Potentiale (MEP) Bei den motorisch evozierten Potentialen (MEP) handelt es sich um eine Untersuchungsmethode, die direkt die zentralmotorischen Bahnen beim wachen Patienten überprüft.

⊡ Abb. 11.35. Schema zur Ableitung eines Tibialis-SEP von verschiedenen Messpunkten mit den zugehörigen Signalen

⊡ Abb. 11.34. Normales somatosensorisch evoziertes Potential des N. medianus einer 50-jährigen Patientin

11

166

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

I

⊡ Abb. 11.36. Normales somatosensorisch evoziertes Potential des N. tibialis eines 40-Jährigen

Es handelt sich dabei um eine nicht invasive und schmerzlose transkranielle motorische Kortexstimulation mit Hilfe eines Magnetstimulators. Die MEP werden häufig in Verbindung mit den SEP abgeleitet. Während mit den SEP die aufsteigenden sensiblen Nervenbahnen zusammen mit ihrer Weiterverarbeitung in den verschiedenen Teilen des Gehirns geprüft werden, testen die MEP die absteigenden motorischen Bahnen bis zu den Extremitäten. Die Reizwirkung der Magnetstimulation entsteht durch die vom Magnetfeld induzierten Ströme im motorischen Kortex. Die Einstellungen des Verstärkers entsprechen der motorischen NLG, jedoch mit längeren Analysezeiten. Ebenso ist es von Vorteil, 10–20 MEP auf einem Monitor gemeinsam darzustellen. Die Technik des Magnetstimulators besteht aus einem Kondensator-Lade-Entladesystem mit einem Hochvoltladekreis, einem Hochleistungsentladeschalter und einem Kondensator, der die aufgeladene Energie speichert. Der Kondensator entlädt über die Spulen. Die Bauart oder Geometrie der Spule hat großen Einfluss auf die Stärke, Eindringtiefe und die Fokussierung des Reizes im neuronalen Gewebe. Es sind daher für verschiedene Reizarten verschiedene Spulenformen üblich. Bei der Stimulation der oberen Extremitäten wird die 90 mm-Standardspule

verwendet. Die Seiten der Spule sind mit der Flussrichtung des Stromes gekennzeichnet. Schaut man von oben auf die Spule und die Markierung der Flussrichtung des Stromes zeigt im Uhrzeigersinn, dann wird die linke Hemisphäre stimuliert und man leitet kontralateral an der rechten Hand das MEP ab. Umgekehrt: Ist die Flussrichtung entgegen dem Uhrzeigersinn gerichtet, wird die rechte Hemisphäre stimuliert mit der kontralateralen Ableitung an der linken Hand. Zur Bestimmung der zentralen motorischen Leitzeit (ZMLZ) wird zuerst der motorische Kortex gereizt, dann der zugehörige Nerv am Austritt aus dem Wirbelkanal (⊡ Abb. 11.37). Die Latenzen der MEP der kortikalen und zervikalen Reizung werden gemessen und voneinander abgezogen. Die Differenz ist die Zeit, die der Reizimpuls vom motorischen Kortex bis zum spinalen Austritt des Nervs benötigt. Diese Zeit ist die zentralmotorische Leitungszeit. Normwerte für die Arme liegen zwischen 5–9 ms, für die Beine zwischen 15–19 ms. Ein wichtiges Phänomen bei der kortikalen Stimulation ist das der Faszilitierung. Es ist möglich, die notwendige Stimulationsschwelle um 25% zu senken und die Antwortpotentiale um das 2- bis 5-fache zu erhöhen, wenn der Patient den Zielmuskel während der kortikalen Stimulation anspannt

167 11.3 · Elektromyograph

⊡ Abb. 11.37. Reizorte und MEP zur Bestimmung der zentralmotorischen Leitungszeit – ZMLZ

und damit eine willkürliche Innervation ausführt. Die Latenz des MEP bei faszilitiertem Muskel verringert sich dann um 1–3 ms. Es gibt einige Kontraindikationen für die Magnetstimulation: Herzschrittmacher, Metall in Schädel (z. B. Aneurysma-Clips) und eine diagnostizierte Epilepsie. Weitere Vorsichtsmaßnahmen für Patient und Untersuchenden betreffen Daten auf Magnetkarten wie Kreditkarten, Computerdisketten etc. Diese können im Abstand von 20 cm um die Stimulationsspule verändert werden.

11.3.6 Ereignisbezogene Potentiale (ERP)

Die ereignisbezogenen Potentiale (Event Related Potentials, ERP) sind Potentiale, die in den höheren Schichten des Kortex entstehen. Sie beinhalten die Verarbeitung eines Reizes durch den Patienten. Sie lassen sich daher nur ableiten, wenn der Reiz für den Patienten eine Bedeutung hat. Er wird daher aufgefordert, laute von leisen oder hohe von tiefen Tönen zu unterscheiden und diese zu zählen. Bei den ERP werden ausschließlich die späten Komponenten ausgewertet. Sie werden auch als P300 oder Potentiale nach kognitiver Stimulation benannt. P300

bezieht sich wieder auf einen Spitzenwert in der Nähe von 300 ms Latenz nach Reizauslösung. Die Indikation zur Ableitung dieser Potentiale ist gegeben z. B. bei Patienten mit Hirnleistungsstörungen und dementiellen Syndromen wie M. Alzheimer, bei Depression und Schizophrenie sowie beim hirnorganischen Psychosyndrom.

Weiterführende Literatur Bischoff C, Schulte-Mattler W J, Conrad B (2005) Das EMG-Buch, 2. Aufl. Thieme, Stuttgart New York Blum WT, Kaibara M, Young GB (2001) Atlas of Adult Electroencephalography. Lippincott Williams & Wilkins Bronzio JD (2006) Tissue Engineering and Artificial Organs, 3rd edn. CRC Press Boca Raton, Florida Buchner H, Joth J (2005) Evozierte Potenziale, Neurovegetative Diagnostik, Okulographie. Thieme, Stuttgart Claus D, Kowitz-Buhler, E, Hofmann-Fox M (2002) Richtlinien und Empfehlungen der Deutschen Gesellschaft für Klinische Neurophysiologie und funktionelle Bildgebung – DGKN. Frotscher Druck, Darmstadt: 39–141 Cooper R (1984) EEG. Fischer, Stuttgart Ebe Homme (2002) Leitfaden für die EEG-Praxis. 3. Aufl. Urban & Fischer, Bei Elsevier Ebersole JS, Pedley TA (2003) Curent Practice of clinical Electroencephalography. 3/E Lippincott Williams & Wilkins

11

168

I

Kapitel 11 · Geräte und Methoden der Klinischen Neurophysiologie (EEG, EMG/ENG, EP)

Horch KW, Dhillon GS (2004) Neuroprosthetics, Theory and Practice. World Scientific Publishing Company Klinke R, Pape HC, Silbernagel A (2005) Physiologie, 5. Aufl. Thieme, Stuttgart Kugler J (1981) Elektroenzephalographie in Klinik und Praxis. G. Thieme, Stuttgart Lowitzsch K, Hopf HC, Buchner H, Claus D, Jörg J (2000) Das EP-Buch. Thieme, Stuttgart Ludin HP (1997) Praktische Elektromyographie. Thieme, Stuttgart Maurer K, Lang N., Eckert, J (1999) Praxis der evozierten Potentiale. Thieme, Stuttgart Meyer BU (1992) Die Magnetstimulation des Nervensystems. Springer, Berlin Heidelberg Mühlau G (1990) Neuroelektrodiagnostik. Gustav Fischer, Jena Niedermeyer E, Lopes da Silva F (eds) (2005) Electroencephalography. Lippincott Williams & Wilkins, Baltimore Rowan AJ, Tolunsky E (2003) Primer of EEG with a Mini Atlas. Butterworth-Heinemann Stöhr M, Riffel B, Pfadenhauer K (1991) Neurophysiologische Untersuchungsmethoden in der Intensivmedizin. Springer, Berlin Heidelberg Stöhr M (2005) Evozierte Potentiale, 4. Aufl. Springer, Berlin Heidelberg Stöhr M (2005) Klinische Elektromyographie und Neurographie, 5. Aufl. Kohlhammer, Stuttgart Wehrli W, Loosli-Hermes J (Hrsg) (2003) Enzyklopädie elektrophysiologischer Untersuchungen. Urban & Fischer, München Jena Yamada M, Mizuki, Y (1992) Leitfaden für die EEG- Praxis. Ein Bildkompendium. Gustav Fischer, Stuttgart Jena New York

169 xxxx · xxxx

Schlafdiagnostiksysteme K.-P. Hoffmann 12.1

Funktion und Anwendung – 169

12.2

Schlafdiagnostik, Schlaflabor, Schlafapnoen – 170

12.2.1 12.2.2 12.2.3 12.2.4

Schlafdiagnostik – 170 Schlaflabor – 170 Schlafapnoen – 171 Plötzlicher Kindstod – 171

12.3

Technik – 172

12.3.1

12.3.3 12.3.4

Geräte zum Monitoring ausgewählter Parameter für spezielle Anwendungen – 172 Ambulante Geräte zur Diagnostik entsprechend Stufe 3 – 172 Geräte zur Diagnostik entsprechend Stufe 4 – 172 Therapiegeräte – 173

12.4

Schlafdiagnostikverfahren – 174

12.4.1 12.4.2 12.4.3 12.4.4 12.4.5 12.4.6 12.4.7 12.4.8

Ambulante Polygraphie – 174 Kleine Polysomnographie – 174 Große Polysomnographie – 174 Multipler Schlaflatenztest (MSLT) – 174 »Maintenance of Wakefulness Test« (MWT) – 174 Therapeutisches Monitoring – 174 Intensivmonitoring (Epilepsie) – 174 EEG nach Schlafentzug – 175

12.5

Signalableitung und Signalverarbeitung – 175

12.5.1 12.5.2 12.5.3

Signalableitung – 175 Visuelle Auswertung – 177 Computerisierte Auswertung

12.3.2

12.1

12.6

Anwendungsbereiche – 180

12.7

Methodische Hinweise – 180

12.7.1 12.7.2

Handhabung/Applikation Artefakte – 181

12.8

Medizinische Bedeutung der Schlafdiagnostik – 181

12.9

Therapie – 181

12.9.1

Verhaltensmedizinisch-psychotherapeutische Therapie – 181 Chronobiologische Therapie – 181 Medikamentöse Therapie – 181 Apparative Therapie – 183 Operative Therapie – 183

12.9.2 12.9.3 12.9.4 12.9.5

– 180

12.10 Sicherheitstechnische Aspekte – 183 12.10.1 Ambulante Geräte – 183 12.10.2 Geräte im Schlaflabor – 183

12.11 Planerische Hinweise – 183 12.11.1 Raumbedarf – 183 12.11.2 Zeitbedarf – 183 12.11.3 Personal – 184

Literatur

– 184

– 177

Funktion und Anwendung

Schlafstörungen gehören mit einer Prävalenz von 15–20% zu den häufigen Erkrankungen. Dabei handelt es sich zu 50–60% um psychogene Schlafstörungen, zu ca. 30% um Schlafstörungen, bei denen psychische und organische Faktoren als Ursache nicht unterscheidbar sind, und zu 10–20% um rein organisch bedingte Schlafstörungen [12]. Zur letzten Gruppe gehören auch die Patienten mit einem Schlafapnoesyndrom, die zum einen durch ihr erhöhtes vitales Risiko imponieren, denen aber zum anderen oftmals durch eine Symptombehandlung mittels nCPAP-Therapie schnell und erfolgreich geholfen werden kann. Insgesamt unterscheidet die von der American Sleep Disorders Association 1990 veröffentlichte International Classification of Sleep Disorders (ICSD) 83 verschiedene Schlafstörungen [12].

Da zum einen die Ursachen der einzelnen Schlafstörungen mannigfaltig, zum anderen aber auch ihre Auswirkungen in verschiedene Bereiche der modernen Medizin hineinreichen, ist für die Diagnostik und Therapie von Schlafstörungen ein interdisziplinäres Herangehen erforderlich. So arbeiten verschiedene Disziplinen und Fachbereiche zusammen: Pneumologie, Pädiatrie, Neurologie, Psychiatrie, Psychologie, Geriatrie, Kardiologie, HNO, Innere Medizin, Urologie, Nephrologie usw. Auf der anderen Seite hat sich die Schlafmedizin aufgrund ihrer speziellen Fragestellungen zu einem eigenen Fachgebiet entwickelt, das die medizinischen Kenntnisse des Schlafs und seiner Störungen umfasst. Fachkenntnisse auf diesem Gebiet können heute in Deutschland an zahlreichen klinischen und privaten Schlafzentren erworben werden.

12 X

170

Kapitel 12 · Schlafdiagnostiksysteme

12.2

I

Schlafdiagnostik, Schlaflabor, Schlafapnoen

12.2.1 Schlafdiagnostik

Alle Verfahren und Methoden, die sowohl zur Beurteilung des gestörten und normalen Schlafs als auch zur Kontrolle einer eingeleiteten Therapie herangezogen werden, lassen sich unter dem Begriff Schlafdiagnostik zusammenfassen. Dabei hat sich aus praktischen Gründen eine stufenweise Einteilung bewährt (⊡ Abb. 12.1). In der 1. Stufe sind Fragen zur Vorgeschichte, Anamneseerhebung und ein standardisierter Kurzfragebogen enthalten. Die 2. Stufe umfasst klinische Untersuchungen mit Labortests und speziellen Schlaf-Wach-Anamnesen. Ein Beispiel für den Inhalt eines Fragebogens bei Verdacht auf Insomnie gibt ⊡ Tab. 12.1 wieder. Das Ziel ist die Klassifikation der Schlafstörung und bei schlafbezogenen Atmungsstörungen die Abschätzung des Risikos. Dies bestimmt das weitere diagnostische und therapeutische Vorgehen. Bei Patienten mit Verdacht auf schlafbezogene Atmungsstörungen schließen sich in einer 3. Stufe Langzeitableitungen an, bei denen insbesondere Atmung, O2-Gehalt des Blutes, Herzfrequenz und Körperlage kontinuierlich erfasst werden. Diese Messungen sind zum größten Teil ambulant durchführbar. Die 4. Stufe beinhaltet Ableitungen meist unter stationären Bedingungen im Schlaflabor. Je nach Fragestellung

⊡ Abb. 12.1. Stufendiagnostik der Schlafstörungen nach [18]

werden hier unterschiedliche Methoden angewandt, bei denen eine Vielzahl von Biosignalen abgeleitet werden. Die eingeleitete Therapie wird durch Kontrolluntersuchungen optimiert bzw. ggf. korrigiert. Zur Durchführung der für eine Diagnostik und Therapiekontrolle erforderlichen polygraphischen Ableitungen wurden von der Deutschen Gesellschaft für Schlafforschung und Schlafmedizin (DGSM) und von der Arbeitsgruppe Nächtliche Atmungs- und Kreislaufregulationsstörungen der Deutschen Gesellschaft für Pneumologie (AGNAK) Empfehlungen erarbeitet [9, 14]. Diese umfassen atemmechanische Messgrößen (Atemgasfluss, Atemanstrengung, nCPAP-Druck), kardiorespiratorische Messgrößen (Blutdruck, Blutgase, EKG, Puls), neurophysiologische Messgrößen (EEG, EMG und EOG) und patientenbezogene Messgrößen (Bewegung, Lage, Schnarchgeräusch, Videobild) [6]. Darüber hinaus werden die Anzahl der Kanäle, die einzustellenden Ableitparameter, die Applikation der jeweiligen Sensorik, die Analyse einschließlich automatischer Weiterverarbeitung, die Bewertung der Ergebnisse und ergänzende Messgrößen empfohlen [9, 14].

12.2.2 Schlaflabor

In einem Schlaflabor wird der Schlaf unter labormäßigen Bedingungen untersucht, wobei verschiedene Biosignale registriert, gespeichert und unter vielfältigen Kriterien ausgewertet werden. Dabei ist die anamnestisch erfasste

171 12.2 · Schlafdiagnostik, Schlaflabor, Schlafapnoen

Ursache der Schlafstörung für das jeweilige diagnostische Vorgehen entscheidend. Aufgrund der beschriebenen Vielfalt haben sich speziell ausgerichtete Schlaflabors etabliert. Schwerpunkte eines psychiatrisch-neurologischen Schlaflabors sind psychogene und neurologische Hypo- und Hypersomnien, Parasomnien, zirkadiane Störungen des Schlaf-WachRhythmus, Sexualstörungen und insbesondere die Epilepsie. Daraus resultieren zusätzliche EEG-Kanäle für die Anfallsdiagnostik einschließlich Langzeit-EEG, EMG, Körpertemperatur, Aktographie sowie die Registrierung nächtlicher Erektionen. Das psychologische Schlaflabor sieht den Schwerpunkt seiner Untersuchungen im Bereich von Vigilanz, Traum und den Ursachen psychogener Schlafstörungen sowie dem Einfluss von Stress und Lärm auf den Schlaf. Dabei werden neurophysiologische Parameter wie z. B. Hautwiderstand, Haut- und Kerntemperatur, EMG und EEG-Biofeedback zusätzlich erfasst. Der Schwerpunkt des internistisch-pneumologischen Schlaflabors sind schlafbezogene Atmungsstörungen. Die Messung von kardiorespiratorischen Funktionen einschließlich der damit verbundenen Änderung neurophysiologischer Parameter, wie z. B. Auftreten von Arousals, dient hauptsächlich der Diagnostik des Schlafapnoesyndroms. Weitere Messgrößen sind dabei der Atemfluss getrennt für Nase und Mund, der intrathorakale Druck, pCO2, der kontinuierliche Blutdruck, pH-Wert und das Langzeit-EKG. Untersuchungen zur Prüfung der Wirksamkeit eines Medikaments werden im pharmakologischen Schlaflabor durchgeführt.

12.2.3 Schlafapnoen

Eine Episode der Verminderung der Atemamplitude um 50% mit einer Dauer von mehr als 10 s wird als Hypopnoe bezeichnet. Bei einer Apnoe sinkt die Amplitude unter 20% des Ausgangswerts bei einer angenommenen Dauer von mehr als 10 s. Begleitet wird eine Apnoephase von einem initialen Abfall der Herzfrequenz und einem nach einigen Sekunden folgenden Abfall der O2-Sättigung. Die Apnoephase wird durch ein Wecksignal des ZNS beendet und ist durch das Arousal, eine kurzzeitige EEG-Aktivierung, und eine Erhöhung der Herzfrequenz durch kräftiges Atmen sowie einen O2-Anstieg im Blut charakterisiert. Bei einer obstruktiven Apnoe kommt es während des Einatmens durch das Zusammenspiel von entstehendem Unterdruck im Rachenraum und verminderter Innervation der pharyngealen Muskulatur zu einem Verschluss der oberen Atemwege. Dabei sind Thorax- und Abdomenbewegungen weiter vorhanden, wobei oftmals eine entgegengesetzte Bewegung auftritt. Weniger häufig ist die zentrale Apnoe, ein Atemstillstand aufgrund eingeschränkter zerebraler Steuerung der Atmung mit einem Ausfall sowohl des Atemflusses als auch der Atembewegung des Zwerchfells. Bei der gemischten Apnoe, der häufigsten Form einer Apnoe, folgt auf den Beginn mit einer zentralen Apnoe eine obstruktive Apnoephase.

12.2.4 Plötzlicher Kindstod

Eine Sonderstellung der Schlafstörungen nimmt der plötzliche Kindstod (»sudden infant death syndrome«, SIDS)

⊡ Tab. 12.1. Anamneseerhebung am Beispiel der Diagnostik von Insomniepatienten nach [10] Form der Schlafstörung:

Einschlafstörung Durchschlafstörung Früherwachen Erholsamkeit

Symptomatik der Schlafstörung:

Kognitive und emotionale Aktivität in der Nachphase Vegetative Begleitsymptome Spezialsymptome (Atmungsstörungen, Beinbewegungen, Alpträume, Schmerzen, Angst)

Tagesbefindlichkeit:

Vigilanz Aktivität und Belastbarkeit Konzentrations- und Leistungsfähigkeit Affektlage und allgemeines Wohlbefinden

Schlafverhalten:

Zeit im Bett und Schlafdauer Schlafzeiten Abendgestaltung und Einschlafgewohnheit

Verlauf und Dauer der Schlafstörung: Schlaf vor der Erkrankung/Vorbehandlung

Selbstbehandlung (Medikamente, Alkohol) Nichtmedikamentöse Verfahren Schlafmittel (Form, Zeitpunkt und Dosierung der Medikamenteneinnahme)

Psychiatische und organische Anamnese und Symptomatik: Einflussparameter

Private und berufliche Lebenssituation Lebensumstände und Verhaltensweisen mit Wirkung auf Schlaf Physikalische Umgebungseinflüsse Allgemeine Medikamenteneinnahme Genuss von Koffein, Nikotin, Alkohol und Drogen

12

172

I

Kapitel 12 · Schlafdiagnostiksysteme

ein, da er weder durch klinische noch durch umfassende Untersuchungen post mortem erklärbar ist. Er ist die häufigste Todesursache von Säuglingen bis zur Vollendung des 1. Lebensjahrs. Als Ursache wird der Reifegrad zerebraler Strukturen diskutiert. Die Risikogruppen konnten inzwischen erfolgreich identifiziert und unterschiedliche Präventionsstrategien entwickelt werden. Nach wie vor stellt ein Langzeitmonitoring die am häufigsten verwendete Methode der Vorsorge dar [22].

12.3

Technik

Je nach Stufe der Diagnostik von Schlafstörungen unterscheidet sich die eingesetzte Technik. Hierbei spielen Einsatz, Zahl der wählbaren Parameter, Applikation der Sensorik, Bedienbarkeit, Auswertstrategien, Software usw. eine große Rolle.

12.3.1 Geräte zum Monitoring ausgewählter

Parameter für spezielle Anwendungen Zur Registrierung, Kontrolle und Dokumentation der vitalen Funktionen eines Kleinkindes im 1. Lebensjahr bei bestehendem Risiko eines plötzlichen Kindstodes werden spezielle Monitorsysteme angeboten. Diese berücksichtigen einen oder mehrere der folgenden Parameter: Herzfrequenz, Atmung und Bewegung des Säuglings. Aber auch Verfahren, die Methoden der Aktographie nutzen, können hier zur Anwendung kommen [20]. Ziel ist es, bei einem Verlust der vitalen Funktionen die Eltern zu alarmieren, um rechtzeitig Maßnahmen einer Reanimation einleiten zu können.

12.3.2 Ambulante Geräte zur Diagnostik

entsprechend Stufe 3 Es gibt eine Vielzahl ambulant eingesetzter Geräte zur Ableitung und Registrierung polygraphischer Signale. Dabei findet die Ableitung in der gewohnten häuslichen Umgebung des Patienten statt, so dass eine Gewöhnung an Laborbedingungen entfallen kann. Nach erfolgter messtechnischer Erfassung der Biosignale werden diese telemetrisch übertragen oder am nächsten Morgen im Labor vom Arzt auf einen Computer gespielt und ausgewertet. Dabei werden automatische Verfahren der Signalanalyse eingesetzt [7]. Nicht-Labor-Monitor-Systems erlauben die Ableitung, Speicherung und Auswertung von Atmung (Larynxmikrophon), Herzfrequenz (EKG), Körperlage und O2-Sättigung. Die durch eine Erhöhung der Kanalzahl erweiterten diagnostischen Möglichkeiten und der Einsatz von nCPAP-Drucksensoren eröffnen dem Schlafmediziner

weitere Perspektiven. Auch besteht die Möglichkeit, dass ein Schlafzentrum mehrere kleinere Krankenhäuser mit einem Schlaflabor bzw. ambulant tätige Ärzte betreut. Diese leiten ihre abgeleiteten Rohdaten oder Ergebnisse automatischer Analysen verbunden mit den Patientendaten und der Verdachtsdiagnose via Modem an das Zentrum zur Befundung bzw. zur Hilfestellung bei der Befundung weiter. Die entsprechenden Resultate werden ebenfalls über Modem zurückgesandt. Dadurch lässt sich die Qualität in der Diagnostik von Schlafstörungen weiter verbessern. Überweisungen und stationäre Einweisungen werden damit effizienter.

12.3.3 Geräte zur Diagnostik entsprechend

Stufe 4 Geräte zur Diagnostik von Schlafstörungen, die entsprechend dem Konzept einer Stufendiagnostik im Schlaflabor zur Anwendung kommen, umfassen die Bereiche Langzeitaufzeichnung und Polysomnographie. Einzelne Geräte bilden nach Vernetzung ein geschlossenes System der Signalerfassung, Weiterleitung, Analyse, Auswertung und Speicherung. Dabei sind Schnittstellen zu anderen Analysesystemen und Datenverarbeitungsanlagen vorgesehen. So ist die Einbindung in das Krankenhaus-Informationssystem einschließlich Patientenverwaltung und Abrechnung nützlich, da so z. B. alle Untersuchungsbefunde zentral archiviert und damit jedem Arzt des Krankenhauses zur Verfügung stehen. Ein Beispiel für ein Schlaflabor gibt ⊡ Abb. 12.2 wieder. Dieses besteht aus 4 Ableitstationen, von denen eine als mobile Station mit einem Laptop ausgestattet ist. In der Wachstation laufen alle Daten zusammen. Hier versieht die Nachtwache ihren Dienst, werden die Signale analysiert, gespeichert und archiviert. Möglichkeiten der CPAP-Einstellung, der Kommunikation mit den Patienten und der Datenfernübertragung via Modem sind vorhanden. Simultan zu den Biosignalen wird mittels Infrarotvideoanlage das Videobild des Patienten erfasst, gespeichert und kann mit den Signalen korreliert werden. Im angeführten Beispiel steht dem leitenden Arzt eine zusätzliche Auswertstation zur Verfügung, die den Zugriff auf alle erfassten Daten erlaubt. Weite, getrennte Einstellbereiche für die Ableitparameter sowie Abtastraten von 1–1000 Hz sind für eine volle Polygraphiefähigkeit erforderlich. Gerätemäßig reicht das Spektrum von einer 12-kanaligen Einplatzanlage bis zu vernetzten 32kanaligen Mehrbettstationen mit Auswerteeinheit und Server. Eine wichtige Voraussetzung für den Einsatz von Ableitgeräten in der Schlafmedizin ist, dass während einer Ableitung die Signale vorherliegender Zeitabschnitte jederzeit durch die Nachtwache bzw. den Bereitschaftsarzt betrachtet werden können.

173 12.3 · Technik

⊡ Abb. 12.2. Aufbau eines Schlaflabors mit 3 festen und einer mobilen Ableitstation sowie einer zentralen Wachstation und einem zusätzlichen Arbeitsplatz zur Auswertung der Ableitung im Arztzimmer

12.3.4 Therapiegeräte

Eine apparative Therapie schlafbezogener Atmungsstörungen ist eine nasale kontinuierliche Überdruckbeatmung. Ziel einer derartigen Therapie ist es, durch einen positiven Druck die Obstruktion der oberen Atemwege in der Einatmungsphase zu verhindern. Dabei kommen hauptsächlich nCPAP (»nasal continuous positive airway pressure«) und BiLEVEL (»nasal bilevel positive airway pressure«) zum Einsatz. Die Benutzung eines Gerätes mit 2 getrennten Drücken für Inspiration und Exspiration erlaubt bei hohen CPAP-Drücken ein leichteres Ausatmen. Die Einstellung des jeweiligen Niveaus für Einatmung und Ausatmung wird durch die Atmung vom Patienten gesteuert und muss in einer absolut kurzen Zeitspanne mit einer hohen Präzision erfolgen. Trägt man den Atemfluss als Funktion des CPAP-Drucks auf, so lässt sich ein Druck finden, ab dem ein Atemfluss nachweisbar ist (⊡ Abb. 12.3, linke Seite). Dieser wird als kritischer Druck Pcrit bezeichnet und ist ein Maß für die Kollapsibilität des Pharynx während des Schlafs. Betrachtet

man den kritischen Druck für Probanden, schnarchende Probanden, Patienten mit obstruktiver Hypopnoe und Patienten mit obstruktiver Apnoe, lässt sich zeigen, dass der Wert für Pcrit in der genannten Reihenfolge zunimmt [23]. Um die Akzeptanz dieser Geräte zu erhöhen, erfolgt in der Einschlafphase eine einschleichende rampenförmige Druckerhöhung bis zum therapeutischen Druck. Neuere Geräte, die auch als automatisches CPAP bezeichnet werden, variieren den Druck in einem 2minütigen Intervall um +2 mbar zum aktuellen Druckniveau bei einer gleichzeitigen Messung der resultierenden Atemflussänderungen. Ziel der Analyse und ggf. Adaptation des aktuellen Drucks ist das Erreichen des optimalen Druck-AtemflussKorridors, bei dem keine respiratorischen Ereignisse (Apnoe, Hypopnoe oder Schnarchen) auftreten [1, 26]. In ⊡ Abb. 12.3 (rechte Seite) wird ein Ausschnitt eines automatischen Titrationsreports mit der Darstellung von Atemfluss (Flow) und Druck gezeigt. Von großer Bedeutung für den Patienten sind sowohl eine Temperierung und Befeuchtung der Beatmungsluft als auch die Geräuschentwicklung der eingebauten Turbine.

12

174

Kapitel 12 · Schlafdiagnostiksysteme

I

⊡ Abb. 12.3. Atemfluss-Druck-Kurve (links), Ausschnitt aus einem automatischen Titrationsreport (rechts)

12.4

Schlafdiagnostikverfahren

12.4.1 Ambulante Polygraphie

Unter dem Begriff der ambulanten Polygraphie werden alle Ableitungen mittels Nicht-Labor-Monitor-Systemen zusammengefasst. Diese stellen zum einen die in der 3. Stufe der Schlafdiagnostik verwendeten Geräte dar. Zum anderen sind hierzu auch alle alarmgebenden Systeme zu zählen, wie sie für ein Monitoring bei Verdacht auf plötzlichen Kindstod im Kinderzimmer eingesetzt werden.

12.4.2 Kleine Polysomnographie

Eine kleine Polysomnographie ist bei psychogenen/psychiatrischen Krankheitsbildern, zur Differentialdiagnose epileptischer Anfallsleiden und zur Therapiekontrolle von Erkrankungen, bei denen Atmungsparameter keine Rolle spielen, indiziert. Dabei werden mindestens 4 Kanäle EEG, das EOG, EMG und EKG registriert. Eine kontinuierliche Beobachtung sowohl des Patienten über Videomonitor und der polygraphischen Registrierung ist erforderlich.

12.4.3 Große Polysomnographie

Eine große Polysomnographie wird bei hartnäckigen und therapieresistenten Schlafstörungen, die nicht auf den ersten Blick psychogener oder psychiatrischer Natur sind, bei Verdacht auf schlafbezogene Atmungsstörungen und bei Tagesschläfrigkeit durchgeführt. Neben EEG, EOG, EMG, EKG, Flow, Effort, Blutgasen können Schnarchen, Blutdruck, Lage, Temperatur, Bewegung, Erektion und intrathorakaler Druck erfasst werden. Eine Videometrie ist erforderlich.

12.4.4 Multipler Schlaflatenztest (MSLT)

Mittels des multiplen Schlaflatenztests kann die Tagesschläfrigkeit objektiviert werden. Er wird direkt nach einer vorausgehenden nächtlichen Polygraphie z. B. zu den Zeitpunkten 10 Uhr, 12 Uhr, 14 Uhr und 16 Uhr durchgeführt. Die Ableitzeit kann jeweils 20 min betragen, wobei der Patient sich nicht gegen den Schlaf wehren soll. Abgeleitet werden EEG, EOG, EMG und EKG.

12.4.5

»Maintenance of Wakefulness Test« (MWT)

Der MWT wird wie der MSLT direkt nach einer vorausgehenden nächtlichen Polygraphie z. B. zu den Zeitpunkten 10 Uhr, 12 Uhr, 14 Uhr und 16 Uhr durchgeführt. Mit ihm wird die Bereitschaft des Patienten, wach zu bleiben, gemessen. Der Patient wird gebeten, sowohl während der Ableitung als auch zwischen den Ableitungen nicht zu schlafen. Es werden die gleichen Parameter wie beim MSLT (EEG, EOG, EMG und EKG) abgeleitet.

12.4.6 Therapeutisches Monitoring

Die technischen Voraussetzungen entsprechen denen einer großen Polysomnographie zuzüglich der Möglichkeit der Registrierung des CPAP-Drucks. Das Monitoring wird zur Kontrolle einer nasalen CPAP- oder einer BiLEVEL-Einstellung durchgeführt, die das Ergebnis einer qualifizierten Anpassung ist. Nach 3, 6 oder 12 Monaten wird routinemäßig die Einstellung kontrolliert.

12.4.7 Intensivmonitoring (Epilepsie)

Das Intensivmonitoring wird hauptsächlich zum Nachweis epileptischer Aktivitäten eingesetzt. Auch hierbei ist

175 12.5 · Signalableitung und Signalverarbeitung

mit Rücksicht auf den Patienten ein stufenweises Vorgehen angezeigt. Es lassen sich Routine-EEG-Ableitungen (20–60 min), prolongierte Ableitungen (1–6 h) und Langzeitableitungen (6–24 h) unterscheiden, die zusammen genommen eine komplexe neurodiagnostische Funktionseinheit bilden. Bei der simultanen Doppelbildaufzeichnung werden das Patientenverhalten und das EEG synchron auf einem Monitor wiedergegeben. Bei Untersuchungen von Patienten mit gesicherter Epilepsie zeigten sich während einer 48stündigen Ableitung bei 75 % der Patienten epileptische Aktivitäten, von denen 10% iktual sind [21]. Damit lassen sich iktuale und interiktuale Aktivitäten vergleichen und weiterführende Aussagen zur Klassifikation treffen. Insbesondere die Schlafphasen haben bei der Diagnostik der Epilepsie eine besondere Bedeutung, da sich die Anfälle zu folgenden Zeiten häufen: im frühen Schlaf zwischen 22 und 24 Uhr, 1–2 h vor dem morgendlichen Erwachen und nach dem morgendlichen Erwachen. Der Anteil spezifischer Potentiale steigt im Schlaf gegenüber dem Wach-EEG um ca. 20% an, v. a. in späten Teilen der Nacht und beim Auftreten von Arousals [5, 25].

12.4.8 EEG nach Schlafentzug

Im Vorfeld des intensiven Monitorings werden in der Epilepsiediagnostik routinemäßig EEG-Ableitungen nach einem 24-stündigen Schlafentzug durchgeführt. Während der Ableitung, die 1–2 h dauert, kann der Patient schlafen. Dadurch wird sowohl der Effekt des Schlafentzugs als auch der Schlaf selbst als Provokationsmethode genutzt, um das Auftreten epileptischer Aktivitäten im EEG zu verstärken bzw. hervorzurufen.

12.5

Signalableitung und Signalverarbeitung

12.5.1 Signalableitung

Entscheidend für die Qualität einer Diagnostik von Schlafstörungen ist die Qualität der Signalerfassung. Einfluss darauf haben neben der Wahl der für die jeweilige Fragestellung erforderlichen Sensoren und Elektroden die richtige Platzierung und Applikation sowie die entsprechend der Signaleigenschaften eingestellten Ableitparameter, wie z. B. Verstärkung, Frequenzbereich und Abtastrate. In ⊡ Tab. 12.2 sind die von der Deutschen Gesellschaft für Schlafforschung und Schlafmedizin empfohlenen gerätemäßigen Einstellungen zusammengefasst. Die Abtastrate für die Digitalisierung der Biosignale sollte so gewählt werden, dass sie mindestens dem doppelten Wert der im Signal enthaltenen höchsten Frequenz entspricht. Hier gilt es, einen Kompromiss zwischen Qualität der Ableitung und Größe des digitalen Speichermediums zu finden. In ⊡ Abb. 12.4 wird ein Ausdruck der Rohdaten einer polygraphischen Ableitung im Rahmen der Diagnostikstufe 3 veranschaulicht. Die Kontrolle der Qualität einer Ableitung muss online erfolgen. Für polysomnographische Ableitungen der Stufe 4 wird eine größere Zahl der Ableitkanäle verwendet und je nach Fragestellung weitere Biosignale erfasst. Hier kann auch das Videobild des schlafenden Patienten mit eingeblendet werden, um eine unmittelbare Zuorddnung von Bewegungen des Patienten und Biosignale zu ermöglichen (⊡ Abb. 12.5,  auch 4-Farbteil am Buchende).

⊡ Abb. 12.4. Polysomnographie (ambulant) bei einem Patienten mit obstruktiver Schlafapnoe (die Kanäle von oben nach unten: Atemfluss, Atemanstrengung für Thorax und Abdomen, Schnarchmikrophon, Sauerstoffsättigung, Körperposition und Herzfrequenz). Deutlich imponieren die Obstruktionen mit einer Abflachung des Atemflusses bei verminderter bzw. teilweise entgegengesetzter Auslenkung von Thorax und Abdomen, gefolgt vom Auftreten von Schnarchgeräuschen, einer Verminderung der Sauerstoffsättigung und einer Erhöhung der Herzfrequenz

12

176

Kapitel 12 · Schlafdiagnostiksysteme

⊡ Tab. 12.2. Beispiel für die Ableitparameter zur Erfassung polysomnographischer Signale entsprechend den Empfehlungen der Deutschen Gesellschaft für Schlafforschung und Schlafmedizin [14]

I

Signal

Ableitort

µV/cm

fu in Hz

fo in Hz

Bemerkungen

EEG

C3:A2, C4:A1 oder C3: A1; C4:A2

70

0,53

70

statt A1, A2 auch Mastoid; 10:20 System

EOG

linker, rechter Epikanthus

70

0,53

>30

auch horizontale und vertikale Ableitung möglich

EMG

M. mentalis oder M. submentalis; bipolar

20

<1,6

>70

EKG

in. Manubrium sterni, dif. 5. Interkostalraum

1000

Atemfluss

Mund und beide Nasenöffnungen

Unterscheidung einer Hypoventilation von normaler Atmung Hypoventilation, normale Atmung und Hyperventilation müssen erkennbar sein

Anstrengung

thorakal und abdominal

Blutgase

SaO2

EMG

M. tibialis anterior

R-Zacke sowie P- und TWelle gut erkennbar Thermistor oder Thermoelement

Induktions-Plethysmographie, Dehnungsmessstreifen, Piezosensoren oder Impedanzmessung Pulsoximetrie, bei analogem Ausschrieb 1 % pro mm 20

⊡ Abb. 12.5. Polysomnographische Ableitung eines Patienten im Schlaflabor mit der Darstellung des Videobildes im oberen Fesnter. Folgende Biosignale sind dargestellt: das EEG C3:A1 und C4:A2, das

<1,6

>70

bipolar, 5 cm Abstand

EOG, das EMG vom Mundgrund, der Flow, die Atemanstrengung, Schnarchgeräusche, die Sauerstoffsättigung, das EKG, die Herzfrequenz, das EMG vom Bein und die Körperlage

177 12.5 · Signalableitung und Signalverarbeitung

12.5.2 Visuelle Auswertung

Der erste Schritt einer Auswertung ist die visuelle Kontrolle der Rohdaten. Damit lässt sich die Qualität der Ableitung und das Auftreten von Artefakten abschätzen. Die gesamte Ableitung wird mit unterschiedlichen Zeitmaßstab dargestellt, um einen schnelleren Überblick über die gesamte Ableitung zu erhalten. In ⊡ Tab. 12.3 ist eine Übersicht über die Kriterien einer visuellen Auswertung polygraphischer Signale zur Diagnostik von Schlafstörungen zu sehen. Zur Beurteilung der Dynamik des Schlafs und der Schlafqualität werden die jeweiligen Schlafstadien und ihr Wechsel erfasst. Dabei wurde die Einteilung der Schlafstadien von Rechtschaffen und Kales zum Standard. In ⊡ Tab. 12.4 sind die wesentlichen Kriterien, an denen sich diese Klassifikation orientiert, zusammengefasst.

12.5.3 Computerisierte Auswertung

Computergestützte Verfahren der Analyse polysomnographischer Signale berücksichtigen sowohl die respiratori-

schen als auch die bioelektrischen Signale. Algorithmen zur Auswertung der Atmung sind in der Lage, Apnoen und Hypopnoen zu erkennen und zwischen obstruktiven und zentralen Atmungsstörungen zu differenzieren (⊡ Abb. 12.6,  auch 4-Farbteil am Buchende). Unter Berücksichtigung der Herzfrequenzvariation und der O2-Sättigung lassen sich weitere differentialdiagnostische Aussagen treffen. Insbesondere die übersichtliche Darstellung der Änderung dieser Parameter über den gesamten Ableitungszeitraum ist für den Arzt eine unentbehrliche Hilfe. Obwohl sich die Schlafstadieneinteilung nach Rechtschaffen und Kales zum Standard entwickelt hat und für viele Anwendungen brauchbare Ergebnisse liefert, beruht sie doch auf einer recht willkürlichen Stadienabgrenzung und ist von der Erfahrung des Arztes abhängig. Andere Verfahren zerlegen mittels Fourier-Analyse das Signal in seine Frequenzkomponenten und berechnen die Leistung als Funktion der Zeit. Insbesondere über die langsamen Aktivitäten im d-Bereich lässt sich die Schlafarchitektur erfassen. Damit können funktionelle Aspekte der Schlafregulation untersucht werden [3, 11] (⊡ Abb. 12.7,  auch 4-Farbteil am Buchende).

⊡ Tab. 12.3. Kriterien der visuellen Auswertung polygraphischer Signale im Schlaflabor entsprechend den Empfehlungen der Deutschen Gesellschaft für Schlafforschung und Schlafmedizin [14] Signal

Analyse

Atmung

Amplitude und Phasenverschiebung zwischen der thorakalen und abdominalen Atmungstätigkeit ▬ Atmungsamplitude <10% der normalen Atmung >10 s ⇒ Apnoe ▬ Atmungsamplitude <50% der normalen Atmung ⇒ Hypopnoe ▬ Apnoeindex (AI) = Apnoen pro Stunde Schlafzeit ▬ Hypopnoeindex (HI) = Hypopnoen pro Stunde Schlafzeit Respiratory Disturbance Index (RDI) = Summe aller respiratorischen Ereignisse pro Stunde Schlafzeit

Blutdruck

systolischer, diastolischer und mittlerer Blutdruck ▬ Minimal- und Maximalwerte im Wachen und im Schlaf

Blutgase

klinisch relevant ist ein Absinken >3–4% ▬ Oxygen Desaturation Index (ODI) = mittlere Sättigung, Entsättigungen pro Stunde Schlaf

EEG

visuelle Bestimmung der Schlafstadien nach den Kriterien von Rechtschaffen und Kales in Stadien Wach, 1, 2, 3, 4, REM und MT (⊡ Tab. 12.4)

EKG

Herzfrequenzvariation, Herzrhythmusstörungen mittlere Herzfrequenz Wach und Schlaf, Zeitpunkt maximale Herzfrequenz

EMG M. tibialis

Quantifizierung periodischer Beinbewegungen (PMS) ▬ Dauer zwischen 0,5 und 5 sec, > doppelte Amplitude ▬ periodisch wenn 4 Ereignisse mit Abständen von 4–90 sec bei einem Mttelwert von 20–40 sec ▬ Frage nach Arousal, PMS-Arousalindex = Zahl der Bewegungen mit Arousal pro Stunde Schlaf, ab 5 pathologisch

EMG Kinn

Schlafstadienklassifikation, Quantifizierung nach phasischer und transienter EMG-Aktivität

EOG

Erkennung REM-Schlaf, Berechnung der mittleren REM-Dichte langsame Augenbewegungen bei Schlafstadium 1

Erektion

Diagnostik der erektilen Impotenz; zeitliche Assoziation zu REM-Episoden

Interaktionen

Zusammenhänge zwischen Schlafphasen, Arousals und anderen EEG-Elementen mit kardiorespiratorischen Ereignissen und Bewegungen

Körperlage

Apnoen und Hypopnoen werden für jeweilige Körperlage gezählt

Temperatur

Diagnostik chronobiologischer Störungen des Schlaf-Wach-Verhaltens; Untersuchungszeit >32 h

12

178

Kapitel 12 · Schlafdiagnostiksysteme

⊡ Tab. 12.4. Einteilung der Schlafstadien entsprechend den Kriterien von Rechtschaffen und Kales nach [19]

I

Stadium und % am Gesamtschlaf

EEG

EOG

EMG

Wach (1%)

W

dominierend alpha-Aktivität (8–13 Hz), beta-Wellen (>13 Hz)

Lidschläge, rasche Augenbewegungen

hoher Tonus, Bewegungsartefakte

Non-REM (5%)

S1

theta-Aktivität, Vertexwellen

langsame, pendelnde Augenbewegungen

Abnahme des mittleren Muskeltonus, kaum Bewegungsartefakte

(49%)

S2

theta-Aktivität, K-Komplexe, Schlafspindeln

keine Augenbewegungen

Abnahme des mittleren Muskeltonus, kaum Bewegungsartefakte

(8%)

S3

Gruppen hoher delta-Wellen >20%<50%

keine Augenbewegungen

Abnahme des mittleren Muskeltonus, kaum Bewegungsrtefakte

(13%)

S4

Gruppe hoher delta-Wellen >50%

keine Augenbewegungen

Abnahme des mittleren Muskeltonus, kaum Bewegungsartefakte

REM (24%)

REM

theta-Aktivität, Sägezahnwellen

konjugierte rasche Augenbewegungen (Sakkaden)

niedriger mittlerer Tonus, phasische Aktivierung

Movement Time (MT)

>50% der Epoche sind durch Bewegungsartefakte gestört, sodass eine Zuordnung zu einem anderen Stadium nicht möglich ist

⊡ Abb. 12.6. Polysomnographische Darstellung insbesondere der respiratorischen Parameter einschließlich ihrer Bewertung durch die Markierung erkannter Apnoen oder Hypopnoen und Entsättigung

179 12.7 · Methodische Hinweise

⊡ Abb. 12.7. Darstellung von Ergebnissen der Auswertung insbesondere der neurophysiologichen Biosignale. Es sind die Klassifikation der Schlafstadien nach Rechtschaffen und Kales, die Frequenzanalyse des

Weitere Verfahren sind Analysen im Zeitbereich durch Erkennen von Wellen und Mustern sowie der Einsatz hybrider Systeme mit analog arbeitenden Filtertechniken. Neuere Verfahren nutzen neuronale Netze, die nach einer Lernphase Biosignale nach vorgegebenen Kriterien beurteilen können. Für die Einteilung in Schlafstadien werden derzeit auch Algorithmen auf der Grundlage der »fuzzy logic« entwickelt. Ein zusätzlicher Parameter ist die Pulswellenlaufzeit (»pulse transit time«, PTT). Diese wird aus dem EKG und dem photooxymetrisch gewonnenen Pulssignal am Finger bestimmt. Die Pulswellenlaufzeit ist die Zeitdifferenz zwischen dem Maximum der R-Zacke und dem Zeitpunkt des Erreichens von 50 % der Amplitude der Pulskurve. Änderungen der Pulswellenlaufzeit korrelieren sowohl mit Blutdruckschwankungen als auch mit der Atemanstrengung. Damit ergibt sich ein weiterer Parameter, mit dem zwischen obstruktiver und zentraler Apnoe unterschieden werden kann [24] (⊡ Abb. 12.8).

EEG zweidimensional als Funktion der Zeit und das zeitliche Auftreten von alpha- und delta-Wellen im EEG wiedergegeben

⊡ Abb. 12.8. Zur Bestimmung der Pulswellenlaufzeit

12

180

Kapitel 12 · Schlafdiagnostiksysteme

12.6

I

Anwendungsbereiche

Die Anwendungsbereiche der Diagnostik von Schlafstörungen sind so vielfältig wie ihre Ursachen. Diese reichen von internistischen, neurologischen und pneumologischen Erkrankungen bis hin zu physiologischen Reaktionen, z. B. nach dem Überqueren von Zeitzonen bei Transmeridianflügen (»jet lag«) [17] oder Schlafstörungen während der Schwangerschaft. Auch altersmäßig umfassen sie alle Bereiche, so z. B. vom plötzlichen Kindstod des Säuglings bis hin zu altersbedingten Schlafstörungen in der Geriatrie. In ⊡ Tab. 12.5 sind die einzelnen Fachgebiete und die jeweiligen Funktionsstörungen aufgeführt. Daraus wird ersichtlich, dass es kaum ein medizinisches Fachgebiet gibt, das nicht direkt oder indirekt mit der Problematik von Schlafstörungen konfrontiert wird.

12.7

Methodische Hinweise

Die methodischen Hinweise, die in diesem Kapitel gegeben werden, beziehen sich auf die Durchführung von polysomnographischen Ableitungen. Für die Fragen der Pflege und Wartung sind die Hinweise der jeweiligen Hersteller von Geräten, Zubehör und Sensorik zu beachten. Da die Art der Sensorik, ihre Eigenschaften, die verwendeten Materialien und ihre Applikation voneinander ab-

weichen können, lassen sich nur wenige allgemeingültige Hinweise geben.

12.7.1 Handhabung/Applikation

Die Auswahl der abzuleitenden Biosignale richtet sich nach dem klinischen Problem. Zu Beginn der Ableitung ist neben der technischen auch eine biologische Eichung durch Kommandobewegungen der Augen, Körperbewegungen, willkürliche Apnoe, Hypopnoe und Hyperventilation durchzuführen. Diese dient der Kontrolle der Funktionsfähigkeit der Ableittechnik und dem Sitz der Sensorik. Zur Ableitung bioelektrischer Signale sollten nur Elektroden aus einem Material miteinander verschaltet werden, entweder Gold oder Silber/Silberchlorid. Die Deutsche Gesellschaft für Schlafforschung und Schlafmedizin empfiehlt die Durchführung von polysomnographischen Untersuchungen an mindestens 2 aufeinanderfolgenden Nächten, wobei die erste der Laboreingewöhnung dient. Dabei sollte möglichst eine kontinuierliche Aufzeichnung der Biosignale auf Papier mit einer Papiergeschwindigkeit von 10 oder 15 mm/s erfolgen. Die DGSM empfiehlt eine Archivierung der abgeleiteten Signale auf optischen, magnetischen oder digitalen Medien, sofern sie jederzeit wieder in analoger Form auf einem Polygraphen ausgeschrieben werden können [14].

⊡ Tab. 12.5. Indikationsbereiche in unterschiedlichen Fachgebieten nach [18] Fachgebiet

Beispiele für Funktionsstörungen und Erkrankungen, die eine Indikation zur Untersuchung auf schlafbezogene Atmungsstörungen darstellen

Andrologie

Potenzstörungen

Endokrinologie

Hypothyreose, Akromegalie, Adipositas permagna

Hämatologie

Polyglobulie

HNO

Erkennbare Obstruktion der oberen Atemwege im Wachzustand des Patienten

Kardiologie

Nächtliche Herzrhythmusstörungen, Hypertonie, Herzinsuffizienz unklarer Genese, dilatative Kardiomyopathie

Neurologie

Neuromuskuläre Erkrankungen, Hypersomnien

Orthopädie

Kyphoskoliose

Pädiatrie

Störungen der Atmungsregulation, SIDS-Überlebende, Kinder mit Verdacht auf Pickwick-Syndrom, Gedeihstörungen, großen Tonsillen und Adenoiden

Pneumologie

Hypoxie / Hyperkapnie mit oder ohne vorbestehende Lungenerkrankung, Rechtsherzinsuffizienz oder globale Herzinsuffizienz unklarer Genese

Psychiatrie

Hypersomnie, Hyposomnie

Psychosomatik

Unklare »Versagenszustände«, Verminderung der Leistungsfähigkeit

Zahn-, Mund- u. Kieferchirurgie

Kraniofaziale Malformationen

181 12.9 · Therapie

12.7.2 Artefakte

Ein wichtiges Problem bei der messtechnischen Erfassung von Biosignalen stellen die Artefakte dar. Diese sind als Störsignal dem interessierenden Signal überlagert und können ein Vielfaches der Amplitude des Nutzsignals haben. Man unterscheidet biologische und technische Artefakte. Letztere lassen sich durch die Wahl des Ableitraums, Verbesserung der Applikation der Sensorik (z. B. Verringerung des Elektrodenübergangswiderstands) oder Veränderungen an der Ableittechnik reduzieren. Biologische Artefakte lassen sich nur bedingt ausschließen, z. B. durch Verlagerung der applizierten Sensorik. Diese Artefakte werden vom erfahrenen Auswerter im Signalgemisch identifiziert, bei computergestützter Auswertung können sie zu Fehldeutungen führen (z. B. langsame Augenbewegungen im frontalen EEG).

12.8

Medizinische Bedeutung der Schlafdiagnostik

Die medizinische Bedeutung von Schlafstörungen ergibt sich zum einen aus der Prävalenz, zum anderen aus den jährlichen indirekten Kosten in Milliardenhöhe, die durch Nichterkennung und Nichtbehandlung entstehen. In Deutschland leiden gegenwärtig etwa 20 Mio. Menschen an Ein- und Durchschlafstörungen, die nicht durch äußere Einflüsse bedingt sind. Bei der Mehrzahl der Betroffenen sind diese Schlafstörungen chronisch. Unter häufiger oder ständiger Tagesmüdigkeit leiden 3,3 Mio. Menschen, woraus sich auch der hohe Anteil tödlicher Unfälle auf Autobahnen erklärt, die Einschlafen als auslösendes Ereignis haben (24%). 2,7 Mio. Menschen nehmen regelmäßig Schlafmittel ein, obwohl fast die Hälfte der Patienten, die täglich Schlafmittel einnehmen, berichtet, dass ihre Beschwerden unverändert anhalten. Ein großer Teil der Schlafmittel einnehmenden Patienten muss als abhängig bezeichnet werden. Eine medizinische Abklärung der Störung und die Einleitung einer kausalen Therapie sind unbedingt erforderlich. Dies wird um so dringlicher, wenn man sich verdeutlicht, dass weit verbreitete und gefährliche Volkskrankheiten wie z. B. Adipositas, arterielle Hypertonie, Herzinsuffizienz, Herzrhythmusstörungen, plötzlicher Herztod und Stoffwechselerkrankungen kausal mit Schlafstörungen verbunden sein können [4,19]. Insgesamt leiden 800.000 Patienten unter Schlafapnoe, von denen bei mehr als 50% der Risikofaktor Bluthochdruck auftritt. Als Ursache für kardiovaskuläre Folge- und Begleiterkrankungen werden 3 wesentliche Pathomechanismen diskutiert: ▬ Blutgasveränderungen, ▬ intrathorakale Druckschwankungen und ▬ konsekutive Weckreaktionen.

Diese können im Verlauf zu Hochdruck im kleinen und großen Kreislauf, Cor pulmonale, Kardiomyopathien, koronaren Herzkrankheiten, Herzrhythmusstörungen und Schlaganfall führen. Die Schlafmedizin konnte zeigen, dass kardiovaskuläre und kardiopulmonale Folgeerkrankungen ausbleiben bzw. reversibel sind, wenn schlafbezogene Atmungsstörungen rechtzeitig diagnostiziert und erfolgreich therapiert werden. In ⊡ Tab. 12.6 sind die Schlafstörungen auf der Grundlage der von der American Sleep Disorders Association veröffentlichten International Classification of Sleep Disorders zusammengefasst. Diese internationale Klassifikation beschreibt die verschiedenen Störungsbilder und bemüht sich um eine ursachenorientierte Einteilung.

12.9

Therapie

Die therapeutischen Verfahren sind so vielgestaltig wie die Schlafstörungen, die mit ihnen behandelt werden. Man kann ein 5-stufiges therapeutisches Schema definieren, das verhaltensmedizinisch-psychotherapeutische, chronobiologische, pharmakologische, apparative und chirurgische Maßnahmen unterscheidet.

12.9.1 Verhaltensmedizinisch-

psychotherapeutische Therapie Hier werden neben Empfehlungen zur Schlafhygiene und der Vermeidung eines schlafstörenden Verhaltens auch Entspannungsübungen eingesetzt.

12.9.2 Chronobiologische Therapie

Sie umfasst Maßnahmen zur Beeinflussung des periodischen Verlaufs biologischer Funktionen wie z. B. mittels Lichttherapie. Damit lässt sich z. B. die Auswirkung einer künstlichen Zeitverschiebung, wie sie beim »jet lag« oder bei Schichtarbeit auftritt, mindern.

12.9.3 Medikamentöse Therapie

Bei primär organischen und chronischen Erkrankungen werden pharmakologische Maßnahmen eingeleitet. Je nach Krankheitsbild werden Stimulanzien, Antidepressiva, Hypnotika und Neuroleptika eingesetzt. Zur medikamentösen Behandlung schlafbezogener Atmungsstörungen bei Patienten mit einem leichten bis mittelschweren Befund kann Theophyllin verwendet werden. Damit ergibt sich eine Therapiemöglichkeit für Patienten, die nicht oder nicht sofort einer nCPAP-Therapie zugeführt werden können [16].

12

182

Kapitel 12 · Schlafdiagnostiksysteme

Tab. 12.6. Internationale Klassifikation der Schlafstörungen nach [12] Dyssomnien

Parasomnien

Schlafstörungen bei organischen/ psychiatrischen Erkrankungen

Schlafstörungen unterschiedlicher Genese

Intrinsische Schlafstörungen Psychophysiologische Schlafstörung, Schlafwahrnehmungsstörung, idiopathische Hyposomnie, Narkolepsie, Rezidivierende Hypersomnie, ideopathische Hypersomnie, Posttraumatische Hypersomnie, obstruktives Schlafapnoe-Syndrom, Zentrales SchlafapnoeSyndrom, zentrales alveoläres Hypoventilationssyndrom, periodische Arm- und Beinbewegungen, restless legs-Syndrom

Aufwachstörungen Schlaftrunkenheit, Schlafwandeln, Pavor nocturnus

Schlafstörungen bei psychiatrischen Erkrankungen Schizophrenie (Psychosen), depressive Erkrankungen, Angsterkrankungen, Panikerkrankungen, Alkoholabhängigkeit

Schlafstörungen unterschiedlicher Genese Kurzschläfer, Langschläfer, Subvigilanzsyndrom, fragmentarischer Myoklonus, nächtliches Schwitzen, Schlafstörungen bei Menses und Menopause, Schlafstörungen während und nach Schwangerschaft, schlafgebundene neurogene Tachypnoe, schlafgebundener Laryngospasmus, Erstickungsanfälle im Schlaf

Extrinsische Schlafstörungen inadäquate Schlafhygiene, umgebungsbedingte Schlafstörungen, höhenbedingte Schlafstörungen, psychoreaktive Schlafstörungen, Schlafmangelsyndrom, Schlafstörung bei Fehlen fester Schlafzeiten, Einschlafstörungen bei Fehlen des gewohnten Schlafrituals, Schlafstörung bei Nahrungsmittelallergie, Schlafstörung mit Zwang zum Essen und Trinken, Schlafstörung bei Hypnotikaabhängigkeit, Schlafstörung bei Stimulanzienabhängigkeit, Schlafstörung bei Alkoholkonsum, toxisch induzierte Schlafstörung

Schlaf-Wach-Übergangsstörungen Stereotype Bewegungsabläufe im Schlaf, Einschlafzuckungen, Schlafsprechen, nächtliche Wadenkrämpfe

Schlafstörungen bei neurologischen Erkrankungen Degenerative Hirnerkrankungen, Demenz, Parkinsonismus, Letale familäre Schlaflosigkeit, Schlafbezogene Epilepsie, Elektrischer Status spilepticus im Schlaf, Schlafgebundene Kopfschmerzen

Störungen des zirkadianen Schlaf-Wachrhythmus Schlafstörungen bei Zeitzonenwechsel (Jet Lag), Schlafstörungen bei Schichtarbeit, unregelmäßiges Schlaf-Wachmuster, verzögertes Schlafphasen-Syndrom, vorverlagertes Schlafphasen-Syndrom, Schlaf-Wachstörungen bei Abweichungen vom 24-Stunden-Rhythmus

REM-Schlaf-abhängige Parasomnien Alpträume, Schlaflähmungen, eingeschränkte Erektion im Schlaf, schmerzhafte Erektion im Schlaf, Asystolie im REM-Schlaf, abnormales Verhalten im REMSchlaf

Schlafstörungen bei internistischen Erkrankungen Afrikanische Schlafkrankheit, nächtliche kardiale Ischämie, chronisch-obstruktive Lungenerkrankung, schlafgebundenes Asthma, schlafgebundener gastroösophagealer Reflux, Peptischer Ulkus, Fibrositis-Syndrom

I

Weitere Parasomnien Bruxismus, Enuresis, Verschlucken im Schlaf, Nächtliche paroxysmale Dystonie, Syndrom des ungeklärten nächtlichen Todes bei Asiaten, Primäres Schnarchen, Schlafapnoe bei Säuglingen und Neugeborenen, Angeborenes zentrales Hypoventilationssyndrom, Plötzlicher Kindstod, Gutartiger Schlafmyoklonus bei Neugeborenen

183 12.11 · Planerische Hinweise

12.9.4 Apparative Therapie

Zur Behandlung schlafbezogener Atmungsstörungen ist eine apparative Therapie häufig das Mittel der Wahl. Dabei werden in erster Linie CPAP-Geräte für eine positive Überdruckbeatmung eingesetzt [8]. Bei hohen Exspirationsdrücken oder als drucklimitiertes Beatmungsgerät bei sowohl zentraler Schlafapnoe als auch zentraler Hypoventilation kann ein BiLEVEL mit der getrennten Steuerung des in- und exspiratorischen Drucks eingesetzt werden [2]. Alternative Möglichkeiten stellen die Esmarch-Prothese dar, durch die der Unterkiefer 2–4 mm nach vorn verlagert werden kann, und das Snore Ex, mit dem die Zunge des Patienten aus dem Mund nach vorn herausgezogen wird. Der therapeutische Effekt dieser Verfahren ist umstritten.

12.9.5 Operative Therapie

Selten gibt es eine klare Indikation zur kieferchirurgischen Operation, die dann gute Erfolge zeigt. Uvulopalatopharyngoplastiken werden zur Stabilisierung des Pharynxlumens eingesetzt. Insbesondere im Kindesalter kann durch Tonsillektomie eine Obstruktion beseitigt werden [13].

12.10

Sicherheitstechnische Aspekte

Voraussetzung des Einsatzes jeglicher medizintechnischer Geräte ist der Nachweis, dass eine Gefährdung für den Patienten, den Anwender und Dritte ausgeschlossen ist. Dies wird in Normen (z. B. VDE-Bestimmung) festgelegt. Grundlegende Bestimmungen sind im Medizinproduktegesetz enthalten. Dieses regelt die Herstellung, das Inverkehrbringen, das Inbetriebnehmen, das Ausstellen, das Errichten, das Betreiben und das Anwenden von Medizinprodukten sowie deren Zubehör. Die Geräte müssen so konzipiert sein, dass auch bei Auftreten eines Fehlers bzw. bei Fehlbedienungen die Sicherheit, Eignung und Leistung der Medizinprodukte nicht gefährdet ist. Neben den applikativen Wünschen muss ein polysomnographisches System die Kriterien der Qualitätssicherung in der Medizin erfüllen.

12.10.1

nungen und lange störungsfreie Betriebszeiten berücksichtigt werden. Letzteres ist eine wesentliche Voraussetzung für den Einsatz von CPAP-Geräten in der Therapie der schlafbezogenen Atmungsstörungen, der mit einem besonderen Service verbunden sein muss. Feste Wartungen in einem Zeitintervall, das etwa 1 Jahr beträgt, sollten zum Standard gehören und neben der Reinigung, dem Auswechseln von Verschleißteilen, dem Nachweis der vollen Funktionsfähigkeit auch der Abstimmung des Verhältnisses von Mensch zu Maschine durch umfassende Betreuung und Beratung des Patienten dienen.

12.10.2

Geräte im Schlaflabor

Die im Schlaflabor verwendeten Geräte werden unter ständiger Kontrolle des Personals am Patienten eingesetzt. Neben den gerätemäßigen Voraussetzungen spielt hier die Fortbildung der Mitarbeiter des Labors durch interne Qualifikation eine wesentliche Rolle. Deshalb schließen die Begutachtungsverfahren der Deutschen Gesellschaft für Schlafforschung und Schlafmedizin zur Qualitätssicherung im Schlaflabor neben einer Kontrolle der räumlichen, apparativen und personellen Ausstattung auch die Qualität in der Diagnose und Therapie mit ein [15].

12.11

Planerische Hinweise

12.11.1

Raumbedarf

Für die Planung eines Schlaflabors muss berücksichtigt werden, dass der Schlafraum für den Patienten und der Raum, in dem die Ableit- und Auswertetechnik steht (Wachstation), voneinander räumlich getrennt sind. Die Größe des Schlafraums sollte 12 m2 nicht unterschreiten. Er sollte über eine Schalldämmung, Verdunklungsmöglichkeit und ggf. Klimaanlage verfügen. Eine Infrarotvideoanlage bestehend aus Kamera, Mikrophon, Infrarotstrahler, Monitor und Rekorder ist für die simultane Aufzeichnung des Videobildes des Patienten zusammen mit den abgeleiteten Biosignalen erforderlich und dient auch der Kontrolle des Patienten. Zur Verständigung mit dem Patienten während der Ableitung ist eine Gegensprechanlage erforderlich.

Ambulante Geräte 12.11.2

Medizintechnische Geräte dürfen die Gesundheit und den Schutz von Patienten, Anwendern und Dritten nicht gefährden. Dies betrifft in einem besonderen Maß die Medizintechnik, die der Patient im Rahmen einer Therapie oder ambulanten Diagnostik von Schlafstörungen zu Hause einsetzt. Hier müssen zusätzlich Bedienbarkeit, Übersichtlichkeit, ein Ausschluss möglicher Fehlbedie-

Zeitbedarf

Der Zeitbedarf für eine Schlafuntersuchung ist je nach Fragestellung sehr unterschiedlich und reicht von 20 min (MSLT) bis zu mehreren Tagen (Epilepsiediagnostik und Diagnostik chronobiologischer Schlafstörungen). Die Vorbereitung des Patienten und das Anlegen der Sensorik dauert im Durchschnitt eine halbe bis eine ganze Stunde.

12

184

Kapitel 12 · Schlafdiagnostiksysteme

12.11.3

I

Personal

Ein Schlaflabor wird von einem verantwortlichen Leiter geführt, der das diagnostische Spektrum der Schlafstörungen beherrscht. Ist er kein Arzt, sondern z. B. Psychologe, muss ein verantwortlicher Arzt zur Erfüllung der medizinischen Belange ernannt werden. Empfehlenswert ist der Einsatz von einem Arzt (z. B. für Ambulanz, Befundung, interventionelle Therapie und Rufbereitschaft) sowie zwei Assistent(inn)en (z. B. für Einbestellung, Tagtest, Auswertung, Anlegen und Pflegen der Sensorik) je Ableitplatz. Eine Nachtwache sollte nicht mehr als drei Patienten überwachen, davon maximal zwei CPAP-Einstellungen oder maximal ein Problemfall. Während der Nacht muss ein diensthabender Arzt im Hintergrund zur Verfügung stehen.

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13 X

185 xxxx · xxxx

Nystagmographie K.-P. Hoffmann 13.1 Funktion und Anwendung 13.2 Augenbewegungen 13.2.1 13.2.2 13.2.3 13.2.4 13.2.5

– 185

– 186

Sakkaden – 186 Folgebewegungen – 186 Nystagmen – 186 Konvergenzbewegungen – 187 Torsionsbewegungen – 187

13.3 Technik und Methodik

– 187

13.3.1 Frenzel-Brille – 187 13.3.2 Elektronystagmographie (ENG), Elektrookulographie (EOG) – 187 13.3.3 Photoelektronystagmographie (PENG), Infrarotokulographie (IROG) – 188 13.3.4 Magnetookulographie (MOG) – 188 13.3.5 Elektromagnetische Technik (Search-coil-System) – 188 13.3.6 Videookulographie (VOG) – 188

13.1

Funktion und Anwendung

Die Nystagmographie ist eine Methode zur messtechnischen Erfassung, Analyse und Bewertung von spontanen und durch externe Reize ausgelösten Augenbewegungen. In ⊡ Abb. 13.1 ist stark vereinfacht der prinzipielle Aufbau des okulomotorischen Systems dargestellt. Seine primäre Funktion ist es, die stabile Positionierung der Abbilder

13.4 Verfahren 13.4.1 13.4.2 13.4.3 13.4.4 13.4.5

– 189

Spontannystagmus – 189 Sakkaden – 189 Folgebewegungen – 189 Optokinetischer Nystagmus – 190 Vestibulärer Nystagmus – 190

13.5 Signalableitung und Signalverarbeitung – 190 13.6 Medizinische Bedeutung

– 191

13.7 Sicherheitstechnische Aspekte 13.8 Raumplanung Literatur

– 192

– 192

– 192

der visuellen Welt auf der Netzhaut und damit sowohl einen ungestörten Sehvorgang als auch eine konstante Raumwahrnehmung zu ermöglichen. Es müssen einerseits die interessierenden Bildabschnitte auf der Stelle des schärfsten Sehens, der Fovea centralis (ca. 0,8° des zentralen Gesichtsfeldes) binokulär zentriert und fixiert werden. Andererseits gilt es, bei Eigen- und Umweltbewegungen auftretende retinale Bildverschiebungen zu vermeiden. Hierzu stehen prinzipiell schnelle

⊡ Abb. 13.1. Vereinfachte Darstellung der Regelung von Augenbewegungen nach [19]

186

I

Kapitel 13 · Nystagmographie

und langsame Augenbewegungen zur Verfügung mit den okulomotorischen Systemen Sakkaden, langsame Folgebewegung, vestibulärer und optokinetischer Nystagmus, Konvergenzbewegungen sowie Fixation. Dabei ist die Fixationsphase von Mikrosakkaden gekennzeichnet [12]. Erst die Genauigkeit der sensomotorischen Verknüpfung einschließlich der Möglichkeit der Kompensation von Störungen sichert die Aufrechterhaltung des binokulären räumlichen Sehens [10]. Diese funktionellen Leistungen der Okulomotorik werden durch die zentrale Integration der propriozeptiven, vestibulären und optischen Afferenzen ermöglicht [19]. Daher wird die Nystagmographie interdisziplinär insbesondere in den Fachgebieten Neurologie und Hals-Nasen-Ohren-Heilkunde eingesetzt und hat sich bereits in der Mitte des vorigen Jahrhunderts zu einer routinemäßig durchgeführten Diagnostikmethode etabliert.

13.2

Augenbewegungen

Eine schematische Darstellung der wesentlichen Formen von Augenbewegungen ist in ⊡ Abb. 13.2 zusammengefasst. Es handelt sich dabei um Sakkaden, Folgebewegungen, Nystagmus und Konvergenzbewegung.

13.2.1 Sakkaden

Sakkaden sind schnelle Augenbewegungen, die dem Erfassen eines neuen Fixationspunktes dienen. Unter zerebellärer Kontrolle werden sie in der paramedianen pontinen Formatio reticularis generiert. Ihre maximale Geschwindigkeit nimmt mit der Größe der Bewegung zu und kann bis zu 700°/s betragen. Die Dauer liegt zwischen 30 und 120 ms. Weitere Parameter einer Sakkade sind die Latenz und die Überschwingweite, welche als prozentuale

⊡ Abb. 13.2. Schematische Darstellung von Augenbewegungen

Abweichung vom Fixationsort nach einer Sakkade beschreibbar ist. Wird durch eine Sakkade das neue Blickziel nicht ganz erreicht, folgt nach 100–300 ms eine Korrektursakkade [2, 8]. Sakkaden lassen sich in intern getriggerte Willkürsakkaden (z. B. Erinnerungssakkaden, Antisakkaden, Suchsakkaden), durch externe Reize getriggerte automatisch ablaufende Reflexsakkaden (z. B. visuell oder akustisch induziert) und spontane scheinbar zufällige Sakkaden unterscheiden.

13.2.2 Folgebewegungen

Mit Folgebewegungen wird das Auge konjugiert und langsam einem bewegten Sehziel nachgeführt. Die Konturen des Objektes können zusätzlich durch Sakkaden abgetastet werden. Die Winkelgeschwindigkeiten liegen durchschnittlich bei 30–50°/s. Sie dienen der Verfolgung und Stabilisierung eines bewegten Sehziels auf der Retina [9].

13.2.3 Nystagmen

Als Nystagmus wird eine unwillkürliche rhythmische, in zwei Phasen ablaufende okuläre Oszillation bezeichnet. Es lassen sich zum einen der Rucknystagmus mit einer langsamen und einer die Richtung des Nystagmus bezeichnenden schnellen Phase und zum anderen der Pendelnystagmus mit in beiden Richtungen gleich schnellen Augenbewegungen unterscheiden. Der optokinetische Nystagmus (OKN), auch als vestibulookulärer Reflex (VOR) bezeichnet, ist ein durch großflächige Reize ausgelöster Rucknystagmus. Ein Beispiel hierfür ist der sogenannte. Eisenbahnnystagmus, der beim Betrachten von Sehzielen während der Eisenbahnfahrt beobachtbar ist. Die langsame Phase entspricht der Bewegung des Zuges (Folgebewegung), die schnelle Phase einem Fixationswechsel (Sakkade). Eine vestibuläre Reizung kann von einem vestibulookulären Reflex gefolgt werden. Ein vestibulärer Nystagmus tritt bspw. nach kalorischer oder mechanischer Reizung des Labyrinths auf. Letzterer lässt sich durch eine Drehbeschleunigung auslösen. Während der Drehung schlägt der Nystagmus in Drehrichtung, nach Beendigung in Gegenrichtung. Weitere physiologische Nystagmen sind der Zervikalnystagmus bei Drehung der Halswirbelsäule, der audiokinetische Nystagmus bei bewegten Schallquellen, der arthrokinetische Nystagmus bei passiven Arm- und Beinbewegungen sowie der Einstellungs- oder Endstellennystagmus. Pathologische Nystagmen treten infolge von Läsionen im okulomotorischen System auf. Zu ihnen gehören der Blickrichtungsnystagmus, der vestibuläre Spontannystag-

187 13.3 · Technik und Methodik

mus, der Kopfschüttelnystagmus, der Lagerungsnystagmus, der muskelparetische Nystagmus, der periodisch alternierende Nystagmus usw. [2, 3].

13.2.4 Konvergenzbewegungen

Interretinale Bildfehler, die bei einer Fixation möglicherweise auftreten können, werden durch Konvergenzbewegungen ausgeglichen. Diese sind sehr langsam (10°/s) und von geringer Amplitude (maximal 15°) [2].

13.3.1 Frenzel-Brille

Die Frenzel-Brille ermöglicht die Beobachtung von Augenbewegungen. Durch konvexe Linsen und die Beleuchtung der Augen wird zum einen die Fixation ausgeschlossen, zum anderen die Beurteilung der Augenbewegung bei Lupenvergrößerung möglich [2]. Diese Methode erlaubt nur qualitative Aussagen. Aufgrund der einfachen Handhabung bei ausreichender Beurteilbarkeit ist sie weit verbreitet.

13.3.2 Elektronystagmographie (ENG), 13.2.5 Torsionsbewegungen

Drehbewegungen um die Sehachse mit einer Amplitude bis 10° und Geschwindigkeiten bis 200°/s werden als Torsionsbewegungen bezeichnet. Sie können spontan auftreten oder aber optokinetisch durch den Anblick einer Rollbewegung der Umwelt bzw. vestibulär bei Körperund Kopfkippungen [2].

13.3

Technik und Methodik

Der geübte Kliniker kann eine differenzierte Untersuchung von Augenbewegungen, insbesondere die Erkennung von Augenfehlstellungen, auch ohne aufwendige technische Hilfsmittel durchführen. Die quantitative Erfassung mit der Messung von Latenz und maximaler Geschwindigkeit, Verlaufsbeobachtungen, das Erkennen von spontanen Augenoszillationen sowie die Erfassung von Augenbewegungen bei geschlossenen Lidern ist nur mit geeigneter Technik möglich.

Elektrookulographie (EOG) Die Elektronystagmographie ist die in der klinischen Praxis am weitesten verbreitete Methode der messtechnischen Erfassung von Augenbewegungen. Die Signalquelle ist das korneoretinale Bestandspotential aufgrund bestehender Konzentrationsdifferenzen verschiedener Ionen im Pigmentepithel der Retina. Bei Bewegung des Auges lässt sich somit in unmittelbarer Nähe des Auges ein elektrisches Potential ableiten, dessen Änderung dem Kosinus des Winkels zwischen Ableitebene und Dipolachse proportional ist. Diese Potentialänderungen sind mittels Ag/AgClElektroden bipolar für beide Augen getrennt erfassbar (⊡ Abb. 13.3). Die mit dieser Methode gewonnenen Spannungsänderungen lassen sich mit hinreichender Genauigkeit bis 20° als eine lineare Beziehung annehmen [1, 7, 8]. Für die elektronystagmographische Methode ist nur ein geringer technischer Aufwand erforderlich. Neben den Elektroden und einem Registrierteil sind Verstärker in einem Frequenzbereich von 0,1–30 Hz für Folgebewegungen und DC bis 1000 Hz für Sakkaden erforderlich.

⊡ Abb. 13.3. Elektrookulographie. Links: Schematische Darstellung der Messtechnischen Erfassung, rechts: Applikation der Ag/AgCI-Elektroden zur bipolaren Ableitung horizontaler und vertikaler Augenbewegungen [8]

13

188

I

Kapitel 13 · Nystagmographie

Messungen in horizontaler und vertikaler Richtung sind sowohl am geöffneten als auch am geschlossenen Auge, beispielsweise während des Schlafs, möglich. Die Auflösung liegt bei 1°. Das gewonnene Signal ist durch eine Reihe von Artefakten behaftet, wie z. B. Lidartefakt, Änderung des Bestandspotentials während der Hell-Dunkeladaptation des Auges, Grundliniendrift durch Änderungen des Hautwiderstands und Muskelartefakte. Aufgrund der uneingeschränkten und einfachen Anwendbarkeit stellt die Elektronystagmographie unverändert die Methode der Wahl für die klinische Routinediagnostik dar.

nete Methode benutzt als Sensor supraleitende Quanteninterferometer. Die Magnetookulographie arbeitet völlig berührungslos. Ihre Auflösung ist derzeit noch geringer als die der Elektrookulographie. Sie ist technisch und finanziell sehr aufwändig, setzt magnetisch abgeschirmte Räume und zum Erzielen der Supraleitung eine Kühlung mit flüssigem Helium voraus. Sie wird daher nur zu Forschungszwecken eingesetzt.

13.3.5 Elektromagnetische Technik

(Search-coil-System) 13.3.3 Photoelektronystagmographie (PENG),

Infrarotokulographie (IROG) Bei der photoelektrischen Methode werden meist ringförmig angeordnete, Infrarotlicht emittierende Dioden zur diffusen Beleuchtung des Auges eingesetzt. Iris und Sklera reflektieren dieses Licht unterschiedlich stark. Dadurch treten an auf den Limbus gerichteten Phototransistoren bei Bewegung des Auges Spannungsdifferenzen auf, deren Wert dieser Bewegung proportional ist (⊡ Abb. 13.4). Diese Methode ist wenig störanfällig und für eine rechnergestützte Auswertung gut geeignet. Die Messung auch sehr kleiner Augenbewegungen bis zu 0,1° ist möglich. Nachteilig wirken sich Bewegungen des Lides und Veränderungen der Pupillenweite aus. Auch kann nur am geöffneten Auge gemessen werden [1, 18].

Eine Kontaktlinse mit einer Spule aus dünnem Draht wird auf das Auge gesetzt. Der Kopf des Patienten befindet sich in einem alternierenden Magnetfeld. Eine Augenbewegung erzeugt in der Spule eine induzierte Spannung, die dem Sinus des Winkels zwischen Spule und Richtung des Magnetfelds proportional ist. Je nach Lage der Spule sind sowohl horizontale als auch vertikale Augenbewegungen, aber auch Torsionsbewegungen registrierbar [2]. Das System liefert ein driftfreies, rauscharmes Signal mit einer Auflösung von wenigen Bogenminuten. Aufgrund des Einsatzes einer Kontaktlinse und der damit verbundenen Unannehmlichkeiten für den Patienten hat sich die elektromagnetische Technik in der Klinik nicht durchgesetzt.

13.3.6 Videookulographie (VOG) 13.3.4 Magnetookulographie (MOG)

Jeder von einem Strom durchflossene Leiter ist von einem Magnetfeld umgeben. Daher ist es möglich, bioelektrische Potentialänderungen über deren Magnetfeldänderungen zu registrieren. Diese als Magnetookulographie bezeich-

⊡ Abb. 13.4. Photoelektronystagmographie, Schematische Darstellung der messtechnischen Erfassung

Miniaturvideokameras auf der Grundlage von infrarotlichtempfindlichen CCD-Sensoren ermöglichen Bildwiederholungsfrequenzen von 250–500 Hz. Dies ist ausreichend, um aus dem Videobild des Auges seine Bewegung zu ermitteln. Die notwendige Illumination des Auges wird durch mindestens zwei auf das Auge gerichtete infrarotlichtemittierende Leuchtdioden (Wellenlänge von 850– 940 nm) erzielt. Die Pupille als der Ort der geringsten Lichtreflexion ist als dunkelster Ort im Bild detektierbar. Der Pupillenmittelpunkt ergibt sich als Schnittpunkt der maximalen Strecken in horizontaler und vertikaler Richtung. Seine Bewegung repräsentiert die entsprechende Augenbewegung (⊡ Abb. 13.5). Darüber hinaus lassen sich Torsionsbewegungen registrieren. Voraussetzungen hierfür sind auf das Auge projizierte Leuchtmarken und die Analyse der Bewegung definierter markanter Muster der Iris. Erforderlich sind hierfür Bildverarbeitungssysteme [1, 3, 17]. Aufgrund der vielfältigen Möglichkeiten handelt es sich bei der Videookulographie um ein modernes Verfahren, das in der letzten Zeit an Bedeutung gewonnen hat. In der zeitlichen Auflösung besteht derzeit gegenüber der Elektrookulographie noch ein gewisser Nachholbedarf.

189 13.4 · Verfahren

⊡ Abb. 13.5. Videookulographie. Links: Schematische Darstellung der messtechnischen Erfassung, rechts: Aufbau eines Messplatzes mit Fixierung des Kopfes. In diesem Beispiel wurde simultan über Elektro-

den das Elektrookulogramm mit registriert. Kopfbewegungen werden durch Kinnstützen minimiert

Neue klinische Möglichkeiten ergeben sich durch die Registrierung von Torsionsbewegungen. Messungen am geschlossenen Auge sind allerdings nicht möglich.

13.4

Verfahren

Die Untersuchungsverfahren richten sich nach der klinischen Fragestellung, den vorhandenen okulomotorischen Störungen und den entsprechenden Generierungsgebieten. Qualitative Aussagen sind dabei durch einfache klinische Tests möglich, wie z. B. die Bewegung eines Fingers durch den Arzt verbunden mit der Bitte an den Patienten, diesen zu fixieren, oder Veränderungen der Lage des Patienten. Dabei werden die so provozierten Augenbewegungen beobachtet. Im Folgenden sollen einige wesentliche gerätetechnische Untersuchungsmethoden kurz vorgestellt werden.

13.4.1 Spontannystagmus

Bei geschlossenen Augen lässt sich das Auftreten von Spontannystagmen untersuchen. Die Augenbewegungen werden meist elektrookulographisch erfasst.

⊡ Abb. 13.6. Elektrookulographisch registrierte Sakkaden mit unterschiedlichen Amplituden. Es ist zu erkennen, dass die maximale Geschwindigkeit mit der Amplitude der Augenbewegung zunimmt nach [8]

dass der Patient auf ein akustisches Signal hin den Fixationswechsel ausführen soll oder zu dem verlöschenden Leuchtpunkt schauen soll. Ein Registrierbeispiel mit unterschiedlichen Amplituden ist in ⊡ Abb. 13.6 dargestellt.

13.4.3 Folgebewegungen 13.4.2 Sakkaden

Sakkaden werden durch zwei vorgegebene Fixationspunkte, beispielsweise zwei im Wechsel aufleuchtende Leuchtdioden, provoziert. Der Patient soll zu dem jeweils aufleuchtenden Punkt sehen. Variationen bestehen darin,

Der Patient wird aufgefordert, einem sich mit einer Geschwindigkeit von 10–40°/s z. B. auf einem Monitor bewegenden Leuchtpunkt mit den Augen zu folgen (⊡ Abb. 13.7). Verstärkungsfaktor (Gain), Kohärenz, Phase und Geschwindigkeitsasymmetrie werden bestimmt [9].

13

190

Kapitel 13 · Nystagmographie

I

⊡ Abb. 13.8. Elektrookulographisch erfasste Nystagmen. Die optokinetische Stimulation erfolgte mit vertikalen Streifenmustern (Streifenbreite 3,5°) die sich mit einer Geschwindigkeit von 20°/s horizontal über einen Monitor bewegten. Die Bewegungsrichtung wechselte. Erkannte Nystagmen sind für das rechte Auge gekennzeichnet

⊡ Abb. 13.7. Elektrookulographisch erfasste Folgebewegungen des rechten und linken Auges mit verschiedenen Geschwindigkeiten eines sich sinusförmig bewegenden Fixationspunktes 10 °/s oder 0,15 Hz (oben), 20°/s oder 0,3 Hz (Mitte) und 30°/s oder 0,45 Hz (unten). Es ist zu erkennen, dass mit Erhöhung der Geschwindigkeit die glatten Folgebewegungen zerfallen und der Anteil sakkadischer Augenbewegungen zunimmt

13.4.4 Optokinetischer Nystagmus

Ein optokinetischer Nystagmus lässt sich durch eine rotierende Trommel, auf der z. B. Streifen aufgebracht wurden, provozieren. Projiziert man auf einen Fernseher sich horizontal bewegende Muster, so lassen sich ebenfalls Nystagmen (⊡ Abb. 13.8) auslösen. Die Geschwindigkeit und Größe der Muster sind variabel.

13.4.5 Vestibulärer Nystagmus

Die kalorische Vestibularisprüfung besteht darin, dass der äußere Gehörgang mit warmem Wasser (44°C) oder kaltem Wasser (30°C) gespült wird. Damit können beide Labyrinthe seitengetrennt untersucht werden. Der Patient liegt dabei mit leicht erhobenem Kopf. So kommt laterale horizontale Bogengang in eine vertikale Stellung.. Die Spülung mit warmem Wasser führt zu Thermokonvektionsströmen, die eine Auslenkung von Kupula und Stereozilien nach sich ziehen und die Auslösung eines Nystagmus be-

wirken. Es wird gemessen, ob der Nystagmus symmetrisch von beiden Ohren ausgelöst wird. Diese Methode wird zur klinischen Prüfung des Vestibularisapparats eingesetzt. Ein rotierender Drehstuhl (⊡ Abb. 13.9) wird zur Prüfung des vestibulookulären Reflexes eingesetzt. Häufig eingesetzte Methoden sind der Drehpendeltest, der Drehstoptest und der Rotationstest. Beim Drehpendeltest wird der Stuhl sinusförmig mit definierten Amplituden und Geschwindigkeiten bewegt. Beim Drehstoptest wird der Patient nach einer ausreichenden Adaptation an eine konstante Drehbewegung innerhalb von 1–2 s gestoppt. Der postrotatorische Nystagmus wird nachgewiesen. Bei einem Rotationstest wird der Patient erst beschleunigt, dann mit konstanter Geschwindigkeit weiter bewegt (Plateauphase) und dann allmählich gebremst. Der perrotatorische Nystagmus wird nachgewiesen [2].

13.5

Signalableitung und Signalverarbeitung

Die Signalableitung richtet sich nach der eingesetzten Methodik. Die Signalverarbeitung ist insbesondere von dem benutzten Verfahren und der jeweiligen klinischen Fragestellung abhängig. Neben dem Vergleich der Bewegung des rechten und linken Auges beim Blick nach rechts bzw. links und dem Vergleich mit dem Vorgabesignal tritt die direkte Berechnung von Parametern in den Vordergrund. Für die Sakkaden und Nystagmen ist dabei die Berechnung von Geschwindigkeiten von Bedeutung. Aber auch Latenz, Überschwingweite und Dauer einer Sakkade ermöglichen diagnostikrelevante Aussagen [15]. Für Folgebewegungen spielen der Gain als Ausdruck des Verhältnisses zwischen Antwortamplitude und Reizamplitude, die Bestimmung des Zerfalls der glatten Folgebewegungen, die Phasenbeziehung zwischen Stimulus und

191 13.6 · Medizinische Bedeutung

⊡ Abb. 13.9. Messplatz zur Untersuchung des Nystagmus nach optokinetischer Stimulation mittels bewegter Muster auf einem Fernseher und vestibulärer Stimulation durch Erzeugung verschiedener Bewegungen eines Drehstuhls (Werksfoto Jeager Tönnies GmbH Würzburg)

Augenbewegung, Korrelations- und Kohärenzfunktionen eine wichtige Rolle. Die Berechnung der genannten Parameter wird hierbei sowohl im Zeitbereich als auch nach Fourier-Transformation im Frequenzbereich durchgeführt. Die Ergebnisdarstellung erfolgt getrennt sowohl für beide Augen als auch für die jeweilige Blickrichtung häufig als Funktion der Amplitude der Augenbewegung. Für die Videookulographie kommt eine Reihe von Bildverarbeitungsverfahren zur Anwendung, um die Augenposition zu bestimmen. Die Anforderungen an die Signalverarbeitung steigen ständig und erweitern das Spektrum nystagmographischer Untersuchungsmethoden und verbessern die diagnostischen Aussagemöglichkeiten. Insbesondere die Beschreibung des okulomotorischen Systems durch mathematische Modelle und verschiedene Formen der digitalen Filterung ermöglichen neue Ansätze [4–6, 11].

13.6

Medizinische Bedeutung

Das okulomotorische System ist eines der bestuntersuchten Systeme des Menschen. Die Analyse von Augenbewegungsstörungen bei Patienten erlaubt eine Charakterisierung und präzise lokalisatorische Zuordnung, wie sie bislang nur durch moderne bildgebende Verfahren erreicht werden konnte [13]. Die hauptsächliche Information liegt neben der lokalisatorischen Aussage insbesondere in der Beschreibung einer funktionellen Einschränkung aufgrund einer Läsion, einer Raumforderung, einer systemischen Erkrankung oder der Wirkung von Pharmaka und Substanzen [2]. Dabei ist zu beachten, dass immer gleichzeitig der Versuch einer Kompensation mit erfasst wird [10]. Der Einsatz der Nystagmographie reicht von neurologischen Erkrankungen (wie z.B. der multiplen Sklerose und Raumforderungen) über Muskelerkrankungen (wie

⊡ Abb. 13.10. Analyse sakkadischer Augenbewegungen. Es ist der Verlauf der Geschwindigkeit der Augenbewegung dargestellt. Die Grenzbereiche sind grau unterlegt

z.B. die Myasthenie) bis hin zu vestibulären Symptomen (wie z. B. Schwindel) [2, 12, 14, 16]. In ⊡ Tab. 13.1 sind einige Lokalisationen von Läsionen und ihr Einfluss auf Augenbewegungen wiedergegeben. Weitere Anwendungen der Analyse von Augenbewegungen sind auf dem Gebiet der Diagnostik von Lesestörungen, zur Bestimmung der Schlafstadien in der Schlafdiagnostik, aber auch zur Steuerung von Vorgängen über die Augen beispielsweise bei Querschnittsgelähmten zu finden. Für psychologische Untersuchungen werden Augenbewegungen beispielsweise beim Betrachten von Bildern erfasst (⊡ Abb. 13.10).

13

192

Kapitel 13 · Nystagmographie

⊡ Tab. 13.1. Störungen von horizontalen Augenbewegungen durch verschiedene Hirnläsionen nach [2]

I

Fixation

Sakkaden

Folgebewegungen

Optokinetischer Nystagmus

Frontales Großhirn

Flüchtiger kontraversiver corticaler blickparetischer Nystagmus

Sakkadenparese kontraversiv mit Blickdeviation ipsiversiv

–

Kontraversiv (nach Richtung der schnellen Phase)

Occipitales Großhirn

–

Blickstörung durch Hemianopsie

Ipsiversiv

Kontraversiv

Pontomesencephaler Hirnstamm

Ipsiversiv

Sakkadenverlangsamung oder -parese ipsiversiv mit kontraversiven Blickdeviationen

Ipsiversiv

Ipsiversiv

Kleinhirn

Ipsiversiv

Sakkadendysmetrie

Ipsiversiv

Kontraversiv

13.7

Sicherheitstechnische Aspekte

Es handelt sich bei der Nystagmographie um eine nichtinvasive Diagnostikmethode, die in medizinisch genutzten Räumen angewendet wird. Es ergeben sich daraus keine weiteren speziellen sicherheitstechnischen Aspekte.

13.8

Raumplanung

Der Raumbedarf ist abhängig von der genutzten Methode und unterscheidet sich je nachdem, ob ein Drehstuhl eingesetzt wird oder nicht. Für routinemäßige Anwendungen der Elektronystagmographie ist der Raumbedarf vergleichbar anderer Diagnostikmethoden, wie bspw. der Elektrokardiographie oder Elektromyographie.

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14 Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung S. Hoth 14.1 Die Grundlagen der Audiometrie – 193

14.3 Objektive Audiometrie

14.1.1 Der Schall und seine Bestimmungsgrößen – 194 14.1.2 Aufbau und Funktion des Hörsystems – 196 14.1.3 Hörstörungen – 201

14.3.1 Impedanzaudiometrie – 217 14.3.2 Otoakustische Emissionen – 220 14.3.3 Akustisch evozierte Potentiale – 227

14.2 Psychoakustik und subjektive Audiometrie – 203 14.2.1 Der Zusammenhang zwischen Reiz und Empfindung – 204 14.2.2 Zeitverhalten des Hörsystems – 205 14.2.3 Tonschwellenaudiometrie – 206 14.2.4 Überschwellige Hörprüfungen – 210 14.2.5 Sprachaudiometrie – 211 14.2.6 Prüfung des binauralen Hörens – 215

14.1

Die Grundlagen der Audiometrie

Unser Gehör ist wichtig, komplex und empfindlich. Diese drei Eigenschaften bestimmen die Aufgabe der Audiometrie. Weil das Gehör wichtig ist, werden zuverlässige Verfahren zu seiner Untersuchung benötigt. Diese Verfahren sollen nach Möglichkeit auch dann anwendbar sein, wenn der Untersuchte über seine Empfindungen und Wahrnehmungen keine Auskunft zu erteilen vermag. Für die mit Hilfe der Hörprüfungen festgestellten Funktionsdefizite müssen wirksame Gegenmaßnahmen verfügbar sein. Daher sind Audiometrie und Hörprothetik untrennbar miteinander verbunden. Weil das Gehör komplex ist, können prinzipiell viele Funktionsdefizite auftreten und es wird kaum möglich sein, alle Fehlleistungen mit einer einzigen Funktionsprüfung zu erkennen. Daher gibt es nicht den »Hörtest«, sondern ein aus vielen Verfahren bestehendes Methodeninventar. Und schließlich treten viele der möglichen Funktionsdefizite auch tatsächlich auf, weil das Hörorgan empfindlich ist. Seine Strukturen müssen empfindlich sein, weil sie andernfalls für den Nachweis von Schwingungen geringer Intensität nicht geeignet wären. Die Evolution hat dem Rechnung getragen, indem sie dieses empfindliche Messinstrument soweit wie möglich in den härtesten Knochen, den unser Organismus aufweist (und der bezeichnenderweise den Namen Felsenbein trägt), eingebettet hat. Dies wiederum erschwert die körpereigene Versorgung des nicht nur empfindlichen, sondern auch energiebedürfti-

14.4 Hörprothetik 14.4.1 14.4.2 14.4.3 14.4.4

– 217

– 232

Versorgungsbedürftige Hörstörungen – 232 Hörgeräte: Technik und Anpassverfahren – 233 Implantierbare Hörsysteme – 240 Das Cochlea-Implantat – 241

Literatur

– 246

gen Sinnesorgans mit den nötigen Ressourcen, und dies wiederum fördert seine Anfälligkeit. Die Aufgabe der Audiometrie besteht in der Beantwortung der folgenden Fragen: ▬ Liegt eine Hörstörung vor? ▬ Durch welche Parameter lässt sie sich beschreiben? ▬ Welche Komponente des Hörsystems ist von der Störung betroffen bzw. für sie verantwortlich? ▬ Wie stark ist der Betroffene von der Hörstörung beeinträchtigt? ▬ Welche Möglichkeiten bestehen zur Behebung der Hörstörung? Eine Hörstörung kann viele Ursachen haben: Fremdkörper, Verletzungen, Entzündungen, Frakturen, veränderter Innenohrdruck, Vergiftung, Alterung, Mangelversorgung, defekte Sinneszellen, Schädigung oder Degeneration von Neuronen, Tumoren, Schlaganfälle und zentrale Ausfälle anderer Ursache. Sie kann zu diversen Funktionseinbußen führen: herabgesetzte Empfindlichkeit, gestörte Intensitätsverarbeitung, verminderte Frequenzselektion, verändertes Zeitverhalten, verringerte Diskriminationsleistung. Die heutigen konservativen, operativen und apparativen Mittel versetzen uns leider noch nicht in die Lage, alle Funktionsdefizite des Gehörs auszugleichen. Eine vollkommene Wiederherstellung des normalen Hörvermögens (restitutio ad integrum) ist nur in wenigen Fällen möglich; in der Mehrzahl der Fälle kann die ausgefallene Funktion nur teilweise kompensiert oder substituiert werden. Die Verfahren zur Untersuchung des Gehörs orientieren sich einerseits am Bedarf und andererseits an den

194

I

Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

Möglichkeiten. Der Betroffene1 wird ebenso wie der Arzt, von dem er Hilfe erwartet, daran interessiert sein, so viel wie möglich über die vorliegende Hörstörung zu erfahren. Daneben aber besteht das allgemeine ethisch begründete Prinzip, demzufolge die Kenntnis einer Gesundheitsstörung zu ihrer Behebung verpflichtet; daher macht es keinen Sinn, über das Funktionsdefizit eines Organs viel Information zusammenzutragen, wenn die Behebung des Defizits nicht möglich ist. Die praktische Audiometrie beschränkt sich deshalb darauf, die Funktion des Gehörs zu dokumentieren, soweit dem Betroffenen eine Ersatzfunktion angeboten werden kann, und die organische Ursache einer Hörstörung herauszufinden, soweit dies therapeutische Konsequenzen hat. Bezüglich der Funktionsprüfung werden bevorzugt psychoakustische und somit subjektive Verfahren eingesetzt, in Hinblick auf die Klärung der organischen Ursache hingegen sind objektive Messungen im Vorteil. Die Vielfalt des methodischen Inventars ist die große Stärke der heutigen Audiometrie (und sie rechtfertigt den Umfang der Buchbeiträge, die über dieses Thema geschrieben werden).

14.1.1 Der Schall und seine

Bestimmungsgrößen Es kann davon ausgegangen werden, dass der Leser dieses Buches eine durchaus fundierte Vorstellung von Schall hat. Trotzdem ist eine exakte Definition nützlich und notwendig. Da es sich bei Schall um eine fundamentale, allgemein bekannte und vielfach beschriebene Erscheinung handelt, soll den bestehenden Definitionen keine neue hinzugefügt werden. In einem Fachlexikon der Physik ist Schall definiert als »Schwingungen und Wellen im Frequenzbereich zwischen 16 Hz und 20 kHz, die über das menschliche Ohr Ton-, Klang- oder Geräuschempfindungen hervorrufen«. Bemerkenswert hieran ist der Umstand, dass die Definition ganz wesentlich auf einer Sinneswahrnehmung des Menschen beruht und die Akustik somit sehr eng mit der Erfahrungswelt des Menschen verknüpft ist. Wenn dieser Bezug zwischen Physik und Sinnesorgan auch nicht einzigartig ist – denn auch das Licht wird in der physikalischen Optik als »sichtbare elektromagnetische Strahlung« definiert – so deutet beides doch auf die Bedeutung des Hörens und Sehens hin und es zeigt, dass die physikalische Untersuchung und Beschreibung vieler Naturvorgänge lediglich die Fortsetzung der Beobachtung mit Hilfe unserer Sinnesorgane ist. Entstehung und Ausbreitung von Schall sind an materielle Medien gebunden. Diese Medien können aus

1

Hier und auf den folgenden Seiten dieses Beitrages stehen die Artikel vor personenbezogenen Substantiven in keiner Relation zum Geschlecht der respektiven Person.

gasförmiger, flüssiger oder fester Materie bestehen. Schall stellt eine Störung des Gleichgewichtszustandes dieses Mediums dar: Während im Gleichgewicht die Zustandsgrößen Dichte, Druck und Geschwindigkeit der Moleküle im statistischen Sinne vom Ort unabhängig sind, beruhen Schallerzeugung und -ausbreitung darauf, dass dieser Zustand durch eine lokale Störung aus dem Gleichgewicht gebracht wird. Die Störung kann z. B. darin bestehen, dass jemand in die Hände klatscht oder dass eine Lautsprechermembran sich hin- und herbewegt. Die zwischen den Molekülen herrschenden abstoßenden und anziehenden Kräfte sorgen dafür, dass die Störung nicht auf den Ort ihrer Entstehung beschränkt bleibt, sondern sich auf Nachbarorte auswirkt und sich infolgedessen von der Quelle weg ausbreitet. Am Ursprungsort wird der Druck erhöht oder verringert. Das entspricht einer Kraft auf die atomaren oder molekularen Teilchen. Gemäß dem grundlegenden Newton‘schen Bewegungsgesetz hat dies eine Beschleunigung und somit eine Auswirkung auf die Teilchengeschwindigkeit zur Folge. Weil die Geschwindigkeit mit einer (örtlich begrenzten) Strömung von Materie einhergeht und weil bei der Strömung von Teilchen ihre Gesamtzahl erhalten bleiben muss (Kontinuitätsbedingung), ergibt sich aus der Druckänderung zwanglos eine ihr proportionale Änderung der Dichte. Die Einführung von Näherungen (kleine Auslenkungen aus der Gleichgewichtslage, kein Wärmeaustausch zwischen den bewegten und den benachbarten Bereichen) führt letztendlich zu einer Formel, die in Mathematik und Physik als Differentialgleichung bezeichnet wird, weil sie mathematische Ausdrücke enthält, die die zeitliche Änderung und die Ortsabhängigkeit von Parametern des Mediums beschreiben. Das Aufschreiben dieser Gleichung (Hoth 1999) führt für unsere Zwecke nicht weiter als die Beschreibung ihrer Lösungen. Letztere bestehen aus mathematischen Ausdrücken, die eine Ausbreitung der Störung in alle Raumrichtungen mit fester Geschwindigkeit beschreiben. Das Ausmaß der Störung bzw. der Abweichung vom Gleichgewichtszustand wird durch die Zustandsgrößen Druck, Dichte und Schnelle (s.unten) beschrieben. Die Gradienten dieser Größen verlaufen parallel zur Ausbreitungsrichtung: Schallwellen sind Longitudinalwellen (im Gegensatz zu den transversalen Lichtwellen). Für die graphische Wiedergabe der Welle wird eine der Zustandsgrößen über der Zeitachse (für einen festen Ort) oder über einer Ortsachse (für einen festen Zeitpunkt) aufgetragen. Die zwei Darstellungen sind gleichwertig, weil die bereits erwähnte Schwingungsdifferentialgleichung (und daher auch ihre Lösungen) nur von (x–c·t), nicht jedoch explizit vom Ort x und der Zeit t abhängt (c = Schallgeschwindigkeit; s.unten). Zur Beschreibung der Schallwelle dienen ihre Kenngrößen Amplitude bzw. Intensität, Wellenlänge bzw. Wellenzahl sowie Frequenz bzw. Periode.

14

195 14.1 · Die Grundlagen der Audiometrie

Die Amplitude bezeichnet den aktuellen, von Ort und Zeit abhängigen Wert des Schalldrucks, der Teilchendichte oder der Schallschnelle. An den Orten (und zu den Zeiten), wo der Druck maximal ist, ist auch die Dichte maximal (Verdichtung) und die dem Druck ausgesetzten Teilchen befinden sich in Ruhe: Die Schallschnelle, d. h. die Geschwindigkeit, mit der sich die einzelnen Moleküle infolge der Druckschwankungen um ihre Ruhelage bewegen, weist hier eine Nullstelle auf. Dementsprechend geht auch ein Minimum des Druckes oder der Dichte (Verdünnung) mit einer Nullstelle der Schallschnelle einher. Hingegen ist die Schallschnelle groß, wenn Druck bzw. Dichte den Gleichgewichtswert annehmen und ihr Gradient bzw. die zeitliche Änderung maximal sind. Die Schallschnelle ist kleiner als die Schallgeschwindigkeit (s.unten), welche ihrerseits in der Größenordnung der thermischen Geschwindigkeit liegt. Die Amplitude wird mit dem unspezifischen Symbol a dargestellt; es steht für den Schalldruck (in µPa=10-6 N/m2), die Dichte (in g/m3) oder die Geschwindigkeit (in m/s) bzw. für die Abweichung dieser Bestimmungsgrößen vom thermischen Gleichgewichtswert. Zur Definition von Wellenlänge und Frequenz muss zunächst auf den Begriff der Phase eingegangen werden. Er bezeichnet den augenblicklichen Zustand der Schwingung bzw. Welle. Dieser Zustand kann z. B. ein Druck- oder Dichtemaximum sein, ein Minimum der Schallschnelle oder ein steigender Nulldurchgang der Amplitude. Die Wellenlänge λ gibt nun an, in welchem Abstand sich eine solchermaßen bestimmte und eindeutig definierte Phase der Welle wiederholt. In Luft liegen die Wellenlängen von Schall zwischen 17 mm und 20 m. Der (mit 2π multiplizierte) Kehrwert der Wellenlänge wird als Wellenzahl bezeichnet; er entspricht der Zahl der in der Längeneinheit enthaltenen Wellenlängen. Die Phasen von Druck bzw. Dichte einerseits und Schnelle andererseits sind gegeneinander um 90° verschoben. Die Frequenz f ist ein Maß dafür, wie oft sich eine bestimmte Phase wiederholt; ihre Dimension ist »Anzahl pro Zeiteinheit« (Maßeinheit 1 Hertz = 1 Hz= 1/s = 1 Schwingung pro Sekunde). Ihr Kehrwert, die Periode, liegt für Schall zwischen ca. 63 ms (bei 16 Hz) und 50 µs (bei 20 kHz). Die mit 2π multiplizierte Frequenz wird als Kreisfrequenz ω bezeichnet. Die Geschwindigkeit der Ausbreitung einer Wellenphase ist die von Temperatur und Druck sowie den elastischen Deformationseigenschaften des schallübertragenden Mediums abhängige Schallgeschwindigkeit c. Bei Raumtemperatur beträgt sie in Luft ca. 340 m/s (in Wasser ca. 1490 m/s). Frequenz f und Wellenlänge λ sind über die Schallgeschwindigkeit miteinander verknüpft. Die maßgebliche Beziehung f=c/λ ergibt sich unmittelbar aus der oben erwähnten Bindung zwischen den Variablen c und t: Wenn der Abstand λ der Wellenberge und die Geschwindigkeit c, mit der die Welle sich ausbreitet, bekannt

sind, dann kann die Häufigkeit f, mit der die Wellenberge beim Beobachter eintreffen, bestimmt werden. Die Schallwelle ist mit einem Energietransport verbunden, der üblicherweise auf die Zeit- und Flächeneinheit bezogen und als Intensität (Energiestromdichte oder Leistungsdichte) in der Einheit W/m2 angegeben wird. Bei der Frequenz 2 kHz beträgt die Intensität an der Hörschwelle etwa 10 12 W/m2 (diese Bezugsintensität I0 entspricht dem Referenzschalldruck p0=20 µPa), an der Schmerzschwelle etwa 1 W/m2. Die im Verhältnis dieser Zahlen zum Ausdruck kommende Größe des Dynamikbereiches begründet die Verwendung eines logarithmischen Maßstabes für den Schallpegel L. Die Einheit des Schallpegels ist das Dezibel (dB):

L p p2 I = 20 ⋅ lg = 10 ⋅ lg 2 = 10 ⋅ lg  dB p0 I0 p0

(1)

Werden für p0 bzw. I0 die oben angegebenen physikalischen Bezugsgrößen eingesetzt, so ergibt sich der Schalldruckpegel in dB SPL (sound pressure level). Die Zahl vor dieser Maßeinheit gibt dann an, wie viele »Zehntel Größenordnungen« zwischen der betrachteten Intensität und dem entsprechenden Referenzwert liegen. Für den zugehörigen Schalldruck p ergibt sich eine halb so große Maßzahl, weil die Intensität zum Quadrat des (effektiven) Schalldruckes proportional ist:

I=

2 peff

Z

2 = Z ⋅ veff 

(2)

Die Proportionalitätskonstante ist der Kehrwert der Impedanz der Schallwelle, die ihrerseits dem Quotienten aus Schalldruck p und Schallschnelle v entspricht. In Luft beträgt die akustische Impedanz 430 Ns/m3, in Wasser 1,46×106 Ns/m3. An der Grenzfläche zwischen Luft und Wasser liegt daher ein großer Impedanzsprung vor, der für das Hörsystem der landlebenden Wirbeltiere eine große Rolle spielt, weil er die Notwendigkeit des Mittelohrapparates als Impedanzwandler begründet. Eine sinusförmige Schallschwingung enthält nur eine einzige Frequenz und wird als ein reiner Ton empfunden. Da sich mit Hilfe der Fourier-Transformation alle zeitabhängigen Vorgänge in Anteile verschiedener Frequenzen zerlegen lassen (Ohm’sches Gesetz der Akustik), stellen Sinustöne gewissermaßen die Elementarbausteine der Akustik dar. Aus ihm sind Klänge (d. h. akustische Signale, die aus wenigen Komponenten diskreter Frequenzen bestehen), Geräusche (d. h. breitbandige Signale, deren Eigenschaften stationär oder zeitabhängig sein können), Sprache (d. h. meist bedeutungstragende Signale mit schnellen Änderungen von Frequenz und Pegel) und Schallpulse (d. h. auf kurze Zeitspannen begrenzte Signale mit steilen Flanken) zusammengesetzt. Die Definition des Schalldruckpegels von Signalen, die sich aus vielen Frequenzen zusammensetzen, erfordert in Hinblick auf den Schalldruck p in Gleichung (1) die Berechnung eines

196

I

Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

Effektivwertes peff, der bei Sinustönen mit dem durch √2 dividierten Maximalwert identisch ist (dasselbe gilt sinngemäß für den Effektivwert veff der Schallschnelle). Bei nichtstationären Signalen hängt der Effektivwert von der verwendeten Zeitkonstanten ab und es werden zusätzlich die Spitzenpegel angegeben. Alle genannten Signale (Töne, Klänge, Geräusche, Schallpulse und Sprachsignale) werden in der Audiometrie als Reize zur Prüfung des Gehörs verwendet. Bei einigen von ihnen wird für Spezialanwendungen die Amplitude oder die Frequenz moduliert. Sprachsignale weisen eine natürliche Amplitudenmodulation auf, deren Frequenz der Silbendauer entsprechend bei etwa 4 Hz liegt. Demgemäß wird in der Audiometrie außer stationären Geräuschen (stochastische nichtperiodische Prozesse) auch ein sprachsimulierendes Rauschen angewendet, dessen Frequenzspektrum den Sprachbereich abdeckt und dessen Einhüllende mit 4 Hz moduliert ist. Zu den impulsartigen Signalen ist zu bemerken, dass ihre physikalische Amplitude zur Erzielung einer von der Signaldauer unabhängigen Lautstärkeempfindung an die Signaldauer angepasst werden muss. Ihre Intensität wird durch die Spitzenpegel charakterisiert, da die Angabe von Effektivwerten wenig sinnvoll ist. Die Ausbreitung von Schall wird durch Körper, deren Impedanz von der des Ausbreitungsmediums verschieden ist, beeinträchtigt. Die Auswirkung der Hindernisse hängt von ihrer Dimension ab: Ein im Vergleich zur Wellenlänge großes Hindernis wirft einen geometrischen Schatten, wohingegen die Schallwellen um kleine Hindernisse gebeugt werden und auf der der Quelle abgewandten Seite Interferenzmuster bilden können. Breitbandige Signale werden somit durch einen Körper gegebener Größe in frequenzabhängiger Weise beeinflusst: Niederfrequente Wellen, deren Wellenlänge in der Größenordnung der Ausdehnung des Hindernisses liegt, sind auch auf der Rückseite mit unverminderter Amplitude vorhanden, hochfrequente Anteile werden hingegen abgeschirmt. Dieser Effekt spielt beim räumlichen Hören und beim Hören der eigenen Stimme eine Rolle. Wenn die Wellenlänge im Vergleich zu den Abmessungen des Hindernisses klein (bzw. die Frequenz genügend groß) ist, können Beugungsphänomene vernachlässigt und die Wechselwirkung zwischen Schallfeld und Mediumgrenze durch die Reflexionsgesetze beschrieben werden. In Räumen, die ganz oder teilweise durch Wände begrenzt werden, können durch die Überlagerung von einfallender und reflektierter Welle Eigenschwingungen entstehen, die von den Randbedingungen abhängen (stehende Wellen). Im Fall zweier fester Enden (verschwindende Schallschnelle an den ideal schallharten Grenzflächen) werden die Resonanzbedingungen nur von Wellen erfüllt, die an den Wänden Knoten der Schallschnelle (bzw. Schwingungsbäuche des Schalldrucks) aufweisen. Diese Auswahlbedingung ist nur für Räume erfüllt, deren

Ausdehnung mit einem ganzzahligen Vielfachen der halben Wellenlänge übereinstimmt. Dieselbe Bedingung gilt bei zwei freien Enden (Knoten des Schalldrucks bzw. Bauch der Schallschnelle im Fall von ideal schallweichen Abschlüssen). Viele Blasinstrumente (gedeckte Pfeifen) sowie auch der offene Gehörgang des unversorgten Ohres weisen ein freies und ein festes Ende auf. Die Wellenlängen stehender Wellen sind dann durch die Bedingung gegeben, dass die Raumdimension mit einem ungeradzahligen Vielfachen eines Viertels der Wellenlänge übereinstimmt. Für den Gehörgang mit einer Länge von etwa 2,5 cm liegt die niedrigste Resonanzfrequenz bei etwa 3,4 kHz. Die Existenz von Gehörgangsresonanzen infolge stehender Wellen beeinflusst die Ergebnisse akustischer Messungen im Gehörgang (Impedanzaudiometrie, OAE-Messung, in situ- Messung) und sie wirkt sich auf das Klangbild von Hörgeräten aus. Die genannten Randbedingungen (freier und fester Abschluss) sind hier jedoch nur näherungsweise erfüllt, da weder Gehörgangswände und Trommelfell als ideal schallhart noch die Öffnung des Gehörganges als ideal schallweich angesetzt werden dürfen und die Impedanz des Trommelfells zudem von der Frequenz abhängt. Daher genügen die tatsächlich auftretenden Resonanzfrequenzen nicht exakt den angegebenen Regeln. Voraussetzung für die Entstehung stehender Wellen ist eine vollständige Reflexion der einfallenden Schallwelle an der Mediumgrenze. Sie ist dadurch gekennzeichnet, dass der durch die Impedanzen Z1 und Z2 der aneinander grenzenden Medien bestimmte Reflexionskoeffizient r=

ζ −1 mit ζ = Z 2 Z1  PLW ζ +1

(3)

den Wert 1 annimmt. Die auf die Grenzfläche zwischen zwei Medien unterschiedlicher Impedanz auftreffende Schallwelle wird zu einem Anteil r =1−α reflektiert, der restliche Anteil α (= Absorptionsgrad) dringt in das Medium ein. Im Zusammenhang mit dem Hören spielt v. a. die Grenzfläche zwischen Luft (in der Paukenhöhle) und Wasser (im Innenohr) eine große Rolle. Wegen der unterschiedlichen Impedanz der zwei Medien weist diese Grenzfläche einen großen Reflexionskoeffizienten auf. Das Mittelohr hat die Aufgabe, diesen Impedanzsprung zu überwinden. Mit Hilfe der Impedanzaudiometrie kann die Funktion dieses Impedanzwandlers überprüft werden.

14.1.2 Aufbau und Funktion des Hörsystems

An der Verarbeitung der akustischen Information im Gehör sind zahlreiche anatomische Strukturen und komplexe physiologische Vorgänge beteiligt. Das eigentliche Sinnesorgan für die Wahrnehmung von Schallwellen ist das Corti-Organ im Innenohr (Schnecke, Cochlea). Hierhin gelangt der Schall über die Luft, das Außenohr, den

197 14.1 · Die Grundlagen der Audiometrie

äußeren Gehörgang, das Trommelfell und das Mittelohr (Gehörknöchelchen). Vom Innenohr aus wird die im Schallsignal enthaltene Information über die neuralen Strukturen der Hörbahn (Hörnerv, Hinterhirn, Mittelhirn, Thalamus, Hirnrinde und Assoziationsfelder) weitergeleitet, verarbeitet, registriert, gedeutet und eingeordnet. Die Hörbahnen beider Ohren kreuzen sich in ihrem Verlauf, so dass die Information in beiden Hirnhälften vorliegt und für höhere Leistungen des Gehörs, wie das Richtungshören oder die Störschallunterdrückung, genutzt werden kann. Die peripheren Teile des Gehörs sind in ⊡ Abb. 14.1 dargestellt. Außenohr und äußerer Gehörgang dienen der Schallzuführung; sie bewirken eine richtungs- und frequenzabhängige Verstärkung, sie üben eine Schutzfunkti-

⊡ Abb. 14.1. Querschnitt durch Außenohr, Gehörgang, Mittelohr, Innenohr und Hörnerv. Die Paukenhöhle ist über die Tube (Eustach’sche Röhre) mit dem Nasenrachenraum verbunden (nach Boenninghaus 1996)

on aus und sie tragen zur Unterdrückung von Strömungsgeräuschen (Wind) bei. Über Trommelfell, Mittelohr und Gehörknöchelchen (Ossikel) werden die Schallschwingungen der Cochlea zugeleitet. Dem aus Trommelfell und Gehörknöchelchenkette bestehenden Apparat kommt hierbei die wichtige Aufgabe zu, die niedrige akustische Impedanz der Luft an die hohe Impedanz der Flüssigkeit im Innenohr anzupassen. Die Sinneszellen im Innenohr stehen mit afferenten (aufsteigenden) und efferenten (absteigenden) Fasern des Hörnerven in Verbindung. Sie werden durch die vom Schall ausgelösten Bewegungen zur Ausschüttung eines chemischen Botenstoffes (Neurotransmitter) veranlasst, der in den aufsteigenden Nervenfasern Aktionspotentiale auslöst. Diese stellen die Elementarquanten der diskret kodierten auditorischen Information dar, welche im Gehirn analysiert und verwertet wird. Der in zweieinhalb Windungen angelegte, mit dem Liquorraum in Verbindung stehende Innenraum der Cochlea hat eine Länge von ca. 32 mm (bei Frauen) bzw. 37 mm (bei Männern). Er ist in Längsrichtung durch die Reissner’sche Membran und die Basilarmembran in drei flüssigkeitsgefüllte Hohlräume unterteilt (⊡ Abb. 14.2): die mit Perilymphe gefüllte Scala tympani (Paukentreppe), die endolymphhaltige Scala media (Ductus cochlearis, Schneckengang) und die wiederum mit Perilymphe gefüllte Scala vestibuli (Vorhoftreppe). Letztere wird gegen den Mittelohrraum (Paukenhöhle) durch die Membran des ovalen Fensters begrenzt, an welcher der Stapes als das letzte unter den Gehörknöchelchen angreift. An der Schneckenspitze (Apex) sind Pauken- und Vorhoftreppe durch eine kleine Öffnung (Helicotrema, Schneckentor) miteinander verbunden. Dadurch wird bei statischen Druckschwankungen und langsamen Schwingungen ein Druckausgleich über die Membran des runden Fensters, die die Scala tympani gegen die Paukenhöhle abgrenzt, ermöglicht. Das auf der Basilarmembran angeordnete Corti-Organ enthält als funktionelle Elemente etwa 3400 Gruppen

⊡ Abb. 14.2. Querschnitt durch das Innenohr und Vergrößerung des Ductus cochlearis mit Corti-Organ und Haarzellen (nach Boenninghaus 1996)

14

198

I

Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

von Haarsinneszellen, welche die eigentlichen Rezeptoren für Schallschwingungen darstellen. Sie sind mit elektroakustischen Wandlern (Mikrophonen) vergleichbar. Unter den Haarzellen werden zwei Sorten unterschieden: Die schlanken äußeren Haarzellen sind in drei bis fünf Reihen angeordnet und vorwiegend mit efferenten (absteigenden) Hörnervenfasern verbunden, die bauchigen inneren Haarzellen sind näher an der Schneckenachse aufgereiht, fast vollständig von Stützzellen umgeben und nahezu ausschließlich afferent (d. h. von aufsteigenden Fasern) innerviert. Am oberen Ende (apikaler Pol) beider Haarzelltypen befinden sich jeweils etwa 50–120 Sinneshärchen (Stereozilien). Die Stereozilien der äußeren Haarzellen sind in der aufliegenden Deckmembran (Membrana tectoria) verankert, die der inneren Haarzellen schweben frei in der Endolymphe des Schneckenganges. Die Haarsinneszellen des menschlichen Ohres sind ausdifferenziert, sie können sich nicht durch Zellteilung reproduzieren. Die durch den Verlust der Haarzellen bedingten Hörschäden sind daher irreversibel. In jüngerer Zeit ist es zwar im Tierversuch gelungen, Haarzellen aus Stammzellkulturen zu züchten, der Anwendung beim Menschen stehen jedoch derzeit noch große methodische Hindernisse im Weg. Dies begründet die Unabwendbarkeit einer apparativen Hilfe bei Innenohrschäden. An ihrem unteren Ende (basalen Pol) sind die Haarzellen über synaptische Verbindungen mit den Fasern des Hörnervs verbunden. Hier ist der Eingang des zentralen auditorischen Systems (Hörbahn), welches sich aus hintereinander geschalteten Neuronen zusammensetzt, die die Information vom Innenohr bis zum auditorischen Cortex leiten. Die Fasern des ersten afferenten Neurons verlaufen zunächst gebündelt in der Schneckenachse (Ganglion spirale) und enden nach Verlassen des inneren Gehörgangs im ersten Kerngebiet des Hirnstamms, dem Nucleus cochlearis (Cochleariskern). Von hier bestehen Verbindungen zum oberen Olivenkomplex (Oliva superior). Dieses Kerngebiet ist mit den Cochleariskernen beider Seiten verbunden. Eine weitere Kreuzung der Hörbahn erfolgt zwischen dem Colliculus inferior (Vierhügelgebiet) im Tectum mesencephali (»Dach« des Mittelhirns) und dem Corpus geniculatum mediale (medialer Kniehöcker), einer weiteren Schaltstelle der Hörbahn im Thalamus (Zwischenhirn). Von hier ziehen die als Hörstrahlung (Radiatio acustica) bezeichneten Verbindungen zum jeweiligen Gyrus temporalis (Hirnwindung des Schläfenlappens), dem Sitz des auditorischen Cortex. Die Funktionsabläufe in den beschriebenen Strukturen können hier wegen ihrer Komplexität nur in ihren Grundzügen beschrieben werden. Über den äußeren Gehörgang gelangen die Schallwellen an das Trommelfell und versetzen es in Schwingungen. An dieser nur etwa 0.1 mm dicken und 60 mm2 großen trichterförmigen Membran ist das erste der drei Gehörknöchelchen, der Hammer (Malleus), befestigt. Er führt mit dem Trom-

melfell ähnliche Schwingungsbewegungen aus wie die Luft im äußeren Gehörgang und leitet sie über das zweite Gehörknöchelchen, den Amboss (Incus) an das dritte Gehörknöchelchen, den Steigbügel (Stapes) weiter. Dieser ist mit seiner Fußplatte an der Membran des ovalen Fensters befestigt, hinter der sich der perilymphatische Raum (die Vorhoftreppe oder Scala vestibuli) des Innenohres befindet. Die Gehörknöchelchen sind über zwei Muskeln (Musculus stapedius und Musculus tensor tympani) mit der Paukenhöhle und untereinander mit leichtgängigen Gelenken verbunden. Die Aufgabe des Mittelohres besteht darin, den Wirkungsgrad bei der Übertragung der Schallschwingungen von der Luft in die Perilymphe des Innenohres zu erhöhen. Eine direkte Anregung des Innenohres durch den Luftschall wäre wegen des durch die Grenzfläche gegebenen Impedanzsprunges mit einem Intensitätsverlust von etwa 40 dB verbunden. Die Wirkung des aus Trommelfell, Gehörknöchelchen und Paukenhöhle zusammengesetzten Impedanzwandlers beruht im Wesentlichen darauf, dass der Schalldruck durch das Verhältnis der Flächen von Trommelfell und Stapesfußplatte vergrößert und die Schallschnelle infolge der unterschiedlich großen Hebelarme verringert wird. Die quantitative Auswirkung dieser Effekte lässt sich durch Modellberechnungen abschätzen, die Ergebnisse schwanken jedoch wegen der unterschiedlichen Modellannahmen ganz erheblich. Experimentell lässt sich feststellen, dass die (frequenzabhängige) Eingangsimpedanz des Ohres bei Aufnahme der Schallenergie am Trommelfell um einen Faktor 30 bis 75 geringer ist als die der Cochlea. Dies hat zur Folge, dass etwa 60% der Schallenergie ins Innenohr übertragen werden, verglichen mit etwa 2%, die das Innenohr ohne die Mitwirkung des Mittelohres erreichen würden. Die Bewegung der Membran des ovalen Fensters erzeugt in der Perilymphe eine Schwingung, die auch die aus Basilarmembran, Corti-Organ, zähflüssiger Endolymphe und Reissner-Membran zusammengesetzte cochleäre Trennwand erfasst und sich entlang der Schneckenwindung ausbreitet. Wegen der ortsabhängigen Eigenschaften von Flüssigkeitssäule (der Querschnitt der Schneckengänge nimmt von der Schneckenbasis zur Spitze ab) und Basilarmembran (ihre Steifigkeit nimmt von der Basis zur Spitze ab, die Breite zu) hängen Ausbreitungsgeschwindigkeit und somit Wellenlänge der Schwingung vom Ort ab und es entsteht eine Wanderwelle, die nur an einer, von der Frequenz des Schalles abhängigen Stelle ein eng umgrenztes Amplitudenmaximum ausbildet (⊡ Abb. 14.3). Die auf Dispersion beruhende Tonotopie des Innenohres, d. h. die Abbildung der Tonhöhenskala auf die Basilarmembran, ist somit auf die mechanischen Eigenschaften des Innenohres zurückzuführen. Sie hat zur Folge, dass hohe Frequenzen nahe des ovalen Fensters (also an der Schneckenbasis) und niedrige Frequenzen an der Schneckenspitze (Apex) verarbeitet werden.

199 14.1 · Die Grundlagen der Audiometrie

⊡ Abb. 14.3. Schwingung der cochleären Trennwand bei einer Frequenz von 200 Hz. Es sind Momentaufnahmen der Wanderwelle für zwei verschiedene Zeitpunkte sowie die Einhüllende gezeigt (nach von Békésy 1960)

Auf der Basilarmembran befinden sich die Haarsinneszellen des Cortischen Organs, deren Sinneshaare (Stereozilien) durch die Scherbewegung zwischen Basilar- und Tektorialmembran ausgelenkt werden. Durch die Auslenkung der Stereozilien, deren Durchmesser etwa 0,5 µm beträgt, werden am apikalen Ende (bzw. an der apikalen Zellmembran) der Haarzelle Kaliumkanäle geöffnet. Der Einstrom von Kalium-Ionen aus der Endolymphe depolarisiert die Zellmembran (Rezeptorpotential), wodurch sich in der lateralen Zellwand Calciumkanäle öffnen. Das einströmende Calcium führt bei der äußeren Haarzelle (outer hair cell, OHC) zu aktiven Bewegungen, die die Auslenkungsamplitude in einem eng umgrenzten Bereich vergrößert, und in der inneren Haarzelle (inner hair cell, IHC) zur Ausschüttung eines chemischen Botenstoffes (Neurotransmitter). Nach diesen Vorgängen findet eine schnelle Repolarisation der Zellmembran statt. Die hierfür benötigte Energie bezieht die Haarzelle aus der elektrochemischen Potentialdifferenz zwischen Endo- und Perilymphe, die von der Stria vascularis aufrechterhalten wird. Der ausgeschüttete Transmitter überwindet innerhalb von etwa 0,5 ms den etwa 20 nm schmalen synaptischen Spalt durch Diffusion und regt mit Hilfe von speziellen Rezeptoren in der zugehörigen afferenten Hörnervenfaser die Erzeugung eines Aktionspotentials an (Exzitation). Werden die Sinneshärchen in umgekehrter Richtung (vom größten Zilium weggerichtet) ausgelenkt, so wird der einwärts gerichtete Kaliumstrom blockiert und das Zellpotential erhöht (Hyperpolarisation). Es werden keine Bewegungen der äußeren Haarzellen angeregt, die Transmitterausschüttung der inneren Haarzellen wird gehemmt und die Entladungsrate des Hörnervs reduziert sich auf Werte unterhalb der Spontanrate (Inhibition). Durch das Wechselspiel von anregenden und hemmenden Auslenkungen der Stereozilien wirken die Haarzellen wie ein Gleichrichter (half wave rectification) des akustischen Ein-

gangssignals. Für eine Koordinierung der Zilienbewegungen sorgen dünne (Ø ca. 50 Å) elastische filamentförmige Verbindungen zwischen den einzelnen Sinneshärchen (tip links). Dieser Mechanismus einer kollektiven Bewegung des Zilienbündels trägt u. a. dazu bei, dass die kleinsten zu einer Hörempfindung führenden Auslenkungen (sie liegen im Bereich weniger Ångström) nicht bereits durch thermische Bewegungen hervorgerufen werden. Solange die Reizfrequenz die durch die zelluläre Refraktärzeit gesetzte Grenze von etwa 1 kHz nicht überschreitet, laufen die beschriebenen Vorgänge in jeder mit einer Depolarisation einhergehenden Phase der Schallschwingung ab. Somit ist die Information über die Frequenz des Schallsignals sowohl im Entstehungsort als auch in der Entstehungsrate der Aktionspotentiale einer einzelnen Hörnervenfaser enthalten. Die Grenzen der Frequenzauflösung werden also von der Schärfe des Wanderwellenmaximums und der zentralnervösen Unterscheidung von Zeitmustern mitbestimmt. Für ersteres, nämlich die Abbildung einzelner Frequenzen auf verschiedene Bereiche der Basilarmembran, gibt die auf der passiven Wanderwelle beruhende Theorie allerdings nur eine lückenhafte Erklärung. Erst durch die frequenzselektiven aktiven Kontraktionen der äußeren Haarzellen wird das durch den akustischen Reiz entstandene Amplitudenmaximum der Wanderwelle in einem sehr schmalen Bereich der Basilarmembran um mehrere Größenordnungen verstärkt und so das Frequenzselektionsvermögen und zugleich die Empfindlichkeit des Gehörs erhöht (⊡ Abb. 14.4). Messbar und diagnostisch nutzbar sind diese zellulären Vorgänge in Form der otoakustischen Emissionen. Das Innenohr ist in den härtesten Knochen des Skeletts, das Felsenbein, eingebettet. Das schützt es einerseits sehr gut gegen mechanische Beschädigung, andererseits kann es dadurch auch von Knochen- bzw. Körperschall erreicht und angeregt werden. Dieses Phänomen hat für die natürliche Funktion des Ohres wenig Bedeutung, es wird aber in der Audiometrie für die Prüfung des Innenohres unter Umgehung der Schallzuführung über das Mittelohr ausgenützt. Beim Aufsetzen der schwingenden Stimmgabel oder des Knochenleitungshörers auf den Schädelknochen, aber auch (in geringerem Maße) bei der Verwendung eines normalen (Luftleitungs-)Kopfhörers werden Perilymphe und Basilarmembran durch den Knochen in Schwingung versetzt und dadurch ein Höreindruck hervorgerufen. Die mechanischen Vorgänge im Innenohr (Entstehung und Ausbreitungsrichtung der Wanderwelle) laufen hierbei genauso ab wie bei Luftleitungsanregung. Grundsätzlich werden vom Knochenschall beide Innenohren erreicht, und zwar mit nahezu gleicher Intensität unabhängig vom Ort der Anregung. Hierdurch entsteht das sogenannte Überhören eines einseitig dargebotenen akustischen Reizes auf das Gegenohr. Der Hörnerv (Nervus acusticus) besteht aus etwa 30.000 Nervenfasern. Die meisten dieser Nervenfasern

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

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⊡ Abb. 14.4. Mit Hilfe des kernphysikalischen Mößbauer-Effektes gemessene Schallpegel für konstante Auslenkungsgeschwindigkeit (0,04 mm/s) eines Punktes der Basilarmembran in Abhängigkeit von der Frequenz des anregenden Schalls. Der Vergleich der an einem gesunden (gefüllte Kreise) und einem geschädigten (offene Kreise) Meerschweinchenohr erhaltenen Ergebnisse beweist die Existenz eines vulnerablen frequenzselektiven Prozesses, der die Empfindlichkeit im Bereich der charakteristischen Frequenz um etwa 40 dB erhöht (nach Sellick et al. 1982)

sind afferent, d. h. sie leiten Information von den Sinneszellen ans Gehirn. Von diesen wiederum sind etwa 95% mit den äußeren Haarzellen verbunden, die inneren Haarzellen werden vorwiegend efferent (absteigend) innerviert. Afferente und efferente Fasern des Hörnervs ziehen von den Haarzellen in radialer Richtung zur Schneckenachse (Modiolus), wo sie sich zu dem in Achsenrichtung verlaufenden Strang des Hörnervs vereinigen. Dieser durchquert gemeinsam mit dem Gleichgewichtsnerven (Nervus vestibularis) den etwa 2 cm langen inneren Gehörgang und tritt im Kleinhirnbrückenwinkel in den Hirnstamm ein. Die kleinste Einheit der neuralen Informationsübertragung ist das Aktionspotential. Es stellt eine eng umgrenzte depolarisierte Zone dar, die sich mit hoher Geschwindigkeit entlang der Fortsätze (Dendriten und Axone) der Nervenzelle (Neuron) ausbreitet. In der Zellmembran dieser Zone sind für kurze Zeit Ionenkanäle geöffnet, die nur für Na+-Ionen durchlässig sind. Durch die einströmenden Kationen wird die zwischen –60 mV und –80 mV liegende Potentialdifferenz zwischen Zellplasma und Umgebung aufgehoben und sogar umgekehrt. Die Depolarisation bewirkt die Schließung der Na+-Kanäle und die Öffnung von K+-Kanälen, wodurch das Ruhepotential wiederhergestellt

wird. Wesentliche Voraussetzung für eine schnelle Ausbreitung des Aktionspotentials entlang der Nervenfaser ist die bei den Typ-1-Neuronen der afferenten Hörbahn vorhandene und in regelmäßigen Abständen unterbrochene elektrische Isolation der Faser durch die sie einhüllenden Schwann’schen Zellen (Myelin-Scheide). Das Aktionspotential wird ausgelöst, indem der Botenstoff (Transmitter), der die Nervenzelle über ihren Anschluss (Synapse) an die Sinneszelle erreicht, sich an spezifische Rezeptorproteine heftet, die Öffnung von Ionenkanälen in der postsynaptischen Membran veranlasst und ein Generatorpotential (exzitatorisches postsynaptisches Potential, EPSP) erzeugt. Wenn sich genügend solcher EPSP überlagern und der Schwellenwert von etwa 10 mV überschritten ist, öffnen sich die Na+-Kanäle und es entsteht das Aktionspotential. Doch auch ohne den Reiz durch eine Haarsinneszelle entstehen ständig in unregelmäßiger Folge Aktionspotentiale (Ruhe- oder Spontanaktivität). Die Depolarisation der Haarzelle hat eine Erhöhung, ihre Hyperpolarisation eine Verringerung dieser spontanen Entladungsrate zur Folge. Bei Auslenkung der Basilarmembran zur Scala tympani erhöht sich die Erzeugungsrate von Aktionspotentialen, bei Auslenkung in der Gegenrichtung wird sie verringert. Die Phase des Reizes und somit auch seine Frequenz finden sich infolgedessen in der Nervenaktivität wieder. Wegen der nach jedem Aktionspotential eintretenden Refraktärzeit der einzelnen Nervenfaser funktioniert dieses Codierungsprinzip nur für niedrige Reizfrequenzen (die Grenze liegt bei etwa 1 kHz). Statistisch sind jedoch auch bei hohen Frequenzen Phase und Frequenz des Reizes in der Gesamtaktivität der dem jeweiligen Frequenzbereich zugeordneten Nervenfasern verschlüsselt, da sich in jeder Sogphase des Schallsignals die Wahrscheinlichkeit für die Entstehung von Aktionspotentialen erhöht. Die Zahl der pro Zeiteinheit auftretenden Aktionspotentiale entspricht jedoch nur im statistischen Mittel der Frequenz des Reizes. Die Auswertung des zeitlichen Abstandes zwischen den Entladungen in einer Häufigkeitsverteilung (post stimulus time histogram) zeigt, dass dieser Abstand eine Streuung um seinen Mittelwert, der der Periode des Reizes entspricht, aufweist. Neuronale Vorgänge erfolgen nicht streng deterministisch, sondern stochastisch. Der Hörnerv als erstes Neuron der Hörbahn weist eine tonotope Organisation auf, d. h. ebenso wie in der Cochlea besteht eine feste Zuordnung zwischen einem Ort bzw. einer Faser und der Frequenz des Reizes. Dieses Prinzip setzt sich in den Zielregionen des Hörnerven, dem dorsalen und ventralen Cochleariskern, bis hinauf zum primären auditorischen Cortex fort. In den Kerngebieten verläuft die Informationsübertragung zwischen zwei Neuronen auf ähnliche Weise wie sie oben für die Verbindung zwischen Sinneszelle und Neuron beschrieben wurde. Die Schnittstelle zwischen dem auslaufenden Fortsatz (Axon) eines Neurons und dem einlaufenden Ast (Dendrit) des

201 14.1 · Die Grundlagen der Audiometrie

nachgeschalteten Neurons wird als axodendritische Synapse bezeichnet. Zwischen dem prä- und dem postsynaptischen Aktionspotential verstreicht jeweils die bereits erwähnte Synapsenzeit von etwa 0,5 ms. Bereits im Hirnstamm (in den Olivenkernen) lässt sich bei monauraler und binauraler Stimulation eine unterschiedliche Aktivität nachweisen. Dadurch können die von beiden Seiten eintreffenden Signale hinsichtlich der für das Richtungshören wichtigen interauralen Laufzeit- und Intensitätsdifferenzen ausgewertet werden. Die Reizung eines jeden Ohres führt wegen der mehrfach kreuzenden Nervenverbindungen zur Aktivierung des primären Hörzentrums (Heschl’sche Querwindung) in den Schläfenlappen beider Hirnhälften. Hier findet die Extraktion von komplexen Merkmalen des Schallsignals, die z. B. für Sprache typisch sind, statt. Im sensorischen Sprachzentrum (Wernicke’sches Areal) v. a. der linken Hirnhemisphäre werden die akustischen Erinnerungsbilder von Wörtern gespeichert. Der Diskrimination von Sprache und ihrer semantischen, syntaktischen und grammatikalischen Analyse entsprechen noch spätere Verarbeitungsschritte in den Assoziationsfeldern, die einen großen Teil der Großhirnrinde ausmachen. Mit Hilfe der elektrischen Reaktions-Audiometrie können von der Kopfhaut strukturierte reizevozierte Potentialmuster abgeleitet werden, die die Vorgänge vom Hörnerv bis zur Hirnrinde widerspiegeln und in der audiologischen Diagnostik genutzt werden.

cke, im Hörnerven oder im Gehirn liegt – als Mittelohroder Schalleitungsschwerhörigkeiten, sensorische, neurale und zentrale Hörstörungen bezeichnet (⊡ Abb. 14.5). Sensorisch (endocochleär) und neural (retrocochleär) bedingte Hörstörungen werden häufig unter dem Begriff »Schallempfindungsschwerhörigkeit« oder »sensorineurale Schwerhörigkeit« zusammengefasst. Mögliche Ursachen für das Auftreten von Schalleitungs- oder Mittelohrschwerhörigkeiten (konduktive Hörstörung oder Transmissionsschwerhörigkeit) sind: ▬ Tubenventilationsstörungen, d. h. ein behinderter Druckausgleich der Paukenhöhle über die Eustach’sche Röhre; ▬ Unterdruck in der Paukenhöhle infolge Sauerstoffverbrauch durch entzündliche Prozesse; ▬ Verletzungen des Trommelfells; ▬ Chronische Mittelohrknocheneiterung (Cholesteatom); ▬ Mittelohrentzündungen (Otitis media) mit der Folge einer Ansammlung von Flüssigkeit oder schleimigem Sekret (Mittelohrerguss) in der Paukenhöhle; ▬ Otosklerose, d. h. eine Wucherung von Knochengewebe an der Stapesfußplatte mit der Folge, dass die Schwingungsübertragung über das ovale Fenster beoder verhindert ist; ▬ Frakturen (Knochenbrüche) oder Luxationen (Trennung der Gelenkverbindungen) in der Gehörknöchelchenkette; ▬ Missbildungen unterschiedlicher Art.

14.1.3 Hörstörungen

Mittelohrbedingte Hörstörungen können wegen der Anregung des Innenohres über Knochenleitung niemals eine vollständige Taubheit zur Folge haben. Denn auch bei einem vollständigen Funktionsausfall des Mittelohrapparates – etwa infolge einer Luxation der Gehörknöchelchenkette – versetzt der Luftschall bei genügend hoher Intensität mit einem Verlust von etwa 50 dB den Schädelknochen und somit die Endolymphe in Schwingungen. Die meisten Mittelohrschwerhörigkeiten können konservativ oder operativ behoben werden. In den wenigen Fällen, wo dies nicht möglich ist, kann der betroffene Patient mit einem speziellen Hörgerät versorgt werden, welches den Schall in Vibrationen umwandelt und diese

Im Hörsystem können infolge seiner komplexen Anatomie und Physiologie viele Funktionsstörungen auftreten, deren Ursachen in einer oder mehreren Komponenten des Gesamtsystems liegen. Unter diesen Komponenten kommen dem Außenohr und dem äußeren Gehörgang für das Hören und die Audiometrie nur wenig Bedeutung zu. Störungen in diesem Bereich können durch Missbildungen, Verengungen (Stenosen), Ohrsekret (Cerumen), Wucherungen oder Fremdkörper verursacht werden. Weiter zentral lokalisierte Hörstörungen werden – je nachdem, ob ihre Ursache im Mittelohr, in der Schne-

⊡ Abb. 14.5. Einteilung der Hörstörungen gemäß dem Ort der Schädigung

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

als Körperschall auf den Knochen hinter der Ohrmuschel überträgt (Knochenleitungshörgerät). Sehr vielfältig sind die Ursachen und Erscheinungsformen von endocochleären, sensorischen oder Innenohrschwerhörigkeiten: ▬ Erblich (hereditär) bedingter Hörverlust, häufig bei mittleren Frequenzen besonders stark ausgeprägt; ▬ Langsam fortschreitende Zunahme des Hörverlustes v. a. bei hohen Frequenzen (Presbyakusis), wahrscheinlich verursacht durch verschiedene Noxen (Lärm, Medikamenteneinwirkung, unzureichende Blutversorgung, Alterung); ▬ Durch Lärm- oder Knalltrauma hervorgerufene Haarzellschädigung mit Auswirkung v. a. auf das Hörvermögen bei hohen Frequenzen; ▬ Körpereigene Zerstörung von Haarzellen als Folge bakterieller Infektionskrankheiten (z. B. Meningitis); ▬ Haarzellschädigung durch ototoxische Antibiotika, Aminoglykoside (Zytostatika) oder Entwässerungsmittel (Diuretika); ▬ Akut (innerhalb weniger Minuten) und ohne erkennbare äußere Ursache auftretender Hörverlust (Hörsturz), möglicherweise verursacht durch metabolische Erschöpfung oder Mangelversorgung des Innenohres mit Sauerstoff; häufig Therapieerfolge durch durchblutungsfördernde Infusionen; ▬ Anfallsartig auftretender hydrostatischer Überdruck (Hydrops) im Endolymphraum der Cochlea (Morbus Menière) mit Auswirkung auf das Hörvermögen v. a. bei niedrigen Frequenzen; ▬ Missbildungen unterschiedlicher Art. Viele der aufgezählten Innenohrerkrankungen gehen mit subjektiv wahrgenommen Ohrgeräuschen, denen kein realer akustischer Reiz gegenübersteht (Tinnitus), und Schwindel (Vertigo) einher. Bei allen erwähnten Krankheitsbildern kann der Hörverlust bis zur völligen Taubheit gehen. Innenohrbedingte Schwerhörigkeiten werden, solange ein verwertbares Resthörvermögen vorliegt, mit Hilfe von Hörgeräten korrigiert. Wenn jedoch selbst die maximale mit Hörgeräten mögliche Verstärkung des Schalls nicht ausreicht, stellt das Cochlea-Implantat die einzige Möglichkeit zur Wiederherstellung eines Hörvermögens und der lautsprachlichen Kommunikation dar. Eine weitere häufige Begleiterscheinung endocochleärer Hörstörungen ist der pathologische Lautheitsanstieg (auch als Lautheitsausgleich oder Recruitment bezeichnet). Hierunter versteht man die Erfahrung des Hörgeschädigten, dass schwache akustische Reize gar nicht oder nur sehr leise wahrgenommen werden, während hohe Schallintensitäten als sehr laut oder gar schmerzhaft empfunden werden. Aller Erfahrung nach tritt dieses Phänomen eines stark eingeschränkten Dynamikbereiches nicht bei konduktiven und retrocochleären Hörstörungen auf.

Deshalb ermöglicht ein Test, der ein solches Recruitment nachweist, die Bestätigung einer sensorischen Störung. Die physiologische Erklärung für den pathologischen Lautheitsanstieg beruht auf der aktiven Schallverstärkung durch die äußeren Haarzellen. Diese führt bei niedrigen Schallintensitäten zu einer Erhöhung der Empfindlichkeit (⊡ Abb. 14.6). Sind nun, wie es bei den meisten Innenohrschäden der Fall ist, vorwiegend die äußeren Haarzellen geschädigt oder zerstört, so werden schwache Reize nicht mehr wahrgenommen, während die Verarbeitung starker Reize durch die unversehrten inneren Haarzellen nicht beeinträchtigt ist. Das zu einem festen Eingangssignalbereich gehörende Intervall von Ausgangssignalen wird dadurch erheblich vergrößert und der Dynamikbereich folglich eingeengt. Eine besonders häufig vorkommende und gut untersuchte recruitmentpositive Hörstörung ist die Lärmschwerhörigkeit. Die Beschallung eines Ohres mit hoher Intensität führt zunächst zu einer vorübergehenden Schwellenabwanderung (temporary threshold shift, TTS), d. h. einer Schwerhörigkeit geringen Ausmaßes, die sich nach kurzer Zeit (innerhalb von Minuten bis Stunden) wieder zurückbildet. Personen, die einer dauerhaften Lärmbelastung ausgesetzt sind, fallen tonaudiometrisch zunächst durch eine signifikant schlechtere Hörschwelle im Bereich um 4 kHz auf (C5-Senke in ⊡ Abb. 14.8, E). Dies ist das typische Anzeichen einer beginnenden Lärmschwerhörigkeit. Es bildet sich nicht mehr vollständig zurück (permanent threshold shift, PTS). Hält die Lärmbelastung weiter an, so nimmt der Hörverlust zu und der betroffene Frequenzbereich dehnt sich aus. Auch bei vorwiegend tieffrequenter Beschallung ergibt sich nach langjähriger Schädigung als

⊡ Abb. 14.6. Der pathologische Lautheitsanstieg lässt sich auf das Zusammenwirken von inneren und äußeren Haarsinneszellen zurückführen. Die letzteren bewirken eine Verstärkung des cochleären Ausgangssignals bei niedrigen Reizpegeln und vergrößern somit die Empfindlichkeit (durchgezogene Linie). Sind die äußeren Haarzellen funktionsunfähig oder zerstört, so ergibt sich die gestrichelte lineare Eingangs/Ausgangs-Kennlinie der inneren Haarzellen

203 14.2 · Psychoakustik und subjektive Audiometrie

typisches Audiogramm ein Hochtonabfall (⊡ Abb. 14.8, E). Dies lässt sich möglicherweise damit erklären, dass die Wanderwelle unabhängig von der Schallfrequenz immer zunächst die basalen Bereiche des Corti-Organs passieren muss und somit die für die hohen Frequenzen zuständigen Haarzellen grundsätzlich stärker beansprucht werden. Bei neuralen oder retrocochleären Hörstörungen liegt ein Funktionsdefizit in der Fortleitung oder Verarbeitung der Information im Hörnerv oder in der Hörbahn vor. In vielen Fällen ist die Beeinträchtigung des Hörvermögens nur Begleiterscheinung oder Folge von Erkrankungen, die weder ausschließlich noch primär das Gehör betreffen: ▬ Kompression des Hörnervs durch Gefäßschlingen; ▬ Tumoren im inneren Gehörgang oder Kleinhirnbrückenwinkel (z. B. Akustikusneurinom); ▬ Multiple Sklerose (soweit Hörbahnanteile von der Entmarkung betroffen sind); ▬ Diffuse Hirnstammschädigungen mit Nervenzellverlusten ohne ausgeprägte Herde; ▬ Mangelversorgung der für die auditorische Informationsverarbeitung relevanten Hirnstammbereiche, verursacht z. B. durch Gefäßausstülpungen (Aneurysmen) oder Infarkte.

Übertragung denkbar. Daher wird die auditorische Neuropathie im Schrifttum auch als perisynaptische Audiopathie oder auditorische Synaptopathie bezeichnet. Zentrale Hörstörungen sind durch Einschränkungen bei höheren Diskriminationsleistungen (Richtungsgehör, Sprachverstehen im Störgeräusch) des Hörsystems gekennzeichnet. Sie können z. B. durch Hirnblutungen verursacht sein. Liegt keine organische Schädigung vor, so spricht man von einer rein kognitiven Auditiven Wahrnehmungsund Verarbeitungsstörung (AVWS, engl. central auditory processing disorder, CAPD) vor. Sie ist definiert als das Auftreten von Störungen in der vorbewussten und bewussten Analyse von Zeit-, Frequenz- und Intensitätsbeziehungen akustischer Signale sowie in der binauralen Interaktion. Die diagnostische Aufgabe besteht darin, Auffälligkeiten in der Verarbeitung von Schall und insbesondere von Sprache unter Störschallbedingungen in Abwesenheit von nachweisbaren organischen Defekten und bei normaler nonverbaler Intelligenz zu erfassen. Eine Hörgeräteversorgung ist bei kognitiven Hörstörungen nicht angemessen, da im Sinnesorgan kein Schaden vorliegt und somit von einer Erhöhung des Schallpegels kein Gewinn zu erwarten ist.

Neurale Hörstörungen gehen häufig mit Funktionsdefiziten des Innenohrs einher, da raumfordernde Prozesse im inneren Gehörgang auch die arterielle Versorgung der Cochlea beeinträchtigen können. Darüber hinaus sind viele unspezifische Begleitsymptome (Tinnitus, Schwindel, Beeinträchtigung der motorischen und sensorischen Gesichtsnerven) möglich. Die Versorgung der neural bedingten Schwerhörigkeit mit Hörgeräten kann zwar in Hinblick auf die Schwerhörigkeit erfolgreich sein, sie kann aber, soweit eine normale Innenohrfunktion vorliegt, nicht als angemessene Therapie bezeichnet werden. Hörnervenund Hirnstammtumoren müssen, da sie lebenswichtige Funktionen des Hirnstamms beeinträchtigen könnten, operativ entfernt werden. Der neurochirurgische Eingriff kann eine postoperative Taubheit zur Folge haben. Wegen der Beschädigung oder Durchtrennung des Hörnervs ist in solchen Fällen auch von der Versorgung mit einem Cochlea-Implantat keine Wiederherstellung des Hörvermögens zu erwarten. Allenfalls die derzeit noch experimentelle Implantation von Hirnstammelektroden kann wieder zu auditorischen Sinneseindrücken verhelfen. Begrifflich ist auch die auditorische Neuropathie den neuralen Hörstörungen zuzurechnen, wenngleich der pathophysiologische Hintergrund dieser Erkrankung noch im Unklaren liegt. Eine auditorische Neuropathie liegt vor, wenn die Innenohrfunktion ausweislich der otoakustischen Emissionen normal und die Funktion der peripheren Hörbahn ausweislich der frühen akustisch evozierten Potentiale pathologisch verändert ist. Zur Erklärung dieser Konstellation wären auch Störungen der Funktion der inneren Haarzellen oder der synaptischen

14.2

Psychoakustik und subjektive Audiometrie

Die Lehre von den Schallreizen und den durch sie ausgelösten Empfindungen wird als Psychoakustik bezeichnet. Ein großer Teil der heute vorliegenden Erkenntnisse über das Leistungsvermögen des Gehörs wurde mit Hilfe von psychoakustischen Untersuchungsmethoden gewonnen. Die im Detail sehr unterschiedlichen Verfahren haben miteinander das Prinzip gemeinsam, dass das Gehör eines Probanden mit den für die jeweilige Fragestellung geeigneten Signalen stimuliert wird und seine subjektiven Empfindungen2 registriert und in Abhängigkeit von den Reizparametern ausgewertet werden. Auf diese Weise können Wahrnehmungsschwellen, Lautstärke- und Tonhöhenempfindungen, Unterscheidungsschwellen, Maskierungsphänomene und die sprachliche Diskriminationsleistung quantitativ erfasst werden. Die Tatsache, dass die Messgröße in der Psychoakustik eine subjektive Wahrnehmung ist, bringt es mit sich, dass immer das gesamte Gehör vom peripheren Sinnesorgan bis hinauf zu den Assoziationszentren der Großhirnrinde zum Messergebnis beiträgt. Neben vielen für rein wissenschaftliche Zwecke eingesetzten Testverfahren ist auch ein großer Teil der diagnostisch angewendeten Hörprüfungen, nämlich die sogenannten subjektiven Hörtests, der Psychoakustik zuzurechnen. 2

In der experimentellen Psychologie werden Empfindungen und Wahrnehmungen voneinander abgegrenzt; die komplexe Wahrnehmung ergibt sich demnach aus Verarbeitung und Assoziation der elementaren, durch Qualität und Intensität definierten Empfindungen.

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204

Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

14.2.1 Der Zusammenhang zwischen

Reiz und Empfindung

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Mit der in  Abschn. 14.1 definierten dB SPL-Skala werden die Schallpegel aller Frequenzen auf den Referenzwert 20 µPa bezogen. Dieser Schalldruck entspricht der Hörschwelle junger normalhörender Probanden bei 2 kHz, nahe der größten Empfindlichkeit des Gehörs (die bei ca. 3 kHz vorliegt), der Schallpegel 0 dB SPL entspricht somit bei dieser Frequenz der unteren Wahrnehmungsgrenze. Töne der meisten anderen Frequenzen werden erst bei höheren Pegeln wahrgenommen. Dies zeigt die in ⊡ Abb. 14.7 wiedergegebene Abhängigkeit des gerade wahrnehmbaren Schallpegels (also der absoluten Hörschwelle) von der Tonfrequenz. Die mittlere normale Hörschwellenkurve verbindet die als gleich laut empfundenen Pegel von Tönen unterschiedlicher Frequenz, sie stellt somit eine Isophone dar. Werden bei höheren Schallintensitäten Paarvergleiche von zwei Tönen unterschiedlicher Frequenz durchgeführt (wobei der 1000 Hz-Ton als Referenz gilt), so erhält man das in ⊡ Abb. 14.7 gezeigte Isophonenfeld. Es ist die Grundlage für die Einführung des Lautstärkepegels LN mit der Einheit phon als Maß für die subjektiv empfundene Lautstärke von reinen Sinustönen: Der in phon gemessene Lautstärkepegel eines Tones ist gegeben durch den in dB SPL ausgedrückten Schallpegel des gleich laut erscheinenden 1000 Hz-Tones. Die Hörschwelle entspricht der 3-phon-Linie3, die Unbehaglichkeitsschwelle der 110-phon-Linie. Gelegentlich wird die 75-phon-Linie als Isophone angenehm lauten Hörens bezeichnet. 3

… nicht etwa die 0 phon -Linie, denn die mittlere Normalschwelle bei 1000 Hz beträgt etwa 3 dB SPL.

⊡ Abb. 14.7. Die Kurven gleicher Lautstärke (Isophonen) des normalhörenden Ohres definieren die Hörschwelle (unterste Kurve) und den Lautstärkepegel LN (phon) für Sinustöne. Darauf aufbauend wird die Lautheit für f=1 kHz bei L=40 dB SPL willkürlich mit N=1 sone gleichgesetzt. Bei höheren Pegeln entspricht eine Zunahme um 10 dB einer Verdoppelung der Lautheit, bei Pegeln unterhalb von 40 dB gilt dieses Potenzgesetz nicht. Als Hörfeld wird der Bereich zwischen Wahrnehmungs- und Unbehaglichkeitsschwelle bezeichnet. Das Sprachfeld (schattierte Zone) nimmt nur einen Teil dieses Bereiches ein

Die Phonskala gibt die Frequenzabhängigkeit der subjektiven Lautstärkeempfindung realistisch wieder, nicht jedoch die Empfindung von Intensitätsunterschieden: Ein Zuwachs des Lautstärkepegels um 10 phon entspricht, zumindest bei Schallpegeln über 40 dB SPL, in etwa einer Verdoppelung der Lautstärkeempfindung. Für die Schaffung einer Skala, deren Maßzahl zur subjektiven Empfindung proportional ist (und dies auch bei niedrigen Pegeln), sind rein physikalische Messgrößen untauglich, es muss auf psychometrische Methoden zurückgegriffen werden. Mit Hilfe der vergleichenden Skalierung ergibt sich die in der Einheit sone gemessene Verhältnislautheit N. Da dieser Maßeinheit in der Audiologie nur wenig Bedeutung zukommt, wird für eine nähere Beschreibung auf die weiterführende Literatur verwiesen (s. z. B. Hoth 1999 und dort angegebene Originalliteratur). Ebenso wie Intensität und Lautstärke sind auch Frequenz und Tonhöhe zusammengehörende Paare von Reiz- und Empfindungsgrößen. Und ebenso wie für die empfundene Lautstärke die psychoakustische Messgröße Lautheit eingeführt wird, dient die Bezeichnung Tonheit zur quantitativen Beschreibung der empfundenen Tonhöhe. Die Einheit dieser Messgröße ist das mel, zu deren Definition zunächst dem Ton mit der Frequenz 131 Hz (in der Musik als c0 bezeichnet) die Tonheit z=131 mel zugeordnet wird. Für Frequenzen unterhalb von 500 HZ wird die Maßzahl für die Tonhöhe in mel mit der durch die Einheit Hz geteilten Frequenz gleichgesetzt, da in diesem Bereich eine Verdoppelung der Frequenz (Oktave) als gleich große Zunahme empfunden wird. Die Fortsetzung der Tonheits-Skala zu hohen Frequenzen ergibt sich aus der Forderung, dass die Tonheiten für jeweils zwei Töne, die subjektiv als halb bzw. doppelt so hoch empfunden werden, sich um einen Faktor 2 unterscheiden (Zwicker u.

205 14.2 · Psychoakustik und subjektive Audiometrie

Feldtkeller 1967). Aufgetragen über der Frequenz nimmt die Tonheit bei niedrigen Frequenzen zunächst konstant um 1 mel pro Hz und bei hohen Frequenzen mit kleinerer Steigung zu. Neben der Beschreibung von Qualität (Tonhöhe) und Quantität (Lautstärke) der Empfindung ist die Fähigkeit zur Erkennung von Unterschieden oder Änderungen von Frequenz oder Intensität eines Schallsignals ein wichtiger Gegenstand psychoakustischer Messungen, wohingegen die praktische Audiometrie diesen Leistungsmerkmalen des Gehörs nur wenig Beachtung schenkt. Die Empfindlichkeit des Gehörs wird durch die ebenmerklichen Unterschiede (just noticeable differences, jnd) beschrieben. Ebenmerkliche Unterschiede können mit verschiedenen Methoden bestimmt werden. Beim Modulationsverfahren wird der untersuchte Reizparameter (Amplitude oder Frequenz) eines kontinuierlich dargebotenen Tones sinusförmig moduliert und der Proband nach dem kleinsten noch feststellbaren Modulationshub gefragt. Die auf diese Weise gefundenen Änderungsschwellen werden als Modulationsschwellen bezeichnet. Etwas andere (i. Allg. niedriger liegende) Änderungsschwellen ergeben sich, wenn das Ohr nacheinander mit zwei Tönen stimuliert wird, die durch eine Pause voneinander getrennt sind. Die auf diese Weise ermittelten Schwellen werden als Unterschiedsschwellen bezeichnet. Die gleichzeitige Darbietung zweier Reize ergibt wegen der Überlagerung der cochleären Anregungsbereiche völlig andere Schwellenwerte: die Mithörschwelle im Falle der Amplitudendiskrimination bzw. die Frequenzunterscheidungsgrenze bei der Tonhöhenunterscheidung. Die geringe audiometrische Relevanz von Unterscheidungs- oder Auflösungsvermögen in Bezug auf Frequenz und Intensität des Reizes erklärt sich daraus, dass die Kenntnis von Defiziten bei diesen Diskriminationsleistungen wenig diagnostische und praktisch keine therapeutischen Konsequenzen hat. Unabhängig davon, ob die Diskriminationsleistung mit gleichzeitig vorliegenden, nacheinander dargebotenen oder modulierten Signalen bestimmt wird, ist sie bei grundsätzlich bei hohen Reizpegeln höher als in Schwellennähe und bei mittleren Frequenzen (1 kHz) besser als bei niedrigen und hohen Frequenzen. Als orientierende Werte seien hier für die Amplitudenmodulationsschwelle eine ebenmerkliche Pegeldifferenz von 0.3 dB und für die Frequenzmodulationsschwelle eine ebenmerkliche Frequenzdifferenz von 3 Hz angegeben (experimentelle Werte bei 1 kHz und 60 dB SPL). Wie sich soeben im Zusammenhang mit der Diskrimination von Reizen gezeigt hat, kann die Wahrnehmung eines akustischen Signals durch die gleichzeitige Darbietung eines zweiten Signals beeinflusst werden. Aus alltäglicher Erfahrung ist bekannt, dass ein Nutzsignal durch Störschall »übertönt« werden kann. In der Psychoakustik und Audiologie spricht man von Verdeckung oder Maskierung. Wird die Hörschwelle nicht in ruhiger Umgebung

sondern vor einem Geräuschhintergrund bestimmt, so spricht man von der Mithörschwelle. Sie spielt bei einigen Hörprüfungen eine wichtige Rolle. Die Mithörschwelle unterscheidet sich von der absoluten oder Ruhehörschwelle umso mehr, je näher die Frequenzen der zwei konkurrierenden Signale beieinander liegen. Für ein vertieftes Verständnis der Phänomene ist die Betrachtung der am Hörvorgang beteiligten nichtlinearen Effekte sowie eine Auseinandersetzung mit dem Konzept der Frequenzgruppen erforderlich. Im Rahmen dieser Übersicht muss hierfür an die weiterführende Literatur verwiesen werden (s. z. B. Zwicker u. Fastl 1990). In der praktischen Audiometrie spielen die mit Verdeckung und Maskierung zusammenhängenden Phänomene bei der Vertäubung des nicht geprüften Ohres in der Tonaudiometrie, der Feststellung von Recruitment-Äquivalenten in der Überschwelligen Audiometrie, der Untersuchung des Sprachverstehens im Störgeräusch in der Sprachaudiometrie und dem Design spezieller Reizparadigmen in der objektiven Audiometrie (z. B. bei der notch noise BERA und der TECAP-Messung) eine Rolle.

14.2.2 Zeitverhalten des Hörsystems

Zur vollständigen Beschreibung von akustischen Signalen gehört neben Frequenz und Intensität als dritte Dimension die Zeit. Alle in  Abschn. 14.2.1 auf die Lautstärkeempfindung bezogenen Ausführungen sind in ihrer Gültigkeit auf Dauerreize beschränkt. Einige der Aussagen sind nicht auf Reize kurzer Dauer oder veränderliche, nicht-stationäre Signale übertragbar. So hängt bspw. die subjektiv empfundene Lautstärke eines Reizes von seiner Dauer ab: Kurze Reize werden bei gleichem Schalldruck weniger laut empfunden als Dauerreize. Oberhalb der bei etwa 200 ms liegenden Grenze ist die empfundene Lautstärke eines akustischen Reizes von seiner Dauer unabhängig (Integrationsvermögen des Gehörs), unterhalb dieser Grenze muss zur Erzielung gleicher Lautstärke der Reizpegel jeweils um rund 10 dB erhöht werden wenn die Reizdauer auf ein Zehntel verkürzt wird. Pulsartige Reize werden daher weniger laut empfunden als es ihrem Schalldruck entspricht. Da das Ausmaß von Gehörschäden durch die physikalische Intensität und nicht durch die empfundene Lautstärke bestimmt ist, wird das Schädigungspotential von impulsartigem Schall somit durch die subjektive Bewertung unterschätzt. Der Schallpegel von Impulsen wird sowohl durch den Spitzenwert des Schalldrucks angegeben (dB SPL p.e. = peak equivalent) als auch durch den für die Wahrnehmung relevanten und i.a. viel kleineren Wert (dB HL = hearing level). Es sei noch erwähnt, dass diese Aspekte schon allein in Hinblick auf die relevante Zeitskala völlig verschieden sind von denen der weiter unten behandelten Adaptation, bei der gerade eine lange Reizdauer der Hörbarkeit entgegenwirkt.

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

Die meisten bedeutungstragenden akustischen Signale weisen schnelle zeitliche Änderungen von Frequenz und Intensität auf. Die gilt besonders für die Sprache, bei der ein Großteil der Information in den Übergängen (Transienten) zwischen den Vokalen oder zwischen Vokal und Konsonant enthalten ist. Die Fähigkeit zur Analyse von Zeitstrukturen ist daher für das Gehör des Menschen sehr wichtig. Dies spiegelt sich darin wider, dass viele Neurone der Hörbahn nur auf zeitliche Änderungen des Reizes ansprechen. Durch die psychoakustische Messung des Zeitauflösungsvermögens kann die funktionelle Integrität der an der Zeitstrukturanalyse beteiligten Komponenten des Hörsystems getestet werden. Ein Maß für das Zeitauflösungsvermögen ist der ebenmerkliche Zeitabstand zwischen zwei Rauschimpulsen. Er lässt sich messen, indem einer Versuchsperson nacheinander zwei Pulse weißen Rauschens begrenzter Dauer (200 ms) vorgespielt werden, von denen einer durch eine Pause variabler Länge unterbrochen ist, und sie entscheiden lässt, welcher der zwei Reize als ein Paar von Impulsen zu erkennen war (gap detection threshold). Im Falle einer richtigen Antwort wird die Pausendauer verkürzt, andernfalls verlängert. Nach einer festen Anzahl von Umkehrungen wird aus den dazugehörigen Zeitabständen der Mittelwert berechnet. Die auf diese Weise ermittelten ebenmerklichen Lücken betragen bei Normalhörenden etwa 5 ms. Ähnliche Werte erhält man, wenn die Aufgabe darin besteht, von zwei Reizen unterschiedlicher Dauer den kürzeren zu erkennen (temporal difference limen). Zum Zeitverhalten des Gehörs gehört auch seine Reaktion auf länger anhaltende Stimulation. Diese Reaktion besteht darin, dass die Intensität der Empfindung im Laufe der Zeit nachlässt. Die hierfür verantwortlichen physiologischen Vorgänge sind nicht im Detail bekannt. Empirisch wird zwischen Adaptation und Ermüdung unterschieden. Die Abgrenzung geschieht anhand der auftretenden Zeitkonstanten und der Abhängigkeit von der Reizstärke: Als Adaptation wird das Nachlassen der Empfindungsstärke bei geringen Reizpegeln bezeichnet. Es tritt innerhalb weniger Minuten ein, ebenso wie die normale Empfindlichkeit wenige Minuten nach Ende der Stimulation wiederkehrt. Der Adaptation liegen vermutlich neuronale Mechanismen zugrunde. Hierfür spricht die Beobachtung, dass die neuronale Feuerungsrate bei Beschallung mit niedriger Intensität mit denselben Zeitkonstanten abnimmt. Die bei sehr intensiver Beschallung eintretende Empfindlichkeitseinbuße wird als Hörermüdung (auditory fatigue) bezeichnet. Sie erholt sich nach der Schallexposition nur sehr langsam, d. h. sie wirkt sich wie eine vorübergehende Schwellenabwanderung (temporary threshold shift, TTS) aus. Die Ermüdung ist wohl auf eine Reduktion des Sauerstoffgehalts und eine Ansammlung metabolischer Endprodukte in der Endolymphe zurückzuführen, die sogar zu Haarzellschäden führen können.

Weiter oben ist ausgeführt worden, dass die Hörschwelle für Töne durch die Anwesenheit eines Störgeräusches angehoben wird. Nach Abschalten des Störgeräusches sinkt die Schwelle wieder auf ihren Normalwert ab. Diese Absenkung erfolgt aber nicht simultan sondern verzögert. Infolge der Nachverdeckung (oder Nachmaskierung) wird die Ruhehörschwelle in Abhängigkeit vom Störgeräuschpegel erst nach etwa 200 ms erreicht (Zwicker u. Feldtkeller 1967). Bei innenohrbedingten Hörstörungen sind diese Zeiten länger, d. h. die Fähigkeit, in die Lücken eines nichtstationären, amplitudenmodulierten Störgeräusches »hineinzuhören«, geht verloren. Dies ist einer der Gründe dafür, dass es Patienten mit Schallempfindungsschwerhörigkeit schwerer fällt als Normalhörenden, z. B. eine Durchsage in einer von pulsartigem Lärm und Nachhall erfüllten Bahnhofshalle zu verstehen.

14.2.3 Tonschwellenaudiometrie

Historischer Vorgänger der heutigen Tonaudiometrie war die Prüfung des Gehörs mit Hilfe von Stimmgabeln. Sie liefert zwar keine quantitativen Ergebnisse, doch lässt sich mit ihrer Hilfe die Frequenzabhängigkeit einer Hörstörung und ggf. eine Progredienz feststellen. Zu einem anderen Zweck hat die Stimulation des Gehörs mit Stimmgabeln noch heute einen festen Platz in der Audiometrie: Die schwingende Stimmgabel führt, wenn ihr unteres Ende auf den Schädelknochen aufgesetzt wird, zu einer Reizung des Innenohres über Knochenleitung. Es zeigt sich nun, dass bei einseitigen Hörstörungen eine krankheitsspezifische Lateralisation des Höreindrucks auftritt (Weber-Test): Im Falle einer Innenohrschwerhörigkeit hört der Proband die auf Stirn oder Scheitel aufgesetzte Stimmgabel im gesunden Ohr, hingegen wird der Ton bei Schalleitungsstörungen auf die kranke Seite lateralisiert. Zur Erklärung dieses bisher nicht befriedigend gedeuteten Phänomens werden verschiedene Effekte vorgeschlagen: Erstens ist die Abstrahlung der dem Innenohr zugeführten Schallenergie bei Schalleitungsstörungen infolge der unterbrochenen Luftleitungsverbindung behindert und zweitens könnte das deprivierte Innenohr an geringere Schallintensitäten adaptiert und daher empfindlicher sein als das gesunde Ohr. In einem weiteren Stimmgabelversuch wird die Schallzuführung über Knochenleitung mit der über Luftleitung verglichen (Rinne-Test): Der Fuß der schwingenden Stimmgabel wird zunächst auf den Warzenfortsatz (Mastoid) aufgesetzt. Sobald sie vom Patienten nicht mehr wahrgenommen wird, hält der Untersucher die Zinken der Stimmgabel vor den Gehörgangseingang. Der innenohrschwerhörige Patient kann im Gegensatz zum Patienten mit konduktiv bedingter Hörstörung den Ton nun wieder hören. Weber- und Rinne-Test dienen somit als Orientierungshilfen zur qualitativen Unterscheidung zwischen Schalleitungs- und Schallempfindungs-

207 14.2 · Psychoakustik und subjektive Audiometrie

schwerhörigkeiten. Bei kombinierten Mittelohr- und Innenohrstörungen sind die Ergebnisse beider Tests nicht eindeutig interpretierbar, ebenso wie der Weber-Test bei beidseitiger Hörstörung nicht aussagekräftig ist. Der für das Erreichen der normalen Hörschwelle erforderliche Schalldruckpegel ist in hohem Maße von der Frequenz abhängig (⊡ Abb. 14.7): Bei 50 Hz liegt er um 40 dB höher als bei 2 kHz. Für die Audiometrie ist die Verwendung einer Skala, in der die Hörschwelle des Normalhörenden von der Frequenz abhängt, nicht sehr praktisch. Deshalb sind die für die Hörschwellenbestimmung verwendeten Geräte (Audiometer) so geeicht, dass jeder Ton unabhängig von seiner Frequenz vom Normalhörenden gerade eben wahrgenommen wird, wenn der Pegelsteller auf 0 dB steht. Diese frequenzabhängige Transformation hat die Folge, dass die Hörschwellenkurve des normalhörenden Ohres einer horizontalen Linie im Frequenz-Pegel-Diagramm entspricht. Die solchermaßen geeichten Schallpegel werden in der Einheit dB HL (hearing level) angegeben. Die Angabe L=40 dB HL bedeutet also unabhängig von der Frequenz, dass der Pegel des Tons 40 dB oberhalb der Normalschwelle liegt. Physikalisch hat ein 40 dB HL-100 Hz-Ton einen um etwa 20 dB höheren Pegel (bzw. einen 10-mal höheren Schalldruck) als ein 40 dB HL-1 kHz-Ton. Außer der dB SPL- und der dB HL-Skala wird in der Audiometrie – und zwar zur Angabe überschwelliger Schallpegel – häufig die Einheit dB SL (sensation level) verwendet. Diese Maßeinheit hängt somit vom Messobjekt (also dem untersuchten Ohr) ab. Ein 1000 Hz-Ton mit einem Pegel von 10 dB SL liegt definitionsgemäß 10 dB oberhalb der 1000 Hz- Hörschwelle des untersuchten Ohres. Auf ein anderes Ohr bezogen ist demselben Ton i. Allg. ein anderer dB SL-Pegel zugeordnet. Vor allem in der überschwelligen Audiometrie und bei der Angabe von Reflexschwellen ist diese Pegelangabe gebräuchlich und nützlich. Die Ermittlung der Hörschwelle – d. h. des niedrigsten gerade noch wahrnehmbaren Schallpegels – ist mit einigen Schwierigkeiten verbunden. Eine der Schwierigkeiten beruht darauf, dass das wesentliche Merkmal des niedrigsten eben wahrnehmbaren Pegels die maximal ungewisse Wahrnehmung ist und es daher dem Patienten schwer fällt, zuverlässige Angaben über seine Hörempfindung zu machen. Auch wenn die Voraussetzung eines ausreichend ruhigen Untersuchungsraumes (Einhaltung der Störschallpegelgrenzwerte nach DIN ISO 8253) erfüllt ist, fordert die Hörschwellenmessung vom Patienten viel Kooperationsbereitschaft, Konzentration und Geduld. Die Genauigkeit der Ergebnisse hängt entscheidend von diesen Faktoren ab. Bei ungenügender Kooperationsfähigkeit oder -bereitschaft ist die Durchführung subjektiver Hörprüfungen nicht möglich. Ein weiteres Problem bei der Schwellenermittlung besteht darin, dass die Schwelle eines Ohres bestimmt werden soll, der Patient aber i. Allg. zwei

hörende Ohren hat. Dem wird dadurch Rechnung getragen, dass die Reize über Kopfhörer und nicht im freien Schallfeld angeboten werden. Trotzdem kann der Prüfton im gegenseitigen Ohr wahrgenommen (übergehört) werden, ohne dass Patient und Untersucher sich dessen bewusst sind. Hier kann jedoch durch die Vertäubung des Gegenohres in den meisten Fällen die richtige Schwelle gefunden werden. In der praktischen Audiometrie kann die Hörschwellenermittlung nicht nach den strengen, in der experimentellen Psychoakustik gültigen Maßstäben erfolgen. Für diagnostische Zwecke wird eine Genauigkeit von ±5 dB als ausreichend angesehen. Dementsprechend beträgt bei den meisten Audiometern die minimale Schrittweite für die Variation des Ausgangspegels 2,5 dB. Bei -10 dB HL beginnend erhöht der Untersucher den Pegel des kontinuierlichen oder gepulsten Testtons bis der Patient eine Hörempfindung anzeigt, z. B. durch Betätigung der Antworttaste. Der in diesem Moment wirksame Reizpegel liegt i. Allg. bereits einige dB über der Hörschwelle. Dies wird entweder durch eine pauschale Korrektur berücksichtigt oder die Schwelle durch Verringerung der Intensität zunächst wieder unterschritten und durch mehrmalige Wiederholung dieser Prozedur genauer eingegabelt. Das Reintonaudiogramm enthält die Schwellen bei den Frequenzen 100 Hz bis 10 kHz in Oktav- oder Halboktavabständen, für die Untersuchung des erweiterten Hochtonbereiches wird die Frequenz in kleineren Schritten bis 16 kHz erhöht. Konventionsgemäß wird der Reizpegel im Tonaudiogramm nach unten aufgetragen, sodass die Hörschwellenkurve eines normalhörenden Ohres weiter oben liegt als die eines Schwerhörigen (⊡ Abb. 14.8). Die mit dem dB HL-Wert identische Differenz zwischen gemessener Hörschwelle und Normalwert wird auch als Hörverlust (hearing loss) bezeichnet. Neben der beschriebenen Luftleitungskurve (LL) gehört zum Tonschwellenaudiogramm auch die Hörschwelle bei Reizung über Knochenleitung (KL). Auf den Warzenfortsatz (das Mastoid) hinter der Ohrmuschel wird ein Vibrationshörer (Knochenhörer) aufgesetzt. Wenn Kontaktfläche und Andruckkraft den vorgesehenen Werten entsprechen, wird eine definierte Schallintensität über den Knochen in das Innenohr übertragen. Auf diese Weise kann die Innenohrfunktion unter Umgehung der Schallzuführung über Gehörgang, Trommelfell und Mittelohr geprüft werden. Die Kalibrierungen von Luft- und Knochenhörer sind derart aufeinander abgestimmt, dass die zwei Schwellenkurven bei intakter physiologischer Schalleitung miteinander übereinstimmen. Die Knochenleitungsschwelle kann nur für Frequenzen oberhalb 250 Hz zuverlässig gemessen werden, da bei niedrigen Frequenzen vor Erreichen der ohnehin tiefer liegenden Leistungsgrenze der KL-Reiz nicht nur gehört, sondern auch gefühlt wird (⊡ Abb. 14.8, F). Auch bei hohen Frequenzen oberhalb 6 kHz ist die Bestimmung der Knochen-

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

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⊡ Abb. 14.8. Reintonaudiogramme bei Normalgehör (A), TieftonMittelohrschwerhörigkeit (B), kombinierter Schallleitungs- und Schallempfindungsschwerhörigkeit (C), pancochleärer Schallempfindungsschwerhörigkeit (D), zwei Stadien einer lärmbedingten Innenohr-

schwerhörigkeit (E) und Taubheit bzw. Hörrestigkeit mit Fühlwerten für Knochenleitung im Tieftonbereich (F) (left corner audiogram). Außer in Bild E sind jeweils die Schwellen für Luft- und Knochenleitung eingezeichnet

leitungsschwelle problematisch, weil der Knochenhörer mit steigender Frequenz zunehmend auch Luftschall abstrahlt, der das Ohr über die Schallleitungskette erreicht und anregt. Zusätzlich zu diesen Effekten ist bei allen Frequenzen die auf das Innenohr übertragene Reizstärke wegen der individuellen Variabilität von Andruckkraft und Hautdicke weitaus weniger reproduzierbar als bei der Luftleitung. Die Genauigkeit der KL-Schwellenbestimmung beträgt unter den für Routineuntersuchungen typischen Bedingungen nur etwa ±10 dB. Der Vergleich von Luft- und Knochenleitungsschwelle gestattet – ähnlich wie der Rinne’sche Stimmgabelversuch – Rückschlüsse auf das Vorliegen von Mittelohrschwerhörigkeiten. Liegt die Schwelle für KL-Reizung deutlich günstiger als die Luftleitungsschwelle (air-bone-gap), so muss die Schallzuführung über Trommelfell und Gehörknöchelchen durch eine pathologische Veränderung des Mittelohres beeinträchtigt sein (⊡ Abb. 14.8, B und C). Die Frequenzabhängigkeit der als Schalleitungs- oder Mittelohrkomponente bezeichneten Schwellendifferenz gibt nähere Auskunft über die Art der Erkrankung: Hat sich infolge einer Mittelohrentzündung in der Paukenhöhle Flüssigkeit angesammelt oder Sekret am Trommelfell abgelagert, so ist die Reibung im Mittelohr oder die Masse des Schalleitungs-

apparates erhöht und die LL-Schwelle ist vorwiegend bei hohen Frequenzen angehoben. Im Falle einer Versteifung der Gehörknöchelchenkette werden hingegen niedrige Frequenzen schlechter übertragen. Frakturen oder Luxationen der Gehörknöchelchenkette wirken sich auf den gesamten Frequenzbereich aus, ebenso wie ein Mittelohrblock bei fortgeschrittener Otosklerose (einer durch verhärtete Knochenwucherung im ovalen Fenster bedingten Fixation des Steigbügels). Der in der Differenz zwischen Luft- und Knochenleitungsschwelle zum Ausdruck kommende mittelohrbedingte Hörverlust kann niemals mehr als 50 dB betragen, weil erstens die schallverstärkende Wirkung des Mittelohrapparates auf diesen Wert begrenzt ist und zweitens jeder genügend intensive Luftschall auch die Entstehung von Körperschall bewirkt. Letzteres wird in den folgenden Absätzen näher ausgeführt. Die Reizung des Gehörs über Knochenleitung ist nicht seitenspezifisch, denn sie versetzt unabhängig vom Ort der Anregung den ganzen Schädelknochen in Schwingung. Auch wenn der Knochenhörer auf das Mastoid aufgesetzt wird, betragen Übertragungsverluste zur Gegenseite maximal 10 dB, so dass beide Innenohren mit nahezu der gleichen Intensität stimuliert werden. Doch auch bei Reizgebung über Luftleitung geht ein gewisser

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209 14.2 · Psychoakustik und subjektive Audiometrie

Anteil der Schwingungsenergie in Knochenschall über und stimuliert damit das Gegenohr gleichermaßen wie das Prüfohr. Für die in der Audiometrie vorwiegend angewendeten geschlossenen supraauralen Kopfhörer liegt die Überhördämpfung bei etwa 50 dB, d. h. erst bei Prüftonpegeln LP≥50 dB HL wird Knochenschall erzeugt und mit der Intensität LP−50 dB auch im gegenseitigen Innenohr wirksam. Wenn dieses Innenohr die bessere Hörleistung aufweist, wird der langsam lauter werdende Prüfton zuerst hier wahrgenommen. Aufmerksame Patienten werden bei der Schwellenbestimmung zwar angeben, dass die Wahrnehmung auf der Gegenseite erfolgte, aber damit ist noch nicht die Schwelle des Prüfohres bestimmt. Das Mithören des Gegenohres kann verhindert werden, indem es durch ein über Luftleitung dargebotenes Geräusch künstlich schwerhörig gemacht (vertäubt) wird. Hierzu werden meist Schmalbandgeräusche (Terzbandrauschen) verwendet, die den übergehörten Sinuston verdecken (maskieren) und sich vom Prüfreiz im Charakter genügend unterscheiden, um nicht mit ihm verwechselt zu werden. Die Vertäubung geschieht immer über Luftleitung, da ein über Knochenleitung angebotenes Rauschen beide Ohren gleichermaßen ausschalten würde. Die Vertäubung des Gegenohres erfüllt nur dann ihren Zweck, wenn der im nicht geprüften Innenohr wirksame Pegel des Maskierers den übergehörten Pegel des Prüftones (LP−50 dB) übertrifft. Damit ist für den minimalen Vertäubungspegel LV eine untere Grenze definiert. Da der über Luftleitung angebotene Maskierer das vertäubungsseitige Mittelohr passieren muss, ist diese Grenze nur dann hoch genug, wenn dieses Mittelohr eine normale Funktion aufweist (auf dem Vertäubungsohr also kein Schalleitungsverlust vorliegt). Ist dies nicht der Fall, so liegt der Vertäubungspegel möglicherweise (aber nicht zwangsläufig) unter der Luftleitungsschwelle des Vertäubungsohres und er muss um den Betrag der (vertäubungsseitigen) Mittelohrdämpfung DV erhöht werden, um den Verlust auszugleichen und eine ausreichende Verdeckungswirkung zu erzielen: LV ≥ LP − 50dB + DV 

(4)

Die in DV zum Ausdruck kommende Mittelohrkomponente des Vertäubungsohres kann maximal 50 dB betragen. In diesem Fall ergibt sich LV≥LP. Da DV zum Zeitpunkt der Untersuchung nicht als bekannt vorausgesetzt werden kann und ein zu niedriger Vertäubungspegel meistens schwerer wiegt als eine zu starke Vertäubung, kann man in der Praxis vom Extremfall einer maximalen Mittelohrkomponente auf dem Vertäubungsohr ausgehen (DV=50 dB) und erhält so die sehr praktikable und in den meisten Fällen richtige Vertäubungsregel: falls LP ≥ 50 dB LV ≈ L P IDOOV (für Prüfung in Luftleitung)

Vertäubungs- und Prüftonpegel sind also einander gleich und werden bei der Schwellenbestimmung gemeinsam erhöht. Es ist wichtig darauf hinzuweisen, dass die in den Gleichungen (4) und (5) empfohlenen Vertäubungspegel Minimalwerte sind, bei denen die Verdeckungswirkung gerade beginnt. Wird der Prüfton noch immer übergehört, so kann der Vertäubungspegel vorsichtig um einige dB erhöht werden. Wenn aber das Prüfohr einen mittelohrbedingten Hörverlust aufweist, besteht die Gefahr der Übervertäubung, d. h. der mit 50 dB Verlust auf den Knochen übergehende Maskierer überschreitet die Knochenleitungsschwelle des Prüfohres obwohl dessen Luftleitungsschwelle noch oberhalb von LP liegt4. Der Patient muss daher angewiesen werden, nur auf die Prüftöne zu achten und das Rauschen im Gegenohr (evtl. auch im Prüfohr) zu ignorieren. Etwas andere Vertäubungsregeln müssen bei der Ermittlung der Knochenleitungsschwelle angewendet werden. Hier geht der Prüfton nahezu ohne Verluste auf das Gegenohr über, d. h. es liegt immer – und nicht erst oberhalb von 50 dB – auch im gegenseitigen Innenohr ein Reiz des Pegels LP vor. Die Hörempfindung entsteht dann im besser hörenden Innenohr. Der für die Kopfhörerkapsel des Gegenohres eingestellte Vertäubungspegel muss daher so hoch gewählt werden, dass er im Innenohr mindestens den Wert LP ergibt, d. h. LV≥LP bei intaktem Mittelohr und LV≥LP+50 dB bei vollständiger Schalleitungsstörung auf der Vertäubungsseite. Die allgemeine Regel lautet also hier:

LV ≥ L P + DV 

Während bei der Luftleitungsmessung auf der Vertäubungsseite ein vollständiger Mittelohrverlust von 50 dB angenommen werden kann, um eine allgemeingültige und möglichst einfache Vertäubungsregel zu erhalten, ist dies bei der Knochenleitung nicht möglich, denn dann würde sich nach LV ≥ LP + 50 dB ein Vertäubungspegel ergeben, der das Prüfohr mit mindestens der Intensität des Prüftones maskiert (Übervertäubung). Der minimale Vertäubungspegels muss also unter dieser Grenze bleiben. Zugleich muss er den Prüftonpegel übertreffen, denn der Verschluss des vertäubungsseitigen Gehörgangs durch den Kopfhörer erhöht die Empfindlichkeit des dazugehörigen Innenohres (Verschlusseffekt5). Es kann also kein fester Wert, sondern nur ein Bereich für den richtigen Vertäubungspegel angegeben werden: L P + 20 dB ≤ LV ≤ L P + 50 dB  (für Prüfung in Knochenleitung)

4

5

(5)

(6)

(5)

Aus diesem Grund kann eine beidseitige Mittelohrkomponente von 50 dB tonaudiometrisch nicht exakt bestimmt werden. Wegen dieses Effektes muss auch darauf geachtet werden, dass der Gehörgang des Prüfohres bei der KL-Messung offen bleibt.

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

Es muss noch einmal betont werden, dass die Regeln (5) und (7) zwar in vielen, aber nicht in allen Fällen richtig sind. Ein ohne Einschränkung gültiges Kriterium für die richtige Wahl des Vertäubungspegels ergibt sich daraus, dass der Schwellenwert isometrisch mit dem Vertäubungspegel ansteigt, solange infolge zu schwacher Vertäubung nicht die Hörschwelle des Prüfohres sondern die Mithörschwelle des Gegenohres gemessen wird. Erst bei genügend hohen contralateralen Maskiererpegeln stabilisiert sich die Schwellenabgabe des Patienten, d. h. sie steigt mit zunehmendem Vertäubungspegel nicht weiter an. Bei diesem Vorgehen ist – wie bei der Vertäubung ganz allgemein – immer darauf zu achten, dass die Unbehaglichkeitsschwelle des Vertäubungsohres nicht überschritten wird.

14.2.4 Überschwellige Hörprüfungen

Alle Hörtests, bei denen mit Hilfe von Schallsignalen oberhalb der (individuellen) Hörschwelle versucht wird, einen pathologischen Lautheitsanstieg nachzuweisen, werden unter dem Begriff »Überschwellige Tests« zusammengefasst. Die einfachste und zuverlässigste Feststellung eines Recruitments lässt sich durchführen, wenn ein Patient nur einseitig von einer Hörstörung betroffen ist, das andere Ohr also normal hört. Der hierzu eingesetzte Fowler-Test6 ist ein interauraler Lautheitsvergleich. Dem Patienten werden Töne gleicher Frequenz und veränderlicher Intensität abwechselnd auf beiden Ohren dargeboten. Bei jedem Paarvergleich wird der Pegel auf dem besser hörenden Ohr so lange nachgeregelt, bis der Patient die Töne auf beiden Ohren mit gleicher Lautstärke wahrnimmt. Diese Pegel werden in die Audiogramme eingezeichnet und durch Linien miteinander verbunden. Verlaufen die Verbindungslinien bei allen Pegeln parallel, so liegt kein Lautheitsausgleich vor, bei zusammenlaufenden Linien ist der Recruitment-Test hingegen positiv: Hier empfindet der Patient hohe Schallintensitäten auf der schwerhörigen und der normalhörenden Seite als gleich laut. Dieser Befund ist gleichbedeutend mit der für endocochleäre Hörstörungen pathognomonischen Feststellung, der Patient habe auf der hörgeschädigten Seite einen eingeschränkten Dynamikbereich. Ebenfalls zum Nachweis des Recruitments – aber ohne die Beschränkung auf einseitig normalhörende Patienten – dient der SISI-Test (short increment sensitivity index). Testgröße ist der (prozentuale) Anteil richtig erkannter 1 dB-Inkremente, mit denen ein überschwelliger Dauerton rechteckförmig moduliert ist. Der Zusammenhang zwischen dieser Testgröße und einem pathologi-

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In der angelsächsischen Literatur heißt dieser Test ABLB (alternate binaural loudness balance).

schen Lautheitsanstieg ist offensichtlich: Aufgrund der abschnittsweise steileren Eingangs/Ausgangs-Kennlinie entspricht eine gegebene Pegeldifferenz beim haarzellgeschädigten Ohr einer stärkeren Zunahme der subjektiv empfundenen Lautheit als beim Normalohr (⊡ Abb. 14.6) und ist daher besser erkennbar. Für die Durchführung des SISI-Tests wird eine Prüffrequenz gewählt, bei der der Hörverlust mindestens 40 dB beträgt. Bei geringeren Hörverlusten ist die Anwendung des Tests nicht sinnvoll, weil nur ein stark ausgeprägter Funktionsausfall von äußeren Haarzellen einen pathologischen Lautheitsanstieg zur Folge hat. Der Dauerton wird 20 dB überschwellig eingestellt. In regelmäßigen Abständen von 5 s wird sein Pegel für 0,2 s erhöht. Zur Konditionierung des Patienten werden zunächst 5 dB-Inkremente angeboten, dann beginnt der eigentliche Test mit 1 dB-Inkrementen. Erkennt der Patient über 70% dieser Inkremente, so wird das als Hinweis auf ein Recruitment und somit eine cochleär bedingte Schwerhörigkeit gewertet. Negative Testergebnisse (unterhalb von 30%) sprechen gegen eine Innenohrschädigung und weisen daher auf eine neurale Ursache der Schwerhörigkeit hin (z. B. eine Verarmung von Hörnervenfasern). Erkennungsraten zwischen 35% und 65% sollten zurückhaltend interpretiert werden, sie könnten auf ungenügende Kooperation des Patienten oder auf die Wahl ungeeigneter Testparameter (Frequenz und Intensität des Reizes) zurückzuführen sein. Die Wahrnehmungsgrenze für Intensitätsänderungen lässt sich auch mit dem in der Durchführung etwas verschiedenen, aber in seinen Aussagen und Ergebnissen sehr ähnlichen Lüscher-Test bestimmen. Hier wird nicht gezählt, wie oft ein kleiner und fest vorgegebener Pegelunterschied vom Patienten richtig erkannt wird, sondern der ebenmerkliche Pegelunterschied wird direkt bestimmt, indem die Inkremente des wiederum auf 20 dB SL eingestellten Dauertones von 4 dB ausgehend bis hinab zu 0,2 dB solange verringert werden, bis der Patient keine Lautstärkeschwankungen mehr wahrnimmt. Die Geräuschaudiometrie nach Langenbeck ist ein weiteres Verfahren, mit dem ein Recruitmentäquivalent nachgewiesen werden kann. Bei diesem Test wird für mehrere Frequenzen die Mithörschwelle eines Sinustones im schmalbandigen Störgeräusch ermittelt. Die Wahrnehmung eines Tones im gleichzeitig vorliegenden Störgeräusch stellt eine Leistung dar, die der Wahrnehmung kleiner und kurzzeitiger Lautstärkeerhöhungen sehr ähnlich ist. Daher kann durch die Messung der Mithörschwelle eine ausgeprägte Empfindlichkeit für Pegelunterschiede nachgewiesen werden. Das Prinzip des Langenbeck-Tests besteht darin, diese Mithörschwelle bei mehreren Frequenzen mit unterschiedlich stark ausgeprägtem Hörverlust zu messen. Dadurch können die Pegelunterscheidungsschwellen geschädigter und ungeschädigter Bereiche desselben Innenohres miteinander verglichen werden. Für den Test geeignet sind Ohren mit sensorineuraler Hoch-

211 14.2 · Psychoakustik und subjektive Audiometrie

tonsenke oder Hochtonabfall, soweit im Tieftonbereich eine annähernd normale Hörschwelle vorliegt. Der Pegel des maskierenden Breitband- oder Schmalbandrauschens wird je nach Audiogramm auf einen festen Wert zwischen 45 und 75 dB eingestellt. Niedrigere Pegel sind aus physiologischen Gründen (Arbeitsbereich der äußeren Haarzellen) nicht sinnvoll, höhere Geräuschpegel können eine Hörermüdung und dadurch verfälschte Ergebnisse zur Folge haben. Dem Terzbandrauschen wird ein zunächst unhörbarer Sinuston niedriger Frequenz beigemischt. Bei langsamer Erhöhung des Testtonpegels wird die vom Patienten angegebene Wahrnehmungsschwelle registriert. Nach Erhöhung der Tonfrequenz (wie auch der Mittenfrequenz des Rauschens) wird eine weitere Mithörschwelle bestimmt. Nähert sich die Frequenz dem von der Hörstörung betroffenen Bereich, so wirkt sich das im Fall eines pathologischen Lautheitsanstiegs nicht auf die Lage der Mithörschwelle aus. Dieses Einmünden der Mithörschwelle in die Ruhehörschwelle ist das Merkmal einer sensorisch bedingten Hörstörung. Im Fall einer neural bedingten Hörstörung hingegen weicht die Mithörschwelle der Ruhehörschwelle aus, d. h. die Mithörschwelle ist in dem von der Hörstörung betroffenen Frequenzbereich angehoben. Dies ist zu erwarten und plausibel, wenn der retrocochleären Störung eine derart ausgeprägte Verarmung von Hörnervenfasern zugrunde liegt, dass die Kapazität zur Informationsübertragung bereits bei der Verarbeitung von hörschwellennahen Reintönen erschöpft ist. Der diagnostische Nutzen von SISI- und LangenbeckTest besteht darin, dass sie auf Recruitmentäquivalente empfindlich sind und dadurch das Fehlen einer natürlichen Dynamikkompression anzeigen. Sie erteilen aber keine qualitative Auskunft über das Ausmaß dieser Fehlfunktion – im Gegensatz zum Fowler-Test, dessen Nachteil aber darin besteht, dass er nur bei einseitig normalhörenden Patienten anwendbar ist. Seit einigen Jahren steht nun ein quantitativer und bei allen Patienten anwendbarer Recruitment-Test zur Verfügung: die unter diversen Bezeichnungen (u. a. »Würzburger Hörfeldskalierung«, »KU-Lautheitsskalierung« und »Hörfeldaudiometrie«) bekannt gewordene direkte Skalierung der Kategoriallautheit nach Heller, Moser und Hellbrück7. Bei diesem Verfahren skaliert der Patient seine subjektive Lautstärkeempfindung, indem er den angebotenen Reizen verbale Kategorien zuordnet, die von »Nicht gehört« bis »Zu laut« reichen (⊡ Abb. 14.9) und in einer numerischen Skala weiter unterteilt werden können. Mittenfrequenz und Pegel der Schmalbandpulse decken möglichst das ganze Hörfeld ab und werden randomisiert angeboten. Der Untersucher erhält für jede geprüfte Frequenz eine Pegel-LautheitsKennlinie. Aus der Gesamtheit dieser psychometrischen

7

Die kategoriale Lautheit ist von der in  Abschn. 14.2.1 beschriebenen Verhältnislautheit zu unterscheiden..

⊡ Abb. 14.9. Lautstärkeskalierung bei einem normalhörenden und einem innenohrschwerhörigen Patienten (schematisch). Die 7 verbalen Lautstärkekategorien entsprechen 50 numerischen KU-Einheiten (Kategorien-Unterteilung)

Funktionen lassen sich Isophonen konstruieren und als individuelles Hörfeld in das Audiogramms eintragen. Der Schnittpunkt der einzelnen Pegel-Lautheits-Funktion mit der Abszisse entspricht der Hörschwelle, der mit »Zu laut« bewertete Pegel der Unbehaglichkeitsschwelle. Liegt ein pathologischer Lautheitsanstieg vor, so verläuft die Kennlinie sehr steil, d. h. der horizontale Abstand zwischen der individuellen Kurve und dem Normalwert nimmt mit zunehmendem Pegel ab. Dieser horizontale Abstand entspricht dem pegel- und frequenzabhängigen Verstärkungsbedarf, der somit unmittelbar als Ausgangswert für die Einstellung von Verstärkung und Kompression eines Hörgerätes genutzt werden kann. Das Vorliegen einer pathologisch veränderten Adaptation wird geprüft, indem das Ohr mit schwach überschwelligen Dauertönen stimuliert und der niedrigste Pegel aufgesucht wird, bei dem der Ton mindestens 30 s lang hörbar bleibt (Schwellenschwundtest nach Carhart). Liegt dieser Pegel bis zu 10 dB über der Hörschwelle, so wird die Adaptation noch als normal gewertet. Liegt der Schwellenschwund zwischen 15 und 25 dB, so spricht dies gemeinsam mit anderen Indikatoren (Recruitment) für eine Innenohrschädigung (pathologische Adaptation). Schwellenabwanderungen von mindestens 30 dB werden als Hörermüdung bezeichnet (obwohl es sich um ein Adaptationsphänomen handelt) und als Hinweis auf eine neurale Hörstörung gewertet.

14.2.5 Sprachaudiometrie

Das Verstehen von Sprache stellt höchste Anforderungen an die Leistungsfähigkeit des Hörsystems. Sprachsignale weisen sich daher nicht a priori als besonders geeignete

14

212

I

Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

Reize für Hörprüfungen aus. Wegen ihrer Komplexität würde die Verwendung von Sprachreizen bei vielen Hörstörungen und Fragestellungen eher zu einer Verschleierung als zu einer Aufklärung der Krankheitsursache beitragen. Wenn die Aufgabe eines Hörtests jedoch darin besteht, die in der sprachlichen Kommunikation auftretende Behinderung zu beurteilen oder die durch eine Hörprothese erreichte Wiederherstellung der lautsprachlichen Kommunikationsfähigkeit zu überprüfen, so ist die Verwendung von Sprache als Testmaterial unerlässlich. Die Komplexität der Sprache bringt noch eine weitere Schwierigkeit mit sich: Anders als bei den elementaren Reizen, die in anderen Bereichen der Audiometrie verwendet werden, wirken sich in der Sprachaudiometrie nicht nur das Hörvermögen, sondern auch die intellektuellen Fähigkeiten sowie die Muttersprache und der Wortschatz des Probanden sehr stark auf das Untersuchungsergebnis aus. Es kann keinen universellen Sprachdiskriminationstest geben, mit dem einerseits der Effekt des binauralen Hörens auf die Spracherkennungsleistung junger normalhörender Probanden und andererseits die Fortschritte eines gehörlos geborenen und spät versorgten CI-Trägers (vgl.  Abschn. 14.4) erfasst werden können. Daher gehören zur Sprachaudiometrie sehr viele Tests, die sich in ihrem Anwendungsbereich und ihrer Aussagekraft unterscheiden. Gemeinsames Merkmal aller Sprachtests ist, dass mit ihnen die Fähigkeit des Probanden zur Erkennung (Perzeption) von sprachlichen Lauten geprüft wird8. Wenn die Sprachperzeption in irgendeiner Form von Schallpegeln abhängt, so lässt sich – ebenfalls bei allen Sprachtests – eine psychometrische Diskriminationsfunktion definieren, die die Testergebnisse wiedergibt und den Vergleich verschiedener Testverfahren ermöglicht. Die Fähigkeit zur Perzeption und Diskrimination von Sprache kann nur bei Berücksichtigung ihrer akustischen Eigenschaften in audiologische Zusammenhänge eingebettet werden. Daher folgt hier eine kurze Beschreibung der physikalischen Merkmale der Signale, die von den menschlichen Organen zur Phonation (Erzeugung von Stimme) und Artikulation (Erweiterung der Stimme zur informationstragenden Sprache) erzeugt und vom Hörsystem empfangen und verwertet werden. Die einfachsten Grundelemente der Sprache (Phoneme) sind die Vokale, die durch einen periodischen, aus dem Grundton (er entspricht der Stimmhöhe) und zwei oder mehr Obertönen (Formanten) zusammensetzten Schwingungsverlauf gekennzeichnet sind. Die Lage der Formanten ist für jeden Vokal charakteristisch, sie variiert nur geringfügig mit der Stimmhöhe und von Sprecher zu Sprecher. Der Formant F1 liegt im Bereich um 500 Hz, F2 zwischen 1 und 2 kHz und die hö-

8

Meistens kommt es hierbei nur auf die linguistische und nicht die semantische Erkennung an (obwohl die semantische Erkennung eines Testwortes seine korrekte linguistische Wiedergabe sehr unterstützt).

heren, für das Verstehen der Vokalen weniger bedeutsamen Formanten F3 und F4 zwischen 2 und 4 kHz. Die Konsonanten können nicht durch so einfache Merkmale beschrieben werden. Soweit charakteristische Frequenzen definiert werden können, liegen diese im Bereich der Formanten F3 und F4. Anders als die immer mit einer Phonation einhergehenden Vokale können Konsonanten stimmlos und stimmhaft sein. Stimmlose Konsonanten (f, ss, p, t, k) entstehen bei nicht schwingenden Stimmlippen durch Verengungen im Ansatzrohr, die zur Beschleunigung der Luftströmung und damit zur Wirbelbildung Anlass geben. Bei stimmhaften Konsonanten (l, m, n, r) überlagern sich diese Mechanismen mit der Stimmlippenschwingung. In der Phonetik werden die Konsonanten weiterhin nach ihrem Artikulationsort (Bilabiale, Dentale, Velare etc.) und der Artikulationsart (Plosive, Frikative, Liquide etc.) unterschieden. Viele Konsonanten entsprechen einem frequenzmäßigen Übergang zum vorangegangenen oder nachfolgenden Vokal (Transienten). Ein und derselbe Konsonant kann, je nachdem, mit welchem Vokal er als Anlaut, Inlaut oder Auslaut in Verbindung steht, ganz verschiedene Frequenzen enthalten. Transienten und Formanten sind im Spektrogramm (auch als Sonagramm bezeichnet) erkennbar, einem Diagramm zur Darstellung von Frequenz und Intensität des Sprachsignals in Abhängigkeit von der Zeit (⊡ Abb. 14.10). Anwendung finden die in der Abbildung gezeigten Diagramme sowohl in der technischen als auch in der phoniatrischen (stimmärztlichen) Sprachanalyse. Frequenz und Intensität der Sprachbestandteile können grob ins Tonaudiogramm übertragen werden, um die Auswirkung von Schwerhörigkeit auf das Sprachverstehen abzuschätzen (⊡ Abb. 14.11). Bei einem Hochtonhörverlust wird die Erkennung vieler Konsonanten (v. a. der Zischlaute) am stärksten in Mitleidenschaft gezogen. Bei ausgeprägten Tieftonschwerhörigkeiten werden nur die Grundtöne, die der für das Sprachverständnis nicht sehr wichtigen Stimmhöhe entsprechen, nicht richtig wahrgenommen. Betrifft die Schwerhörigkeit alle Frequenzen gleichermaßen und beträgt der Hörverlust 40 bis 50 dB, so werden zwar die Vokale und sehr starke Zischlaute, nicht aber die leisen Konsonanten richtig verstanden. Das bei vielen Innenohrschwerhörigkeiten auftretende pathologische Lautheitsempfinden hat die Folge, dass leise Sprachelemente gar nicht oder zu schwach, die lauteren Anteil hingegen deutlich oder gar als unangenehm laut wahrgenommen werden. Die Probleme, die sich für den Schwerhörigen aus der Zeitabhängigkeit von Sprachsignalen – insbesondere aus den schnellen Übergängen zwischen lauten Vokalen und leisen Konsonanten – ergeben, können in diesem Diagramm nicht dargestellt werden. Für die Sprachaudiometrie wird Testmaterials verwendet, dessen Auswahl sich an der Zielsetzung orientiert: Eine rudimentäre Perzeptionsleistung lässt sich nur prüfen, wenn das Testmaterial genügend Redundanz ent-

14

213 14.2 · Psychoakustik und subjektive Audiometrie

⊡ Abb. 14.10. Oszillogramm (oben) und Spektrogramm (unten) des Wortes »Straße« (männlicher Sprecher)

⊡ Abb. 14.11. Projektion des für Umgangssprache relevanten Frequenzund Pegelbereiches (»Sprachfeld« nach Fant) ins Tonaudiogramm

hält, wie es z. B. bei semantisch sinnvollen Sätzen der Fall ist. Das andere Extrem sind nahezu redundanzfreie einsilbige Testwörter. Zwischen diesen Extremen liegen die im Freiburger Sprachverständlichkeitstest nach DIN 45621 verwendeten Zahlwörter, bei denen die Antworten des Probanden einem bekannten und sehr begrenzten Antwortinventar entstammen. Liegt das Sprachmaterial fest, so kann der Schwierigkeitsgrad des Tests noch dadurch beeinflusst werden, dass Antwortalternativen angeboten werden. Um den Test bei einem Probanden mehrmals durchführen zu können ohne die Verfälschung der Ergebnisse durch Lerneffekte befürchten zu müssen, muss das Material in äquivalente Testlisten aufgeteilt sein (die z. B. jeweils 10 Alltagssätze oder 20 einsilbige Testwörter

enthalten). Unabhängig von der Zielsetzung sollte das Testmaterial eine sprachstatistisch repräsentative Verteilung der Phonemhäufigkeit aufweisen. Die Darbietung einer Gruppe bzw. Liste der auf einem Tonträger gespeicherten Test-Items geschieht über Kopfhörer oder Lautsprecher, wahlweise mit einem gleichzeitig dargebotenen definierten Störgeräusch. Der Proband wird aufgefordert, das item (Wort oder Satz) nachzusprechen oder aus vorgegebenen Antwortalternativen auszuwählen, der Untersucher zählt die Anzahl richtiger Antworten. Das Untersuchungsergebnis besteht in der (prozentualen) Angabe richtig wiedergegebener Testworte in Abhängigkeit vom absoluten oder relativen (auf den Störgeräuschpegel bezogenen) Sprachpegel. Der Zusammenhang zwischen Reizpegel (bzw. Pegeldifferenz) und dem Anteil richtiger Antworten (Sprachverständlichkeitsindex) wird als Diskriminationsfunktion (performance-intensity function) bezeichnet. Sie zeigt einen stufenförmigen Verlauf und lässt sich mit ausreichender Genauigkeit durch zwei Parameter beschreiben: den Pegel (bzw. das Signal/Rausch-Verhältnis) L50, bei der die Wahrscheinlichkeit für eine richtige Antwort 50% beträgt, und die Steigung s50 an dieser Stelle (⊡ Abb. 14.12). Für die mathematische Beschreibung wird häufig die folgende logistische Modellfunktion verwendet: 1

p( L ) = 1+ e

−

L − L50 u

mit u = PLW

1  4 s 50

(8)

Im deutschsprachigen Raum wird für die praktische Audiometrie heute noch immer vorwiegend der im Jahre 1957 von Hahlbrock eingeführte Freiburger Test angewendet. Das Testmaterial besteht aus zweistelligen Zahlen und einsilbigen Wörtern, die in phonetisch ausgeglichenen Gruppen (10 aus je 10 Zahlwörtern bzw. 20 aus je 20 Einsilbern bestehende Listen) angeordnet sind und von einem geschulten Sprecher aufgesprochen wurden.

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

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⊡ Abb. 14.12. Die Zunahme des Anteils richtig wiedergegebener TestItems mit steigendem Reizpegel bzw. Signal/Rausch-Verhältnis wird durch eine sigmoide psychometrische Funktion beschrieben (⊡ Gl. 8)

Unterhalb eines gewissen Sprachpegels (10 dB SPL für Zahlwörter und 15 dB SPL für Einsilber) wird vom Normalhörenden keines der Testwörter richtig verstanden. Mit zunehmender Lautstärke nimmt der Anteil richtig verstandener Worte zu und erreicht schließlich 100% bei etwa 30 dB SPL (Zahlwörter) bzw. 50 dB SPL (Einsilber). Ein 50%-iges Zahlwörterverständnis erzielen Normalhörende durchschnittlich bei einem Schallpegel von 18,5 dB, die Steigung s50 beträgt hier etwa 5%/dB. Wegen der großen Redundanz der Zahlwörter verläuft die Diskriminationskurve sehr steil. Aus demselben Grund beeinflussen Hörstörungen nur die Lage, nicht jedoch die Gestalt der Diskriminationskurve. Die Auswirkung einer Hörstörung lässt sich also durch die Differenz aus dem beim Schwerhörigen bestimmten L50 und dem Normalwert vollständig beschreiben. Diese Differenz wird als Hörverlust für Sprache bezeichnet. Weil die richtige Wahrnehmung der niedrigen Vokalfrequenzen für das Zahlwörterverstehen bereits ausreicht, korreliert dieser Sprachhörverlust gut mit der im Tieftonbereich vorliegenden Hörschwelle. Ein reiner Hochtonverlust wirkt sich hingegen auf die Diskriminationskurve für Zahlwörter nahezu nicht aus. Die Einsilberkurve ist gegenüber der Zahlwörterkurve zu höheren Pegeln verschoben und sie verläuft flacher. Beides ist darauf zurückzuführen, dass für die richtige Erkennung der Testwörter nicht nur die lauten Vokale, sondern auch die leiseren Konsonanten wichtig sind. Hörstörungen wirken sich hier nicht nur auf die Lage, sondern auch auf die Gestalt der Diskriminationskurve aus. Es ist daher nicht sinnvoll, sie durch ihre Verschiebung zu charakterisieren. Besonders bei ausgeprägten Hochtonhörverlusten verläuft die Kurve wegen der erschwerten Erkennung der hohen Konsonanten sehr flach. Häufig wird dann bis zum Erreichen der Unbehaglichkeitsschwelle kein 100%-iges Einsilberverstehen erzielt, d. h. es liegt ein Diskriminationsverlust vor. In seltenen Fällen nimmt die

Sprachdiskrimination, nachdem sie einen Maximalwert erreicht hat, zu höheren Pegeln wieder ab (roll-off). Diskriminationsverlust und die bei einem Sprachpegel von 65 dB SPL erhaltene Sprachverständlichkeit sind die wichtigsten mit dem Einsilbertest erhaltenen Messgrößen. Der standardisierte Freiburger Sprachverständlichkeitstest wird insbesondere bei der Indikation von Hörgeräten und die spätere Erfolgskontrolle sowie als Maß für die Berechnung der MdE (Minderung der Erwerbsfähigkeit) bei berufsbedingt erworbenen Hörstörungen eingesetzt. Er weist einige Nachteile auf, die zur Entwicklung weiterer Sprachtests geführt haben: ▬ Bei hochgradig Schwerhörigen oder mit einem Cochlea-Implantat versorgten Patienten liefert er keine verwertbaren Ergebnisse. ▬ Die Testlisten sind phonetisch nicht ausgewogen und in Hinblick auf den Schwierigkeitsgrad nicht miteinander äquivalent. ▬ Die Prüfung des Sprachverstehens im Störgeräusch ist nicht standardisiert. ▬ Der Proband muss mit der deutschen Sprache vertraut sein. ▬ Der Testablauf ist nicht automatisierbar, da die Antwort des Patienten vom Untersucher ausgewertet wird. ▬ Die Antwort des Probanden wird nur als richtig oder falsch bewertet, eine Auswertung der Phonemverwechslungen ist nicht möglich. ▬ Das Fehlen eines Ankündigungsreizes hat eine unangemessen hohe Quote falscher Antworten zur Folge. Wegen dieser Nachteile sind in jüngerer Zeit neue Sprachverständlichkeitstests entwickelt und erprobt worden. Dadurch konnten einige Lücken des bisherigen Testinventars geschlossen werden. Die Problematik bei der Untersuchung des Sprachverstehens resthöriger Patienten besteht darin, dass der Zahlwörtertest in vielen Fällen zwar zu bewältigen ist aber keiner realistischen Hörsituation entspricht, wohingegen der Einsilbertest sich als zu schwierig erweist. Für diesen Einsatzbereich ist nur ein geschlossener Test (bei dem der Proband das Test-item aus einer Liste von möglichen Antworten bezeichnet) oder ein offener Test mit redundantem Sprachmaterial (z. B. bedeutungstragende Sätze) geeignet. Dem zuletzt genannten Konzept entspricht der Oldenburger Satztest (Wagener u. Kollmeier 2005), dessen Testmaterial aus Sätzen besteht, die aus 5 Wörtern (Eigenname, Verb, Zahlwort, Adjektiv und Objekt) zusammengesetzt sind (z. B. »Doris malt neun nasse Sessel«). Jedes der 5 Wörter entstammt einem Vorrat aus 10 Alternativen, aus denen die Sätze nach dem Zufallsprinzip zusammengestellt werden. Dadurch wird die Wiedererkennung eines Testsatzes unwahrscheinlich und die Zahl der verwendbaren Testlisten vergrößert. Die Diskriminationsfunktion des Oldenburger Satztests weist an der Sprachverständlichkeitsschwelle L50 eine Steigung von 17 bis 20%/dB auf, so

215 14.2 · Psychoakustik und subjektive Audiometrie

dass die Sprachverständlichkeitsschwelle auch im Störgeräusch mit hoher Genauigkeit bestimmt werden kann. Allgemein kann bei allen Sprachverständlichkeitstests die Untersuchungsdauer durch die Optimierung von Testmaterial und -strategie reduziert werden. Der Zeitbedarf ist proportional zur Zahl von Testlisten, die für die Aussage des Tests geprüft werden müssen. Sprachtests mit redundantem Testmaterial (Zahlwörter- und Satztests) sind durch eine steile Diskriminationskurve gekennzeichnet, die sich bei Hörstörungen nur verschiebt, aber nicht verformt. Es muss daher im Idealfall nur eine Testliste geprüft werden, wenn der gewählte Schallpegel so liegt, dass L50 zuverlässig bestimmt werden kann. Weist das Testmaterial wenig Redundanz auf (Einsilbertests), so ist die psychometrische Kurve flacher und sie wird bei Hörstörungen nicht nur verschoben, sondern auch verformt. Um sie zu rekonstruieren, müssen mindestens zwei Testlisten geprüft werden. Unabhängig von den Details der Diskriminationskurve ist der Untersucher meistens daran interessiert, möglichst keine Messungen in Bereichen mit 0 oder 100% Sprachdiskrimination durchzuführen. Normalwerte und die oben genannten Zusammenhänge zwischen Ton- und Sprachgehör helfen zunächst bei der Auffindung von sinnvollen Startpegeln in der Nähe des Wendepunktes L50. Durch eine adaptive Pegelsteuerung kann der Zielpunkt noch genauer und schneller erreicht werden. Hierbei wird der Darbietungspegel eines jeden Test-items gemäß den vorhergehenden Antworten erhöht oder verringert, d. h. die bevorstehende Testaufgabe wird schwieriger gestaltet, wenn die vorgehende richtig gelöst wurde (und sinngemäß umgekehrt). Neben der Sprachdiskrimination in Ruhe ist auch die Untersuchung der für viele Hörgeschädigte und Hörgeräteträger problematischen sprachlichen Kommunikation im Störgeräusch und der Störbefreiungseffekt durch das binaurale Hören Gegenstand der Sprachaudiometrie. Der Freiburger Einsilbertest ist wegen der geringen Redundanz des Testmaterials für die Messung der Diskrimination in Abhängigkeit vom Signal/Rausch-Verhältnis wenig geeignet. Es ist aber eine Modifikation dieses Tests ausgearbeitet und erprobt worden, bei der die einsilbigen Testwörter in dreifacher Wiederholung dargeboten werden (»Dreinsilbertest« nach Döring). Dies erhöht die Sprachverständlichkeit in dem Maße, dass die Detektion auch im Störschall gelingt. Wenn die schwierigste Hörsituation des Patienten, nämlich einem von Stimmengewirr überlagerten Gespräch zu folgen, realistisch nachgebildet werden soll, müssen Störgeräusch und Nutzsignal spektral aufeinander abgestimmt sein. Das mit dem Dreinsilbertest kombinierte Störgeräusch wird synthetisch durch 32-fache zeitlich versetzte Überlagerung der einsilbigen Testwörter des Freiburger Tests erzeugt. Es entspricht in seinem Spektrum und seiner Zeitstruktur den Eigenschaften einer (männlichen) Stimme und enthält infolge der Überlagerung keine semantische Information. Aus

der Messung des Sprachverständlichkeitsindex bei verschiedenen Signal/Rausch-Verhältnissen S/N (fester Störgeräuschpegel, variabler Nutzsignalpegel) ergibt sich die Diskriminationskurve. Wird der Test mit Normalhörenden im freien Schallfeld durchgeführt, so liegt der Wendepunkt dieser Kurve bei S/N50 = 0 dB in der 0°-Situation (Nutz- und Störsignal von vorne) bzw. bei S/N50=–11 dB in der ±45°-Situation (Nutz- und Störsignalquelle lateral vorne um 90° voneinander getrennt). Weitere Verfahren zur Untersuchung der Sprachperzeption im Störgeräusch sind neben dem oben ausführlich beschriebenen Oldenburger Satztest der aus 10 Testlisten zu je 10 Sätzen bestehende Göttinger Satztest nach Wesselkamp und Kollmeier mit dem Stimmengewirr nach Sotschek als Störschall und der aus 30 Listen zu je 20 Sätzen bestehende Innsbrucker Satztest nach Hochmair, Schulz und Moser (HSM-Test) mit sprachsimulierendem CCITT-Rauschen. Das Spektrum des international genormten CCITT-Rauschens ist an die mittlere Häufigkeitsverteilung mehrerer Sprachen (bei Übertragung weiblicher und männlicher Stimmen über Telefonleitungen) angepasst. Es weist seine höchste Intensität bei 800 Hz auf. Die zeitlich modulierte Variante des CCITT-Rauschens wird als Fastl-Rauschen bezeichnet. Für die Modulation wird nicht eine feste Frequenz verwendet, sondern ein Bandpassrauschen, dessen Maximum entsprechend der mittleren Silbenlänge bei 4 Hz liegt. Bisherigen Erfahrungen zufolge ist der schnell und von einem ungeschulten Sprecher aufgesprochene Göttinger Satztest gut für die die Anwendung bei Hörgeräteträgern geeignet, während der HSM-Test aufgrund der langsamen und gut artikulierten Aufsprache einen niedrigeren Schwierigkeitsgrad aufweist und in erster Linie für die Anwendung bei CITrägern konzipiert ist.

14.2.6 Prüfung des binauralen Hörens

Alle bisher geschilderten Eigenschaften des Gehörs sind das Ergebnis psychoakustischer Untersuchungen bei Stimulation eines Ohres. Ohne Zweifel ist das beidohrige (binaurale) Hören als die natürliche Hörsituation anzusehen. Es unterscheidet sich vom monauralen Hören zunächst durch eine niedrigere Wahrnehmungsschwelle. Die binaurale Hörschwelle liegt (wegen der Verdoppelung der genutzten Schallenergie) um durchschnittlich 3 dB niedriger als die monaurale Schwelle. Bei überschwelligen Reizen ist der Unterschied zwischen ein- und beidohrigem Hören noch größer. Er entspricht etwa 10 dB, d. h. die Hinzunahme des zweiten Ohres bewirkt eine Verdoppelung der Lautheit. Dieser Effekt wird als binaurale Lautheitssummation bezeichnet. Auch die Fähigkeit zum räumlichen Hören und zur Lokalisation von Schallquellen ist größtenteils eine Folge der beidohrigen Erfassung und Verarbeitung der akustischen

14

216

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

Signale. Zusätzlich spielt aber auch die Ohrmuschel eine Rolle: Ihrer akustischen Funktion nach stellt sie ein Filter dar, dessen Übertragungsfunktion von Richtung und Entfernung der Schallquelle abhängt. Räumliche Merkmale des Schallfeldes werden durch Reflexion, Abschattung, Streuung, Beugung, Interferenz und Resonanz in zeitliche Merkmale umkodiert, deren zentralnervöse Repräsentation einen bei Stimulation über Kopfhörer nicht entstehenden Eindruck von Räumlichkeit hervorruft. Für einen anderen Aspekt des räumlichen Hörens, nämlich das Richtungshören, ist das Vorliegen zweier Eingangssignale, der gekreuzte Verlauf der Hörbahn und die Verwertung der Differenzen zwischen beiden Signalen (binauraler Prozessor) Voraussetzung. Die Lage der Ohrmuscheln an beiden Seiten des Kopfes hat zur Folge, dass die zwei bei seitlicher Beschallung eintreffenden Eingangssignale Pegel-, Laufzeit- und Klangfarbenunterschiede aufweisen. Die unterschiedliche Klangfarbe ergibt sich daraus, dass die Abschattung durch den Kopf nur für hohe Frequenzen wirksam ist. Aus demselben Grund treten auch vorwiegend bei hohen Frequenzen, die nicht um den Kopf gebeugt werden, interaurale Pegelunterschiede auf. Sie tragen zur Lateralisation des Hörereignisses bei, sowie sie mehr als 1 dB betragen. Weiterhin erreichen die Schallwellen von Quellen, die sich außerhalb der Medianebene befinden, die zwei Ohren zu unterschiedlichen Zeiten (bzw. es liegen zu gleichen Zeiten unterschiedliche Phasen vor). Die experimentell bestimmte Untergrenze für die Verwertung dieser interauralen Laufzeitdifferenzen liegt unter 30 µs. Zeit- und Pegeldifferenzen ermöglichen eine Richtungsbestimmung mit einer Genauigkeit von 3 bis 5°. Diese Quellenortung ist allerdings nicht eindeutig: Alle Quellen, die sich auf der Oberfläche des in ⊡ Abb. 14.13 gezeigten Kegels (cone of confusion) befinden, weisen näherungsweise dieselben interauralen Differenzen auf. Sie unterscheiden sich lediglich in der Klangfarbe. Tatsächlich werden bei Richtungshörtests in der Horizontalebene am häufigsten die Schallereignisorte verwechselt, die in Hinblick auf die interauralen Zeit- und Pegeldifferenzen gleichwertig sind. Ein Sonderfall hiervon ist die Verwechslung von vorne und hinten. Auch die Bestimmung der Elevation, d. h. die Ortung von Schallquellen, die sich in der Medianebene befinden (Öffnungswinkel des Kegels gleich 180°), geschieht ohne Zuhilfenahme interauraler Differenzen und ist dementsprechend unsicher. Interaurale Laufzeitdifferenzen sind für die Ortung von Schallquellen nur dann verwertbar, wenn das Signal zeitlich genügend scharf begrenzt ist. Diese Voraussetzung ist bei Dauertönen oder beim Auftreten von Echos nicht erfüllt. In diesen Fällen verschmilzt der Höreindruck beider Ohren zu einem einzigen Hörereignis. Dass die Quellen von Dauerreizen oder ein von Echos begleitetes kurzes Signal trotzdem lokalisiert werden können liegt daran, dass der Ort solcher Hörereignisse in erster Linie von der Schalldruckänderung bestimmt wird, die als erste den Hö-

⊡ Abb. 14.13. Bei seitlichem Schalleinfall trifft das Signal in beiden Ohren zu verschiedenen Zeiten und mit unterschiedlicher Intensität ein. Es gibt viele Schallereignisorte, die in Hinblick auf diese Differenzen gleichwertig sind. Sie liegen auf dem Mantel eines Kegels (cone of confusion), dessen Spitze in der Kopfmitte liegt und dessen Achse mit der Verbindungslinie der Ohren zusammenfällt. Dies gilt allerdings nur, wenn der Kopf durch eine Kugel ohne Ohrmuscheln und mit einander diametral gegenüberliegenden Gehörgangseingängen approximiert wird. Dies ist eine sehr grobe und realitätsferne Näherung

rer erreicht (Gesetz der ersten Wellenfront). Dieser für das Hören in geschlossenen Räumen wichtige Mechanismus versagt natürlich, sowie sich stehende Wellen bilden. Das beidohrige Hören trägt entscheidend zur Wahrnehmung und Erkennung von Signalen im Störgeräusch bei. Ein Sinuston ist im Rauschen besser (d. h. bei geringerem Signal/Rausch-Abstand) erkennbar, wenn beide Signalquellen räumlich voneinander getrennt sind. Experimentell lässt sich der Effekt des binauralen Hörens auf die Verdeckung (Maskierung) eines Signals einfach nachbilden, indem über Kopfhörer zunächst ein Ohr mit einem Gemisch aus Testton und breitbandigem Rauschen beschallt wird. Die Versuchsperson regelt den Testtonpegel soweit herunter, dass sie den Ton gerade nicht mehr wahrnimmt. Bietet man nun dasselbe Rauschen zugleich am anderen Ohr an (alternativ hierzu kann die Phase des Rauschens im monaural dargebotenen Signalgemisch umgekehrt werden), so wird das Rauschen zwar subjektiv lauter, der Testton wird aber wieder hörbar und die zugehörige (binaurale) Mithörschwelle liegt niedriger als im monauralen Fall (binaural masking level difference, BMLD). Auf ähnliche Weise lässt sich die binaurale Schwelle für das Verstehen eines Testwortes ermitteln und mit der monauralen Schwelle vergleichen (binaural intelligibility level

14

217 14.3 · Objektive Audiometrie

difference, BILD). Je nach der räumlichen Anordnung von Nutz- und Störsignalquelle beträgt die Schwellendifferenz bei Normalhörenden etwa 10 dB. Die durch BMLD und BILD beschriebene Verbesserung der Signalerkennung hängt eng mit der Fähigkeit zum Sprachverstehen im Störgeräusch zusammen (Cocktailparty-Effekt), welche ein funktionsfähiges binaurales System voraussetzt. Bereits durch eine geringfügige einseitige Schwerhörigkeit kann die Funktion des empfindlichen binauralen Systems beeinträchtigt werden. Die Messung der ein- und beidohrigen Diskriminationsschwellen eignet sich daher zur quantitativen Beschreibung der Fähigkeit, im Störgeräusch einer Unterhaltung zu folgen. Es hat sich gezeigt, dass BMLD und BILD bei schwerhörigen Patienten und auch bei älteren normalhörenden Probanden herabgesetzt sind.

14.3

Objektive Audiometrie

In Abgrenzung zur subjektiven Audiometrie, die sich psychoakustischer Methoden bedient, wird die Gesamtheit der Verfahren, bei denen eine mit dem Hörvorgang einhergehende physiologische Reaktion zum Zwecke der Funktionsprüfung des Gehörs gemessen wird, als objektive Audiometrie bezeichnet. Die registrierten Signale unterliegen in weit geringerem Maße der Aufmerksamkeit und aktiven Mitarbeit des Probanden als dies bei den subjektiven Verfahren der Fall ist. Unter den Reaktionen auf akustische Reize sind für audiometrische Zwecke die physikalischen Eigenschaften des Trommelfells (Impedanzaudiometrie), die vom Innenohr ausgesandten Schallschwingungen (otoakustische Emissionen) und die in Hörnerv, Hörbahn und Hirnrinde ablaufenden elektrischen Vorgänge (akustisch evozierte Potentiale) verwertbar. Weil alle für die objektive Audiometrie verwendeten Signale von Störeinflüssen überlagert sind, lässt sich mit ihnen nur eine begrenzte Messgenauigkeit erzielen. Für die Hörschwellenbestimmung ist ihre Anwendung daher in erster Linie bei kooperationsunfähigen oder -unwilligen Patienten interessant. Ist hingegen eine ausreichende Mitarbeit des Patienten sichergestellt, so gibt es keine zuverlässigere, genauere und schnellere Methode als die Befragung nach den subjektiven Hörempfindungen. Die objektiven Verfahren liefern aber differentialdiagnostische Aussagen, die sich mit subjektiven Verfahren nicht gewinnen lassen. In Hinblick auf die Lokalisation der Ursache einer Hörstörung stellt die objektive Audiometrie somit keinen Ersatz, sondern eine Ergänzung zur subjektiven Audiometrie dar.

dieser Impedanz in Abhängigkeit von Luftdruck und Sondentonfrequenz gibt Auskunft über die physikalischen Eigenschaften von Trommelfell, Mittelohr und Gehörknöchelchen, die Messung der Impedanz während akustischer Stimulation mit Tonpulsen ermöglicht die Beobachtung physiologischer Reaktionen. An der Grenzfläche zwischen zwei Medien unterschiedlicher Schallimpedanzen Z0 und Z1 werden Schallwellen reflektiert. Die Messung der Impedanz beruht auf der Beziehung zwischen Reflexionskoeffizient r und der normierten Impedanzdifferenz: r=

( Z1 − Z 0 ) 2 (Z1 + Z 0 ) 2

(9)



Die Impedanz des Mittelohres hängt von der Masse M (Trommelfell, Ossikel, evtl. Sekret), der Reibung R (Paukenhöhle und Innenohr), der Elastizität k (Trommelfell, Mittelohrsehnen, Paukenluft) und der Schallfrequenz f (bzw. Kreisfrequenz ω) ab (⊡ Abb. 14.14): 2

Z=

k· § R 2 + ¨ ωM − ¸  ω¹ ©

(10)

Abgesehen von der Frequenz sind alle Größen, die in die Berechnung der Impedanz eingehen, für den Zustand des Mittelohres charakteristisch. Diesem Umstand verdankt die Impedanz ihre diagnostische Bedeutung. Den zahlenmäßig größten und diagnostisch bedeutendsten Beitrag zur Impedanz liefert bei den üblichen Testfrequenzen der Elastizitätsterm. Der Zusammenhang zwischen Impedanz und Schallfrequenz wird in der praktischen Tympanometrie wenig ausgenutzt, da die Impedanz nahezu ausschließlich mit einer Prüffrequenz von 220 Hz gemessen wird. Dies hat seinen wichtigsten Grund darin, dass bei höheren Frequenzen stehende Wellen entstehen können (λ/4-Resonanz) und das Messergebnis dadurch von der Geometrie des Gehörgangs beeinflusst wird. Bei manchen Geräten stehen außer

14.3.1 Impedanzaudiometrie

Gegenstand der Impedanzaudiometrie ist die Messung des akustischen Widerstands, den das Trommelfell der eintreffenden Schallwelle entgegenstellt. Die Messung

⊡ Abb. 14.14. Vektorielle Berechnung der komplexen Impedanz Z aus den reellen Komponenten (ω M und k/ω) und dem imaginären Anteil R

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

220 Hz noch höhere Prüftonfrequenzen (z. B. 600 Hz) zur Verfügung. Mit diesen lassen sich mehr Information über die physikalischen Vorgänge im Mittelohr gewinnen und die Auswirkungen von operativen Veränderungen besser objektivieren, Messungen an verschiedenen Patienten sind aber nicht immer miteinander vergleichbar. In der Audiometrie wird selten die Impedanz (in der zugehörigen Einheit »akustisches Ohm« = kg/m2s), sondern meistens ihr Kehrwert (die Admittanz) angegeben. Da die Impedanz den Widerstand des Mittelohres beschreibt, entspricht die Admittanz der Bereitwilligkeit (compliance) des Mittelohres, den Schall ans Innenohr weiterzuleiten. Eine große Admittanz entspricht daher einem geringen Schallwellenwiderstand und somit einer hohen Nachgiebigkeit des Trommelfells. Die Maßeinheit für die compliance ist m2s/kg. Da diese Einheit nicht besonders anschaulich ist, hat sich die Beschreibung der compliance durch ein äquivalentes Volumen eingebürgert (dessen Einheit das cm3 oder ein ml ist). Der Gehörgang und seine Abgrenzung zum Mittelohr wird hierbei als ein Luftvolumen aufgefasst, das allerdings veränderlich ist: Wenn der Schall reflektiert wird, verhält sich das gesamte System wie ein kleines Luftvolumen (mit starren Wänden), wenn der Schall absorbiert wird, entspricht es einem größeren Luftvolumen. Die Messung der Trommelfellimpedanz geschieht indirekt über die Messung des reflektierten Anteils eines Prüftones bekannter Intensität, der in den Gehörgang eingestrahlt wird. Die wesentlichen Bestandteile eines Gerätes zur Messung der Mittelohrimpedanz sind: ▬ Ein Lautsprecher für die Erzeugung des Prüftones; ▬ Ein Mikrophon für die Messung der Intensität des reflektierten Schalls; ▬ Eine Pumpe und ein Manometer für Veränderung bzw. Messung des Luftdrucks im Gehörgang; ▬ Eine Vorrichtung zur Ausgabe der Messergebnisse (Zeigerinstrument, XY-Schreiber oder Display). Die Verbindung zwischen Messgerät und Patient wird über eine Sonde hergestellt, die mit Hilfe eines Anpassstückes variabler Größe luftdicht in den Gehörgang eingesetzt wird (⊡ Abb. 14.15).

Tympanogramm Im Tympanogramm ist die compliance als Funktion des vom Gerät eingestellten und gemessenen Luftdrucks im Gehörgang aufgetragen (⊡ Abb. 14.16). Bei Überdruck wird das Trommelfell nach innen gewölbt und stärker als bei Normaldruck gespannt, es ist daher weniger schwingungsfähig und reflektiert einen großen Teil des Testtones. Die Folge ist eine verringerte Elastizität und somit nach (9) eine erhöhte Impedanz bzw. eine geringe compliance. Bei Unterdruck ist das Trommelfell ebenfalls stärker gespannt als bei Normaldruck, denn der (unveränderte)

⊡ Abb. 14.15. Die Impedanz-Messsonde mit den drei Schlauchleitungen für Lautsprecher, Mikrophon und Luftpumpe/ Manometer muss den Gehörgang luftdicht abschließen (nach Stange 1993)

⊡ Abb. 14.16. Bei normaler Mittelohrfunktion ergeben sich bei Anwendung von Über- oder Unterdruck im Gehörgang für die compliance des Trommelfells sehr niedrige Werte. Bei Normaldruck (keine Druckdifferenz zwischen Gehörgang und Paukenhöhle) liegt maximale compliance vor (schematische Darstellung)

Druck in der Paukenhöhle wölbt das Trommelfell nach außen; somit ergibt sich auch bei Unterdruck eine niedrige compliance. Die günstigsten Schwingungseigenschaften weist das Trommelfell auf, wenn der äußere Druck gleich dem Druck im Mittelohr ist. Das ist i. d. R. bei normalem Atmosphärendruck der Fall. Daher hat ein normales Tympanogramm sein compliance-Maximum bei Normaldruck (p=0). Die maximalen bei Routinemessungen angewendeten Druckdifferenzen betragen ±30 hPa. Das wichtigste Merkmal eines Tympanogramms ist das compliance-Maximum, welches durch seine Lage, seine Höhe und einen Formparameter quantitativ beschrieben werden kann. Die Höhe des Gipfels variiert bei verschiedenen Individuen sehr stark. Liegt die maximale compliance signifikant oberhalb des Normalwertes, so liegt ein narbig schlaffes Trommelfell, eine Schenkelchenfraktur oder ein Ambossdefekt vor. Sehr flache compliance-Gipfel

219 14.3 · Objektive Audiometrie

werden beobachtet, wenn das Mittelohr mit Sekret gefüllt ist (Paukenerguss) oder wenn das Trommelfell durch eine Narbe versteift ist. Die Verschiebung des Maximums zu positiven oder negativen Werten zeigt einen Über- oder Unterdruck in der Paukenhöhle an. Ein Überdruck kann infolge einer Tubenfunktionsstörung auftreten, ein Unterdruck stellt sich bei sauerstoffverbrauchenden entzündlichen Mittelohrerkrankungen – z. B. einer beginnenden Otitis media ohne Erguss – ein. Variationen des Mittelohrdrucks im Bereich ±10 hPa sind ohne diagnostische Bedeutung. Wenn im Mittelohr ein zähflüssiger Erguss vorliegt, lagert sich Sekret am Trommelfell ab und beeinträchtigt seine Beweglichkeit. Das Tympanogramm weist dann keinen compliance-Gipfel auf, es verläuft flach mit einem leichten Anstieg zu negativen Drucken. Ein ähnliches Bild ergibt sich bei einem perforierten Trommelfell, weil dann nicht die vom Luftdruck beeinflusste Admittanz des Trommelfells, sondern die druckunabhängige Admittanz des größeren, aus Gehörgang und Mittelohr zusammengesetzten Volumens gemessen wird. Flache Tympanogramme können auch auf Fehler bei der Messung (z. B. eine verschmutzte oder an der Gehörgangswand anliegende Sondenöffnung) hinweisen.

⊡ Abb. 14.17. Kurze Zeit nach der Einwirkung eines genügend starken Tonpulses ist bei normalem Gehör infolge des Stapediusreflexes die Impedanz beider Trommelfelle vorübergehend erhöht

Stapediusreflex Das zweite Anwendungsgebiet der Impedanzaudiometrie ist der Nachweis des Stapediusreflexes. Er erfolgt über die Registrierung einer zeitlichen Änderung der Impedanz während der akustischen Stimulation eines Ohres (⊡ Abb. 14.17). Die Impedanzänderung entsteht dadurch, dass der am Steigbügelköpfchen ansetzende Musculus stapedius und der am Hammergriff ansetzende Musculus tensor tympani durch starke akustische Reize zu Kontraktionen veranlasst werden. Dies hat eine Versteifung der Gehörknöchelchenkette und damit eine Erhöhung der Trommelfellimpedanz zur Folge. Die Muskelkontraktion – und somit die Impedanzänderung – folgt der Reizgebung mit einer geringen Verzögerung (Latenzzeit etwa 10 ms); sie hält für die Dauer des Reizes an. Die bei starker Beschallung eintretende reflexartige Kontraktion des am Stapes oberhalb der Schenkelchen angreifenden Stapediusmuskels behindert die Schwingungsbewegungen des Steigbügels und schützt somit das Innenohr vor zu hohen Schallintensitäten. Für das Verständnis des Reflexablaufs und zur Interpretation der Befunde muss der Reflexbogen betrachtet werden (⊡ Abb. 14.18). Der Stapediusreflex ist ein akustikofazialer Reflex, d. h. zum auslösenden (afferenten) Zweig gehören Mittelohr, Innenohr und Hörnerv; den ausführenden (efferenten) Schenkel bildet der motorische Gesichtsnerv (Nervus facialis), der die Mittelohrmuskeln innerviert. Afferenter und efferenter Schenkel des Reflexbogens sind in den Hörnerven- und Fazialiskernen des Hirnstamms miteinander verschaltet. Da der ausführende Zweig die Mittelohrmuskeln beider Ohren innerviert, bewirkt eine monaurale Beschallung eine beidseitige Impedanzänderung: Der Stapediusreflex kann durch ipsilaterale und durch kontralaterale Reizung ausgelöst werden. In den meisten praktisch vorkommenden Fällen ist die Frage zu klären, ob auf einem Ohr der Reflex auslösbar ist, d. h. es geht in erster Linie um das Reizohr. Es gibt jedoch auch Fragestellungen, bei denen das Interesse dem Sondenohr gilt. Bei der Registrierung des ipsilateralen Stapediusreflexes wird von dem mit der Gehörgangssonde verbundenen Hörer außer dem Impedanzprüfton von 220 Hz für begrenzte Zeit (1 s) ein reflexauslösender Ton mit der

⊡ Abb. 14.18. Verlauf des ipsilateralen (links) und contralateralen (rechts) akustikofazialen Reflexbogens bei der Auslösung des Stapediusreflexes (schematische Darstellung). Die Abkürzung MO steht für Mittelohr

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

vom Untersucher gewählten Frequenz (500 Hz, 1 kHz, 2 kHz oder 4 kHz) und Intensität (Pegel zwischen 70 und 110 dB HL) abgegeben. Zur Messung des contralateralen Stapediusreflexes wird auf der Reizseite ein Kopfhörer aufgesetzt, auf der Sondenseite wird die Messsonde im Gehörgang plaziert. Die Messung des Reflexes geschieht immer bei dem Druck, bei welchem im Tympanogramm das compliance-Maximum liegt. Beginnend bei etwa 70 dB HL wird durch Erhöhung des Reiztonpegels nach der Reflexschwelle gesucht. Diese ist definiert als der niedrigste Reizpegel, bei dem eine für den Reflex typische Impedanzzunahme registrierbar ist. Sie liegt bei Normalhörenden zwischen 70 und 90 dB HL, bei Schwerhörigen unter Umständen höher. Ein geringer Prozentsatz der Normalhörenden weist keinen Reflex auf. Der Stapediusreflex wird grundsätzlich nur von Reizen ausgelöst, die mit einer großen subjektiven Lautheit einhergehen. Die Reflexschwelle korreliert daher nicht direkt mit dem Pegel des Reizes (dB HL), sondern eher mit dem auf die individuelle Hörschwelle des untersuchten Ohres bezogenen Pegel (dB SL). Bei Mittelohrschwerhörigkeiten ist die Reflexschwelle daher um den Betrag des Hörverlustes angehoben. Beträgt der Hörverlust mehr als etwa 30 dB, so kann kein Reflex ausgelöst werden, denn dazu wäre ein Reizpegel von mindestens 110 dB HL (≥70 dB über der Schwelle) erforderlich. An dem von einer Mittelohrschwerhörigkeit betroffenen Ohr ist der Reflex somit nicht auslösbar – und (aus anderen Gründen) in den meisten Fällen auch nicht registrierbar. Bei Innenohrschwerhörigkeiten ist die Reflexschwelle regelmäßig erst dann erhöht, wenn der Hörverlust mehr als 50 dB beträgt. Dies hat zur Folge, dass die Reflexschwelle bei vielen sensorischen Hörstörungen näher an der Hörschwelle liegt als beim Normalhörenden. Hierin manifestiert sich die eingeengte Dynamik des haarzellgeschädigten Ohres (Metz-Recruitment). Innenohrschwerhörigkeiten wirken sich nur auf der Reizseite, nicht aber auf der Sondenseite aus. Die Auswirkung neural bedingter Hörstörungen auf den Stapediusreflex hängt davon ab, ob die Störung peripher der Reflexverbindung im Hörnerv oder weiter zentral im Hirnstamm lokalisiert ist. Im ersten Fall fehlt der Reflex oder es zeigt sich eine pathologische Reflexermüdung (decay), im zweiten Fall ist der Stapediusreflex nicht beeinträchtigt. Es können sich sowohl am Reizohr als auch am Sondenohr auffällige Befunde ergeben. In sehr vielen Fällen wird die Interpretation der Befunde durch die Auswirkung zusätzlich vorhandener cochleärer Hörstörungen erschwert.

14.3.2 Otoakustische Emissionen

Schallwellen, die im Innenohr entstehen und über Gehörknöchelchen und Trommelfell in den äußeren Gehörgang abgestrahlt werden, werden als otoakustische

Emissionen (OAE) bezeichnet. Es wird unterschieden zwischen spontanen Emissionen (SOAE), die ohne Einwirkung eines akustischen Reizes vorhanden sind, und evozierten Emissionen (EOAE), die während oder nach einem akustischen Reiz auftreten. Die OAE werden auf die nichtlinearen und aktiven Vorgänge der cochleären Schallvorverarbeitung zurückgeführt, die sich bereits in der Mikromechanik der Basilarmembran manifestieren und für die hohe Empfindlichkeit, den großen Dynamikbereich und das gute Frequenzauflösungsvermögen des Gehörs verantwortlich sind. Quelle der cochleären Emissionen sind mikroskopische Bewegungen der äußeren Haarsinneszellen (outer hair cells, OHC). Im Präparat kultivierte OHC können durch chemische, elektrische und mechanische Reize zu aktiven Kontraktionen angeregt werden. Es wird angenommen, dass die OHC beim physiologischen Hörvorgang in einem der Reizfrequenz entsprechenden eng umgrenzten Bereich der Cochlea stimulierte Kontraktionen und Elongationen ausführen, wodurch einerseits das Auslenkungsmaximum der Basilarmembran erhöht und eingeengt wird und andererseits eine sekundäre Wanderwelle kleiner Amplitude entsteht, welche sich retrograd ausbreitet und über das Trommelfell zu messbaren Schalldruckschwankungen im Gehörgang führt. Die evozierten Emissionen können somit als Nebenprodukt eines nichtlinearen, rückgekoppelten – und dadurch zu Eigenschwingungen neigenden – mechanischen Systems gedeutet werden. Der Nichtlinearität der biologischen Transduktionsfunktion entsprechend können quadratische und kubische Effekte auftreten, die sich durch die zugehörigen Verzerrungen des Eingangssignals nachweisen lassen. Zur Gewinnung audiologischer Diagnosen werden fast ausschließlich die EOAE genutzt. Sie sind bei nahezu 100% der Normalhörenden nachweisbar. Wegen ihrer geringen Intensität und der unvermeidlichen Anwesenheit von Störgeräuschen sind zu ihrem Nachweis ein empfindliches Mikrophon und eine aufwändige Signalverarbeitung erforderlich. Eine weitere Schwierigkeit besteht darin, dass zur Auslösung der EOAE ein akustischer Reiz notwendig ist, dessen Intensität die der Emissionen um Größenordnungen übertrifft und der außer den OAE ein passives Echo von Trommelfell und Gehörgangswänden hervorruft, welches sich dem physiologischen Signal überlagert. Die EOAE werden in poststimulatorische (verzögerte) transitorisch evozierte otoakustische Emissionen (TEOAE) und perstimulatorische Emissionen eingeteilt (⊡ Abb. 14.19). Bei letzteren wird weiterhin danach differenziert, ob die Frequenz der Emission mit der des Stimulus übereinstimmt (stimulus frequency otoacoustic emissions, SFOAE) oder ob sich die Frequenzen von Reizund Antwortsignal unterscheiden (Verzerrungsprodukte oder distortion product otoacoustic emissions, DPOAE). Die sehr zuverlässig nachweisbaren TEOAE sind in der

221 14.3 · Objektive Audiometrie

audiologischen Diagnostik bereits fest etabliert. Hingegen ist der Nachweis der SFOAE schwierig, daher werden unter den perstimulatorischen OAE ausschließlich die DPOAE zu diagnostischen Zwecken genutzt. Nur die zwei in der praktischen Audiometrie genutzten Spezialfälle otoakustischer Emissionen – nämlich TEOAE und DPOAE – werden in den zwei Abschnitten dieses Kapitels ausführlicher beschrieben. Es besteht bisher keine Klarheit darüber, ob die Entstehungsmechanismen für TEOAE und DPOAE verschieden sind und ob somit die verzögerten und die simultanen Emissionen unterschiedliche Information über die Innenohrfunktion liefern. Wahrscheinlich handelt es sich bei den verschiedenen Emissionstypen nur um zwei auf verschiedene Weise gemessene Aspekte desselben aktiven und nichtlinearen cochleären Verstärkers. Die unterschiedliche Nachweistechnik wirkt sich aber auf die praktische Anwendung und die Informationsausbeute aus, denn bei vergleichbaren Stimuluspegeln sind die DPOAE mit größerer Empfindlichkeit, d. h. auch bei stärker ausgeprägtem Hörverlust, nachweisbar als die TEOAE.

Transitorisch evozierte otoakustische Emissionen Zur Messung der transitorisch evozierten otoakustischen Emissionen (TEOAE) wird das im Gehörgang vorliegende akustische Signal im unmittelbaren Anschluss an eine vorübergehende Stimulation aufgezeichnet. Das aktive physiologische Echo wird von Stimulus, Umgebungsge-

räuschen und passiven (mechanischen) Echosignalen überlagert. Die Amplitude dieser Konkurrenzsignale übertrifft das Messsignal i.a. um mehrere Größenordnungen. Um die verzögerte Emission dennoch nachzuweisen, muss mit Hilfe von analoger und digitaler Signalverarbeitung das Signal/Rausch-Verhältnis verbessert werden. Die wichtigsten hierbei angewendeten Prinzipien sind eine wirksame akustische Abschirmung und die Selektion und Mittelung vieler Signalabschnitte. Bei den meisten Anwendungen der TEOAE erfolgt die akustische Reizung mit einer zeitlichen Folge von Clicks, d. h. einzelnen rechteckförmigen Signalen einer Dauer von etwa 100 µs, die in regelmäßigen oder unregelmäßigen Intervallen von mindestens 20 ms dargeboten werden. Zeitverlauf und Spektrum eines Clickreizes sind in ⊡ Abb. 14.20 dargestellt. Auf der Aufzeichnung des Reizes und seines Frequenzspektrums im Gehörgang beruhen Kontrolle und eventuelle Korrektur der Sondenanpassung. Im Idealfall weist der Clickreiz ein weißes Spektrum auf, d. h. alle Frequenzen sind mit gleicher Intensität vertreten. Eine solche Konstellation ist zum einen das Kriterium für ein abgeschlossenes und resonanzfreies Gehörgangsrestvolumen, zum anderen ist sie auch Voraussetzung für die Funktionsprüfung der gesamten cochleären Trennwand mit einem einzigen Reiz. Die in den Gehörgang eingebrachte Sonde (⊡ Abb. 14.21) enthält einen magnetischen Hörer, über den ein Kurzzeitreiz (Click oder Tonpuls) dargeboten wird, sowie ein empfindliches Elektretmikrophon für die Registrierung des Schalldrucksignals. Die analoge Verarbeitung des

⊡ Abb. 14.19. Einteilung und Nomenklatur der otoakustischen Emissionen

⊡ Abb. 14.20. Zeitverlauf (links) und Frequenzspektrum (rechts) des Clickreizes. Das im Gehörgang registrierte Spektrum enthält ein sehr breites Frequenzgemisch mit nahezu frequenzunabhängiger Intensität (Hoth u. Lenarz 1997)

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

⊡ Abb. 14.21. Gehörgangssonde für Reizgebung und OAE-Messung (Madsen Capella, GN Otometrics)

(aber variable) Amplitudengrenze überschreiten, werden von der weiteren Verwertung ausgeschlossen. Das kommt einer Unterbrechung der Messung zu Zeiten ungünstiger Signal/Rausch-Verhältnisse gleich. Die zugelassenen, d. h. von der Artefaktunterdrückung nicht verworfenen Signalabschnitte werden punktweise addiert und ergeben so eine zeitabhängige Mittelwertkurve. Durch die Signalmittelung werden alle reizkorrelierten Signalanteile gegenüber stochastischen Anteilen in ihrer Amplitude angehoben. Dies beruht auf der Gültigkeit unterschiedlicher Additionsgesetze: Die nach jeder Reizung in unveränderter Weise auftretenden Signalamplituden überlagern sich bei der Addition linear, während sich bei den stochastischen Anteilen die Varianzen addieren. Falls die Voraussetzungen einer stabilen deterministischen Reizantwort und einer stationären Störgeräuschquelle erfüllt sind, verbessert sich somit bei N Additionen (bzw. Mittelungsschritten) das Signal/Rausch-Verhältnis um den Faktor √N (⊡ Abb. 14.22). Die durch die Signalmittelung erzielte Verbesserung des Signal/Rausch-Verhältnisses ist nicht mit einer selektiven Verstärkung der physiologischen Reizantwort gleichbedeutend, da auch die relative Amplitude aller anderen reizkorrelierten Signalanteile, wie z. B. des akustischen Reizes und seines zeitlich abklingenden Echos, verstärkt wird. Um die passiven (mechanischen) von den aktiven (physiologischen) Antworten zu trennen, wird eine besondere Reizsequenz angewendet (»nichtlinearer Stimulus-Block« ⊡ Abb. 14.23).

⊡ Abb. 14.22. Durch Mittelung bzw. Summation werden unveränderliche (stabile) Signale in größerem Maße verstärkt als Rauschen: Während die Signalamplitude linear mit der Zahl von Summationen zunimmt, wächst das Rauschen nur entsprechend einer Wurzelfunktion. Beträgt die effektive Amplitude des ungemittelten Rauschens das 10-fache der (ungemittelten) Signalamplitude, so sind Signal- und

Rauschamplitude nach 100 Summationen gleich groß (links). Wird derselbe Sachverhalt in einer doppeltlogarithmischen Darstellung betrachtet (rechts), so tritt die Umkehrung von negativem zu positivem Signal/Rausch-Abstand noch deutlicher hervor. Der Übergang von Summation zu Mittelung bewirkt lediglich eine Maßstabskorrektur, jedoch keine Änderung der Größenverhältnisse (Hoth u. Lenarz 1997)

nach dem Reiz registrierten Mikrophonsignals besteht aus einer Bandpassfilterung im Bereich von etwa 300 Hz bis etwa 10 kHz und einer linearen Verstärkung. Das verstärkte Signal wird mit einer auf die obere Grenzfrequenz abgestimmten Abtastrate analog/digital-gewandelt und dem Rechner zugeführt. Der erste Schritt der digitalen Signalverarbeitung besteht in der Auswahl der geeigneten Signalabschnitte nach Maßgabe eines Amplitudenkriteriums (Artefaktunterdrückung): Signalabschnitte, die mit mindestens einem Momentanwert eine vorgegebene

223 14.3 · Objektive Audiometrie

⊡ Abb. 14.23. Ausnützung der Nichtlinearität der TEOAE zur Trennung von den in linearer Weise von der Reizamplitude abhängenden nichtphysiologischen Signalkomponenten mit Hilfe einer aus Reizen unterschiedlicher Amplitude bestehenden Sequenz (Hoth u. Lenarz 1997)

Die Wirkungsweise der »nichtlinearen Reizsequenz« beruht ebenfalls auf der Gültigkeit unterschiedlicher Additionsgesetze – allerdings für Antworten, die durch unterschiedlich starke Reize ausgelöst wurden: Während die Amplitude der physiologischen Reizantwort mit zunehmender Reizamplitude ein Sättigungsverhalten aufweist, wächst die Amplitude der mechanischen Antwort in guter Näherung linear mit der Reizamplitude. Daher können die passiven Signalkomponenten von k Reizen durch einen Reiz der k-fachen Amplitude kompensiert werden. Für die nichtlinearen aktiven Komponenten ist diese Kompensation nur unvollständig. Bei der Verwendung einer »nichtlinearen«, d. h. zur Kompensation linearer Signalanteile geeigneten Reizsequenz besteht das Nutzsignal aus dem nicht kompensierten Anteil. Verglichen mit der konventionellen Reizung verliert zwar die cochleäre Emission an Amplitude, gegenüber dem mechanischen Reizecho tritt sie jedoch deutlicher hervor. Das Ergebnis einer TEOAE-Messung besteht aus einer oder zwei Kurven, die den gemittelten zeitabhängigen Verlauf des im Gehörgang vorliegenden poststimulatorischen Schalldrucks wiedergeben (⊡ Abb. 14.24). Die Transformation dieser Kurven in den Frequenzbereich liefert das Spektrum der TEOAE. Wenn das Summationsergebnis in zweifacher Ausfertigung vorliegt, z. B. indem bereits während des Mittelungsvorganges zwei bis auf die Reststörung miteinander gleichwertige Teilmittelwertkurven gebildet wurden, können für Signal und Rauschen getrennte Spektren (Kreuzleistungsspektren) berechnet und die Informationsausbeute dadurch erhöht werden. Weiterhin ermöglicht die Verfügbarkeit zweier Teilmittelwertkurven A(t) und B(t) die Berechnung eines Korrelationskoeffizienten (Reproduzierbarkeit) und die Abschätzung der Varianz des Restrauschens. Aus dem Gesamtmittelwert (A+B)/2 kann die effektive Amplitude der Emission als Wurzel aus der Varianz (root mean

square, RMS) und aus der mittleren Abweichung (A-B)/2 die effektive Amplitude des Restrauschens geschätzt werden. Zusätzlich zu diesen Daten gehören zur Dokumentation einer TEOAE-Untersuchung die Darstellung von Zeitverlauf und Spektrum des im Gehörgang registrierten Reizes, die Zahl von Mittelungsschritten und Artefakten, die Lage der Amplitudenschranke, die Reizintensität und die Stabilität der Reizbedingungen. Für Auswertung und Beurteilung von TEOAE-Messungen muss zunächst die Frage nach dem Vorhandensein von Signalen cochleären Ursprungs beantwortet werden. Dies ist gleichbedeutend mit der Abgrenzung der verzögerten Emissionen gegenüber gemitteltem Störgeräusch (Restrauschen) und passiv entstandenen Echosignalen (Reizartefakt). Ein wichtiges Hilfsmittel stellt hierbei die durch den Korrelationskoeffizienten ausgedrückte Reproduzierbarkeit dar: Weist sie einen großen Zahlenwert auf, so kann es sich bei dem gemessenen Signal nicht um reines Restrauschen handeln. Die Auswirkung des (trotz nichtlinearer Reizsequenz noch immer vorhandenen) Reizartefaktes lässt sich durch die Ausblendung einzelner Zeitbereiche abschätzen: Wenn eine hohe Reproduzierbarkeit lediglich in den ersten wenigen Millisekunden nach dem Reiz vorliegt, ist ein cochleärer Ursprung des Signals unwahrscheinlich. Mit der zuverlässigen und eindeutigen Unterscheidung zwischen Störeinflüssen und Signalanteilen cochleären Ursprungs ist der wesentliche Teil der in den TEOAE enthaltenen Information bereits genutzt. Empirisch gewonnenen Daten zufolge weist ein Ohr, an dem verzögerte Emissionen nachgewiesen werden können, zumindest in einem Bereich des Audiogramms eine annähernd normale Hörschwelle auf. Die Inzidenz von eindeutig nachweisbaren TEOAE nimmt mit zunehmendem innenohrbedingtem Hörverlust stufenförmig von 100% auf 0% ab. Die Lage der Stufe ist von der Reizintensität

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

abhängig; für einen Reizpegel von L=80dB SPL liegt die 50%-ige Inzidenz bei HVmin=32 dB (Hoth u. Neumann 2006). Hierbei bezeichnet HVmin den minimalen im Frequenzbereich 1–4 kHz auftretenden Hörverlust, d. h. die günstigste Hörschwelle; diese Variablenwahl trägt dem Umstand Rechnung, dass für das Auftreten von TEOAE bereits eine eng umgrenzte normale Innenohrfunktion hinreichend ist. Bereiche mit stärker ausgeprägten Hörstörungen tragen zur cochleären Antwort nicht bei. Die Auswertung des Frequenzspektrums und der in einzelnen Frequenzbändern berechneten Reproduzierbarkeit der Emission ermöglicht eine Eingrenzung des von der Hörstörung betroffenen Frequenzbereiches. Die bisher beschriebenen Zusammenhänge zwischen Hörschwelle und TEOAE beziehen sich auf den Spezialfall rein sensorischer (endocochleärer) Hörstörungen. Selbstverständlich wirken sich auch Schalleitungsstörungen auf Nachweisbarkeit und Amplitude der TEOAE aus. Die behinderte Schallübertragung des Mittelohrapparates hat eine Abschwächung von Reiz und Emission zur Folge. Ist die Mittelohrkomponente genügend stark ausgeprägt (20 dB oder mehr) und sind alle Frequenzen von ihr betroffen, so sind keine TEOAE mehr nachweisbar. Rein retrococh-

leäre Hörstörungen wirken sich auf die TEOAE nicht aus. Charakteristisch für rein neurale Hörstörungen ist somit die Befundkonstellation einer schlechten Hörschwelle mit annähernd normalen Emissionen. Da viele Ursachen retrocochleärer Hörstörungen – z. B. raumfordernde Prozesse im Kleinhirnbrückenwinkel – mit cochleären Folgeschäden einhergehen, tritt diese Konstellation aber nicht zwingend auf. Insbesondere bei großen oder schon längere Zeit bestehenden Tumoren liefert die TEOAE-Messung keinen Hinweis auf die neurale Genese der Hörstörung, d. h. nachweisbare Emissionen sind auf die Frequenzbereiche annähernder Normalhörigkeit beschränkt. Die Messung der TEOAE ermöglicht keine quantitative und frequenzspezifische Bestimmung der Hörschwelle. Das Spektrum einer jeden verzögerten Emission weist unregelmäßige und individuell verschiedene Spitzen und Kerben auf, denen kein Hörverlust im Audiogramm gegenübersteht. Erst wenn in einem sehr breiten Frequenzintervall keine Emissionen auftreten, kann dies als Hinweis auf eine angehobene Hörschwelle für diese Frequenzen interpretiert werden. Eine Besonderheit ist allerdings beim isolierten Tieftonhörverlust zu beachten: Es fehlen in diesem Fall nicht grundsätzlich die Emis-

⊡ Abb. 14.24. Transitorisch evozierte otoakustische Emissionen, gemessen an einem normalhörenden Ohr. Das primäre Messergebnis sind die zwei Teilmittelwertkurven A (t) und B (t) (großer Kasten). Hier-

aus werden Spektren, Emissionsamplitude, Reproduzierbarkeit und Restrauschen berechnet. Außerdem sind die Reiz- und Geräuschbedingungen angegeben

225 14.3 · Objektive Audiometrie

sionen niedriger Frequenz, sondern die tieffrequenten Anteile mit langer Latenz (da die apikalen Antworten der Cochlea erst zu späteren Zeiten erfolgen). Dies kann aus der zeitabhängigen Schalldruckkurve oder aus den daraus berechneten Spektrogrammen abgelesen werden und es lässt sich durch Fensterung und Bandpassfilterung der gemessenen Antwort bestätigen. Bei Verwendung eines breitbandigen Reizes (Click) sind somit im Spektrum der cochleären Emissionen alle Frequenzen enthalten, bei denen die Cochlea eine annähernd ungestörte Funktion aufweist. Hörstörungen, bei denen der Hörverlust die Grenze von etwa 30 dB überschreitet, haben das Verschwinden der verzögerten Emissionen zur Folge. Die vollständige Abwesenheit eines physiologischen Echos bedeutet somit, dass der Hörverlust bei allen Frequenzen diesen Wert überschreitet. Umgekehrt kann aus der Anwesenheit von Emissionen geschlossen werden, dass zumindest ein Teil der Haarzellen eine annähernd normale Funktion aufweist und somit der minimale Hörverlust weniger als etwa 30 dB beträgt. Die Gültigkeit dieser Aussagen ist auf den Frequenzbereich zwischen 1 und 4 kHz begrenzt, Hörverluste außerhalb dieser Grenzen können mit den TEOAE nicht erfasst werden.

Otoakustische Distorsionsprodukte Die Nichtlinearität der cochleären Signalverarbeitung hat zur Folge, dass das Innenohr zwei genügend nah beieinander liegende Frequenzen nicht unabhängig voneinander verarbeiten kann. Wird es mit einem Gemisch zweier Reintöne angeregt, so entstehen bei der physiologischen Verarbeitung Sekundärtöne mit Frequenzen, die im Reiz nicht enthalten sind. Diese Verzerrungen sind sowohl subjektiv wahrnehmbar als auch in Form akustischer Aussendungen des Innenohres im Gehörgang messbar.

a

Hierauf beruht die Messung der DPOAE (distortion product otoacoustic emissions). Aus der mathematischen Betrachtung der nichtlinearen Verzerrungen mit Hilfe einer Potenzreihenentwicklung ergeben sich unter Verwendung der für trigonometrische Funktionen gültigen Rechenregeln die Formeln für die im Ausgangssignal eines nichtlinearen Systems neben den Primärfrequenzen f1 und f2 enthaltenen Frequenzen. Nach steigenden Frequenzen geordnet führen die symmetrischen (quadratischen) Verzerrungen zu Beiträgen mit den Frequenzen f2 – f1, 2f1, f2 + f1 und 2f2, die antisymmetrischen (kubischen) Verzerrungen liefern Signalkomponenten mit den Frequenzen 2f1 – f2, 2f2 – f1, 3f1, 2f1 + f2, 2f2 + f1 und 3f2. Viele dieser theoretisch möglichen Kombinationstöne sind an den Ohren von Versuchstieren und Menschen gemessen worden. Für die Funktionsprüfung des Gehörs beschränkt man sich wegen ihrer relativ guten Nachweisbarkeit auf die kubischen Distorsionsprodukte mit den Frequenzen 2f1 – f2 und 2f2 – f1, und unter diesen wiederum meist auf das erstere, also den Ton, dessen Frequenz um den Differenzbetrag der Primärfrequenzen unterhalb der beiden Reiztöne liegt (⊡ Abb. 14.25a,b). Bei den perstimulatorischen DPOAE kann die Antwort nicht im Zeitbereich, sondern nur im Frequenzbereich vom Reiz getrennt werden. Der Signalnachweis kann weitgehend automatisiert werden, da sich die Frequenz der cochleären Emission mit Hilfe der oben genannten Relationen exakt aus den Reizfrequenzen vorhersagen lässt. Die Auslösung messbarer Distorsionsprodukte gelingt am besten mit einem Reiz, der aus zwei überschwelligen Sinusdauertönen annähernd gleicher Intensität mit den Frequenzen f1 und f2 = 1.2 · f1 zusammengesetzt ist. Um den Nachweis von Verzerrungseffekten physiologischen Ursprungs zu ermöglichen, müssen technisch bedingte Nichtlinearitäten soweit wie möglich

b

⊡ Abb. 14.25a,b. a Im Gehörgang gemessenes Spektrum bei Stimulation mit zwei Sinustönen. Mit zunehmender Zahl von Mittelungen ragen die den kubischen Differenztönen entsprechenden Verzerrungen immer deutlicher aus dem Geräuschuntergrund heraus. b Darstellung der Amplitude des Distorsionsproduktes in dB SPL in Abhängigkeit von der

Reizfrequenz f2 in kHz (DP-gram) bei Stimulation eines normalhörenden Ohres mit zwei Primärtönen gleicher Intensität (L1=L2=67 dB SPL). Die schattierte Fläche im unteren Teil des Diagramms entspricht dem Restrauschen, ihre oberen Grenzen sind gegeben durch den um eine bzw. zwei Standardabweichungen vermehrten mittleren Geräuschpegel

14

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

eingeschränkt werden. Aus diesem Grund werden die zwei Sinustöne über getrennte Wandler ans Ohr gebracht. Die DPOAE-Gehörgangssonde enthält daher zwei Hörer und ein Mikrophon. Vor Beginn der Messung werden die im Restvolumen des Gehörgangs vorliegenden akustischen Bedingungen überprüft, indem die Übertragungsfunktion des Gehörgangs bei Anregung mit breitbandigen Clickreizen registriert wird. Im Idealfall erhält man einen geradlinigen horizontalen Verlauf des Schallpegels über einen breiten Frequenzbereich, bei größeren Schwankungen muss die Sondenlage kontrolliert und korrigiert werden. Werden die Wandler zu verschiedenen Zeiten angesteuert und die Antworten getrennt aufgezeichnet, so lässt sich nicht nur die Gehörgangsantwort, sondern zugleich die Funktion der zwei Hörer und der dazugehörigen Sondenbohrungen überprüfen. Während der DPOAE-Messung werden zeitlich begrenzte und auf die Phase der Reiztöne synchronisierte Abschnitte des Mikrophonsignals aufgezeichnet und summiert. Die phasengerechte Summation bewirkt eine relative Verstärkung von Reiz und cochleärer Antwort gegenüber dem nicht synchronisierten Störgeräusch. Im Spektrum des aktuellen Mittelungsergebnisses treten dadurch die Linien, welche den Frequenzen der Distorsionsprodukte entsprechen, zunehmend deutlicher aus dem Geräuschuntergrund hervor (⊡ Abb. 14.25a). Die Amplitude des Distorsionsprodukts mit der Frequenz 2f1–f2 wird aus dem Spektrum abgelesen und für mehrere Reizfrequenzen gemeinsam mit der Amplitude des jeweils aus einem schmalen Frequenzband berechneten Hintergrundgeräusches dargestellt (⊡ Abb. 14.25b). Die frequenzselektive Reizung mit zwei Sinustönen regt nur eng umgrenzte Bereiche der Basilarmembran an. Dem konstanten Frequenzverhältnis f2/f1≈1,2 entspricht ein fester, von den Reizfrequenzen unabhängiger Abstand zwischen den aktivierten Bereichen. Er beträgt etwa 1,3 mm und entspricht bei Frequenzen oberhalb von 500 Hz einer Frequenzgruppenbreite. Das Verzerrungsprodukt entsteht in der Überlappungszone der zwei primär angeregten Bereiche. Wegen der Asymmetrie des Wanderwellenmaximums liegt diese Zone nicht exakt in der Mitte, sondern näher an dem Ort, an dem die höhere der zwei Frequenzen (f2) verarbeitet wird. Dementsprechend ist die Korrelation zwischen der Emissionsamplitude ADP und der bei f2 bestimmten Hörschwelle HV(f2) sehr viel deutlicher als zwischen ADP und HV(f1). Ein weiterer Hinweis auf die Entstehung des Distorsionsproduktes an dem der Frequenz f2 zugeordneten Ort wurde mit Suppressionsexperimenten erhalten: Es zeigt sich, dass die Unterdrückung der DPOAE durch Beschallung mit einer variablen Frequenz dann die größte Wirkung hat, wenn diese Frequenz gleich f2 ist. Die Breite der Überlappungszone nimmt mit steigendem Reizpegel zu. Hieraus ergeben sich zwei Konsequenzen: Erstens erteilt die Messung

der DPOAE zumindest bei hohen Reizpegeln keine sehr frequenzspezifische Auskunft über die Hörschwelle, und zweitens müssen Frequenzverhältnis oder Pegeldifferenz der Primärtöne gezielt verändert werden, wenn die DPOAE mit schwellennahen Reizen gemessen werden sollen. Für den Zusammenhang zwischen DPOAE-Parametern und Hörverlust gelten Regeln, die denen bei den TEOAE sehr ähnlich sind: ▬ Die mit den Frequenzen f1 und f2 = 1,2 · f1 ausgelösten DPOAE treten bei normalhörenden Ohren mit einer Inzidenz von annähernd 100% auf. ▬ Die Emissionsamplitude nimmt mit zunehmendem Hörverlust statistisch ab. ▬ Beträgt der Hörverlust bei der Frequenz f2 mehr als etwa 50 dB, so sind im statistischen Mittel keine DPOAE mehr nachweisbar. ▬ Inzidenz und Amplitude der DPOAE werden durch rein retrocochleäre Hörstörungen nicht beeinflusst. ▬ Schalleitungsschwerhörigkeiten bewirken zunächst eine Dämpfung der niedrigen Frequenzen, bei stärkerem Hörverlust verschwinden die DPOAE vollständig. Diese Regeln gelten für alle Reiztonpaare, für die f2 zwischen 1 und 4 kHz liegt. Bei niedrigeren Frequenzen liegt die Inzidenz nachweisbarer Emissionen selbst bei normalhörenden Ohren deutlich unterhalb 100%, bei höheren Frequenzen wird die DPOAE-Messung häufig durch technisch bedingte Verzerrungen verfälscht. Die derzeitige Anwendung der OAE in der praktischen Audiometrie geht davon aus, dass mit ihrer Hilfe zwar keine exakte Bestimmung, aber eine Eingrenzung der Hörschwelle in die Kategorien geringgradiger, mittelgradiger und hochgradiger Innenohrhörstörungen zulassen. Diese Eingrenzung gelingt durch die Kombination von TEOAE und DPOAE, da bei standardisierten Messbedingungen die ersteren nur nachgewiesen werden können, wenn das untersuchte Ohr bei keiner Frequenz einen Hörverlust oberhalb 30 dB aufweist, die letzteren hingegen bis zu einer um etwa 50 dB angehobenen Hörschwelle erhalten bleiben. Insbesondere für die gegenüber Störeinflüssen sehr robusten TEOAE ist die Eignung zu einer zuverlässigen und objektiven, evtl. auch in Hinblick auf die Auswertung automatisierbaren Hörprüfung vielfach erwiesen, wodurch dieses Verfahren die optimalen Voraussetzungen für ein screening zur Früherkennung kindlicher Hörstörungen aufweist. Ob mit den OAE über dichotome Aussagen hinaus quantitative Ergebnisse z. B. in Hinblick auf die frequenzspezifische objektive Hörschwellenbestimmung gewonnen werden können, ist derzeit noch nicht abzusehen. Viele aktuelle Arbeiten konzentrieren sich auf die Frage, ob mit Hilfe der Reizpegelabhängigkeit der Amplitude (»Wachstumsfunktion«) oder anderer signalanzeigender Parameter der OAE die Hörschwelle quantitativ bestimmt werden kann. Die Ergebnisse sind ermutigend, jedoch für die praktische Anwendung noch nicht abgesichert.

227 14.3 · Objektive Audiometrie

14.3.3 Akustisch evozierte Potentiale

Akustisch evozierte Potentiale (AEP) sind elektrische Spannungen physiologischen Ursprungs, die durch einen mit auditorischen Empfindungen einhergehenden akustischen oder elektrischen Reiz ausgelöst und mit Hilfe von Elektroden gemessen werden können. Die Gesamtheit der Verfahren zur Untersuchung von Eigenschaften des Gehörs mit Hilfe der AEP wird als electric response audiometry (ERA) oder »Elektrische Reaktions-Audiometrie« bezeichnet. Es handelt sich um objektive Funktionsprüfungen, die eine quantitative Hörschwellenbestimmung ermöglichen. Schon allein aufgrund dieses Merkmals kommt der ERA innerhalb des audiometrischen Testinventars eine große Bedeutung zu. Noch größerer Nutzen wird jedoch darüber hinaus aus der Tatsache gezogen, dass mit Hilfe der ERA differential- oder topodiagnostische Aussagen, insbesondere zur Unterscheidung zwischen sensorisch und neural bedingten Hörstörungen, gewonnen werden können. Die Schwierigkeit bei der Messung der AEP besteht darin, dass ein Signal sehr kleiner Amplitude (das AEP) in Anwesenheit eines starken Rauschens (dem spontanen EEG) nachgewiesen werden muss. Die Amplitude der Störeinflüsse kann – v. a. wenn zum EEG noch Muskelpotentiale und externe elektromagnetische Störsignale hinzukommen – je nach Frequenzbereich um einige Größenordnungen über der Amplitude des Nutzsignals liegen. Die Messung der AEP erfordert daher zunächst eine weitgehende Einschränkung vermeidbarer Störungen. Die folgenden Maßnahmen tragen zur Verbesserung des Signal/Rausch-Verhältnisses bei: ▬ Entspannte und bequeme Lagerung des Patienten ▬ Akustische und elektrische Abschirmung ▬ Lineare EEG-Verstärkung mit hoher Gleichtaktunterdrückung ▬ Filterung des EEG-Signals ▬ Artefaktunterdrückung ▬ Signalmittelung. Die Messung der AEP beruht auf der Ableitung des EEG während akustischer Stimulation. Der Patient sollte während der Messung entspannt sitzen oder liegen. Soweit die Potentiale von der Vigilanz unabhängig sind (wie dies bei den peripher entstehenden Komponenten der Fall ist), lassen sich die Messbedingungen durch Spontanschlaf, Sedierung oder Narkose verbessern. Die akustische Stimulation erfolgt über Kopfhörer, seltener über Freifeldlautsprecher, Knochenhörer oder Einsteckhörer. Die akustischen Reize weisen bei den meisten praktischen Anwendungen eine kurze Dauer auf oder sie sind zeitlich moduliert. Die EEG-Aktivität wird über Oberflächenelektroden registriert, die auf die Kopfhaut geklebt werden. Wenn ein akustisch und elektrisch abgeschirmter Raum verfügbar ist, werden Patient, Wandler und EEG-Ver-

stärker darin untergebracht. Außerhalb der Abschirmung befinden sich der Untersucher und die restliche Apparatur, die im Wesentlichen aus einem Reizgenerator, einem Analog/Digital-Wandler und einem Rechner besteht.

Transiente Potentiale Ein großer Teil der elektrischen Reaktionen des Hörsystems ist nur als verzögerte und zeitlich begrenzte (transiente) Antwort auf den Beginn eines zeitlich begrenzten Reizes registrierbar. Messung und Reizgebung EEG-Analyse sind aufeinander synchronisiert, wobei die Intervalle zwischen zwei Reizen konstant oder randomisiert sein können. Die Registrierung eines EEG-Abschnitts beginnt gleichzeitig mit oder kurz vor der Reizgebung. Die Mittelung vieler reizkorrelierter Signalabschnitte ergibt eine zeitabhängige Potentialkurve, die außer den AEP das in der Amplitude reduzierte EEG-Rauschen (Restrauschen) enthält. Die gehördiagnostischen Aussagen ergeben sich aus der Auswertung der mit Reizen unterschiedlicher Qualität (z. B. Frequenz) und Intensität gemessenen Potentialkurven und den aus ihnen abgelesenen Bestimmungsgrößen. Für das Zustandekommen messbarer evozierter Potentiale müssen viele Nervenaktionspotentiale mit einem hohen Synchronisationsgrad erzeugt werden. Dies gelingt nur mit Reizen, die mit schnellen Änderungen einhergehen. Die Änderungen können prinzipiell jedes auditorisch differenzierbare Merkmal des Reizes betreffen. Am häufigsten ist dieses Merkmal die Intensität bzw. der Schalldruck des Reizes, und die Änderung wird durch das Ein- oder Ausschalten des Reizes herbeigeführt. Die üblichen transitorischen Reize sind der breitbandige Click und der frequenzselektive Tonpuls. Grundsätzlich schließen sich hohe Frequenzselektivität und kurze Reizdauer gegenseitig aus. Potentiale, die eine hohe Synchronisation erfordern, liefern aus diesem Grund wenig frequenzspezifische Information. Umgekehrt lässt sich mit den frequenzselektiven Reizen keine genaue Auskunft über die Zeitabhängigkeit (Latenz) der Potentiale gewinnen. Die transienten AEP setzen sich aus vielen einzelnen vertexpositiven und -negativen Potentialgipfeln zusammen, die in verschiedenen Teilen der aufsteigenden Hörbahn entstehen und entsprechend ihrer Latenzzeit in drei Gruppen eingeteilt werden: Als frühe akustisch evozierte Potentiale (FAEP) bezeichnet man die Komponenten im Zeitbereich von 1–10 ms, die mittleren AEP (MAEP) schließen sich mit Latenzen bis 50 ms an und ihnen folgen die späten AEP (SAEP) mit Latenzen bis 500 ms. Die Messmethoden werden mit BERA (brainstem electric response audiometry) für die frühen, MLRA (middle latency response audiometry) für die mittleren und CERA (cortical electric response audiometry) für die späten AEP bezeichnet. Die genannten Namen der Untersuchungsverfahren weisen teilweise auf die anatomische Lokalisati-

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

on der Potentialgeneratoren hin. Die Zuordnung ist nicht eindeutig geklärt, doch kann als sicher angesehen werden, dass das Potential J1 im Hörnerven, die FAEP J3 und J5 im Hirnstamm, die MAEP im Thalamus (Zwischenhirn) und im primären auditorischen Cortex und die SAEP in der Hörrinde generiert werden. Außer den bisher genannten Potentialen sind noch spätere elektrische Reizantworten bekannt, die den Ablauf von auditiven Wahrnehmungs- oder Diskriminationsprozessen widerspiegeln. Zu ihnen zählt eine vertexnegative Welle mit einer Latenz von etwa 200 ms (N200). Sie lässt sich beobachten, wenn in eine Reihe gleichartiger Töne seltene abweichende Reize eingebettet werden (mismatch negativity, MMN). Wird der Proband aufgefordert, die seltenen Reize mitzuzählen oder mit einer motorischen Reaktion anzuzeigen, so entsteht eine positive Halbwelle (event related potential, ERP) mit einer Latenz von etwa 300 ms (P300). Da der Nachweis dieser Potentiale eine aktive Mitarbeit des Probanden erfordert, werden sie für die objektive Audiometrie wenig verwendet. In sehr langsamen Spannungsänderungen (contingent negative variation, CNV) und noch späteren Vorgängen (N400) spiegeln sich die Erwartung eines durch eine Warnung angekündigten Reizes und die Verarbeitung der semantischen Information in Sprachsignalen wider. Auf die Unterschiede in Reizgebung und Signalverarbeitung ist es zurückzuführen, dass nicht alle AEP mit einer einzigen Messung erfasst werden können. Prinzipiell ist das Vorgehen bei der Messung früher, mittlerer und später Potentiale aber das gleiche, so dass sich mit einer Apparatur durch Veränderung einiger Reiz- und Messparameter (Reiztyp, Reizpause, EEG-Verstärkung, Filtergrenzen, Abtastrate und Zahl der Mittelungen) alle Potentiale messen lassen. Das EEG-Signal wird mit Hilfe von Elektroden erfasst, die üblicherweise an Vertex und Mastoid befestigt werden. Die Erdungselektrode befindet sich an der Stirn. Das verstärkte, gefilterte und A/D-gewandelte EEG-Signal wird im Rechner einer Artefaktkontrolle unterworfen, die der Auswahl der unterhalb einer vorgegebenen Amplitudenschranke liegenden EEG-Abschnitte dient. Die Summation von N Signalabschnitten (N≈2000 für FAEP, N≈600 für MAEP und N≈50 für SAEP) verstärkt die reizkorrelierten Signalanteile (z. B. die AEP) linear, die stochastischen Anteile hingegen im Fall stationärer Bedingungen näherungsweise proportional zu √N und verbessert somit das Signal/ Rausch-Verhältnis gemäß dem durch G =10 · log N dB gegebenen Störbefreiungsgewinn (vgl. ⊡ Abb. 14.22). Sind die Störungen nicht stationär, so lässt sich die Signalqualität durch die gewichtete Mittelung verbessern, wobei die Kehrwerte von Varianz oder Maximalamplitude der einzelnen Abschnitte als Gewichte dienen. Qualität und Zuverlässigkeit der Messergebnisse lassen sich durch das Verhältnis der Varianzen von Gesamtantwort und Restrauschen (response to noise ratio,

SNR), durch den aus zwei Teilmittelwertkurven berechneten Korrelationskoeffizienten oder durch einen visuellen Vergleich der Teilmittelwerte untereinander abschätzen. Zur Auswertung der AEP gehören die Identifizierung der einzelnen Potentialkomponenten und die Ermittlung ihrer Koordinaten (Latenz und Amplitude). Ersteres dient der Hörschwellenbestimmung, letzteres ermöglicht die Differentialdiagnostik von Hörstörungen. Die Gesamtheit der frühen Potentiale aus Hörnerv und Hirnstamm (FAEP) wird mit der BERA untersucht. Die häufig auch als Hirnstammaudiometrie bezeichnete Methode umfasst den post-Stimulus-Zeitbereich von 1 bis etwa 12 ms. Die FAEP lassen sich wegen ihrer kleinen Amplitude (100 nV bis 0,5 µV) nur durch einen hohen Synchronisationsgrad, wie er z. B. durch den Clickreiz erzeugt wird, mit genügend großer Amplitude messen. Eine frequenzspezifische Bestimmung der Hörschwelle ist daher nicht möglich. Die frühen Potentiale sind sehr stabil gegenüber Vigilanzschwankungen und pharmakologischen Einflüssen, daher ist ihre Ableitung auch im Schlaf oder in Narkose möglich. Sie sind regelmäßig ab Geburt vorhanden, allerdings in den ersten Lebensmonaten in einer modifizierten Form, die wegen der noch nicht abgeschlossenen Hörbahnreifung hinsichtlich Morphologie und Latenzen vom Potentialmuster des Erwachsenen abweicht. Die FAEP setzten sich aus mehreren Potentialkomponenten zusammen, die in verschiedenen Stationen der aufsteigenden Hörbahn in Hörnerv und Hirnstamm entstehen und entsprechend ihrer zeitlichen Aufeinanderfolge mit J1 bis J5 bezeichnet werden (⊡ Abb. 14.26). Das vollständige Potentialmuster ist nur bei weit überschwelliger Stimulation zu beobachten. Die Amplituden der Potentiale nehmen mit zunehmender Reizintensität zu, ihre Latenzzeiten nehmen hingegen ab (d. h. Reize geringerer Intensität gehen mit einer längeren cochleären Verarbeitungszeit einher). Diese Zusammenhänge werden in einem Kennliniendiagramm dargestellt, in welchem auch etwaige Abweichungen vom Normalverlauf gut erkennbar sind. Die mangelnde Frequenzspezifität der durch breitbandige Clickreize ausgelösten FAEP begrenzt den infolge ihrer sonstigen günstigen Eigenschaften (Unabhängigkeit von Reifungszustand und Vigilanzniveau) breiten Einsatzbereich. Dies war Motiv für intensive Bemühungen um eine frequenzspezifische Audiometrie mit Hilfe früher Potentiale. Einer der zahlreichen Ansätze beruht auf der Stimulation mit kurzen Tonpulsen und gleichzeitiger Maskierung mit kerbgefiltertem Breitbandrauschen (notch noise BERA). Die mit diesem Verfahren erhaltenen Reizantworten können für Frequenzen zwischen 500 Hz und 4 kHz in vielen Fällen bis in die Nähe der Hörschwelle nachgewiesen werden. Den Eigenschaften der cochleären Wanderwelle entsprechend sind die Latenzzeiten der Antworten länger für niedrige als für hohe Frequenzen. Dieselben physiologischen Mechanismen sind der Grund

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⊡ Abb. 14.26. FAEP bei Normalgehör (gemessen an einer 15-jährigen Patientin). Es sind links die Potentialkurven und rechts die Tabelle mit Latenz- und Amplitudenwerten sowie die daraus erzeugten Kennlinien gezeigt

dafür, dass die neuronale Aktivität bei niedrigen Frequenzen weniger gut synchronisiert ist und dies wiederum begrenzt die Genauigkeit der Hörschwellenbestimmung. Die wichtigsten Einsatzgebiete der BERA sind die objektive Bestimmung der Hörschwelle bei Säuglingen, Kleinkindern und Kindern sowie die topodiagnostische Unterscheidung zwischen sensorischen und neuralen Hörstörungen. Die Hörschwelle wird visuell aus den Messkurven oder – bei ausreichender Messqualität – aus der Amplitudenkennlinie abgelesen. Für die Gewinnung differentialdiagnostischer Aussagen werden Latenzen und Amplituden gemessen und in Abhängigkeit vom Reizpegel aufgetragen. Über den Vergleich mit den Normalkennlinien, die Berechnung von Latenzdifferenzen, insbesondere der cochleo-mesencephalen Latenzdifferenz (»Hirnstammlaufzeit«) t5–t1, und die Auswertung von Seitendifferenzen kann zwischen konduktiven, sensorischen und neuralen Läsionen unterschieden werden. Verlängerte Latenzen aller Potentiale treten bei mittelohrbedingten Hörstörungen auf. Bei innenohrbedingten Hörstörungen werden – je nachdem, welcher Frequenzbereich von der Störung betroffen ist – Latenzverlängerungen allenfalls bei schwellennahen Reizen beobachtet,

im überschwelligen Reizpegelbereich liegen hingegen häufig normale Latenzen vor. Die BERA weist im Hinblick auf den Nachweis von raumfordernden Prozessen im Kleinhirnbrückenwinkel eine hohe Sensitivität auf. Sie leistet somit etwas, was mit subjektiven Verfahren grundsätzlich nicht oder nur mit geringer Zuverlässigkeit möglich ist. Ergänzt wird sie durch die Untersuchung des Stapediusreflexes und die Funktionsprüfung des Gleichgewichtsorgans. Wenn eine oder mehrere dieser Untersuchungen den Verdacht auf das Vorliegen einer retrocochleären Störung erhärten, wird der Befund mit Hilfe von bildgebenden Verfahren (Computer- und Kernspintomographie) überprüft. Die akustisch evozierten Potentiale mittlerer Latenz (MAEP) werden in der audiologischen Diagnostik wenig genutzt. Hinsichtlich ihrer Eigenschaften (z. B. Amplitude, Reifungsabhängigkeit und Vigilanzeinfluss) und ihrer diagnostischen Aussagekraft (z. B. Frequenzspezifität) liegen sie zwischen den frühen und den späten AEPKomponenten. Sie erreichen jedoch weder die den FAEP eigene hohe Stabilität gegenüber Vigilanzzustand und pharmakologischen Einflüssen, noch können sie sich in der Zuverlässigkeit der frequenzspezifischen Hörschwel-

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

lenbestimmung mit den SAEP messen. Daher wird in der Praxis selten die MLRA, sondern je nach Fragestellung entweder die BERA oder die CERA angewendet. Die mit der CERA erfassten späten oder Hirnrindenpotentiale liegen im Zeitbereich 100 bis 500 ms post Stimulus. Ihre Potentialmaxima und -minima bei etwa 100, 200 und 300 ms werden mit N1, P2 und N2 bezeichnet (⊡ Abb. 14.27). Die Amplitude des Potentialkomplexes nimmt mit steigendem Reizpegel zu, die Latenz der einzelnen Komponenten hängt nur in Schwellennähe vom Reizpegel ab. Latenz und Amplitude können sich im Schlafzustand und bei Vigilanzschwankungen stark verändern. Daher sind nur bei wachen und aufmerksamen Patienten zuverlässige Ergebnisse zu erwarten. Bei Säuglingen und Kleinkindern ist die CERA aus diesen Gründen und wegen der nicht abgeschlossenen Reifung der cortikalen Hörbahn nicht einsetzbar. Hirnrindenpotentiale können mit nahezu allen zeitlich begrenzten akustischen Reizen ausgelöst werden. Typischerweise werden Tonpulse definierter Frequenz mit einer Dauer von etwa 100 bis 500 ms verwendet. Wird der

Pegel dieser Reize verändert, so kann für jede Frequenz aus der Anwesenheit der Potentiale die Hörschwelle bestimmt und somit ein objektives Tonaudiogramm geschrieben werden. Die Genauigkeit beträgt hierbei etwa ±10 dB. Da die bewusste Wahrnehmung nicht der Aktivität im primären auditorischen Cortex sondern in den höheren Assoziationszentren entspricht, kann der subjektive Hörvorgang auch mit den SAEP nicht nachgewiesen werden. Hierzu sind allenfalls andere Untersuchungsverfahren, die noch spätere Reizantworten erfassen und eine aktive Mitarbeit des Patienten erfordern, in der Lage.

Steady state responses Während die Messung der bisher behandelten transienten Potentiale eine Pause zwischen den akustischen Reizen erfordert, wird mit den auditory steady state responses (ASSR) das Hörsystem im eingeschwungenen Zustand untersucht. Der akustische Reiz liegt ohne Unterbrechung vor, während das EEG registriert und analysiert wird. Weil die perstimulatorische Analyse des EEG-Sig-

⊡ Abb. 14.27. Mit der CERA an einem 51-jährigen normalhörenden Probanden bei vier Frequenzen und verschiedenen Reizpegeln gemessene SAEP. Links neben jeder Kurve sind Reiz- und Vertäubungspegel, am rechten Rand jeweils die Effektivamplituden des Gesamtmittelwertes im Zähler und im Nenner der (durch 2 dividierten) Differenz der Teilmittelwerte angegeben

231 14.3 · Objektive Audiometrie

nals eine andere Vorgehensweise verlangt, unterscheidet sich die Messung der ASSR in methodischer Hinsicht grundsätzlich von der konventionellen ERA. Durch die Mittelung oder statistische Auswertung wird hier nicht eine zeitabhängige Kurve rekonstruiert, sondern ein mit der physiologischen Reizverarbeitung zusammenhängendes Merkmal des EEG-Signals herausgearbeitet. Zeitlich unveränderliche Reize sind hierfür allerdings ungeeignet, denn sie führen zu einer zwar stochastischen aber stationären und dadurch vor dem Hintergrund des EEG nicht nachweisbaren neuronalen Aktivität. Unter mehreren Varianten der ASSR haben die Antworten auf amplitudenmodulierte Reize (amplitude modulation following responses, AMFR) in jüngerer Zeit besondere Bedeutung gewonnen. Akustischer Reiz und Signalnachweis sind in ⊡ Abb. 14.28 schematisch dargestellt. Die Amplitude eines Dauertones, dessen Trägerfrequenz fT im Bereich von 250–8000 Hz liegt, wird mit einer Modulationsfrequenz fM zwischen 40 und 120 Hz moduliert. Der Modulationshub beträgt 80–100%. Häufig wird zugleich auch die Frequenz fT moduliert, zur Wahrung der Frequenzspezifität allerdings mit einer wesentlich kleineren Modulationstiefe von typischerweise 10%. Der modulierte Reiz führt zu einer Synchronisation der Aktivität von Neuronengruppen, wahrscheinlich in den zwischen Mittelhirn und Thalamus liegenden Abschnitten der Hörbahn. Daher findet sich die Modulationsfrequenz im EEG-Signal wieder, das entweder lateral (Vertex gegen Mastoid) oder – insbesondere bei der simultanen Stimulation beider Ohren – medial (Vertex gegen Okziput) abgeleitet wird. Zur Detektion dieser Frequenz wird das verstärkte und schmalbandig gefilterte Elektrodensignal in den Frequenzbereich transformiert und in der Umgebung der Modulationsfrequenz hinsichtlich Amplitude und Phase analysiert. Die neuronale Reizantwort gilt als nachgewiesen, wenn die Amplitude der Frequenz fM nach Maßgabe statistischer Tests signifikant aus dem Untergrund des gemittelten Spektrums herausragt oder die auf die Modulation des Reizes bezogene Phase dieser Frequenz eine signifikante Abweichung von der Zufallsverteilung aufweist. Grundsätzlich gilt für hohe mehr als für niedrige Modulationsfrequenzen, dass die Amplitude der Reizantwort vom Vigilanzzustand und von der altersabhängigen organischen und funktionellen Reifung der Hörbahn unabhängig ist. Ziel und Anspruch der Methode bestehen darin, eine frequenzspezifische, objektive und automatische Bestimmung der Hörschwelle bei Kindern zu ermöglichen. Hierfür haben sich Modulationsfrequenzen im Bereich von 90 Hz als geeignet herausgestellt weil die von ihnen evozierte EEG-Aktivität in geringerem Maße als die Antworten auf niedrige Frequenzen von Vigilanz und Reifung abhängen. Da die Identifikation der AMFR auf der im EEG repräsentierten Modulationsfrequenz des Reizes beruht, kann die Stimulation mit mehreren unterschiedlich modulierten Trägerfrequenzen und sogar auf beiden

Ohren zur gleichen Zeit erfolgen, soweit die verwendeten Reizpegel eine gegenseitige Maskierung ausschließen. Das diagnostische Potential der AMFR kann gegenwärtig noch nicht abschließend bewertet werden. In der experimentellen Audiologie werden derzeit effektive Reizparadigmen erprobt und statistische Verfahren für den Signalnachweis hinsichtlich ihrer Leistungsfähigkeit verglichen. Für die praktische Anwendung existieren bereits einige Systeme, die die für den amplitudenmodulierten Reiz charakteristische EEG-Aktivität detektieren und die Reizantwortschelle mit Hilfe adaptiver Algorithmen aufsuchen.

⊡ Abb. 14.28. Schematische Darstellung des Reizes und des Signalnachweises bei der Registrierung von AMFR. Das Spektrum des amplitudenmodulierten Reizes (oben) weist drei Linien bei den Frequenzen fT–fM, fT und fT+fM auf (Mitte). Die Modulationsfrequenz fM findet sich im Spektrum des EEG-Signals wieder (unten)

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

14.4

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Hörprothetik

Viele Hörstörungen können mit apparativer Hilfe zumindest teilweise kompensiert werden. Zu den technischen Hörhilfen gehören das konventionelle schallverstärkende Hörgerät (HG) sowie (teil)implantierbare Hörsysteme und das Cochlea-Implantat (CI). Da weder Hörgeräte noch ein CI das normale Hörvermögen wiederherstellen können, wird von der Möglichkeit einer apparativen Korrektur nur dann Gebrauch gemacht, wenn alle in Frage kommenden konservativen und operativen Maßnahmen zu keinem befriedigenden Erfolg führen. Wie bei jeder medizinisch indizierten Therapie muss auch in der Hörprothetik das Auftreten unerwünschter Nebenwirkungen gegen den zu erwartenden Behandlungserfolg abgewogen werden. Bei Hörgeräten, die ja die Aufgabe haben, das geschädigte Ohr mit einer erhöhten Intensität zu beschallen, besteht grundsätzlich die Gefahr einer Lärmschädigung des versorgten Ohres. Die CI-Versorgung ist mit den allgemeinen Risiken einer Operation verbunden und sie kann zum Verlust eines eventuell noch vorhandenen Restgehörs führen. Hieraus wird deutlich, dass der HNO-Arzt in die Entscheidung zur prothetischen Versorgung und die Überwachung des Versorgungserfolges eingebunden sein muss. Die Auswahl des geeigneten Hörgerätes und seine individuelle Anpassung an das Ohr sind hingegen Sache des Hörgeräte-Akustikers. Ausgenommen von dieser vertraglich vereinbarten Arbeitsteilung sind die CI-Versorgung, die nur an hierfür spezialisierten Zentren durchgeführt werden kann, und die HG-Versorgung von Kindern, in die außer HNO-Arzt und HG-Akustiker auch Pädaudiologen und Fachpädagogen einbezogen sind.

14.4.1 Versorgungsbedürftige Hörstörungen

Als Fundament für die Abwägung verschiedener Therapiemöglichkeiten benötigt der HNO-Arzt einen möglichst vollständigen audiometrischen Befund. Unter Ausschöpfung der in  Abschn. 14.2 und  Abschn. 14.3 beschriebenen diagnostischen Möglichkeiten muss Klarheit darüber gewonnen werden, welche Komponente des Gehörs ein Funktionsdefizit aufweist und somit für die Schwerhörigkeit verantwortlich ist. Hieraus ergeben sich Möglichkeit bzw. Notwendigkeit einer Korrektur mittels einer Hörhilfe sowie Hinweise auf die optimale Versorgungsart. Entsprechend der in ⊡ Abb. 14.5 gezeigten Klassifikation muss zwischen mittelohrbedingten, sensorischen, neuralen und zentralen Schwerhörigkeiten unterschieden werden. Mittelohrschwerhörigkeiten können in vielen Fällen konservativ (d. h. mit Hilfe von Medikamenten) oder operativ (d. h. durch einen ohrchirurgischen Eingriff) behoben werden. Störungen des Innenohres lassen sich in den meisten Fällen auf einen Funktionsausfall der äußeren Haarzellen zurückführen; zur Wiederherstellung

ihrer Funktion bestehen heute weder konservative noch operative Möglichkeiten. Hinter retrocochleären (neuralen) Hörstörungen verbergen sich häufig ernste Krankheitsbilder, wie z. B. Multiple Sklerose oder Nerven- bzw. Hirnstammtumoren. Die Behandlung dieser Erkrankung nimmt für die betroffenen Patienten vor der Behandlung der Hörstörung die höhere Priorität ein. Ein Hörgerät kommt somit als Mittel zur Korrektur einer Hörstörung in Betracht, wenn ▬ eine Mittelohrschwerhörigkeit ausgeschlossen oder nicht korrigierbar ist; ▬ eine Innenohrschwerhörigkeit vorliegt; ▬ bei neuralen oder zentralen Schwerhörigkeiten keine konservative oder operative Korrektur möglich ist; Die audiologischen Kriterien für eine Hörgeräteversorgung sind in den einschlägigen Bestimmungen folgendermaßen festgelegt: ▬ Im Fall einer beidseitigen Schwerhörigkeit muss der Hörverlust auf dem besser hörenden Ohr bei mindestens einer der Prüffrequenzen zwischen 500 und 3000 Hz die Grenze von 30 dB überschreiten. ▬ Im Fall einer einseitigen Schwerhörigkeit muss der Hörverlust auf dem besser hörenden Ohr bei mindestens zwei Prüffrequenzen innerhalb des angegebenen Bereiches oder bei 2000 Hz die Grenze von 30 dB überschreiten. ▬ Das Einsilberverstehen darf bei 65 dB die Grenze von 80% nicht überschreiten. Die beidseitige Schwerhörigkeit begründet den Anspruch auf eine beidohrige (binaurale) HG-Versorgung, da die andernfalls verbleibende einseitige Schwerhörigkeit das Richtungshörvermögen und die sprachliche Kommunikation im Störgeräusch und in halliger Umgebung beeinträchtigt und zur Entstehung von subjektiven Ohrgeräuschen (Tinnitus) führen kann. Dies gilt für alle technischen Hörhilfen einschließlich CI. Bei schallverstärkenden konventionellen oder implantierbaren Hörsystemen ist darüber hinaus zu beachten, dass die beidohrige Versorgung mit einem kleineren Schädigungsrisiko verbunden ist, da das Hören mit zwei Ohren den nutzbaren Schallpegel um 3 dB erhöht und somit ein geringerer Verstärkungsbedarf besteht. Der Versorgungserfolg wird bei konventionellen schallverstärkenden Hörgeräten auch von der Bauform mitbestimmt. In den meisten Fällen werden heute hinter dem Ohr (HdO) oder im Ohr (IdO) getragene Hörgeräte verwendet. Bei letzteren werden weiter die vollständig im Gehörgang untergebrachten CIC-Geräte (completely in the canal) und die größeren, teilweise in der Ohrmuschel getragenen Concha-Geräte unterschieden. Von kosmetischen und praktischen Aspekten abgesehen weist das IdO-Gerät im Vergleich zum HdO-Gerät den Vorteil auf, dass die natürliche Verstärkung und richtungsabhängige

233 14.4 · Hörprothetik

Filterung des Außenohres weiterhin genutzt werden kann. Dies reduziert den Verstärkungsbedarf und es verbessert das Richtungshörvermögen und das Sprachverstehen im Störgeräusch. Darüber hinaus wird das Schallsignal weniger verzerrt, da für die Schallzuführung kein Schallschlauch erforderlich ist.

14.4.2

Hörgeräte: Technik und Anpassverfahren

Das konventionelle schallverstärkende HG ist ein elektronisches Hilfsmittel, welches den akustischen Reiz in verstärkter Form bereitstellt. Seine wesentlichen Bestandteile sind ein Schallaufnehmer (Mikrophon), ein Verstärker mit den notwendigen Korrektur- bzw. Stellorganen, eine Energiequelle (Batterie) zum Betrieb des Verstärkers und ein Schallgeber (Hörer). Als zusätzliche Bestandteile können Schallschlauch, Ohrpassstück (Otoplastik), akustische Filter, eine Induktionsspule (Telefonspule), eine Eingangsbuchse und eine Fernbedienung vorhanden sein. Der prinzipielle Aufbau und das Funktionsprinzip eines Hörgerätes sind in ⊡ Abb. 14.29 gezeigt. Das Schallsignal wird vom Mikrophon in eine zeitabhängige elektrische Spannung gewandelt. Liegt die akustische Information zusätzlich als elektrisches Signal vor (z. B. bei Telefon, Fernseher oder Stereoanlage), so können zwei Wandlungen umgangen werden, indem das elektrische Signal entweder über eine Induktionsspule oder eine Eingangsbuchse direkt in das Hörgerät eingespeist wird. Das elektrische Signal wird um einen Faktor, der von Frequenz und Intensität abhängen kann, verstärkt, optional gefiltert und begrenzt und schließlich dem Ausgangswandler (Hörer) zugeführt. Dieser strahlt es mit einem erhöhten Schalldruck ab, es wird entweder direkt oder über einen Schlauch dem Trommelfell zugeführt und steht somit dem schwerhörigen Ohr in höherer Intensität zur Verfügung. Gegebenenfalls müssen Einrichtungen zur Unterdrückung der akustischen Rückkopplung vorgesehen werden. Die hohen Anforderungen an ein Hörgerätemikrophon hinsichtlich Abmessungen, Wirkungsgrad, Übertragungseigenschaften, Empfindlichkeit, Energiebedarf und Temperaturunabhängigkeit erfüllt das mit einem Feldeffekttransistor als Impedanzwandler betriebene Elektretmikrophon. Sein Wirkprinzip entspricht dem eines Konden-

⊡ Abb. 14.29. Vereinfachte Darstellung der wesentlichen Komponenten eines Hörgerätes

satorwandlers, wobei die Ladung der Kondensatorflächen nicht von einer externen Spannung sondern von einer dauerpolarisierten Folie aufrechterhalten wird. In den meisten Hörgeräten werden omnidirektionale Mikrophone (Druckempfänger) verwendet. Eine Richtwirkung ergibt sich durch den Kopf und die Lage der Einsprechöffnung hinter dem Ohr, in der Ohrmuschel oder im Gehörgang. Richtmikrophone mit zwei Öffnungen (Druckgradientenempfänger) oder Arrays aus mehreren Mikrophonen werden bei Bedarf eingesetzt, um die akustische Fokussierung und die Störgeräuschunterdrückung zu verbessern. Die Verstärkung des elektrischen Mikrophonsignals wird mit der Eingangs/Ausgangs-Kennlinie des Verstärkers, d. h. durch den funktionalen Zusammenhang zwischen Eingangspegel LE und Ausgangspegel LA beschrieben. Der Verstärkungsfaktor ist i. Allg. von Frequenz und Pegel des Eingangssignals abhängig. Ist dies nicht der Fall, so stellen sich die Verstärkerkennlinien bei allen Frequenzen in der doppeltlogarithmischen Darstellung als Geraden dar, die mit der Steigung ΔLA/ΔLE=1 dB / dB parallel zur Winkelhalbierenden verlaufen (⊡ Abb. 14.30a). Die zu unterschiedlichen Verstärkungsfaktoren gehörenden Kennlinien sind dann parallel zueinander verschoben. Aus der Kennlinie eines linearen Verstärkers lässt sich der Verstärkungsfaktor in dB als Differenz LA–LE an einem einzigen Punkt ablesen. Das Ausgangssignal eines jeden Verstärkers ist in seiner Amplitude dadurch begrenzt, dass die Betriebsspannung eine obere Leistungsgrenze vorgibt. Bei Hörgeräten besteht ein weiterer begrenzender Effekt darin, dass bei zu hohen Ausgangspegeln die Rückkopplungsneigung nicht mehr beherrscht werden kann. Diesen zwangsläufigen und unkontrollierbaren Amplitudenbegrenzungen wird mit Hilfe einer Schaltung aus Dioden, welche die Spannungsspitzen oberhalb einer vorgegebenen Grenze abschneidet (peak clipping, PC) zuvorgekommen. Im Kennlinienfeld hat die PC ein waagerechtes Abknicken der Verstärkerkennlinien zur Folge (⊡ Abb. 14.30, B). Im Gegensatz zu anderen Begrenzungsverfahren wird die PC ohne zeitliche Verzögerung wirksam. Außer der oberen Begrenzung des Ausgangsschallpegels ist noch eine ungewollte aber zwangsläufige untere Begrenzung wirksam, die ihren Ursprung im Eigenrauschen von Verstärker und Wandlern hat. Dieses Eigenrauschen wird teilweise mitverstärkt, so dass es einem minimalen Eingangsschallpegel äquivalent ist. Schallsignale, deren Pegel unterhalb dieser Grenze liegen, können nicht sinnvoll übertragen werden, da sie ganz oder teilweise vom Eigenrauschen überdeckt sind. Die Begrenzung des Ausgangssignals schützt den Hörgeräteträger vor Schallintensitäten, die oberhalb seiner Unbehaglichkeitsschwelle liegen. Die bei vielen Innenohrhörstörungen fehlende natürliche Dynamikkompression vermag sie aber nicht auszugleichen. Besser lässt sich der pathologische Lautheitsanstieg durch einen Verstärkungsfaktor kompensieren, der bei kleinen Schallpegeln

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

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⊡ Abb. 14.30. Die Dynamikkennlinien eines linearen Verstärkers lassen sich in doppeltlogarithmischer Darstellung durch Geraden darstellen, die parallel zur Winkelhalbierenden verlaufen und deren Lage vom Verstärkungsfaktor abhängt (A). Mit Hilfe einer PC-Schaltung wird der maximale Ausgangspegel auf vorgegebene Werte begrenzt (B). Die AGC/I bewirkt eine Dynamikkompression im Pegelbereich oberhalb der Regelschwelle. Wird die Grundverstärkung verringert, so setzt die Regelung bei einem niedrigeren Ausgangspegel ein (C), anders

als bei der AGC/O, wo die Regelschwelle unabhängig von der Grundverstärkung bei einem festen Ausgangspegel liegt (D). Bei niedrig liegender Regelschwelle kann ein Bypass für eine lineare unverstärkte Wiedergabe bei hohen Pegeln sorgen (E). Durch die Kombination zweier AGC-Schaltungen kann eine pegelabhängige Kompression mit niedriger Einsatzschwelle realisiert werden (F). Nähere Erläuterungen insbesondere der Abkürzungen finden sich im Text

groß ist und oberhalb einer um 50 dB liegenden Grenze mit zunehmendem Pegel kontinuierlich heruntergeregelt wird. Die einfachste Regelung der Verstärkung besteht darin, dass der Hörgeräteträger den Pegelsteller betätigt, sowie er den Schall als zu laut oder zu leise empfindet. Mit diesem Vorgehen kann aber weder präzise noch schnell genug auf Schallpegeländerungen reagiert werden. Daher sind viele Hörgeräte mit einer automatischen Verstärkungsregelung (automatic gain control, AGC) ausgestattet. Sie bewirkt eine Verringerung des Verstärkungsfaktors bei zunehmendem Schallpegel und somit eine Kompression des akustischen Dynamikbereiches. Anders als die Begrenzungsschaltungen wirken die mit einer AGC verbundenen Regelkreise aber nicht simultan, sondern nur mit einer gewissen zeitlichen Verzögerung. Die Ein- und Ausschwingzeiten der Verstärkungsregelung müssen größer sein als die Periode der niedrigsten zu verstärkenden Frequenz, da sonst die Amplitude innerhalb einer einzelnen Schallwelle geregelt und das Signal verzerrt wird. Die untere Grenze liegt somit bei etwa 10 ms. Im eingeschwungenen Zustand müssen Si-

nusschwingungen aller Frequenzen als Sinusschwingungen übertragen werden. Bei langsamen Änderungen des Schalldrucks treten keine Ein- und Ausschwingvorgänge auf (statischer Grenzfall), anders als bei schnellen Änderungen, wie sie z. B. in Sprachsignalen vorkommen (dynamisches Verhalten). Sie können zu kurzzeitigen Schallspitzen führen, die den maximal zulässigen Ausgangspegel überschreiten. Um diese zu verhindern, wird die AGC mit einer PC-Schaltung kombiniert. Bei sehr langen Regelzeiten (>200 ms) spricht die Regelung nur auf langsame Änderungen an, sie leistet somit das, was der HG-Träger durch eine manuelle Anpassung des Lautstärkereglers erreichen würde (automatic volume control, AVC). Regelzeiten unterhalb von 20 ms ermöglichen die Kompression einzelner Silben. Dies erhöht die Sprachverständlichkeit, da die Nachverdeckung von Sprachelementen mit hohem Pegel (z. B. Vokale) auf unmittelbar darauf folgende Sprachelemente mit niedrigerem Pegel (z. B. Frikative) verringert wird (Silbenkompressor). Die Auswirkung der Verstärkungsregelung auf die statische Dynamikkennlinie des Hörgerätes ist aus

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⊡ Abb. 14.30, C und D ersichtlich. Je nachdem, ob das Eingangs- oder das Ausgangssignal für den Regelvorgang herangezogen wird, unterscheidet man zwischen der eingangsgeregelten (AGC/I) und der ausgangsgeregelten (AGC/O) AGC. In beiden Fällen weicht die Dynamikkennlinie oberhalb des Einsatzpunktes (Regelschwelle oder Kniepunkt) nach unten von der linearen Verstärkungsgeraden ab. Unterhalb des Einsatzpunktes arbeitet der Verstärker also linear, oberhalb des Einsatzpunktes wird die Verstärkung in Abhängigkeit vom Pegel immer geringer. Die Kompression c=ΔLE /ΔLA ergibt sich aus der Steigung der statischen Verstärkerkennlinie. Der Zweck der Verstärkungsregelung besteht darin, hohe Schallpegel am Ohr des HG-Trägers, also am Ausgang des Verstärkers, zu verhindern. Unter diesem Gesichtspunkt ist nur die Regelung nach Maßgabe des Ausgangssignals (AGC/O) sinnvoll. Diese ist aber mit wesentlich längeren Regelzeiten verbunden als eine eingangsgeregelte AGC, sodass die AGC/I oftmals vorteilhafter ist. Wie in ⊡ Abb. 14.30 zu erkennen ist, regelt aber die AGC/I den Ausgangspegel bei verschieden starken Grundverstärkungen in gleichem Maße, obwohl der HG-Träger bei kleineren Pegeln möglicherweise keine Kompression benötigt. Beide AGC-Schaltungen weisen also Vor- und Nachteile auf und es muss im Einzelfall ausprobiert werden, ob die Unabhängigkeit von der Grundverstärkung oder möglichst kurze Regelzeiten für den schwerhörigen Patienten Vorrang haben. Spezielle Anforderungen an das dynamische Verhalten können mit speziellen Analogschaltungen oder – wesentlich flexibler – mit digitaler Signalverarbeitung erfüllt werden. Beispielsweise wird zur Erzielung einer Tieftonkompression eine zweikanalige AGC/I eingesetzt, um die vorwiegend niederfrequenten Störgeräusche zu dämpfen und dadurch u. a. den vom HG-Träger gehörten Pegel der eigenen Stimme zu reduzieren. Wie bei der konventionellen AGC/I nimmt die Verstärkung mit zunehmendem Eingangsschalldruckpegel ab, ebenso wie die Betonung der hohen Frequenzen. Bei hohen Eingangspegeln (über 80 dB) verbleibt nur noch eine leichte Verstärkung im Bereich von 3 kHz, die die verlorengegangene Gehörgangsresonanz ausgleichen soll. Der Einsatzpunkt der Regelung liegt bei 40 dB, das Kompressionsverhältnis beträgt 2:1 (⊡ Abb. 14.30, E). Der Hochtonbereich wird in solchen zweikanaligen Geräten linear verstärkt. Die Erhöhung der Sprachverständlichkeit beruht darauf, dass die Aufwärtsmaskierung der im Bereich hoher Frequenzen liegenden Sprachsignalanteile durch die schon bei kleinen Pegeln einsetzende Kompression des Tieftonbereiches vermieden wird. Eine noch effektivere Nutzung des Restdynamikbereiches lässt sich mit Hörgeräten erreichen, deren Kompressionsverhältnis im gesamten Dynamikbereich einstellbar ist (wide oder full dynamic range compression, WDRC oder FDRC). Unterhalb der bei LE=45 dB liegenden Re-

gelschwelle arbeitet der Verstärker linear, im Regelbereich bis 85 dB kann das Kompressionsverhältnis zwischen 1 und 3 individuell eingestellt werden. Bei noch höheren Pegeln wird eine konventionelle AGC mit festem Kompressionsverhältnis wirksam (⊡ Abb. 14.30, F). Zusammengefasst besteht das wichtigste Merkmal von Ausgangspegelbegrenzung und automatischer Verstärkungsregelung darin, dass die Verstärkung mit zunehmender Schallintensität immer schwächer wird. Das entspricht einem nichtlinearen System und hat zwangsläufig Verzerrungen des übertragenen Signals zur Folge. Eine Kompression des Dynamikbereiches ohne die Nebenwirkung nichtlinearer Signalverzerrungen ist nicht realisierbar. Die Folge der Verzerrungen sind harmonische Obertöne, die sich nachteilig auf die Klangqualität und das Sprachverstehen auswirken. Sie sind der Preis, der dafür gezahlt werden muss, dass ein Recruitment nur mit Hilfe einer geregelten Verstärkung kompensiert werden kann. Durch die bisher beschriebenen Verstärkereigenschaften wird in erster Linie die Pegelabhängigkeit des Verstärkungsbedarfs berücksichtigt. Im Allgemeinen sind jedoch der Hörverlust und daher der Korrekturbedarf auch von der Frequenz abhängig. Dies kann dadurch berücksichtigt werden, dass der Frequenzgang durch einstellbare Filter beeinflusst und näherungsweise an den individuellen Verstärkungsbedarf des Schwerhörigen angepasst wird. Effektiver kann die Frequenzabhängigkeit des eingeschränkten Hörvermögens durch eine mehrkanalige Signalverarbeitung berücksichtigt werden. Bei komprimierenden Geräten ist dies auch dann vorteilhaft, wenn die Verstärkung nicht von der Frequenz abhängt, denn andernfalls bewirkt ein schmalbandiges Geräusch genügender Intensität die Reduktion der Verstärkung im gesamten Frequenzbereich. In Mehrkanalgeräten wird das Eingangssignal durch eine Filterbank in mehrere Anteile aufgespaltet. Grundverstärkung, Einsatzpunkt der AGC und evtl. auch das Kompressionsverhältnis sind für jeden Kanal getrennt programmierbar und gespeichert. Das Ausgangssignal wird durch Summation der einzeln verarbeiteten Anteile rekonstruiert. Mehrkanalige Hörgeräte wurden früher als digital gesteuerte Analoggeräte realisiert, bei denen mehrere Speicher für unterschiedliche Hörprogramme zur Verfügung standen. In volldigitalen Hörgeräten erfolgt die Verarbeitung des digitalisierten Signals in einem Signalprozessor. Den Möglichkeiten der Signalverarbeitung ist hier nur durch die Forderung, dass der zugrunde liegende Algorithmus in Echtzeit realisiert werden muss, eine (sehr hoch liegende) Grenze gesetzt. Digitale Hörgeräte ermöglichen eine vielkanalige nichtlineare Verstärkung mit flexibler Einstellung der Parameter. Darüber hinaus enthalten sie optional Systeme zur Störgeräuschunterdrückung, zur passiven oder aktiven Rückkopplungsunterdrückung (feedback cancelling) und zur automatischen Einstellung des der jeweiligen akustischen Situation am

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

besten entsprechenden Hörprogramms mit Hilfe lernfähiger neuronaler Netze. Das digital verarbeitete Signal wird D/A-gewandelt und dem Endverstärker zugeführt. Aus dem verarbeiteten elektrischen Signal muss am HG-Ausgang wiederum eine akustische Schwingung erzeugt (elektroakustische Wandlung im Hörer) und dem Ohr zugeführt werden. Wie bei den Mikrophonen müssen für den Hörer kleine Abmessungen, ein hoher Wirkungsgrad, ein konstantes Übertragungsmaß innerhalb eines großen Frequenzbereiches und eine lineare Übertragungscharakteristik gefordert werden. Diese Forderungen widersprechen einander teilweise (bspw. nimmt die Wiedergabequalität im Tieftonbereich grundsätzlich mit den Abmessungen ab) und sind daher nicht immer gleichzeitig zu erfüllen. Hörgerätehörer beruhen fast ausschließlich auf dem elektromagnetischen Prinzip, d. h. der Veränderung der magnetischen Induktion durch Bewegung einer Metallmembran (Anker) im Feld eines von einer Spule umwickelten Permanentmagneten. Mit Ausnahme des selten verwendeten Taschengerätes besteht bei allen Hörgerätetypen das Problem der akustischen Rückkopplung. Ihm liegt der Effekt zugrunde, dass Schallwellen, die in einem elektroakustischen System verstärkt wurden, bei Wiedereintritt in den Eingangskanal einer nochmaligen Verstärkung zugeführt werden (feedback). Ist der Faktor für diese Schleifenverstärkung größer als 1, so gibt der Lautsprecher einen Pfeifton von sich, dessen Intensität nur durch die Aussteuerungsgrenze des Verstärkers begrenzt ist. Um dies zu vermeiden, muss entweder die Verstärkung reduziert oder der Wiedereintritt des Ausgangsschalls in das Mikrophon verhindert werden. Ersteres ist selten möglich oder sinnvoll, da die notwendige Verstärkung durch das Ausmaß der Hörstörung und nicht durch die Rückkopplungsneigung festgelegt ist. Für letzteres sind mehrere Maßnahmen denkbar: die Verwendung von Richtmikrophonen, die akustische Trennung des Ausgangs vom Eingang mit Hilfe einer CROS9-Versorgung oder die akustische Isolation durch ein Ohrpassstück (die Otoplastik), welches den Gehörgang teilweise oder vollständig abdichtet und somit die Verbindung zwischen dem verstärktem Schall in der Trommelfellebene und der Mikrophonöffnung über (HdO) bzw. in (IdO) der Ohrmuschel unterbricht. Bei vielen modernen digitalen Hörsystemen wird die akustische Rückkopplung durch Filterung oder aktive Kompensation vermieden und die Otoplastik dadurch entbehrlich (offene Anpassung). Zur Anfertigung des individuell angepassten Ohrpassstückes nimmt der HG-Akustiker mit Hilfe eines schnell härtenden Zweikomponentenkunststoffs einen Ohrabdruck ab, nach welchem die eigentliche Otoplastik wahl-

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contralateral routing of signals: das Mikrophon befindet sich auf der Seite des unversorgten Ohres.

weise aus durchsichtigem Hartkunststoff (Acrylat) oder weichem Silikon hergestellt wird. Bei IdO-Geräten sind Ohrpassstück und Gerätegehäuse miteinander identisch. Beim HdO-Gerät wird die Verbindung zwischen HG und Ohrpassstück durch einen Schlauch hergestellt, der am Tragehaken des Hörgerätes und auf dem Ansatzstutzen des Ohrpassstückes befestigt ist. Der Schall wird durch eine Bohrung im Ohrpassstück dem vor dem Trommelfell freibleibenden Gehörgangsrestvolumen zugeführt. Bohrung und Schlauch haben Verzerrungen des Schallsignals zur Folge. Hiervon werden v. a. die hohen Frequenzen betroffen, wohingegen niedrige Frequenzen nahezu ohne Abschwächung übertragen werden. Die besten Übertragungseigenschaften ergeben sich bei einem Schlauchdurchmesser von 2,4–3.0 mm. Durch zusätzliche Bohrungen können die akustischen Eigenschaften des Ohrpassstückes weiter beeinflusst werden: ▬ Die Hochtonbohrung (Frequenzausgleichsbohrung) mit einem Durchmesser zwischen 0,8 und 2,0 mm wirkt als Tiefpass und verbessert die Hochtonverstärkung. ▬ Eine trichterförmige Aufweitung des Schallaustrittsöffnung (Libby- bzw. Bakke-Horn), erhöht die Verstärkung im Bereich zwischen 2 kHz und 4 kHz um bis zu 30 dB. ▬ Die offene Otoplastik, d. h. die Anbringung einer Zusatzbohrung mit über 2,5 mm Durchmesser, führt zum Verschwinden der Tieftonverstärkung, so dass im Falle einer reinen Hochtonschwerhörigkeit die niedrigen Frequenzen weiterhin mit dem natürlichen Gehör verarbeitet werden können. Die Möglichkeiten zur Beeinflussung der Akustik über Zusatzbohrungen sind umso mehr begrenzt, je größer die erforderliche Schallverstärkung ist. Hochgradige Hörstörungen erfordern auch heute noch einen akustisch dichten Abschluss des Gehörgangsrestvolumens und können auch nicht mit der aktuell eingeführten externen Hörertechnologie versorgt werden. Liegt hingegen der Hörverlust unter der zwischen 80 und 100 dB verlaufenden Grenze, so kann der Ausgangswandler im Gehörgang untergebracht und dort mit einem Fixierschirm oder einer pilzförmigen Dichtung gehalten werden. Ein großer Vorteil des externen Hörers besteht in dem geringeren Verlust bei den Höhen und der dadurch besseren Klangqualität. Die Beschreibung der Eigenschaften einzelner Komponenten lässt keine zuverlässigen Rückschlüsse auf das akustische Verhalten des Gesamtsystems zu. Um das Übertragungsverhalten des Hörgerätes beurteilen zu können, müssen akustische Messungen am Kuppler – d. h. einem Hohlraum, der Geometrie und Akustik des Gehörgangs nachbildet – oder in situ – d. h. als Sondenmessung im Gehörgang des versorgten Ohres – durchgeführt werden. Das Ergebnis solcher Messungen sind Kurven, aus denen die Wiedergabeeigenschaften des Hörgerätes bei verschie-

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denen Frequenzen und Pegeln abgelesen werden können. Die wichtigste dieser Kurven ist die normale akustische Wiedergabekurve. Sie entsteht durch die Messung des Ausgangsschallpegels LA bei Einspeisung von Sinustönen variabler Frequenz und fester Intensität; der Eingangspegel LE beträgt 60 dB SPL, das HG ist so eingestellt, dass der Ausgangspegel bei der Bezugs-Prüffrequenz (i. d. R. 1600 Hz, bei Hochtongeräten 2500 Hz) um 15 dB unterhalb des Ausgangspegels liegt, der bei einem Eingangspegel von 90 dB SPL und maximal eingestellter Verstärkung gemessen wurde. Die akustischen Wiedergabekurven LA(f) zu anderen Eingangspegeln (50 bis 100 dB SPL) werden ohne Veränderung dieser Geräteeinstellung gemessen. Das hierbei entstehende akustische Wiedergabekurvenfeld (⊡ Abb. 14.31) gibt einen Überblick über das frequenz- und pegelabhängige Verhalten des Hörgerätes. In den Datenblättern eines Hörgerätes wird zusätzlich zu den mit unveränderter HG-Einstellung gemessenen Wiedergabekurven oftmals noch die Kurve des größten erreichbaren Schallpegels gezeigt. Sie wird standardgemäß bei der höchsten Verstärkerposition und einem über alle Frequenzen konstanten Eingangsschallpegel von 90 dB SPL gemessen (OSPL90-Kurve). Ein weiteres häufig verwendetes Diagramm ist die Kurve der maximalen Verstärkung (Auftragung des im linearen Arbeitsbereich des HG bei einem Eingangsschallpegel von 50 dB SPL und mit maximaler Verstärkung gemessenen Verstärkungsfaktors in Abhängigkeit von der Frequenz). Die vollständige graphische Darstellung der Eigenschaften eines Hörgerätes stellt ein vieldimensionales Problem dar, da der Ausgangsschallpegel LA vom Eingangsschallpegel LE, der Schallfrequenz f und der Hörgeräteeinstellung (z. B. Verstärkungsfaktor v=LA–LE und Kompressionsverhältnis c=ΔLE/ΔLA) abhängt. Aus einer vollständigen LA(f)-Kurvenschar (⊡ Abb. 14.31) können LA(LE)-Kurven (⊡ Abb. 14.30) konstruiert werden, von denen jede einzelne für eine feste Frequenz und eine bestimmte Hörgeräteeinstellung gültig ist. Aus dem Wiedergabekurvenfeld kann unmittelbar abgelesen werden, ob und in welchem Bereich von Eingangspegeln sich das Hörgerät linear verhält. Eine ideale

lineare Signalverarbeitung ist durch einen glatten Frequenzgang LA(f) gekennzeichnet, der sich bei Änderung des Eingangspegels LE um die Pegeldifferenz ΔLE vertikal verschiebt. Hierzu gleichwertig ist die Forderung, dass die Dynamikkennlinien LA(LE) eines linearen Hörgerätes bei allen Frequenzen und im ganzen Pegelbereich die Steigung 1 dB/dB aufweisen. Obwohl (oder gerade weil) es keine Hörgeräte mit dieser Eigenschaft gibt, hat es sich eingebürgert, ein HG dann als »linear« zu bezeichnen, wenn die bei verschiedenen Eingangspegeln gemessenen Wiedergabekurven durch eine reine Verschiebung ineinander überführt werden können (selbst dann, wenn die Verschiebung von der zugehörigen Differenz der Eingangspegel verschieden ist). Ein in dieser Nomenklatur »nichtlineares« Hörgerät weist bei verschiedenen Eingangspegeln Wiedergabekurven auf, die nicht zueinander parallel verlaufen. Eine möglichst lückenlose Kenntnis der Hörgeräteeigenschaften ist die erste von drei Säulen der Hörgeräteversorgung. Die zweite Säule ist die Gesamtheit der audiometrischen Daten. Die Anpassung des Hörgerätes verknüpft als dritte Säule die zwei Datensätze miteinander, wobei ein Parametersatz des fertig eingestellten Hörgerätes entsteht. Die Aufgabe dieses Gerätes besteht darin, den Frequenzund Intensitätsbereich des normalen Hörens (v. a. den Sprachbereich) auf das eingeschränkte Hörfeld des zu versorgenden Ohres abzubilden (⊡ Abb. 14.32). Die wichtigsten Kenngrößen des Hörgerätes sind die wirksame akustische Verstärkung, das Kompressionsverhältnis und der maximale Ausgangspegel. Wie an ⊡ Abb. 14.32 zu erkennen ist, können alle diese Größen von Frequenz und Pegel abhängen. Außer diesen Parametern ist für ein gutes Sprachverstehen natürlich das Zeitverhalten des Hörgerätes von großer Bedeutung. Dieses spielt v. a. bei der Verstärkungsregelung eine Rolle. Die aus Hörschwelle, Unbehaglichkeitsschwelle, Hörfeldskalierung und Sprachaudiogramm bestehenden audiometrischen Daten bestimmen die Vorauswahl und Voreinstellung des Hörgerätes. Der frequenzabhängige Verstärkungsbedarf kann aus der Hörschwelle abgeschätzt werden. Die naheliegende Vorstellung, dass der Verstärkungsbedarf dem Ausmaß

⊡ Abb. 14.31. Messung des akustischen Wiedergabekurvenfeldes eines Hörgerätes mit dem links gezeigten 2 cm3-Kuppler. Jede Wiedergabekurve LA(f) wird bei festem Eingangsschallpegel LE gemessen, die Einstellung der Hörgeräteparameter ist für alle Kurven gleich. Durch Bildung von Querschnittsflächen konstanter Frequenz entstehen die Dynamikkennlinien LA(LE)

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

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⊡ Abb. 14.32. Projektion der Sprachfläche in das Hörfeld des Schwerhörigen mit Hilfe eines Hörgerätes. Die miteinander verbundenen Kreise zeigen die Hörschwelle an

des Hörverlustes gleich ist (Spiegelung des Audiogramms), erweist sich aber schon aufgrund des mitverstärkten Eigenrauschens in den meisten Fällen als unbrauchbar. Die Signalverstärkung muss i. Allg. geringer sein als die Hörschwellenverschiebung. Dem einfachsten unter den präskriptiven Verfahren zufolge sollte die im 2 cm3-Kuppler gemessene Verstärkung v dem halben Hörverlust HV entsprechen: v=HV/2. Eine Verfeinerung dieser Regel ist die Berger-Formel, mit der der Verstärkungsbedarf ebenfalls allein aus der Hörschwelle berechnet wird, indem der Hörverlust durch eine frequenzabhängige Zahl N dividiert wird: v( f ) =

HV ( f ) + C ( f )  N( f )

(11)

Der zwischen 1,5 und 2,0 liegende Nenner N(f) hängt dergestalt von der Frequenz ab, dass sich bei mittleren Frequenzen eine etwas höhere Verstärkung ergibt als bei tiefen und hohen Frequenzen. Diese Mittenanhebung wird durch die zusätzliche additive Korrektur C(f) unabhängig vom Hörverlust noch weiter betont. Die für HdO-Geräte vorgeschlagene Formel (11) muss für IdO-Geräte etwas modifiziert werden, um dem geringeren Verstärkungsbedarf Rechnung zu tragen. Bei der Zielkurvenkonstruktion nach einem anderen präskriptiven Verfahren (prescription of gain and output, POGO) hängt nur der hörverlustunabhängige Term von der Frequenz ab: v( f ) =

HV ( f ) + C ( f )  N

(11)

Beim NAL-Verfahren10 schließlich geht in die Berechnung der bei einer vorgegebenen Frequenz benötigten Verstärkung v(f) nicht nur der bei dieser Frequenz bestimmte Hörverlust HV(f) ein, sondern mit geringerem Gewicht auch der über 3 Frequenzen (0,5, 1 und 2 kHz) gemittelte

10

National Acoustics Laboratories, Sydney.

Hörverlust. Die nach Berger-, POGO- und NAL-Formel für eine vorgegebene Schwellenkurve berechneten Zielfrequenzgänge können erheblich voneinander abweichen. Dies macht auch deutlich, dass die Hörschwelle allein kein zuverlässiges Kriterium zur Berechnung des individuellen Verstärkungsbedarfs darstellt. Bei den bisher genannten Verfahren wird der aus audiometrischen Daten abgeleitete Verstärkungsbedarf für die Voreinstellung des Hörgerätes herangezogen und das Hörgerät anhand dieser Vorgabe mit Hilfe einer Kupplermessung (s.unten) eingestellt. Dieses Vorgehen beinhaltet zwei Fehlerquellen: den bei der Tonaudiometrie verwendeten Wandler und die Simulation des Gehörgangs durch ein genormtes Kupplervolumen. Beide entsprechen nicht den Verhältnissen im Gehörgang des versorgten Ohres. Besonders groß ist die Abweichung bei Kindern, deren Gehörgang klein und im Wachstum begriffen ist. Es ist das Ziel der DSL-Methode (desired speech level) nach Seewald, den Einfluss dieser Fehlerquellen zu begrenzen. Der Ansatz besteht darin, die Hörschwelle unter Verwendung eines Sondenmikrophonsystems (oder alternativ mit Hilfe eines Einsteckhörers) durch die Schalldruckpegel im Gehörgang zu beschreiben. Unter Verwendung der individuellen Ohr-Kuppler-Transferfunktion (real ear to coupler difference, RECD) oder mit Hilfe pauschaler Korrekturfaktoren können die Vorgaben für die Hörgerätewiedergabe zur Erzielung der gewünschten schwellenbezogenen Sprachschallpegel bestimmt werden. Damit soll sichergestellt werden, dass das Sprachsignal breitbandig hörbar ist, angenehm klingt und unverzerrt ist. Der Erfolg hängt wesentlich von der Durchführung häufiger Kontrollen der Ohr-Kuppler-Transferfunktion und der entsprechenden Korrektur der Verstärkung ab. Die alleinige Orientierung an der Hörschwelle ist für eine angemessene Einstellung des Hörgerätes im gesamten überschwelligen Pegelbereich ungünstig. Eine korrekte Einstellung erfordert die Einbeziehung zumindest der Unbehaglichkeitsschwelle, besser aber des gesamten Hörfeldes, welches sich mit Hilfe der subjektiven

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Skalierung der Kategoriallautheit erfassen lässt. Aus den bei verschiedenen Frequenzen gemessenen Lautstärkezuwachsfunktionen lässt sich durch Vergleich mit der Normalkurve für jeden Pegel der Verstärkungsbedarf ablesen (⊡ Abb. 14.33). Die Hörfeldaudiometrie berücksichtigt somit als einziges Verfahren konsequent die von Frequenz und Pegel abhängige subjektive Lautstärkeempfindung und liefert nicht nur den Verstärkungs-, sondern auch den Kompressionsbedarf. Die voreingestellte Verstärkung des Hörgerätes kann durch Messungen am Ohrsimulator (Kuppler) in der Messbox überprüft und kontrolliert werden. Diese Messungen des Ausgangspegels bei definierten Eingangssignalen liefern sehr exakte und gut reproduzierbare Ergebnisse, sie sind aber, da der Kuppler als künstliches Ohr nur einen statistischen Mittelwert repräsentieren kann, für die Verhältnisse im Gehörgang des Hörgeschädigten nicht immer relevant. Um die Wiedergabeeigenschaften des Hörgerätes am Trommelfell zu erfassen, müssen Sondenmikrophonmessungen im Gehörgang durchgeführt werden (in situ-Messung). Im Gegensatz zu den Kupplermessungen erfassen sie die Arbeitsweise des Hörgerätes unter dem Einfluss von Schallzuführung, Otoplastik, Gehörgangsrestvolumen und Mittelohrimpedanz. Bei vielen in situ-Messgeräten wird nicht das Mikrophon, sondern ein mit ihm verbundener Sondenschlauch in den Gehörgang gebracht. Die in situ-Messung wird sowohl ohne als auch mit HG durchgeführt (⊡ Abb. 14.34a, b). Das Sondenmikrophon registriert das im Gehörgang vorliegende Schallsignal während der Darbietung von Rausch- oder Sinusreizen definierter Frequenz und Intensität. Ein Echtzeitanalysator verarbeitet das Mikrophonsignal zu Wiedergabekurven LA(f) oder Dynamikkennlinien LA(LE). Zu Beginn der in situ-Messung wird die Außenohrübertragungsfunktion gemessen, indem der Sondenschlauch in das offene Ohr des Patienten gelegt wird. Über der Frequenz aufgetragen ergibt sich eine Kurve, die im Bereich zwischen 2 und 5 kHz verschiedene Maxima aufweist (dunkle Fläche in ⊡ Abb. 14.34c). Bei einem Eingangssignal frequenzunabhängiger Intensität spiegelt diese Kurve die natürliche Verstärkungswirkung von Außenohr und Gehörgang wider (open ear gain, OEG). Im nächsten Schritt der in situ-Anpassung wird die im Gehörgang vorliegende Schallintensität bei eingesetztem Ohrpassstück mit eingeschaltetem Hörgerät gemessen (helle Fläche in ⊡ Abb. 14.34c). Die Differenz zwischen den mit und ohne HG gemessenen Frequenzgängen entspricht der frequenzabhängigen wirksamen akustischen Verstärkung (insertion gain, IG). Die in situ-Messung ist in Hinblick auf die Ermittlung von Frequenzgang und Dynamikverhalten als eine vorteilhafte Alternative zur Kupplermessung anzusehen; dies gilt insbesondere für die HG-Anpassung bei Kindern, deren Gehörgang durch einen Kuppler schlecht

⊡ Abb. 14.33. Ermittlung des pegelabhängigen Verstärkungsbedarfs für eine Frequenz (Terzbandrauschen) aus dem Vergleich zwischen der Lautstärkeskalierungsfunktion eines Schwerhörigen (Messwerte) mit dem schattierten Normalbereich. Die bei den Kategorien »leise« 15 KU), »mittellaut« (25 KU) und »laut« (35 KU) erforderliche Verstärkung entspricht der Länge der horizontalen Pfeile (nach Steffens 1996)

a

b

c

⊡ Abb. 14.34a–c. In situ-Messung mit Sondenschlauch im Gehörgang a ohne und b mit HG (nach Kießling et al. 1997). c Die Sondenmessung ergibt die Außenohrübertragungsfunktion (dunkel schattiert) bei offenem Gehörgang (open ear gain) und die in-situ-Verstärkung (hell schattiert) mit Hörgerät. Die Differenz beider Kurven (mittlere Linie) entspricht der wirksamen akustischen Verstärkung (insertion gain)

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

14.4.3 Implantierbare Hörsysteme

Otoplastik und die Stigmatisierung des Hörgeräteträgers durch die sichtbar getragene Prothese zu nennen. Gemeinsames Merkmal aller (voll- oder teil-)implantierbaren Hörsysteme ist die direkte mechanische Übertragung des aufbereiteten Schallsignals durch vibratorische Anregung der Gehörknöchelchen. Im Vergleich zur akustischen Stimulation werden hierdurch zwei Wandlungen vermieden und das Signal dadurch weniger verfälscht. Dies wirkt sich v. a. im Bereich hoher Frequenzen und somit auf die Klangqualität aus. Bei einem teilimplantierbaren Hörsystem bilden Mikrophon, Signalprozessor und Energiequelle die externen Teile. Zur Übertragung der Information an die implantierten Teile sowie zu ihrer Energieversorgung dient eine transkutane Hochfrequenzverbindung. Das retroaurikulär implantierte Verstärkermodul steuert ein am langen Ambossschenkel befestigtes magnetisches Schwingungssystem (floating mass transducer, FMT) oder einen hydromechanischen Antrieb, der im operativ erweiterten Mittelohrraum implantiert und über eine Koppelstange mit dem Ambosskörper verbunden ist (Otologics MET™). Der etwas irreführend auch als VORP (vibratory ossicular replacement prosthesis) bezeichnete FMT (Med-El Vibrant Soundbridge®, ⊡ Abb. 14.35) besteht aus einem kleinen Zylinder, dessen Wand eine stromführende Spule enthält, mit der eine bewegliche magnetische Masse entlang der Zylinderachse angetrieben wird. Die Schwingung dieser Masse überträgt sich auf den Amboss, und dessen Bewegung setzt sich wie beim natürlichen Hörvorgang über den Steigbügel ins Innenohr fort. Bei vollimplantierbaren Systemen sind neben Verstärker und Ausgangswandler auch Mikrophon, Signalprozessor und Energiequelle implantiert. Das Mikrophon befindet sich unter einer dünnen Hautschicht im Gehörgang. Dies begünstigt eine natürliche Klangwirkung, da die richtungsabhängige Filterwirkung von Außenohr und Gehörgang anders als bei den meisten anderen technischen Hörhilfen weiterhin genutzt wird. Das Mikrophonsignal wird der im Mastoid implantierten Prozessoreinheit zugeführt, deren Ausgangssignal einen piezoelektrischen Wandler treibt. Dieser versetzt über eine in der Nähe des Hammer/Amboss-Gelenkes endende Koppelstange die Gehör-

Die bisher beschriebenen konventionellen schallverstärkenden Hörgeräte sind mit einer Reihe von Nachteilen verbunden, unter denen einige durch Implantation des Hörgerätes oder einiger seiner Komponenten unter die Körperoberfläche ausgeglichen werden können. Zur Beschreibung dieser Nachteile und zur Abgrenzung der Einsatzbereiche implantierbarer Hörsysteme muss zwischen akustischen, audiologischen, medizinischen und kosmetischen Aspekten unterschieden werden. In dieser Reihenfolge sind als Nachteile des konventionellen Hörgeräts die akustische Rückkopplung, die schlechte Übertragung hoher Frequenzen, die gelegentlich (insbesondere bei Neigung zu Gehörgangsentzündungen) auftretende Unverträglichkeit der

⊡ Abb. 14.35. Aufbau (links) und audiologischer Indikationsbereich (rechts) eines teilimplantierbaren Hörsystems (Med-El Vibrant Soundbridge®)

approximiert werden kann und interindividuell stark variiert. Hinsichtlich der Beurteilung des Ohrpassstückes und seiner Übertragungseigenschaften ist die in situ-Messung sogar konkurrenzlos. Sie ermöglicht die Erfassung der Effekte von Zusatzbohrungen, die der Akustiker zur Beeinflussung des Klangeindrucks anbringt, und ist somit ein unentbehrliches Werkzeug für die systematische Durchführung von Manipulationen an der Otoplastik. Trotz dieser Vorteile kann ein HG nicht allein auf der Basis der in situ-Messung angepasst werden, da auch die exakte Messung des Schalls am Trommelfell keine Auskunft über das subjektive Klangempfinden des Patienten und v. a. über sein Sprachverstehen geben kann. Für die Feineinstellung des Hörgerätes und die Kontrolle des Anpasserfolges sind nur Skalierungsverfahren und Sprachaudiometrie geeignet. Die Hörschwellenkurve des versorgten Ohres (Aufblähkurve) ist in dieser Hinsicht wenig aussagekräftig, weil sich bei der Reizung mit Sinustönen im abgeschlossenen Gehörgangsrestvolumen stehende Wellen ausbilden können. Da die Aufblähkurve außerdem nur die statische Wiedergabe eingeschwungener Sinustöne, nicht aber das dynamische Verhalten des Hörgerätes bei der Verarbeitung von Sprachsignalen beschreiben kann, dient sie bei der Beurteilung des Versorgungserfolges lediglich zur groben Orientierung. Der im Sprachverstehen erzielte Gewinn einer Hörgeräteversorgung wird anhand des im freien Schallfeld gemessenen Sprachaudiogramms definiert. Die Versorgung gilt als erfolgreich, wenn die mit dem Freiburger Test ermittelte Verständlichkeit für einsilbige Testwörter bei 65 dB um mindestens 20% besser ist als ohne Hörhilfe bzw. wenn die Verständlichkeit bei 65 dB so gut ist wie das ohne HG erzielbare Optimum. Zusätzlich ist die Sprachdiskrimination bei 80 dB in Ruhe und bei 60 dB im Störgeräusch (z. B. mit dem Göttinger oder dem Oldenburger Satztest) zu prüfen. Bei beidohriger Versorgung kann der binaurale Diskriminationsgewinn mit Hilfe des BILD-Verfahrens nachgewiesen werden.

241 14.4 · Hörprothetik

knöchelchenkette in Bewegung. Das System deckt seinen Energiebedarf aus Batterien, die sich im implantierten Hauptmodul befinden und transkutan durch eine temporär mit einem Kopfbügel getragene Spule induktiv aufgeladen werden. Das hier beschriebene erste anwendungsreife vollimplantierbare System TICA® (totally integrated cochlea amplifier) ist allerdings wegen nicht beherrschbarer akustischer Rückkopplung nach einer ersten klinischen Erprobungsphase wieder vom Markt genommen worden. Bei einem weiteren vollimplantierbaren Hörsystem (EnvoyTM medical) wird der Ort der Schallaufnahme noch konsequenter dem natürlichen Hörvorgang angenähert: Als Mikrophonmembran dient das Trommelfell, wo das Schallsignal mit einem piezoelektrischen Sensor vom Hammer (Malleus) abgegriffen und dem retroaurikulär implantierten Elektronikmodul zugeleitet wird. Das verstärkte Signal wird über einen zweiten Piezowandler auf den Steigbügel (Stapes) übertragen. Zur Vermeidung der Rückkopplung muss der Amboss (Incus) entfernt oder seine Verbindung zum Hammer durchtrennt werden. Hingegen erfordert der fully-implantable ossicular stimulator (Otologics MET™ FIMOS), bei dem sich das Mikrophon unter der Haut am Hinterkopf befindet, keine Unterbrechung der Gehörknöchelchenkette. Hier wird die Vibration mit Hilfe eines elektromagnetischen Wandlers auf den Ambosskörper übertragen. Um die Wertigkeit der implantierbaren Hörsysteme zu beurteilen, müssen die zu Beginn dieses Abschnittes genannten Aspekte getrennt voneinander betrachtet werden. Der überzeugende und allen genannten Systemen gemeinsame Vorteil besteht in der überlegenen Klangqualität, die auf die direkte mechanische Anregung des Innenohres zurückzuführen ist. Die akustische Rückkopplung ist mit digitaler Technik in vielen Fällen gut beherrschbar, so dass heute auch mit konventionellen schallverstärkenden Hörgeräten oftmals eine offene Anpassung möglich ist. Dadurch verliert die Problematik der Gehörgangsokklusion ganz erheblich an Gewicht. Teilimplantierbare Systeme sind audiologisch zumindest im Vergleich zum IdO-Gerät durch die ungünstige extraaurikuläre Plazierung des Mikrophons im Nachteil. Der kosmetische Aspekt und die stigmatisierende Wirkung des konventionellen Hörgeräts sollten nicht über-

bewertet werden, da nur vollimplantierbare Systeme wirklich unsichtbar sind. In diesem Zusammenhang ist noch zu erwähnen, dass die Vorteile des freien Gehörganges, der fehlenden akustischen Rückkopplung und der Unsichtbarkeit in einem weiteren System (auric RetroX) vereint sind, bei dem ein retroaurikulär angeordnetes digitales Hochtonhörgerät den verstärkten Schall über ein implantiertes Titanhülsensystem direkt in den Gehörgang abgibt. Der Zweck der beschriebenen implantierbaren Hörsysteme besteht in der alternativen Versorgung von Innenohrschwerhörigkeiten. Demgegenüber ist das knochenverankerte Hörsystem BAHA® (bone anchored hearing aid) für die Zielgruppe nicht korrigierbarer Mittelohrschwerhörigkeiten und zur Lösung von Gehörgangsproblemen (z. B. Gehörgangsatresie) konzipiert. Es besteht aus einem Knochenleitungshörgerät, das auf eine in den Schädelknochen hinter dem Ohr implantierte Titanschraube aufgesteckt wird. Der Schall wird vom integrierten Mikrophon aufgenommen und in eine vibratorische Anregung des Knochens umgesetzt, so dass das Außenohr, der Gehörgang und das Mittelohr nicht in die Übertragungskette einbezogen sind. Der Körperschall regt beide Innenohren mit annähernd gleicher Intensität an. In Abhängigkeit von der Frequenz bestehen jedoch kleine Seitendifferenzen, so dass einem beidseitig mit BAHA-Systemen versorgten Patienten eine zumindest rudimentäre Richtungsinformation zur Verfügung steht.

14.4.4 Das Cochlea-Implantat

Bei Taubheit, an Taubheit grenzender Schwerhörigkeit oder Restgehör ist weder mit konventionellen schallverstärkenden Hörgeräten noch mit den beschriebenen implantierbaren Hörgeräten ein Versorgungserfolg zu erzielen. Unter bestimmten Voraussetzungen ist jedoch eine (Re-)Habilitation der betroffenen Patienten mit dem Cochlea-Implantat (CI) möglich. Das CI stimuliert die distalen Hörnervenendigungen oder das Ganglion spirale mit Hilfe von intracochleär implantierten Elektroden (⊡ Abb. 14.36). Die Parameter der elektrischen Reizpulse werden in einem Sprachprozessor aus dem akustischen

⊡ Abb. 14.36. Komponenten eines CI-Systems (nucleus® freedomTM). Implantiert sind die verkapselte Empfänger- und Dekodierschaltung und die Elektrodenträger. Hinter dem Ohr trägt der Patient den Sprachprozessor und die magnetisch gehaltene Sendespule. Rechts sind das Implantat (oben) und der Sprachprozessor mit Spule (unten) gezeigt (Reproduktion mit freundlicher Genehmigung von T. Steffens, Regensburg)

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

Signal berechnet und in Form von Hochfrequenzpulsen durch die Haut hindurch (transkutan) an das Implantat übertragen. Die artifizielle elektrische Reizung des Hörnervs ist prinzipiell verschieden vom natürlichen Hörvorgang, bei dem die Aktionspotentiale des Hörnervs infolge der von den Neurotransmittern erzeugten und sich überlagernden elementaren Generatorpotentiale entstehen. Befinden sich die von den inneren Haarzellen kommenden afferenten Radiärfasern des Hörnerven in einem elektrischen Feld, so entstehen ebenfalls Aktionspotentiale, die durch einen rechteckförmigen Zeitverlauf der zwischen zwei Elektroden liegenden Spannung synchronisiert werden können. Die elektrische Feldverteilung ist von der relativen Lage der Elektroden zum Hörnerven und den dazwischenliegenden Flüssigkeiten und Gewebearten abhängig. Es ist zwischen einer bipolaren Reizung, bei der sich beide Elektroden in der Nähe der Spiralganglienzellen befinden, und der monopolaren Reizung, bei der die Referenzelektrode in größerer Entfernung von den stimulierenden Strukturen befindet, zu unterscheiden. Die bipolare Anordnung führt zu örtlich eng umgrenzten Feldern mit hohen Gradienten und sie ermöglicht i. Allg. eine bessere Kanaltrennung als die monopolare Reizung. Die Aufgabe der elektrischen Cochleaprothese besteht darin, die Zeitstruktur von Frequenz und Intensität des Schallsignals in eine für die zentrale auditorische Verarbeitung verwertbare Folge von Aktionspotentialen umzusetzen. Eine exakte Nachahmung des natürlichen Vorbildes scheitert an dessen Komplexität und an der Unvollständigkeit des Wissens über die Details seiner Funktion. Im Hinblick auf die neurale Codierung der Schallfrequenz ist es aber plausibel (und durch den Erfolg gerechtfertigt), sowohl die tonotope Organisation der Cochlea zu simulieren als auch die Fähigkeit des Hörnerven zur Analyse der Periodizität des Signals zu nutzen. Daher befinden sich die Reizelektroden im Innenohr, wo sie entlang der Schneckenwindung aufgereiht sind und – möglichst unter Einhaltung der frequenzabhängigen cochleären Laufzeit – eine selektive Reizung der für die jeweilige Frequenz empfindlichen Region ermöglichen. Bei den meisten Sprachcodierungsstrategien findet sich außerdem die Zeitstruktur des Signals zumindest teilweise in der Folge der elektrischen Reizpulse wieder. Anders als beim natürlichen Hörvorgang entstehen bei elektrischer Reizung die Aktionspotentiale aber nicht probabilistisch, sondern synchron und streng deterministisch. Bei allen auf pulsatiler Stimulation beruhenden Prothesen sind die Reize biphasische, ladungsneutrale Strompulse, die von den programmierbaren Stromquellen an jede der Elektroden abgegeben werden können. Im Falle bipolarer Reizung kann die direkt benachbarte oder eine weiter entfernt liegende Elektrode als jeweils wirksame Referenz gewählt werden. Ein enger Stimulationsmodus

führt zu einer örtlich eng begrenzten Verteilung des elektrischen Feldes, es werden aber hohe Stromstärken benötigt, um die weit entfernt liegenden neuralen Strukturen zu erreichen. Am niedrigsten liegen die Reizschwellen, wenn alle nicht aktiven Elektroden zu einer gemeinsamen Referenz kurzgeschlossen werden (common ground). Bei der monopolaren Stimulation dient das Gehäuse des Implantats und/oder eine zusätzliche extracochleäre Elektrode als Referenz für den Strompfad. Die Intensität des Schallsignals wird beim natürlichen Hören in der Entladungsrate der einzelnen Faser und der Anzahl aktiver Fasern verschlüsselt. Bei elektrischer Stimulation nimmt die Zahl der Aktionspotentiale und zugleich auch der subjektive Lautheitseindruck mit der Stromstärke und der Dauer des elektrischen Pulses zu. Es werden alle Fasern erfasst, die sich in einer Region überschwelliger Feldstärke befinden. Die Überlagerung der elektrischen Felder begrenzt die sinnvolle Zahl intracochleärer Elektroden bereits bei schwachen Reizen auf etwa 15 bis 20, bei Erhöhung der Reizstärke nimmt die Ortsauflösung – und damit auch die Fähigkeit zur Unterscheidung von Tonhöhen – weiter ab. Die Zeitauflösung ist durch Dauer und Folgefrequenz der Pulse begrenzt. Typische Werte liegen bei 40 µs und 1000 Pulsen pro Elektrode und Sekunde. Durch die zeitlich versetzte Ansteuerung der verschiedenen Elektroden erhöht sich die Gesamtpulsrate entsprechend der Elektrodenzahl. Zu einem Cochlea-Implantat gehören mehrere Komponenten (⊡ Abb. 14.36). Das eigentliche Implantat ist ein verkapselter integrierter Schaltkreis, der sich hinter der Ohrmuschel unter der Kopfhaut befindet. Seine Längsabmessung beträgt etwa 2 cm, seine Dicke einige Millimeter. Am Implantatgehäuse sind eine Empfängerspule und ein Permanentmagnet befestigt, sowie ein dünner schlauchförmiger Fortsatz, an dessen Spitze sich je nach Produkt 8 bis 22 ring- oder kugelförmige Platinelektroden befinden. Die Elektroden werden in die unteren eineinhalb Windungen der Scala tympani eingeführt. Die räumliche Anordnung der Elektroden innerhalb der Schnecke ist der natürlichen tonotopen Organisation des Innenohres angepasst: Eine elektrische Reizung über die vorderste Elektrode erfasst apikale oder mediale Fasern und löst die Empfindung eines tiefen Tones aus; die hintersten Elektroden liegen am basalen Ende der Hörschnecke, ihre Aktivierung bewirkt die Entstehung von Hochtoneindrücken. Neben dieser tonotopen Frequenzzuordnung (place pitch) kann die Tonhöhenwahrnehmung auch durch Veränderung der Pulsrate beeinflusst werden (rate discrimination). Die externen Bestandteile des CI-Systems sind das Mikrophon, der Sprachprozessor und die Sendespule. Mikrophon und Sprachprozessor befinden sich in einem Gehäuse, das als HdO-Gerät hinter der Ohrmuschel getragen wird. Die über ein Kabel mit diesem Gehäuse verbundene Sendespule ist wie die Empfängerspule des

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Implantats mit einem Permanentmagneten ausgestattet, so dass die Außenspule fixiert und auf die implantierte Spule justiert ist. Die Umsetzung des akustischen Signals in elektrische Reizpulse umfasst mehrere Verarbeitungsschritte. In allen CI-Systemen wird das Mikrophonsignal nach einer analogen Vorverarbeitung (Verstärkung, Hochpassfilterung und evtl. Kompression) in ein digitales Signal gewandelt und als solches in einem Signalprozessor verarbeitet. Ergebnis der weiter unten näher beschriebenen digitalen Verarbeitung sind die Parameter der elektrischen Reizpulse, die in rechteckige Hochfrequenzpulse (z. B. f=2,5 MHz) verschlüsselt werden. Das Implantat empfängt die transkutan übertragenen HF-Pulse, decodiert die in ihnen enthaltene Information und nutzt zugleich die in den Pulsen enthaltene Leistung für seine Energieversorgung. Eine Kontroll-Logik sorgt dafür, dass fehlerhafte Übertragungen erkannt werden und keine unbeabsichtigten Stimulationen stattfinden. Die programmierbaren Stromquellen geben rechteckförmige biphasische Pulse variabler Dauer (im Bereich 20 bis 500 µs) und Stärke (bis maximal 1,5 µA) auf die von einem Multiplexer angewählte Elektrode ab. Jeder Elektrode ist ein Frequenzbereich zugeordnet, dessen Mittenfrequenz und Breite von apikal nach basal nach einer logarithmisch geteilten Skala zunimmt. Viele CI-Systeme verfügen über die Möglichkeit, die Spannung zwischen zwei Elektroden zu messen und den Messwert über eine Verstimmung des HF-Schwingkreises nach außen zu übertragen (Rückwärts-Telemetrie). Auf diese Weise können einerseits Elektrodenimpedanzen bestimmt und andererseits elektrisch evozierte Hörnervenpotentiale gemessen werden (telemetry of electrically evoked compound action potentials, TECAP) (Abbas et al. 1999). Für die Codierung des Schallsignals werden unterschiedliche Strategien angewendet. Die meisten von ihnen beruhen auf einer pulsatilen Reizung des Hörnervs. Eine Ausnahme bildet die analoge Stimulationsstrategie, bei der der Zeitverlauf des Elektrodenstroms dem des akustischen Eingangssignals entspricht (compressed analogue). Hier wird das Mikrophonsignal mit einer Filterbank in mehrere Anteile zerlegt. Jedem Bandpassfilter ist eine Elektrode zugeordnet. Die einzelnen Anteile werden digitalisiert und in den Dynamikbereich der zugehörigen Elektroden transformiert (mapping). Es ergibt sich ein sinusähnlicher Zeitverlauf der Elektrodenströme mit hoher Frequenz bei den basalen und mit niedriger Frequenz bei den apikalen Elektroden. Die Stimulationsamplituden entsprechen der Schallintensität in den einzelnen Frequenzbändern. Das Schallsignal wird ohne Codierungsverluste oder Verzögerungen übertragen. Anders als bei den pulsatilen Verfahren werden mehrere Elektroden simultan angesprochen. Die dadurch auftretende Überlappung elektrischer Felder kann aber das Diskriminationsvermögen beeinträchtigen und zu unangenehmen Nebenempfindungen führen.

Eine der historisch ersten pulsatilen Codierungsstrategien beruhte auf dem Prinzip der Parameterextraktion (feature extraction). Dem Ansatz lag die Vorstellung zugrunde, dass wegen der apparativ begrenzten Zeit- und Frequenzauflösung allenfalls ein Teil der sprachlichen Information genutzt werden kann. Das Signal wurde daher auf wenige seiner informationstragenden Elemente – die Grundfrequenz, den ersten und den zweiten Formanten sowie die breitbandig gemessene Gesamtamplitude – reduziert (F0F1F2-Strategie). Die Formanten F1 und F2 wurden durch Filterung, die Grundfrequenz F0 durch Zählen der Nulldurchgänge bestimmt. Die Frequenz der Formanten bestimmte die Auswahl der stimulierenden Elektroden, die Grundfrequenz legte die Pulsrate auf diesen Elektroden fest, und aus der über alle Frequenzen gemittelten Schallintensität ergaben sich, unter Einhaltung der für jede Elektrode eingestellten patientenspezifischen Grenzen, Stromstärke und Breite der Reizpulse. Trotz der offensichtlichen Beschränkungen v. a. in Hinblick auf die stimmlosen Laute (für die F0 nicht definiert ist) erzielten viele CI-Träger mit der F0F1F2-Strategie eine gute Sprachdiskrimination bis hin zum offenen Sprachverstehen. Bei der weniger sprachspezifischen n of m strategy werden aus der Gesamtzahl von m Kanälen n Stimulationselektroden nach Maßgabe der Bereiche größter Intensität im Schallspektrum bestimmt. Dem geregelten Vorverstärker ist eine Filterbank mit programmierbaren Bandpässen nachgeschaltet, deren Mittenfrequenzen zwischen 250 Hz und 10 kHz liegen. Jedem Bandpass ist eine Elektrode zugeordnet, wobei niedrige Frequenzen auf apikale und hohe Frequenzen auf basale Elektroden abgebildet werden. Die Anzahl aktiver Elektroden ist von der Gesamtintensität des Signals abhängig. Dadurch werden bei lauten und breitbandigen Vokalen mehr Kanäle stimuliert als bei leisen Konsonanten. Die ebenfalls von der Gesamtintensität und darüber hinaus von der Anzahl spektraler Maxima abhängige Reizrate liegt zwischen 180 und 300 Hz. Die Elektroden werden sequentiell von basal nach apikal angesteuert, wobei zur Erzielung einer hohen Informationsübertragungsrate alle nicht ausgewählten Elektroden ohne Pause übersprungen werden. Während die Parameterextraktion und die Codierung der spektralen Maxima vorwiegend auf dem Tonotopieprinzip beruhen, wird bei der CIS-Strategie (continuous interleaved sampling) die zeitliche Struktur des Schallsignals stärker betont und damit die Fähigkeit des auditorischen Systems zur Analyse von Periodizitäten besser ausgenützt (⊡ Abb. 14.37). Das verstärkte und hochpassgefilterte Mikrophonsignal wird mit einer Filterbank in eine gerätespezifische Anzahl von Frequenzbändern aufgeteilt. In jedem Kanal wird durch Gleichrichtung und Tiefpassfilterung die Einhüllende des Zeitsignals berechnet. Aus den Abtastwerten der Einhüllenden ergibt sich durch eine nichtlineare Transformation die Amplitude des Reizpulses. Infolge der schnellen kontinuierlichen

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

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⊡ Abb. 14.37. Blockdiagramm (oben) und Funktionsprinzip (unten) der CIS-Strategie. Am Beispiel eines Schallsignals, das von zunächst niedrigen Frequenzen (z. B. Vokal) zu hohen Frequenzen (z. B. Zischlaut) übergeht, ist die Beziehung zwischen der Amplitude der Einhüllenden und der zeitlichen Folge elektrischer Pulse wiedergegeben

zeitversetzten Abtastung und der sequentiellen, basal beginnenden Aktivierung der Elektroden spiegelt sich die Zeit- und Frequenzabhängigkeit der Schallintensität in der zeitlichen Abfolge und der räumlichen Verteilung der Stimulationspulse wider. Bei typischen Pulsbreiten von 80 µs können Stimulationsraten von etwa 1 kHz pro Kanal realisiert werden. Bis auf die sehr grobe Rasterung der Frequenzachse weist diese Codierungsstrategie große Ähnlichkeit mit dem natürlichen Vorbild der peripheren Signalverarbeitung in Cochlea und Hörnerv auf. Neben »n of m« und CIS findet in einem der derzeit verfügbaren CI-Systeme die ACE-Strategie (advanced combination encoders) verbreitete Anwendung. Sie kann als eine Modifikation der n of m strategy aufgefasst werden, bei der die Maximalzahl n der jeweils aktivierten Elektroden und die Kanalrate innerhalb der durch die gerätespezifische

Kapazität (typischerweise 20.000 pps) gesetzte Grenze variabel sind. Anders als bei der CIS-Strategie werden die bis zu n aktivierten Elektroden für jedes berechnete Stimulationsmuster (frame) aus dem Gesamtvorrat m neu bestimmt, so dass auch bei kleinem n eine spektral hochaufgelöste Abbildung des Signals möglich ist. Generell beruht die Sprachcodierung in CI-Systemen auf dem Ansatz, durch die Abbildung des Frequenzspektrums auf die Elektrodenorte und die Übertragung der Zeitstruktur des Sprachsignals auf die Pulsfolge die Kombination von Orts- und Periodizitätsprinzip der natürlichen Tonhöhenerkennung und Zeitmusteranalyse nachzuahmen. Der Umsetzung dieses Zieles stehen die Grenzen der technischen Mittel im Wege. Die verfügbaren Systeme unterscheiden sich voneinander in ihrer Leistungsfähigkeit. Diese Unterschiede sind jedoch

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geringfügig in Relation zur Diskrepanz zwischen dem natürlichen Vorbild und dem erreichbaren technischen Standard. Trotz der noch zu erwartenden Fortschritte – v. a. in Geschwindigkeit und Leistungsfähigkeit der Signalverarbeitung, aber auch in der Zahl und Dichte der Elektroden – wird diese Diskrepanz wohl bestehen bleiben. Die Ersetzung von etwa 3400 natürlichen Rezeptorgruppen durch 12 bis 22 Elektroden kann nicht zu einer Wiederherstellung des normalen Diskriminationsvermögens führen. Dies ist der wichtigste Grund dafür, dass die mit einem CI versorgten Patienten nach der Operation eine intensive technische, audiologische, logopädische und pädagogische Betreuung benötigen. Voraussetzung für die Versorgung mit einem CI ist eine beidseitige vollständige Taubheit oder eine so ausgeprägte beidseitige Schwerhörigkeit, dass eine konventionelle Hörgeräteversorgung im Hinblick auf das Sprachverständnis keinen Gewinn erbringt. Der Versorgungserfolg hängt wesentlich von Zeitpunkt und Dauer der Ertaubung ab. Bei gehörlos geborenen oder prälingual ertaubten Patienten verhilft die späte Versorgung mit einem CI i. Allg. nicht zu einem offenen Sprachverstehen. Durch eine frühzeitige Versorgung aber kann auch vielen gehörlosen Säuglingen und früh ertaubten Kleinkindern eine annähernd normale Entwicklung der auditorischen und lautsprachlichen Fähigkeiten ermöglicht werden. Im Grenzgebiet zwischen HG- und CI-Versorgung finden sich Patienten mit noch nutzbaren und daher erhaltenswerten Hörresten, vornehmlich im Tieftonbereich. Durch die Kombination von elektrischer und akustischer Stimulation (EAS) kann in derartigen Fällen die auditive Rehabilitation optimiert werden. Voraussetzung ist eine gehörerhaltende Implantationstechnik und die Verwendung von verkürzten Elektrodenträgern, die den apikalen (Tiefton-)Bereich nicht erreichen. Die apparative Versorgung erfolgt mit einem Sprachprozessor und einem schallverstärkenden Hörgerät bzw. mit einem kombinierten Gerät, welches das Schallsignal sowohl akustisch in verstärkter Form in den Gehörgang abgibt als auch in HF-Pulse für das Implantat verschlüsselt. Es ist gezeigt worden, dass eine große Zahl von Patienten von dieser Versorgung in Hinblick auf ihre sprachliche Diskriminationsleistung profitieren. Die Versorgung mit einem Cochlea-Implantat erfordert eine umfangreiche präoperative Diagnostik. Zu den über die Basisdiagnostik hinausgehenden Eignungstests gehören bildgebende Verfahren wie die Computertomographie (CT) zur Darstellung des Knochenaufbaus im Implantationsgebiet und die Kernspintomographie (MRT) für den Nachweis einer flüssigkeitsgefüllten Cochlea. Die Funktionsfähigkeit des Hörnervs wird in einem präoperativen Elektrostimulationsversuch geprüft. An eine extratympanale Gehörgangselektrode oder eine transtympanale Nadelelektrode, deren Spitze auf dem Promontorium bzw. in der Nische des runden Fensters liegt, wird ein Reizgerät

angeschlossen. Während der Darbietung elektrischer Pulse veränderlicher Frequenz und Stromstärke wird der Patient nach seinen Wahrnehmungen befragt. Bei allen Reizfrequenzen, die zu auditorischen Empfindungen führen, werden die Reizstromstärken ermittelt, die den subjektiven Wahrnehmungs- und Unbehaglichkeitsschwellen entsprechen. Wenn der subjektive Test nicht durchführbar ist, kann die Aktivität von Hörnerv und Hörbahn in Narkose mit elektrisch evozierten Potentialen objektiviert werden, doch führt dies wegen der elektrischen Reizartefakte nicht immer zu eindeutig interpretierbaren Ergebnissen. Die Implantation der Elektroden erfolgt in Vollnarkose. Der Elektrodenträger wird durch den ausgeräumten Warzenfortsatz (Mastoid), das Mittelohr und das runde Fenster bzw. eine unmittelbar daneben geschaffene Öffnung (Cochleostomie) in die Scala tympani eingeführt. Die Öffnung des Innenohres wird mit Gewebe und Kleber verschlossen und das Implantat mechanisch befestigt. Noch während der Operation kann die Funktion des Implantats und seine Wirkung auf das Hörsystem durch Beobachtung der Stapediusreflexes während der Stimulation des Hörnervs über Sprachprozessor und Implantat oder durch Ableitung der oben beschriebenen TECAP kontrolliert werden. Bei der Anpassung des Sprachprozessors ist der akustische Eingang stillgelegt und der Sprachprozessor an einen Computer angeschlossen, über den die Reizparameter gesteuert werden. Als wichtigste Parameter des Signalverarbeitungsprogramms müssen für alle Elektroden die Bereiche sinnvoller und zulässiger Reizstärken ermittelt werden. Entlang der geräteinternen Reizstärkeskala wird die Stromstärke und evtl. auch die Dauer der einzelnen Reizpulse gemäß einer für alle Elektroden gültigen logarithmischen Funktion erhöht. Aus den Reizstärken, die den subjektiven Schwellen- und Unbehaglichkeitswerten entsprechen, wird für jede Elektrode eine Transduktionsfunktion (mapping law) definiert, die die akustische Eingangsamplitude auf den verfügbaren elektrischen Dynamikbereich abbildet (⊡ Abb. 14.38). Zusätzlich können einige Formparameter dieser Funktion modifiziert werden, um die Lautstärkeempfindung zu beeinflussen oder die Störgeräuschunterdrückung zu verbessern. Die patientenspezifischen Parameter der Sprachcodierung beruhen auf subjektiven Angaben. Wenn diese nicht zuverlässig sind, kann die Anpassung durch objektive Verfahren, z. B. die Messung des elektrisch ausgelösten und contralateral registrierten Stapediusreflexes, der TECAP oder der akustisch evozierten Potentiale, ergänzt werden. Aus den Ergebnissen dieser Messungen kann die Funktion des Gesamtsystems überprüft werden und es lassen sich objektive Hinweise auf die Lage der akustischen und elektrischen Reizschwellen ermitteln. Im postoperativen Hörtraining erhält der Patient die für die Verarbeitung der neuartigen Eindrücke notwendige Anleitung und Unterstützung. Die auditorischen Fä-

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Kapitel 14 · Audiometrie – Die Untersuchung des Gehörs und seine technische Versorgung

⊡ Abb. 14.38. Wahrnehmungs- und Unbehaglichkeitsschwellen (WS bzw. US) für die 16 Elektroden eines (fiktiven) CI-Systems. Die vom Patienten angegebenen Grenzen des Dynamikbereiches (links) gehen in die Definition der Abbildungsvorschrift ein, die den akustischen Schalldruck mit der elektrischen Reizstärke verknüpft (rechts)

higkeiten werden mit einer nach Schwierigkeitsgraden gestaffelten Testbatterie ermittelt. Sie lassen sich in drei Stufen einteilen: Eine akustische Orientierung, d. h. eine Wahrnehmung und Erkennung von Umweltgeräuschen, ist bei allen Patienten zu erwarten, eine Unterstützung beim Lippenablesen gewährt das Implantat meistens auch prälingual ertaubten Patienten, ein offenes Sprachverständnis ohne Blickkontakt zum Sprecher und die Fähigkeit zur telefonischen Kommunikation wird hingegen i. Allg. nur von postlingual ertaubten Patienten erreicht. Grundsätzlich ist das Sprachverstehen im Störgeräusch für CI-Träger auch bei beidseitiger Versorgung problematisch. Ansätze zur Lösung dieses Problems beruhen auf digitaler Störgeräuschunterdrückung oder auf digitaler Verzögerung und Überlagerung des von mehreren Mikrophonen aufgenommenen akustischen Signals (adaptive beam forming). In dieser Hinsicht wie auch in anderen Bereichen ist die technische Entwicklung noch nicht abgeschlossen und die derzeit noch beständig zunehmenden Rehabilitationserfolge lassen weitere Fortschritte erwarten.

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15 Computertomographie (CT) T.M. Buzug 15.1 Einleitung

– 249

15.5 Bedienung und Anwendungen – 260

15.2 Historie der Computertomographie – 250 15.2.1 Verwischungstomographie und Tomosynthese – 250 15.2.2 System-Generationen – 251 15.2.3 Spiral-CT – 253

15.6 Dosis

15.3.1 Röntgenröhre – 254 15.3.2 Detektorsystem – 255

15.4 Bildrekonstruktion

15.1

– 257

Fourier-Scheiben-Theorem – 257 Gefilterte Rückprojektion – 258 Rohdateninterpolation bei der Spiral-CT – 259 Artefakte – 259

Einleitung

Die Computertomographie (CT) ist heute genauso spannend wie zu Beginn ihrer Entwicklung in den sechziger und siebziger Jahren des letzten Jahrhunderts. Sie stellt das Verfahren dar, das als erstes axiale überlagerungsfreie Schnittbilder aus dem menschlichen Körper erzeugen konnte (⊡ Abb. 15.1). Die Erfindung der Computertomographie war ein enormer Schritt innerhalb der diagnostischen Möglichkeiten der Medizin. Heute gibt es einige konkurrierende Verfahren zur Computertomographie, allen voran die Magnetresonanztomographie (MRT).

a

b

– 265

15.7 Spezielle Systeme

15.3 Technologie – 254

15.4.1 15.4.2 15.4.3 15.4.4

15.5.1 Aufnahmeplanung – 261 15.5.2 Dreidimensionale Datenvisualisierung – 263 15.5.3 Klinische Applikationen – 264

c

⊡ Abb. 15.1a–c. Durch moderne, sehr schnelle CT-Scanner mit Multizeilen-Detektorsystemen lassen sich heute Ganzkörperübersichten aufnehmen, bei denen selbst kleinere Gefäße gut abbildbar sind

15.7.1 15.7.2 15.7.3 15.7.4 15.7.5

– 267

Elektronenstrahl-CT (EBCT) – 267 Volume-CT – 268 Mikro-CT – 268 PET-CT – 269 Dual-Source CT – 269

15.8 Dank

– 270

Literatur

– 270

Aber auch wenn seit Erfindung der Magnetresonanztomographie der Computertomographie immer wieder ihr Ende vorausgesagt wird, bleibt doch festzustellen, dass die überwiegende Zahl der Bilder aus der Radiologie derzeit durch CT erzeugt wird. In einigen Kliniken entfällt sogar der konventionelle Schockraum und wird durch einen CT-basierten, virtuellen Schockraum ersetzt. Die Tomographen sind in dieser Anwendung mit Anästhesie ausgestattet und die Erstversorgung der Patienten erfolgt intermittierend mit der Bildgebung. Gerade im Bereich der schnellen 3D-Diagnostik von Traumapatienten, bei denen vor der Messung nicht geklärt werden kann, ob eine Magnetresonanztomographie überhaupt durchgeführt werden darf, ist die Computertomographie der Standard. Neuerdings kommen darüber hinaus aber auch interessante technische, anthropologische und forensische sowie archäologische und paläontologische Anwendungen der Computertomographie hinzu, die die Stellung des Verfahrens über die Verwendung in der Medizin hinaus als allgemein-diagnostisches Werkzeug zur zerstörungsfreien Materialprüfung und dreidimensionalen Visualisierung weiter stärken. Aufgrund der einfachen Handhabung und der klaren physikalisch-diagnostischen Aussage sowie der Fortschritte bei der Reduktion der Strahlenbelastung wird die Computertomographie ihren festen Platz im radiologischen Umfeld behalten. Zu dieser Entwicklung hat ganz wesentlich der rasante Fortschritt der Röhren- und der Detektortechnologie beigetragen. Speziell bei den Detektorarrays sind kommerzielle Scanner aller großen Hersteller heute bei 64 Zeilen angelangt, und ein Ende der Entwicklung ist nicht abzusehen. Wenn

250

II

Kapitel 15 · Computertomographie (CT)

man heute von Tomographie spricht, so ist dies trotz der diagnostischen Konkurrenzverfahren wie MRT oder PET (Positronen-Emissions-Tomographie) immer noch ganz stark mit CT, also der Röntgen-Computertomographie, verbunden. Im englischsprachigen Raum wird die Computertomographie auch CAT (Computerized Axial Tomography) genannt. Die Darstellung eines Herzstents (⊡ Abb. 15.1b) oder der kleineren Gefäße (z. B. im Fußbereich, ⊡ Abb. 15.1c) sind heute klinische Routine. Und selbst wenn sich ein Chirurg auf den intraoperativen Eindruck des Bildverstärkers eines C-Bogens vorbereiten möchte, braucht man keine zusätzliche Röntgenaufnahme, denn aus dem präoperativ aufgenommenen tomographischen Schichtenstapel lassen sich synthetische Projektionen berechnen, die den konventionellen Aufnahmen praktisch gleichen. Aufgrund der hohen Qualität der Planungs-Übersichtsaufnahmen wird in einigen CT-basierten Schockräumen sogar auf konventionelle Röntgenaufnahmen verzichtet. Hinzu kommt, dass die Berufsgenossenschaften bei Arbeitsunfällen zunehmend auf einer tomographischen Abklärung bestehen. Auch deswegen ist CT in der Unfallklinik zur Standarddiagnostik avanciert. Bei schweren Traumata, Frakturen und Luxationen ist CT aber auch inhaltlich vorzuziehen. Eine Fraktur 20 sec stillzuhalten, ist für den verunfallten Patienten i. d. R. sehr schmerzhaft. Mit den neuen Multizeilen-Detektoren kann die Zeit für eine 3D-Bildakquisition heute wesentlich reduziert werden. Und hierbei ist CT der MRT auch technisch vorzuziehen, weil z. B. kleine abgesprengte Knochenteile (Fossikel) im MRT kaum sichtbar sind. Mit den modernen CT-Systemen ergeben sich neue Anforderungen an die Infrastruktur einer Klinik. Die zugunsten der Bildschirmbefundungsplätze ausgeschalteten Alternatoren sind dabei nur ein äußeres Zeichen dieses Wandels. Entscheidend sind natürlich ein leistungsfähiges PACS mit einem Kliniknetzwerk hoher Bandbreite. Darüber hinaus erfordert die Bilderflut der modernen Computertomographen ein anderes Umgehen der Ärzte mit den Daten. Tatsächlich ist heute nicht mehr die Akquisitionstechnik das zeitliche Nadelöhr bei einer Untersuchung, sondern die ärztliche Befundung. Da die großen Datensätze den Radiologen überfordern, ist zu beobachten, dass sich die Paradigmen ändern. Zunehmend sind nämlich dreidimensionale Bilder des Patienten Bestandteil der Befundung (⊡ Abb. 15.1). Der Arzt kann mit der 3D Rekonstruktion schneller befunden, als bei der Durchsicht von hunderten von Bildern. Dabei ist die Entwicklung der hochauflösenden Multizeilen-Detektoren wiederum eine Voraussetzung für qualitativ hochwertige Sekundärrekonstruktionen und ihre dreidimensionalen Visualisierungen. In diesem Kapitel soll die Historie der Computertomographie ( Abschn. 15.2), die moderne Technologie mit Schwerpunkt auf Röntgenstrahlenerzeugung und detektion ( Abschn. 15.3) sowie die Bildrekonstruktion

( Abschn. 15.4) besprochen werden. Darüber hinaus sind Aspekte der Bedienung und Anwendung ( Abschn. 15.5), der Dosis bei der Computertomographie ( Abschn. 15.6) sowie ein kleiner Abschnitt über spezielle CT-Entwicklungen enthalten ( Abschn. 15.7). Da dieses Kapitel nur den Charakter eines Überblicks besitzt, sei an dieser Stelle schon auf aktuelle Bücher verwiesen, die eine ausführliche Beschreibung der Technologie der Computertomographie geben (Kalender 2000, Seeram 2001, Hsieh 2003 u. Buzug 2004).

15.2

Historie der Computertomographie

Konventionelle Röntgenverfahren haben den schwer wiegenden Nachteil, dass sie lediglich Projektionsbilder liefern. Dies führt natürlich zu einem Verlust an räumlicher Information (das kann eine geübte Radiologin oder ein geübter Radiologe aber verschmerzen und durch Erfahrung ergänzen). Darüber hinaus stellt die Projektion aber eine Mittelung dar. Man kann sich dies so vorstellen, dass der Körper in einzelne Schichtbilder zerlegt wird, die zur Betrachtung alle übereinander gelegt werden. Dies ist auch für Experten weniger gut zu verschmerzen, da mit der Mittelung ein erheblicher Kontrastverlust gegenüber dem Kontrast einer einzelnen Schicht verbunden ist. In ⊡ Abb. 15.2a ist jeweils eine konventionelle Schädelaufnahme (links) und eine Knieaufnahme (rechts) zu sehen, die zwar die hohe Schwächung der Röntgenstrahlung im Bereich z. B. des Schädelknochens und ganz extrem die Schwächung im Bereich der Zahnfüllungen zeigt, die kleinen Röntgenschwächungsunterschiede, die die Weichteile charakterisieren, sind aber nicht zu erkennen. Insbesondere ist die Morphologie des Gehirns im Mittelungsprozess vollständig verloren gegangen. Beim Knie bilden sich durch die Überlagerung selbst die Knochenstrukturen nur mit geringem Kontrast ab.

15.2.1 Verwischungstomographie

und Tomosynthese Der Wunsch, den Mittelungsprozess, der die konventionellen Röntgenaufnahmen charakterisiert, rückgängig zu machen, führte in den 20er Jahren des letzten Jahrhunderts zu den ersten tomographischen Konzepten. Das Wort Tomographie setzt sich dabei aus den beiden griechischen Worten tomos (Schnitt) und graphein (zeichnen) zusammen. Das Wort Tomographie wurde ganz wesentlich durch den Berliner Arzt G. Grossmann geprägt, dessen Grossmann-Tomograph in der Lage war, eine einzelne Schicht im Körper abzubilden. Das Tomographieprinzip dieses Verfahrens ist in ⊡ Abb. 15.2b illustriert. Während der Röntgenaufnahme wird die Röntgenröhre linear in die eine Richtung und der Röntgenfilm

251 15.2 · Historie der Computertomographie

a

⊡ Abb.15.2a,b. Konventionelles Projektionsröntgen führt zu kontrastschwachen Bildern, die keine Weichteildiagnostik zulassen. a Zu sehen ist eine Schädelaufnahme (links), bei der die Feinheiten der räumlichen Strukturen des Gehirns nicht mehr zu erkennen sind. In der Knieaufnahme (rechts) sind selbst die knöchernen Strukturen sehr kontrastarm dargestellt. b Die ersten Versuche, Schnittbilder aus dem Körper zu erzeugen, begannen mit der so genannten Verwischungstomographie

b

simultan in die andere Richtung verschoben. Dadurch bilden sich nur Punkte in der Drehpunktebene scharf ab. Alle Punkte über- und unterhalb dieser Ebene werden auf dem Bild verwischt und zwar umso stärker, je weiter sie von der Ebene entfernt sind. Daher nennt man dieses Verfahren auch Verwischungstomographie (es wird auch »Tomosynthese« genannt, wenn die Projektionsbilder digital weiterverarbeitet werden). Natürlich sind die verwischten Informationen nicht verschwunden, sondern sie legen sich als Grauschleier über die scharfe Abbildungsebene, sodass auch hier ein erheblicher Kontrastverlust zu verzeichnen ist. Der Qualitätsgewinn gegenüber einer einfachen Durchleuchtung ist aber am Beispiel der tomosynthetisch aufgenommenen Schichtsequenz des Knies gut zu erkennen (Härer et al. 1999 und 2003). Ein verwandtes Verfahren, die so genannte Orthopantomographie, ist heute in der Dentalradiographie weit verbreitet. Mit diesem Verfahren wird eine Panoramadarstellung der Zahnreihen auf gekrümmten Schichten entlang des Kieferbogens dargestellt.

15.2.2 System-Generationen

Die Computertomographie vermeidet die Überlagerung von verwischten Ebenen und erzeugt damit einen großen Kontrast, sodass auch Weichteile gut abgebildet werden. Der diagnostische Qualitätssprung, der damit einherging, begründet den enormen Erfolg der Computertomographie. Etabliert ist eine Unterscheidung in vier Generationen von Computertomographen, die in ⊡ Abb. 15.3 zu sehen sind. Diese Unterscheidung ist historisch gewachsen und bezieht sich sowohl auf die Art, wie Röntgenquelle und Detektor konstruiert sind, als auch auf die Art, wie beide sich um den Patienten bewegen.

a

b

c

d

⊡ Abb.15.3a–d. Generationen von Computertomographen. a Erste Generation: Rotation-Translation des Nadelstrahls, b zweite Generation: Rotation-Translation eines kleinen Fächerstrahls, c dritte Generation: Rotation-Rotation eines großen Fächerstrahls und d vierte Generation: Rotation-Fix mit geschlossenem Detektorring

1. Generation Die erste Generation von Computertomographen besitzt eine Röntgenquelle, die einen einzelnen Nadelstrahl aussendet, der mit Hilfe von entsprechenden Kollimatoren aus dem Röntgenkegel selektiert wird. Diese Geometrie wird »Pencil«-Strahlform oder Nadelstrahlform genannt. Auf der der Röntgenquelle gegenüberliegenden Seite des

15

252

II

Kapitel 15 · Computertomographie (CT)

Messfeldes befindet sich ein einzelner Detektor, der synchron mit der Röntgenquelle unter verschiedenen Projektionswinkeln γ linear verschoben wird (⊡ Abb. 15.3a). Abhängig von den spezifischen Schwächungseigenschaften des Gewebes wird die Intensität des Strahls beim Durchgang durch den Körper geschwächt. Der erste CTScanner, den ein Außenseiter, nämlich die für Schallplatten bekannte Firma EMI gebaut hatte, beruhte auf dem Nadelstrahlprinzip. 1972 realisierte Godfrey N. Hounsfield (1919–2004) diesen ersten Computertomographen in den EMI Forschungslaboratorien. Dafür erhielt er 1979 zusammen mit Allen M. Cormack (1924–1998) den Nobelpreis für Medizin. Ein Photo des ersten EMI-Kopfscanners aus dem Jahre 1972 zeigt ⊡ Abb. 15.4. Die ersten kommerziellen Scanner besaßen tatsächlich einen eng fokussierten Röntgenstrahl und einen einzelnen NaI-Szintillationsdetektor. Dieses technisch heute nicht mehr realisierte Prinzip ist von grundsätzlicher Bedeutung, da die mathematischen Verfahren zur Rekonstruktion hier besonders einfach zu verstehen sind. Insbesondere kann man die mathematischen Verfahren für die moderneren Geometrien durch geeignete Koordinatentransformationen aus der Nadelstrahlgeometrie gewinnen. ⊡ Abb. 15.4 zeigt einen der ersten Tomographen der ersten Generation, der 1974 von Siemens produziert

wurde, sowie das Ergebnis eines axialen Kopfscans mit einer Bildmatrix von 80×80 Pixeln. Die weitere rasante Entwicklung der Computertomographie wurde und wird von drei wesentlichen Forderungen vorangetrieben: Reduktion der Aufnahmezeit, Reduktion der Strahlenbelastung und nicht zuletzt Reduktion der Kosten. Auf dem Weg, diese Faktoren zu optimieren, gibt es mehrere historische Stationen, die in den folgenden Abschnitten kurz besprochen werden sollen.

2. Generation Der Computertomograph der zweiten Generation besitzt eine Röntgenquelle mit Fächerstrahlgeometrie und ein kurzes Detektorarray mit etwa 30 Elementen (⊡ Abb. 15.3b). Allerdings ist die Fächerstrahlöffnung immer noch sehr klein, sodass auch hier Röhre und Detektor linear verschoben werden müssen, bevor ein neuer Projektionswinkel eingestellt werden kann. Bei den ersten Geräten betrug der Öffnungswinkel des Röntgenfächerstrahls etwa 10°. Immerhin konnte aber die Akquisitionszeit schon auf einige Minuten pro Schicht gesenkt werden, da man mit dem Array gleichzeitig mehrere Intensitäten messen kann. Das Messfeld war dennoch nur für Schädelaufnahmen geeignet.

⊡ Abb.15.4. Historische Entwicklung der CT-Scanner. 1972: EMI Kopfscanner (1. Generation); 1974: Siemens Siretom (1. Generation); 1975: Philips Tomoscan 200 (2. Generation); 2005 Philips Brilliance (3. Generation)

253 15.2 · Historie der Computertomographie

Dass bei dem Tomographen der ersten und zweiten Generation der Schädel als klinischer Applikationsschwerpunkt gewählt wurde, liegt im Wesentlichen an der langen Akquisitionszeit. Der Schädel ist gut zu fixieren und zeigt keine großen Bewegungen innerhalb der Aufnahmezeit. Das ist bei Aufnahmen in dem Bereich des Thorax oder des Abdomen natürlich anders, da die Bewegung des Herzens und der Lunge sowie über das Zwerchfell auch die Bewegung der weichen Organe des Abdomens zu Artefakten in den rekonstruierten Bildern führt. Die Rekonstruktionsmathematik erfordert es, dass alle zu rekonstruierenden Punkte einer Schicht über 180° durchleuchtet werden. Wenn aufgrund der Patientenbewegung ein Punkt während eines Umlaufs des Scanners aus der Schicht herauswandert, führt dies unweigerlich zu Fehlern in der Bildwiedergabe. ⊡ Abb. 15.4 zeigt den Philips Tomoscan 200 Scanner der zweiten Generation aus dem Jahr 1975.

3. Generation Das Hauptziel neuer Entwicklungen in den 70er Jahren des letzten Jahrhunderts war die Reduktion der Akquisitionszeit auf unter 20 s. Dies sollte ausreichen, um in einem Atemstopp des Patienten auch Bilder des Abdomens einigermaßen fehlerfrei zu rekonstruieren. Ein großer Entwicklungsschritt in diese Richtung war die konsequente Weiterführung des Fächerstrahlkonzeptes der zweiten Generation, nämlich die Einführung eines wesentlich größeren Öffnungswinkels des Röntgenfächers und ein dazugehöriges längeres Detektorarray. ⊡ Abb. 15.3c zeigt das Prinzip dieser dritten Generation wieder schematisch. Das rekonstruierbare Messfeld ist hier ebenfalls illustriert. Der Öffnungswinkel des Röntgenfächers ist typischerweise zwischen 40° und 60° groß und das Detektorarray ist i. d. R. als Detektorbogen mit heute zwischen 400 und 1000 Elementen ausgelegt. Auf diese Weise kann nun unter jedem eingestellten Projektionswinkel γ das gesamte Messfeld, in dem jetzt auch der Körperstamm liegen kann, simultan durchleuchtet werden. Somit kann man bei der dritten Generation ganz auf die lineare Verschiebung verzichten. Mit dieser Idee verkürzt sich die Akquisitionszeit erheblich, da eine kontinuierliche Drehung erfolgen kann, ohne dass Pausen für die lineare Verschiebung eingelegt werden müssen. Die überwiegende Zahl der heute installierten Geräte sind die Fächerstrahlsysteme der dritten Generation. ⊡ Abb. 15.4 zeigt zwei CT-Scanner der zweiten und der dritten Generation aus dem Jahre 1975 bzw. 2005. Während sich die Geräte äußerlich kaum unterscheiden, hat die Röhren- und Detektortechnologie in den letzten Jahrzehnten erhebliche Fortschritte gemacht.

4. Generation Die vierte Generation der Computertomographen unterscheidet sich hinsichtlich der Röntgenquelle nicht von

den Tomographen der dritten Generation. Auch hier dreht sich die Fächerstrahlquelle kontinuierlich ohne lineare Verschiebung um das Messfeld. Der Unterschied zur dritten Generation liegt im geschlossenen, ortsfesten Detektorring mit bis zu 5000 Einzelelementen. Hierbei kann die Röntgenröhre außerhalb (⊡ Abb. 15.3d) oder innerhalb des Detektorrings rotieren. Für die Anordnung der Röhre außerhalb des Detektorrings ist klar, dass der Röntgenstrahl nicht die der Quelle jeweils nahe liegenden Detektoren von hinten durchstrahlen soll. Daher wird der Detektorring gegenüber der Bahn der Röhre dynamisch geneigt, sodass die Sichtlinie zwischen der Röhre und dem Arbeitsbereich des Detektorrings nur durch den Patienten (und den Patiententisch) und nicht durch die Detektorelektronik geht. Tomographen der vierten Generation bilden so genannte inverse Fächerstrahlen aus, deren jeweilige Zentren die einzelnen Detektoren sind. Man nennt den inversen Fächer auch Detektorfächer im Unterschied zum Röntgenfächer der Tomographen dritter Generation. Lediglich beschränkt durch die Abtastrate, mit der die einzelnen Detektoren ausgelesen werden können, kann ein sehr dichter inverser Fächer gemessen werden. Auf diese Weise ist man im Gegensatz zu den Tomographen der dritten Generation in der räumlichen Auflösung des einzelnen Fächers im Prinzip nicht beschränkt.

15.2.3 Spiral-CT

Ein Entwicklungsschritt, der einen enormen Sprung in der Leistungsfähigkeit von Computertomographen der dritten Generation zur Folge hatte, ist die Einführung der Schleifringtechnologie. Mit ihr hatte man die Möglichkeit, den Patienten spiralförmig abzutasten. Da der Röntgenröhre kontinuierlich Energie zugeführt werden muss, war bei den ersten Scannern durch die Kabelzuführung der Winkelverfahrweg beschränkt. Dieses Problem war eine hohe Barriere bei der Reduktion der Akquisitionszeiten. Ständig musste die Abtasteinheit anfahren und wieder stoppen. Zwar hat man sowohl bei Links- wie auch der nachfolgenden Rechtsdrehung jeweils Daten akquiriert, aber durch die entstehenden Drehmomente war der Scangeschwindigkeit Grenzen gesetzt. Die Kabelverbindung wurde bei diesem Prozess in der einen Richtung abgewickelt und in der anderen Richtung vorsichtig wieder aufgewickelt. Gelöst wurde dieses Problem durch die Schleifringtechnologie. Die Energie wird hierbei durch Schleifkontakte von dem äußeren Rahmen, der so genannten Gantry, auf die sich drehende Abtasteinheit übertragen. Jetzt konnte die Abtasteinheit, die die Röntgenquelle und in der dritten Generation auch das Detektorarray trägt, kontinuierlich rotieren. Dabei sind heute Rotationsfrequenzen von 2 Umdrehungen pro Sekunde in so genannten Subsekundenscannern Standard.

15

254

II

Kapitel 15 · Computertomographie (CT)

Allerdings gibt es auch kleinere Kompaktgeräte, die ihre Unabhängigkeit von einer äußeren Energiezufuhr während der Rotation der Abtasteinheit durch Akkumulatoren herstellen. Ein Beispiel hierfür ist der mobile Tomoscan M Computertomograph von Philips. Dieser Tomograph kommt ganz ohne Schleifringtechnologie aus. Bei der Übertragung der Messdaten zurück auf die ruhende Gantry findet man grundsätzlich verschiedene Wege. Während viele Geräte ihre Daten auch über einen Schleifkontakt nach außen geben, wird bspw. beim Tomoscan M eine kontaktlose kapazitive RF-Übertragung genutzt. Bei der derzeitigen Entwicklung zu einer immer größer werdenden Detektorenanzahl bei gleichzeitiger Steigerung der Umdrehungsgeschwindigkeit stellt die Datenübertragung von der Abtasteinheit auf die Gantry einen Flaschenhals dar, der in neueren Geräten auch mit optischer Datenübertragung überbrückt wird. Die kabellose Energie- und Datenübertragung ermöglichte ein neues CT-Scanprotokoll. Bei kontinuierlichem Patiententischvorschub ist es nämlich nun möglich, Daten auf einer spiralförmigen Abtastbahn zu messen. Dieses Spiral-CT-Verfahren, auf das in  Abschn. 15.4.3 noch einmal eingegangen wird, wurde 1989 von Willi Kalender an einem Prototypen erfolgreich demonstriert (Kalender et al. 1989).

15.3

Technologie

Computertomographen bestehen aus einem Frontend, dem eigentlichen Scanner, und einem Backend, der Bedienkonsole und der Viewing-Station. Sämtliche Komponenten des Frontends (Röntgenröhre, Filter, Blenden, Kollimator, Detektorsystem, Generator, Kühlsystem, Datenerfassungssystem, Schleifring, Patiententisch, Motorsteuerungen und Mechanik) sind heute technisch hoch entwickelt und haben zum Teil lange Entwicklungszeiten hinter sich. In diesem Abschnitt sollen aufgrund ihrer zentralen Bedeutung nur die Hauptkomponenten des Frontends besprochen werden, die Röntgenröhre und das Detektorsystem.

15.3.1 Röntgenröhre

Röntgenstrahlung ist elektromagnetischer Natur. Sie besteht aus Wellen des Wellenlängenbereichs 10-8 m bis 10-13 m und wird beim Eintritt schneller Elektronen in ein Metall erzeugt. Dabei ist die Energie der Röntgenstrahlung abhängig von der Geschwindigkeit v der Elektronen. Diese wiederum ist abhängig von der Beschleunigungsspannung UB zwischen Kathode und Anode, die von dem Bediener im CT-Scanprotokoll typischer Weise im Bereich zwischen 90 kV und 140 kV eingestellt werden kann. In der allgemeinen medizinischen Röntgendiag-

nostik liegen die Beschleunigungsspannungen zwischen 25 kV und 150 kV, für die Strahlentherapie zwischen 10 kV und 300 kV und für die Materialprüfung bei bis zu 500 kV. Während die Beschleunigungsspannung die Energie des Röntgenspektrums bestimmt, steuert der Anodenstrom, der ebenfalls durch den Bediener festgelegt wird, die Intensität des erzeugten Röntgenspektrums. Beim Eintritt der so beschleunigten Elektronen in die Anode, laufen dicht an der Anodenoberfläche mehrere Prozesse ab. Grundsätzlich werden die Elektronen durch die elektrischen Felder der Atome im Anodenmaterial abgelenkt und abgebremst. Die Abbremsung geschieht dabei in Wechselwirkungen mit den orbitalen Elektronen und dem Atomkern. Da beim Bremsen von Ladung Energie in Form einer elektromagnetischen Welle frei wird, entstehen Photonen. Meistens entstehen bei diesem Prozess mehrere Photonen. Es kann aber auch vorkommen, dass die gesamte Energie eines Elektrons in ein einzelnes Photon umgewandelt wird. Aufgrund der Vielfalt der Abbremsungsprozesse im Anodenmaterial ist das so genannte Bremsspektrum kontinuierlich. Zu dem kontinuierlichen Bremsspektrum überlagert sich ein Linienspektrum, das durch direkte Wechselwirkung der schnellen Elektronen mit inneren Hüllenelektronen des Anodenmaterials entsteht. Da die niederenergetische, so genannte weiche Röntgenstrahlung nicht zum Bildgebungsprozess beiträgt, wird sie direkt an der Röhre durch Metallfilter gedämpft. Der Wirkungsgrad der Energieumwandlung in Röntgenstrahlung liegt bei Wolframanoden (Kernladungszahl Z=74) mit einer Beschleunigungsspannung von UB = 100 kV in der Größenordnung von 1%. Damit hat man ein massives Wärmeproblem, denn die Anode wird an der Oberfläche bis zum Glühen erhitzt, darf aber nicht schmelzen. Um die thermische Belastung auf der Anode zu verteilen, werden seit einigen Jahrzehnten Drehanoden eingesetzt. Die Energie des Elektronenstrahls verteilt sich auf einer abgeschrägten Bahn, der so genannten Brennfleckbahn. In ⊡ Abb. 15.5a-c (Abb. 15.5  auch 4-Farbteil am Buchende) ist eine moderne Philips MRC 600 Röntgenröhre zu sehen. In einem Flüssigmetall-Spiralrillenlager wird die Drehanode direkt gekühlt. Durch den großflächigen Kontakt des Flüssigmetalls ist die Wärmeableitung sehr effizient. Die Größe und Form des Brennflecks auf dem Anodenteller beeinflusst die medizinischen Abbildungseigenschaften. Aufgrund der Schrägung des Anodentellers ist die Projektion der Brennfleckgeometrie in Richtung der austretenden Strahlung entscheidend für die Qualität der Abbildung. Man spricht daher von dem optischen Brennfleck, der möglichst klein gehalten werden muss. Üblich sind bei diagnostischen Röntgenröhren Brennfleckabmessungen zwischen 0.3 mm und 2 mm, wobei durch Fokussierung auf unterschiedliche Schrägungen häufig zwischen zwei Brennfleckgrößen umgeschaltet werden kann. Je größer der Brennfleck ist, desto besser ist die unerwünsch-

255 15.3 · Technologie

a

b

d

c

e

f ⊡ Abb. 15.5a–f. a Moderne Hochleistungsröntgenröhre, b Anschnitt und c Prinzip der Röntgenröhre mit Drehanode (Philips), d Prinzip des Multizeilen-Detektors, e kompletter Detektor eines 64-Zeilen CT-Systems (Siemens), f Realisierung eines 41 cm × 41 cm großen Flächendetektors mit 2048×2048 Pixeln (General Electric)

te Wärmeenergie auf der Anode zu verteilen, allerdings beeinträchtigt andererseits die Halbschattenunschärfe bei einem großen optischen Brennfleck die Schärfe des Bildes. Der mathematische Zusammenhang der Brennfleckgröße mit der Abbildungsqualität wird durch die so genannte Modulationstransferfunktion beschrieben. Ein weiterer Faktor, der in Bezug auf die Abbildungsqualität Beachtung finden muss, ist die Richtungscharakteristik der Röntgenstrahlung, denn die Intensität der Röntgenstrahlung sinkt für Strahlen, die die Anode streifend verlassen. Dieser Effekt beruht auf der Selbstabsorption der Anode im Bereich der Oberflächenrauhigkeit. Je kleiner der Winkel zwischen austretender Röntgenstrahlung und der Anodenoberfläche ist, desto stärker wirkt sich die Absorption aufgrund der Rauhigkeit entlang der Brennfleckbahn aus. Dieser so genannte Heel-Effekt verstärkt sich mit der Alterung der Röhre, da allmählich Material durch Elektronenbeschuss abgetragen wird, wodurch die Rauhigkeit der Brennfleckbahn zunimmt (Heinzerling 1998). In den modernen Computertomographen möchte man möglichst viel Röntgenstrahlung des an der Anode entstehenden Strahlkegels nutzen. Daher ist es wichtig, die Strahlcharakteristik der Röntgenröhre genau zu kennen, denn die Basis aller Rekonstruktionsverfahren ist die Annahme, dass das zu untersuchende Objekt

homogen ausgeleuchtet wird. Leichte Inhomogenitäten können durch spezielle röntgenseitige Filter sowie durch eine Detektorkalibrierung kompensiert werden.

15.3.2 Detektorsystem

Die Detektion von Röntgenstrahlung beruht auf Effekten der Wechselwirkung zwischen Strahlung und Materie. Das heißt, die Röntgenquanten werden nicht direkt gemessen, sondern nur die Wechselwirkungsprodukte wie z. B. Photoelektronen.

Gasdetektoren Da Röntgenstrahlung die Fähigkeit besitzt, Gase zu ionisieren, liegt es nahe, Detektoren zu verwenden, die auf diesem physikalischen Sachverhalt basieren. Das GeigerMüller-Zählrohr ist einer der bekanntesten Detektoren für ionisierende Strahlung. Tatsächlich wurden die ersten Versuche zur Computertomographie auch mit GeigerMüller-Zählrohrdetektoren realisiert. Auf dem gleichen physikalischen Prinzip basieren auch die Gasdetektoren, die in Tomographen der dritten Generation zum Einsatz kommen. Als Gas wird häufig Xenongas unter hohem

15

256

II

Kapitel 15 · Computertomographie (CT)

Druck in die Ionisationskammer gefüllt. Die Gleichung hν + Xe → Xe + + e - beschreibt dabei den ersten Teil des Detektionsprozesses. Die ionisierten Xenonatome und die Elektronen werden durch eine Hochspannung zur Kathode bzw. Anode beschleunigt und der Strom dort als Maß für die Intensität der eintretenden ionisierenden Strahlung gemessen. Die schwache Quanteneffizienz des Ionisationsprozesses kann durch hohe Kammern ausgeglichen werden. Die große Kammerhöhe bietet den Vorteil der Richtungsselektivität, denn je länger der Weg der Quanten durch das Gas ist, desto größer ist die Ionisierungswahrscheinlichkeit. Quanten mit schrägem Einfall legen nur einen kurzen Weg in der Kammer zurück.

Szintillationsdetektoren Die meisten Computertomographen sind heute mit Szintillationsdetektoren ausgestattet. Ein solcher Detektor besteht im Wesentlichen aus einem Kristall und einer Photodiode. Die einfallende (kurzwellige) Röntgenstrahlung wird in dem Szintillationskristall zunächst in (langwelliges) Licht umgewandelt. Diese Kristalle bestehen z. B. aus Cäsiumjodid, Wismutgermanat oder auch Cadmium-Wolframat. Für die Wahl der Kristalle spielen Anforderungen wie die Effizienz der Umwandlung von Röntgenstrahlung in Licht aber auch die Abklingzeit bzw. das Nachleuchten (Afterglow) der Kristalle eine große Rolle. Für sehr schnelle Abklingzeiten, die heute bei den Subsekundenscannern benötigt werden, kommen auch Keramiken wie Gadoliniumoxysulfid (Gd2O2S) zum Einsatz. Die einzelnen Detektorblöcke sind auf einem Kreisabschnitt an der sich drehenden Abtasteinheit angebracht. Dies ist in ⊡ Abb. 15.3c am Scanner der dritten Generation schematisch gezeigt. Damit möglichst nur Strahlung von der direkten Verbindungslinie zwischen Röntgenfokus und Detektor in den Kristall einfällt, verwendet man lamellenförmige Abgrenzungen zwischen den einzelnen Kanälen. Ohne dieses so genannte Streustrahlenraster, das einen detektorseitigen Kollimator darstellt, würde einfallende Störstrahlung die Bildqualität erheblich beeinträchtigen. Ein Nachteil des Streustrahlenkollimators liegt auf der Hand. Durch die zur Abschirmung gestreuter Röntgenstrahlung notwendige Lamellendicke von etwa 0.1 mm hat der Detektor nur eine geometrische Gesamteffizienz von 50–80%. Die Toträume reduzieren das Auflösungsvermögen.

Festkörper-Mehrzeilen-Detektoren Die im vorhergehenden Kapitel beschriebenen Kristall- bzw. Keramikdetektoren können durch Aneinanderreihung leicht zu mehrzeiligen Detektorarrays aufgerüstet werden. Die zentrale Forderung hierbei ist, dass die Toträume der Arrays möglichst klein bleiben. Quantitativ wird dies durch den so genannten Füllfaktor ge-

messen. Der Füllfaktor ist definiert als röntgensensitive Fläche des Sensors bezogen auf die Gesamtfläche des Sensors. Für die Xenondetektoren ist dies in kompakter Bauweise nicht möglich. Daher bestehen praktisch alle Mehrzeilensysteme aus Szintillationsdetektoren. Im Gegensatz zu den im technischen Einsatz häufig vorkommenden planaren Detektoren, sind in medizinischen Anwendungen zurzeit die zylindrischen Anordnungen in der Überzahl. So wie in ⊡ Abb. 15.5d schematisch illustriert, bildet das Mehrzeilensystem ein Segment eines Zylindermantels, dessen Zentrum in der Röntgenquelle liegt. ⊡ Abb. 15.5e zeigt einen modernen Detektor eines Siemens 64-Zeilen CT-Systems. Wenn die Anzahl der Zeilen dieser Detektoren so groß wird, dass die Neigung der zu rekonstruierenden Schicht nicht mehr zu vernachlässigen ist, sind größere Anstrengungen in der Rekonstruktionsmathematik ( Abschn. 15.4) erforderlich. Diese Anstrengungen werden aber mit einer verbesserten Bildqualität belohnt. Detektoren können so paarweise elektronisch zusammen geschaltet werden, dass sich die gewünschte Anzahl von gleichzeitig messbaren Schichten mit den dazugehörigen Schichtdicken ergeben.

Festkörper-Flat-Panel-Detektoren Wird bei großen Mehrzeilen-Detektorsystemen die Neigung der Schichten im Röntgenkegel innerhalb des Rekonstruktionsalgorithmus nicht berücksichtigt, dann ergeben sich Bildfehler, die in der diagnostischen Anwendung inakzeptabel sind. Da nun andererseits die Rekonstruktionsmathematik für eine echte Kegelstrahlrekonstruktion, die diese Artefakte vermeiden kann, ohnehin ein Umdenken in der praktischen Implementierung erfordert, ist es nahe liegend, das Mehrzeilenprinzip bei den Detektoren zu verlassen und direkt zu Flächendetektoren überzugehen. Das Kernstück des Detektors besteht aus einem Glassubstrat, auf dem eine Matrix aus 2048×2048 Sensoren mit einer Größe von je 200 µm aufgebracht ist (Brunst 2002). Dies geschieht in Dünnfilmbeschichtungstechnik monolithisch, sodass kein Aneinanderstückeln mehrerer kleinerer Panels erforderlich ist. In Kombination mit der Photolithographie sowie weiterer Ätzschritte ist diese Technik der übliche physikalisch-chemische Weg, der in der Mikroelektronik beschritten wird, um sehr feine Strukturen herzustellen. Mit dieser Verfahrensweise wird ein Detektorfeld mit sehr großem Füllfaktor erzeugt, wie dies mit den Detektortypen aus vorangegangenen Abschnitten nicht möglich wäre. Jedes einzelne Sensorelement besteht aus einer Photodiode aus amorphem Silizium und einem Dünnfilmtransistor (TFT). Auf die entstehende Pixelmatrix ist eine röntgenempfindliche Szintillationsschicht aus Cäsiumjodid (CsI) aufgebracht. Das einfallende Röntgenlicht wird zunächst vom CsISzintillator in Licht umgewandelt, das zu den dar-

257 15.4 · Bildrekonstruktion

unter liegenden Photodioden weitergeleitet wird. Die Photonen werden in den Photodioden absorbiert und erzeugen dort eine elektrische Ladung, die der Intensität der Röntgenstrahlung proportional ist. Während der Belichtung wird die Ladung in der Photodiode integriert und gespeichert. Der eigentliche Auslesevorgang wird durch den Dünnfilmtransistor gestartet, der die Ladung über die Datenleitung zur Ausleseelektronik schaltet. Dort finden eine Verstärkung und die Analog-DigitalWandlung statt. In ⊡ Abb. 15.5f ist ein unkonfektionierter Flat-Panel-Detektor mit den Datenleitungen zur Auswerteelektronik zu sehen. Der Flächendetektor besitzt eine über sehr weite Belichtungsbereiche lineare Dynamikkennlinie und einen sehr hohen Dynamikumfang. Hoch- und niedrigbelichtete Bereiche haben so die volle Kontrastinformation, was zu einer ausgezeichneten Hochkontrastauflösung führt. Im Bereich der Niedrigkontrastauflösung erreichen heutige Systeme allerdings noch nicht die Leistungsfähigkeit der dedizierten CT-Detektoren aus den vorangegangenen Abschnitten. Die zweite, für die spätere Bildqualität bedeutende Eigenschaft ist die exzellente Ortsauflösung. Um die Ortsauflösung zu optimieren, wird das Cäsiumjodid in einem speziellen Aufdampfprozess so auf die Matrix aufgebracht, dass es in direkten Kontakt mit der darunter liegenden Photodiodenmatrix kommt. Dabei gelingt es, das Cäsiumjodid in Form feiner Nadeln zu strukturieren. Werden innerhalb dieser Struktur durch einfallende Röntgenquanten Photonen freigesetzt, dann wirken die Nadeln wie kleine Lichtfasern, sodass die Photonen sich überwiegend entlang dieser Strukturen bewegen. Damit bewegen sie sich also entweder auf direktem Wege zur Photodiode oder zunächst in entgegengesetzter Richtung von der Photodiode weg, um an der Oberkante der CsISchicht reflektiert zu werden und dann zur Photodiode zu gelangen. Dieser Lichtleiteffekt ist das Geheimnis der hohen Quanteneffizienz der digitalen Detektoren. Man kann nämlich so die röntgensensitive Schicht des Detektors sehr dick aufdampfen, ohne dass durch breitere Streuung die Ortsauflösung beeinträchtigt wird. Das Szintillationslicht bleibt durch die CsI-Fasern auf einen sehr kleinen Fleck auf der Photodiodenmatrix gebündelt. In  Abschn. 15.7, ⊡ Abb. 15.12b ist ein Prototyp eines solchen Volumen- bzw. Kegelstrahl-CT mit einem FlatPanel-Detektor zu sehen.

15.4

Bildrekonstruktion

Das zentrale Problem der Computertomographie ist leicht formuliert: Man rekonstruiere ein Objekt aus den Projektionen dieses Objektes. Mathematisch handelt es sich bei der Computertomographie um ein so genanntes inverses Problem. Die Bedeutung des mathematischen Begriffs

des inversen Problems erschließt sich sofort, denn man hat keinen direkten Einblick in die räumliche Verteilung der Objekte, die man darstellen möchte. Man hat nur die Projektionen entlang der sich drehenden Detektorkoordinate, und zwar gemessen über einen Winkel von mindestens 180°, aus denen man nun – gewissermaßen rückwärts – die räumliche Verteilung der Objekte berechnen muss. Es handelt sich hierbei um die Inversion von Integraltransformationen. Aus einer Sequenz von gemessenen Projektionen {pγ1(ξ), pγ2(ξ), pγ3(ξ), ....} muss also die verborgene Anatomie – genauer, die räumliche Verteilung der Schwächungskoeffizienten µ(ξ,η) innerhalb einer gewählten Schicht durch den Körper – errechnet werden.

15.4.1 Fourier-Scheiben-Theorem

Abhängig vom Weg η, den die Röntgenstrahlen durch den Körper nehmen (von der Röntgenröhre η = 0 bis zum Detektor η = s), wird die Intensität in unterschiedlichem Ausmaß geschwächt. Nach dem Logarithmieren der mit dem Detektorelement ξ gemessenen Intensität erhält man die Summe der Schwächungen pγ(ξ) entlang des Röntgenstrahls aus der Richtung γ. Um ein Bild des Körperinneren zu berechnen, ist es erforderlich, dass jeder Punkt des Messfeldes aus allen Richtungen γ, also über mindestens 180° durchleuchtet wurde. In ⊡ Abb. 15.6a sind die Schwächungsprofile pγ(ξ) über dem Winkel γ aufgetragen. Durch die kreisförmige Bewegung der Röntgenröhre und Detektoreinheit um den Patienten ergibt sich eine sinusförmige Struktur in dieser Datenrepräsentation, daher wird dieses Diagramm auch Sinogramm genannt. Das »Sinogramm« stellt die Sammlung der Rohdaten des Abtastprozesses dar. Mathematisch handelt es sich um den so genannten Radonraum, benannt nach dem böhmischen Mathematiker Johann Radon (Radon 1917). Das zentrale mathematische Hilfsmittel zur Bildrekonstruktion aus den Projektionen ist das FourierSchichten- oder Fourier-Scheiben-Theorem (engl.: Fourier-Slice- oder Projection-Slice-Theorem). Dieses Theorem stellt einen Zusammenhang zwischen den jeweiligen Fouriertransformierten des Radonraums und des zu rekonstruierenden Bildes her. Es besagt nämlich, dass man die eindimensionale Fouriertransformierte Pγ(q) des gemessenen Projektionsprofils pγ(ξ) in der zweidimensionalen Fouriertransformierten F(u,v) des gesuchten Bildes f (x,y) unter dem Winkel γ findet, unter dem das Profil gemessen wurde. Dabei gilt, dass u=q cos(γ) und v=q sin(γ). Würde man den Fourierraum F(u,v) über alle gemessenen Winkel γ auf diese Weise füllen, so könnte man mit einer zweidimensionalen inversen Fouriertransformation das gesuchte Bild erhalten. Diese so genannte direkte Rekonstruktion wird aufgrund von Interpolationsproblemen heute allerdings nicht verwendet.

15

258

Kapitel 15 · Computertomographie (CT)

c

a

II

b

d

⊡ Abb. 15.6a–g. Von den Rohdaten zum rekonstruierten Bild. a Sinogramm der Schwächungs- und Projektionswerte, b hochpassgefilterte Projektionswerte, c Rückverschmierung der gefilterten Projektion, d Akkumulation aller Rückverschmierungen der gefilterten und e der ungefilterten Projektionsprofile, f Datenakquisition bei der Spiral-CT, g Rohdateninterpolation bei der Spiral-CT

e f

15.4.2 Gefilterte Rückprojektion

In praktisch allen CT-Scannern ist derzeit die gefilterte Rückprojektion implementiert. Im Rahmen dieses Verfahrens wird das Sinogramm einer Hochpassfilterung unterworfen. Dies geschieht im Frequenzraum durch lineare Gewichtung von Pγ(q) mit |q|. Das Ergebnis hγ(ξ) der Filterung des gemessenen Schwächungsprofils pγ(ξ) ist in ⊡ Abb. 15.6b illustriert. Es ist gut zu sehen, dass die sinusförmige Struktur der Daten erhalten bleibt. Allerdings sind in hγ(ξ) aufgrund der Hochpassfilterung nur die Änderungen von pγ(ξ) enthalten. Das hochpassgefilterte Projektionsprofil hγ(ξ) wird in einem zweiten Schritt nun über das zu berechnende Bildfeld zurückverschmiert, und zwar in die Richtung γ, aus der das Projektionsprofil pγ(ξ) ursprünglich auch gemessen wurde. Dieser Vorgang ist in ⊡ Abb. 15.6c für einen einzigen Winkel γ schematisch illustriert. Das Bild ist an dieser Stelle natürlich noch nicht zu erkennen. In ⊡ Abb. 15.6d ist die gefilterte Rückprojektion für eine ansteigende Anzahl von Projektionswinkeln Np={1,2,3,10,45,180} dargestellt. Nur bei einer großen Anzahl von Projektionsmessungen kann auf diese Weise das Bild rekonstruiert werden, da die Fehler der einzelnen

g

Rückverschmierung durch alle anderen gemessenen Projektionen im Überlagerungsprozess kompensiert werden müssen. In ⊡ Abb. 15.6e ist dargestellt was passiert, wenn man auf die Hochpassfilterung verzichten und das Projektionsprofil pγ(ξ) direkt zurückverschmieren würde. Diese ‚naive’ Vorgehensweise führt zu einem sehr verschwommenen Bild, das diagnostisch ungeeignet ist. Wenn man das Scanprotokoll am CT vorbereitet, muss man immer auch ein Filter auswählen. Dieses Filter bezieht sich auf die Art der oben beschriebenen Hochpassfilterung. Die lineare Gewichtung von Pγ(q) mit |q| ist das mathematisch ideale Filter. In der Praxis ist es oft empfehlenswert, die Gewichtung im Frequenzraum weniger progressiv zu wählen. Der Anwender kann von einer Filterbank eine Vielzahl von Filtertypen von ‚sehr weich’ bis ‚sehr scharf ’ auswählen, die auf die jeweils zu untersuchende Anatomie angepasst sind. Die optimale Wahl eines Filters ist immer ein Kompromiss zwischen einer hohen räumlichen Auflösung mit einem stärkerem Bildrauschen und einem glatteren Bild mit kleinerer räumlicher Auflösung. Eine Normierung dieser Filter, die gelegentlich mit Faltungskern, Rekonstruktionsalgorithmus, Rekonstruktionsfilter oder Filterkernel bezeichnet werden, gibt es nicht.

259 15.4 · Bildrekonstruktion

15.4.3 Rohdateninterpolation bei der Spiral-CT

Einen ersten Schritt zu einer echten CT-Volumenaufnahme stellt das so genannte Spiralverfahren ( Abschn. 15.2.3) dar, das Kalender 1989 auf der jährlich stattfindenden Konferenz der RSNA (Radiological Society of North America) zum ersten Mal präsentierte (Kalender et al. 1989). Die Unzulänglichkeiten des einfachen Schichtenstapels sind leicht einzusehen. Jede Schicht hat aufgrund der vorgegebenen Kollimation eine gewisse Breite, man spricht von der Schichtdicke. Innerhalb dieser Schichtdicke wird die Intensität gewichtet mit dem Empfindlichkeitsprofil gemittelt. Diese Mittelung ist immer dann ein Problem, wenn sich das Objekt durch schräg zur axialen Schicht verlaufende Kanten auszeichnet, also die abzubildende Struktur sich in der Vorschubrichtung des Patiententisches schnell ändert. Dann führt die Mittelung zu einer Stufigkeit des Schichtenstapels, die der abzubildenden Struktur ein treppenförmiges Erscheinungsbild gibt. Mit der Entwicklung der Schleifringtechnologie, die in  Abschn. 15.2.3 schon kurz beschrieben ist, wurde es möglich, das Abtastsystem, also die Röhren-Detektorarray-Anordnung, kontinuierlich drehen zu lassen. Wird der Patiententisch während dieser Drehung ebenfalls auf kontinuierlichen Vorschub gesetzt, dann umläuft die Röntgenquelle den Patienten auf einer besonderen Spiralbahn, nämlich einer Helix (⊡ Abb. 15.6f ). Bei dieser Überlegung geht man von einem Koordinatensystem aus, das sich mit dem Patiententisch bewegt, denn natürlich läuft die Röntgenquelle weiterhin auf einer Kreisbahn. Nur aus Sicht des Patienten ergibt sich die Spiralbahn. Damit ist eine lückenlose Erfassung des zu untersuchenden Objektes möglich, wobei im Vergleich zur konventionellen Tomographie die Aufnahmezeit für ein Volumen entscheidend verkürzt werden konnte. Es ist zunächst überraschend, dass die Spiral-Computertomographie überhaupt funktioniert. Voraussetzung für die Rekonstruktionsverfahren, die in den vorangegangenen  Abschn. 15.4.1 und 15.4.2 beschrieben wurden, ist die Vollständigkeit der Daten. Das bedeutet, ein Objekt im Messfeld kann nur dann fehlerfrei rekonstruiert werden, wenn alle Punkte des Objektes von allen Seiten – also über 180° – durchstrahlt wurden. Diese Forderung ist der Grund dafür, warum konventionelle CT-Aufnahmen am Herzen praktisch unmöglich sind, denn innerhalb der Drehung der Abtasteinheit um das Herz, bewegt sich dieses aus der zu rekonstruierenden Schicht heraus. Damit passen die der Rekonstruktion zugrunde liegenden Projektionsdaten aus unterschiedlichen Richtungen nicht mehr zusammen. Das rekonstruierte Tomogramm leidet dann unter so genannten Bewegungsartefakten ( Abschn. 15.4.4). Bei der Spiral-CT ist die Bewegung der zu rekonstruierenden Objekte aufgrund des kontinuierlichen Patiententischvorschubs gerade die entscheidende Innovation gegenüber der konventionellen Computertomographie. Damit ist

aber die Bahn keine geschlossene Kreisbahn mehr und die Daten liegen zur Rekonstruktion nicht vollständig vor. Die zentrale Idee der Rekonstruktion beim Spiralverfahren ist nun, dass die fehlenden Daten einer Schicht durch Interpolation ergänzt werden (⊡ Abb. 15.6g). Hat man dies erledigt, dann steht das im vorangegangenen  Abschn. 15.4.2 beschriebene Rekonstruktionsverfahren wieder uneingeschränkt zur Verfügung. ⊡ Abb. 15.6g zeigt das einfachste Prinzip einer Schichtinterpolation. Die Steighöhe der Helix, also der Weg, den der Patiententisch während einer 360°-Umdrehung der Abtasteinheit zurücklegt, sei hier mit s bezeichnet. Man kann nun eine beliebige Schichtlage zr wählen, denn wegen des gleichmäßigen Tischvorschubes ist aus Sicht der Datenlage keine axiale Position bevorzugt. Für die gewählte Schicht gibt es zunächst nur einen einzigen Winkel γr, für den der Projektionsdatensatz pγ (ξ) vorliegt. Die Projektionsdaten pγ (ξ) aller anderen r Winkel müssen entsprechend interpoliert werden. Dabei geht man so vor, dass man die Daten, die unter den anderen benötigten Projektionswinkeln innerhalb der gewählten Schichtposition zr nicht gemessen wurden, aus den jeweils nächstliegend benachbarten, tatsächlich gemessenen Winkeln der Helixbahn interpoliert. Die Steighöhe der Helix s, bezogen auf die eingestellte Kollimatorbreite, definiert den so genannten Pitch als Parameter des Spiralverfahrens.

15.4.4 Artefakte

Artefakte sind Bildfehler, die durch die Art der Rekonstruktion – das ist heute in der Praxis die gefilterte Rückprojektion – oder durch den Einsatz spezieller Technologien oder Anordnungen bei der Messwerterfassung entstehen. Die Kenntnis der Ursachen von Artefakten ist die Voraussetzung für Gegenmaßnahmen. Diese Gegenmaßnahmen sind umso wichtiger, da es in der Natur der gefilterten Rückprojektion liegt, Artefakte über das gesamte Bild zu verschmieren und so den diagnostischen Wert des gesamten Bildes zu reduzieren oder ganz zu vernichten. An dieser Stelle soll nur eine kurze Übersicht über potenziell auftretende Artefakte gegeben werden. Eine ausführliche Diskussion findet man bei Buzug 2004. Teil- oder Partialvolumenartefakte. Durch die endliche Detektorbreite werden Intensitätswerte über einen Raumwinkelbereich gemittelt. Insbesondere bei der Messung von Objektkanten kommt es dadurch zu Inkonsistenzen der Projektionsprofile zwischen den einzelnen Winkeln. Als Konsequenz funktioniert die empfindliche Kompensation der Rückverschmierung (so wie in ⊡ Abb. 15.6d illustriert) nicht mehr. Neben einer verschmierten Darstellung von Objekten werden Objektkanten über das Objekt hinaus verlängert. Diese Artefakte lassen sich nur durch ein feineres Detektorarray und durch dünnere Schichten verringern.

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260

II

Kapitel 15 · Computertomographie (CT)

Aufhärtungsartefakte. Die gefilterte Rückprojektion geht davon aus, dass monochromatische Röntgenstrahlung verwendet wird. Normale Röntgenröhren ( Abschn. 15.3.1) erzeugen aber polychromatisches Röntgenlicht. Da die Schwächungskoeffizienten der Materie wellenlängenabhängig sind, ergibt sich bei niederenergetischer Strahlung ein anderes Bild als bei hochenergetischer Strahlung. Da im Detektor die ankommenden Röntgenquanten unabhängig von ihrer Energie detektiert werden, ergeben sich konsequenter Weise Inkonsistenzen zwischen den Projektionen. Metallartefakte. Metalle in Form von Zahnfüllungen, wie Amalgam oder Gold, sowie Hüftprothesen aus Stahl absorbieren auch die hochenergetische Röntgenstrahlung stärker als das umliegende Gewebe und führen zu inkonsistenten Schwächungswerten. Im rekonstruierten Bild führt dies häufig zu dunklen Streifen zwischen den Metallobjekten und zu sternförmigen, von den Objekten ausgehenden Streifen, die das umliegende Gewebe überlagern und hierdurch die diagnostische Beurteilung erschweren. Zurückzuführen sind diese Probleme auf ein niedriges Signal-Rausch-Verhältnis im Bereich des Metallschattens, ein erhöhtes Verhältnis von Streustrahlung zu Primärstrahlung und auf Strahlaufhärtungsartefakte. Bewegungsartefakte. Bisher wurde immer davon ausgegangen, dass sich die Morphologie innerhalb der zu rekonstruierenden Schicht während der Datenakquisition nicht ändert. Muss man aber die zeitliche Veränderung des Schwächungskoeffizienten ebenfalls berücksichtigen, so ergibt sich das Problem der Rekonstruktion bei sich ändernder Datengrundlage. Die gemessenen Daten beim Umlauf des Abtastsystems um den Patienten sind damit inkonsistent. Ziel der heutigen Entwicklung von Computertomographen, gerade in Bezug auf die Zeitkonstanten bei anatomischen bzw. physiologischen Bewegungen, ist die Beschleunigung der Datenakquisition. Abtastartefakte. Das Shannon’sche Abtasttheorem darf auch bei der Computertomographie nicht verletzt werden. Das gilt sowohl für die Rekonstruktion einer axialen Schicht als auch für die so genannte sekundäre Rekonstruktion von 3D-Datenansichten durch Schichtenstapelung ( Abschn. 15.5.3). Auch hier führt die Unterabtastung eines Signals zu den typischen Aliasing-Artefakten. Speziell für die verwendeten Detektorarrays mit rechteckigem Empfindlichkeitsprofil gibt es das inhärente Abtastproblem, dass die einzelnen Elemente eigentlich im halben Abstand ihrer eigenen Breite angeordnet sein müssten. Da diese Forderung aus nahe liegenden Gründen technisch nicht umsetzbar ist, behilft man sich mit eleganten technischen Tricks. Die heute realisierte Gegenmaßnahme gegen das Aliasing ist entweder die Detektorviertelverschiebung oder der so genannte Flying-Focus der Röntgenröhre.

Elektronische Artefakte (Ringartefakte). Es gibt eine Reihe von elektronischen Defekten, die zur Verschlechterung, überwiegend sogar zur Unbrauchbarkeit des Bildes beitragen. Ein häufiger elektronischer Defekt ist ein Ausfall eines Detektorkanals. Diese Fehler sind bei Computertomographen der dritten Generation anzutreffen und werden Ringartefakte genannt. Durch die feste Verbindung zwischen Röntgenquelle und Detektorarray macht sich der Ausfall eines einzelnen Detektorelementes spezifisch bemerkbar. Im Verlauf der gefilterten Rückprojektion bilden die Verbindungslinien zwischen dem betreffenden Detektorelement und der Röntgenquelle die Tangenten eines Kreises. Es entstehen nun für jeden Punkt jeder Linie Inkonsistenzen mit den Messwerten der jeweils anderen Projektionsrichtungen und deren korrespondierenden Detektoren. Streustrahlenartefakte. Während es für das Detektorelement, das im direkten Strahlengang liegt, im Prinzip egal sein kann, welcher physikalische Mechanismus der Wechselwirkung von Röntgenstrahlung mit Materie im Detail die Intensität verringert, können andere Detektorelemente, die außerhalb der direkten Verbindungslinie liegen, sehr wohl unter bestimmten Wechselwirkungen leiden. Besonders im Bereich stärker schwächender anatomischer Objekte wie z. B. Schulter, Bauch und Becken kann es zu Messwertverfälschungen durch Streustrahlung mit einem beträchtlichen Anteil am Gesamtsignal kommen. Während die Streustrahlung für alle Projektionswinkel in etwa gleich groß ist, gilt dies für das Nutzsignal nicht. In Projektionsrichtungen, in denen stark absorbierende Objekte hintereinander liegen, kann das Nutzsignal so schwach werden, dass die Streustrahlung das Signal dominiert. Bei der gefilterten Rückprojektion kommt es dann aus dieser Projektionsrichtung zu Inkonsistenzen, die zu streifenartigen Artefakten führen.

15.5

Bedienung und Anwendungen

In den nächsten Abschnitten werden einige wichtige Gesichtspunkte aus der Praxis der Computertomographie dargestellt. Dazu zählen sowohl die Aufnahmeplanung als auch die Datenaufbereitung und Datendarstellung. Bei den klinischen Anwendungen der Computertomographie ist die Planung der Aufnahmen besonders wichtig, denn aufgrund der systembedingten Strahlendosis, die im Patienten platziert wird, können Aufnahmen nicht beliebig wiederholt werden. Neben der Planung, also der Vorbereitung der Bildakquisition, ist auch die Kenntnis der Darstellungsformen, also der Nachverarbeitung sehr wichtig, denn aus den Bildern kann mit Hilfe moderner Visualisierungstechniken sehr viel an Information gewonnen werden.

261 15.5 · Bedienung und Anwendungen

15.5.1 Aufnahmeplanung

Das wichtigste Element der Planung einer computertomographischen Aufnahme ist die so genannte Übersichtsaufnahme, die je nach Hersteller z. B. Topogram (Siemens), Scanogram (Philips) oder Scout View (General Electric) genannt wird. Um diese Aufnahme zu akquirieren, wird die Drehung der Abtasteinheit gestoppt und die Abtasteinheit in eine feste Position gebracht. Möglich ist im Prinzip jede Position, typische Positionen sind aber anterior-posterior (a.p.), das ist die Durchleuchtung von der Patientenvorderseite zur Patientenrückseite und lateral, das ist die seitliche Durchleuchtung. Während der Durchleuchtung wird der Patiententisch kontinuierlich durch das Messfeld geschoben. Beispielhafte Bildergebnisse für eine a.p. und eine laterale Übersichtsaufnahme sind in ⊡ Abb. 15.7a dargestellt. Mit Hilfe der a.p. Übersichtsaufnahme kann jetzt eine bestimmte Schichtebene, die Schichtdicke und die Anzahl der Schichten bzw. das Volumen geplant und programmiert werden. Bei der lateralen Übersichtsaufnahme ergibt sich zusätzlich die Möglichkeit, bestimmte Schichtorientierungen durch Verkippung der Gantry zu programmieren. Dies ist bei Schädel- und Wirbelsäulentomogrammen häufig gewünscht. ⊡ Abb. 15.7a zeigt die a.p. Übersichtsaufnahme eines Thorax. Typischerweise werden hier axiale Schichten in 8 bis 10 mm Dicke und Abstand gemessen. Bei Untersuchungen der Lendenwirbel ist eine der Orientierung der einzelnen Wirbelkörper angepasste Gantryverkippung zu planen. ⊡ Abb. 15.7a zeigt, dass es nur so gelingt, bspw. die Bandscheiben flächig abzubilden. ⊡ Abb. 15.7b,c zeigt zwei unterschiedliche Schädelorientierungen. Möchte man koronale Schädelaufnahmen akquirieren, so ist dies durch entsprechende Lagerung des Patienten möglich. In ⊡ Abb. 15.7b ist eine laterale Übersichtsaufnahme eines Patienten zu sehen. Der Patient ist auf dem Bauch gelagert und sein Kopf ist weit in den Nacken überstreckt. Diese Überstreckung ist erforderlich, da die Verkippungsmöglichkeit der Gantry beschränkt ist. Zwei tomographische Schichten sind jeweils rechts in ⊡ Abb. 15.7b,c zu sehen. Fragestellungen solcher Aufnahmen sind neben der Ausdehnung einer chronischen Sinusitis häufig auch die Beurteilung von Frakturen. In der Schicht 1 sind Artefakte durch Zahnfüllungen deutlich erkennbar. Die Schicht 2 zeigt einen Anschnitt der vorderen Schädelkalotte mit Spongiosa. In beiden Aufnahmen sind freie Nasennebenhöhlen zu erkennen.

Hounsfield-Skala und Grauwertedarstellung Bei der Computertomographie werden die rekonstruierten Schwächungswerte μ als Graustufen dargestellt. Dabei hat sich ein Vorschlag von Hounsfield durchgesetzt, die Schwächungswerte auf eine dimensionslose Skala zu

transformieren und dabei auf Wasser zu beziehen. Die Definition dieser CT-Werte ist durch

CT-Wert =

µ − µWasser 1000  µ

gegeben. Die Einheit dieser Werte wird zu Ehren Hounsfields

[CT-Wert ] = HU  Hounsfield-Einheit (Hounsfield Unit: HU) genannt. In dieser Skala erhält Luft den CT-Wert -1000 HU und Wasser den CT-Wert 0 HU. Die Skala ist im Prinzip nach oben hin offen, praktisch endet sie aber bei etwa

a

b

c

⊡ Abb. 15.7a–c. a Erstellung einer Übersichtsaufnahme zur Planung der Schichtebenenlage. Bei fester Röhren-Detektor-Position wird der Patiententisch kontinuierlich durch die Abtasteinheit geschoben. Man erhält so Projektionsbilder, wie sie vom Durchleuchtungsröntgen bekannt sind. Typisch sind zwei Geometrien: Lateral und anteriorposterior (a.p.). b,c Laterale Übersichtsaufnahmen zur Planung der Schichtlage bei Kopftomogrammen. Aufgrund der begrenzten Kippfähigkeit der Gantry muss der Patient für eine koronale Darstellung des Gesichtsschädels in Bauchlage den Kopf in den Nacken überstrecken: Schicht (1) und (2). Im Vergleich dazu axiale Aufnahmen ohne Verkippung der Gantry: Schicht (3) und (4)

15

262

II

Kapitel 15 · Computertomographie (CT)

3000 HU. Der Wertebereich von insgesamt 4000 HU ist durch Bilder mit einer Graustufentiefe von 12 Bit gut zu erfassen. Diese Skalierung ist willkürlich hat aber praktische Konsequenzen. Da sich die Schwächungswerte fast aller Organe – ausgenommen Knochen – nur wenig von Wasser unterscheiden, ist durch Hounsfields Gleichung eine Abweichung in Promille von dem Schwächungswert von Wasser gegeben. Radiologen sind es gewohnt, die CT-Werte als absolute Werte zu sehen, die Organen eindeutig zuzuordnen sind. Abweichungen dieser CT-Werte für bestimmte Organe stellen Pathologien dar. In  Abschn. 15.4.4 wurde schon auf die Abhängigkeit der Röntgenschwächung von der Wellenlänge der Strahlung hingewiesen und die dadurch möglichen Artefakte besprochen. Dieses grundsätzliche Problem, das sich für alle in der diagnostischen Bildgebung verwendeten Tomographen ergibt, ist eine Konsequenz der Verwendung polychromatischer Röntgenstrahlung. Beim Durchlaufen des Körpers verändert sich die spektrale Verteilung der Strahlung, sodass eine eindeutige Zuordnung von Schwächungswerten eigentlich nicht möglich ist. Dennoch ist die Sicht der Radiologen weitestgehend gerechtfertigt, da sich die meisten Organe strahlenphysikalisch wie Wasser verhalten, sodass durch eine Kalibrationsmessung, die mit Wasser durchgeführt wird, für diese Gruppe eine Aufhärtungskorrektur möglich ist. Man kann die gesamte Hounsfieldskala in diagnostisch relevante Bereiche unterteilen. In ⊡ Abb. 15.8a ist das Histogramm der relativen Häufigkeiten der CT-Werte für ein Abdomenschichtbild gegeben. Deutlich sichtbar sind die Häufungen bei Luft, der Schaumstoff-Patientenauflage sowie bei Fett und den Organen. Im Fenster für die so genannten parenchymatösen Organe ist es so, dass sich viele Organe in sich überlappenden CT-Wertebereichen abbilden. Das macht die Diagnostik nicht leicht, sodass in der klinischen Praxis auch Texturen von Organen wichtig sind. Für das menschliche Auge ist der gesamte Dynamikbereich von –1000 HU bis 3000 HU in 4000 Stufungen nicht auflösbar. Deswegen werden auf den Sichtgeräten z. B. nur Grauwertdiskretisierungen in 256 Stufen eingestellt. Tatsächlich kann der Mensch je nach Helligkeit im Auswerteraum zwischen 20 und 50 verschiedene Grauwerte unterscheiden. Will man Unterschiede zwischen Organen erkennen, die in Bezug auf ihre Abschwächung sehr ähnlich sind, so muss die Hounsfieldskala auf den wahrnehmbaren Grauwertebereich geeignet abgebildet werden. Hierzu verwendet man die stückweise gerade Funktion

WW ­ ° 0 für CT-Werte ≤ WL − 2 ° WW · ° § G = 255 ⋅ ®WW −1 ¨ CT-Wert − WL + ¸  2 ¹ © ° ° WW °1 für CT-Werte ≥ WL + ¯ 2

Dabei sind durch WW die Fensterbreite (Window Width) und durch WL die Fenstermitte (Window Level) gegeben. ⊡ Abb. 15.8b,c zeigt die jeweilige stückweise lineare Funktion für ein Knochenfenster (WL=+300 HU, WW=1500 HU) und ein Weichteilfenster (WL=+50 HU, WW=350 HU) sowie die Auswirkungen auf die Darstellung für ein abdominales Tomogramm. Nur im Knochenfenster (⊡ Abb. 15.8b) sind Dichteunterschiede im Wirbelfortsatz zu erkennen, jedoch ist aufgrund der großen Breite des Fensters keine Differenzierung des Weichteilgewebes möglich. Beim Weichteilfenster (⊡ Abb. 15.8c) sind Organe wie Leber und Nieren sehr gut zu unterscheiden, allerdings werden in diesem relativ schmalen Fenster alle CT-Werte oberhalb von +225 HU undifferenziert weiß dargestellt.

⊡ Abb.15.8a–c. Schwächungswerte der Gewebetypen in Hounsfieldeinheiten. Die Wertebereiche sind aus E. Krestel (Krestel 1990) und M. Hofer (Hofer 2000) zusammengestellt. Prinzip der Fensterung: a Die Hounsfieldwerte (HU), die im Bereich von –1000 HU bis 3000 HU liegen, sind in ihrer vollen Breite vom menschlichen Auge nicht unterscheidbar. Daher müssen die anatomisch jeweils interessanten Hounsfieldbereiche auf einen unterscheidbaren Grauwertebereich abgebildet werden. Unten rechts sieht man die Kennlinie für zwei anatomische Fenster. Darüber sieht man das Ergebnis b des Knochen- (WL=+300 HU, WW=1500 HU) und c des Weichteilfensters (WL=+50 HU, WW=350 HU)

263 15.5 · Bedienung und Anwendungen

Bei diesen Thoraxaufnahmen hat man die besondere Schwierigkeit, dass Lungengewebe, Weichteile und Knochen diagnostisch interessant sein können. Für diese Klassifikation der Bereiche haben sich drei Fenster als praktisch erwiesen. Zu den oben schon genannten Weichteil- und Knochenfenstern kommt hier das so genannte Lungen- bzw. Pleurafenster (WL=–200 HU, WW=2000 HU) hinzu, in dem Lungengewebe geringerer Dichte ebenfalls differenzierbar wird. Die Auswertesoftware an der klinischen Viewing-Station stellt eine Vielzahl von Organfenstern als voreingestellte Parametersätze zur Verfügung.

15.5.2 Dreidimensionale Datenvisualisierung

In den vorangegangenen Abschnitten wurde nur von zweidimensionalen Bildern gesprochen. Mit der Computertomographie – ⊡ Abb. 15.1 zeigt das ganz eindrucksvoll – verbindet man aber in der Medizin vor allem die dreidimensionale Bildgebung. Hierbei wird so vorgegangen, dass aus dem Bilderstapel, der zunächst immer aus einer Abfolge von axialen Schichtbildern besteht, andere Schichtangulationen oder direkt die dreidimensionale Darstellung der Anatomie errechnet wird. Man spricht hierbei von sekundärer Rekonstruktion. Wenn die Schichtabfolge so gewählt wurde, dass in axialer Richtung die räumliche Auflösung in derselben Größenordnung liegt wie innerhalb der Schicht, dann lassen sich durch Interpolation beliebig geneigte Ebenen durch das Volumen berechnen. Dieses Verfahren nennt man multiplanares Reformatieren (MPR). Typischerweise stellt man zunächst die drei Hauptrichtungen nebeneinander dar: axial, sagittal und koronal. In ⊡ Abb. 15.9e (Abb. 15.9  auch 4-Farbteil am Buchende) ist die koronale Reformatierung einer Abdomenaufnahme zu sehen. Neben der MPR-Technik wird das Verfahren der Maximum-Intensity-Projection (MIP) speziell bei angiographischen Fragestellungen angewendet. Hierbei wird entlang einer virtuellen Sichtlinie nach dem höchsten Wert im CT-Volumen gesucht und dieser dann dargestellt. In ⊡ Abb. 15.9a ist eine computertomographische Angiographie (CTA) mit MIP visualisiert. Dieses Verfahren lässt sich einfach variieren, indem z. B. nach minimalen Werten gesucht wird oder die Summe aller Werte entlang der Sichtlinie gebildet und dann dargestellt wird. Zwei ganz unterschiedliche Ansätze zur 3D-Visualisierung sind das Volumen- und das Oberflächen-Rendering. Beim Volumen-Rendering wird jedem räumlichen Pixel, dem so genannten Voxel (Volume x element in Erweiterung zu Picture x element), eine physikalische Lichtabsorption, Reflexion und Streuung zugeordnet. Im Computer beleuchtet man diesen »Datennebel« dann mit einer virtuellen Lichtquelle und berechnet den optischen Eindruck, den eine reale Wechselwirkung des Lichts mit

⊡ Abb. 15.9a–i. Oben: Angiographie mit dem CT (CTA). a Maximum-Intensity-Projection (MIP), b Volumen-Rendering, c Ausschnittsvergrößerung des Knies und Darstellung von der Rückseite, d Knocheneliminierung mit einer Bone-Removal-Technik. e Unten: Koronale Reformatierung, f–i Volumen- und Oberflächen-Rendering: i Virtuelle Endoskopie des Darms zusammen mit der g Darstellung der virtuellen Endoskop-Trajektorie und eines h virtuell aufgeschnittenen Darmstücks in Zylinderkoordinaten

diesem Nebel erzeugen würde. Ordnet man Knochen und Organen bzw. einem Kontrastmittel in den Gefäßen unterschiedliche optische Eigenschaften zu, so erhält man aufschlussreiche Darstellungen (vgl. ⊡ Abb. 15.9b-d,f), bei denen man mit spezieller Nachverarbeitung einzelne Organe in der Gesamtvisualisierung auch wieder unterdrücken kann. In ⊡ Abb. 15.9d ist die Elimination der Knochen mit einem Nachverarbeitungsschritt illustriert. Eine Alternative zum Volumen-Rendering ist das so genannte Oberflächen-Rendering. Die einzelnen Grautöne der Schichten im Datenstapel repräsentieren die Stärke der physikalischen Schwächung des Röntgenstrahls. Im klinischen Umfeld wird aus Abweichungen zur normalen Verteilung dieser Werte auf pathologische Veränderungen des Patienten geschlossen. Bei der Visualisierung muss man nun entscheiden, ganz bestimmte Wertebereiche darzustellen und andere gezielt auszublenden. Entscheidet sich der Betrachter für einen konstanten Grauwert, so repräsentieren alle Raumpunkte mit diesem

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264

II

Kapitel 15 · Computertomographie (CT)

Wert eine so genannte Isofläche. Diese Isograuwertfläche wird dann mit Dreiecken graphisch nachgebildet (Triangulierung). Das Mosaik aus Dreiecken wird dann wieder mit dem oben beschriebenen Verfahren virtuell beleuchtet und dargestellt. Je größer die Anzahl der Mosaiksteine für die Nachbildung der Fläche gewählt ist, desto naturgetreuer ist das Ergebnis. Neben der Darstellung von Organ- oder Knochenoberflächen, die am Computer interaktiv gedreht werden können, sind auf diese Weise auch Innenansichten von Hohlorganen, Atemwegen und kontrastierten Gefäßen rekonstruierbar. Dadurch sind virtuelle Fahrten z. B. durch das Bronchialsystem oder durch den Darm möglich. In den ⊡ Abb. 15.9g-i ist die virtuelle Einsicht in den menschlichen Darm exemplarisch demonstriert. Der zentrale Gewinn der 3D-Diagnostik liegt in der Reduktion der Datenflut, die einer normalen Schicht-für-Schicht-Befundung nicht mehr zugänglich ist.

15.5.3 Klinische Applikationen

In diesem Abschnitt soll zusammenfassend und nur beispielhaft auf die Fülle der klinischen Applikationen moderner CT-Bildgebung hingewiesen werden. In ⊡ Abb. 15.10 ( auch 4-Farbteil am Buchende) sind vier Anwendungen dargestellt. Speziell die Perfusionsmessungen geben der Computertomographie den Charakter einer funktionellen Bildgebungsmodalität. Hierbei wird der Blutfluss nach Kontrastmittelinjektion in verschiedenen Organen erfasst. Hirnperfusion. Die Hirndurchblutung (CBF), das Hirnblutvolumen (CBV), die mittlere Transitzeit (MTT) und die Peakzeit für das Bolusmaximum (TTP) können farblich auf die CT-Bilder gelegt werden, so dass man zur Beurteilung eines akuten oder chronischen Infarkts Farbkarten der Gewebevitalität erhält (⊡ Abb. 15.10a). Leberperfusion. Arterielle und portale Perfusionsmessungen bei Leberstudien. Tumorperfusionen. Charakterisierung von bekannten Läsionen anhand ihrer Perfusionen. Lungenmessungen. Diagnostik eines Lungenemphysems (⊡ Abb. 15.10b), automatische Detektion von Rundherden in der Lunge. Kalzium-Scoring. Quantifizierung von Koronararterienverkalkung. Gefäßanalyse (CTA). Darstellung der Gefäße (⊡ Abb. 15.10c: Beispiel des Kopf-Hals-Bereichs), Analyse von Stenosen und Aneurismen, Planung von Stents.

⊡ Abb. 15.10a–d. a Perfusionsmessung bei Schlaganfallpatienten, b Abbildung eines Lungenemphysems, c Bildgebung (CTA) der Kopfgefäße und d Herzbildgebung (CTA): Koronarstent

Kardio CT. Identifizierung und Quantifizierung von Gefäßstenosen sowie Planung von Stents und Darstellung von implantierten Stents (⊡ Abb. 15.10d). Dies wird durch EKG-getriggerte Bildgebung möglich. Virtuelle Endoskopie. 3D CT-Daten als Grundlage für anatomische Innenansichten von Hohlorganen (⊡ Abb. 15.9i) und kontrastierten Gefäßen. Trauma. Schnelle Bildgebung des gesamten Körpers in der Unfalldiagnostik (⊡ Abb. 15.1a) Dentalplanung. Panorama und Querschnitte des Oberund Unterkiefers zur Unterstützung des Kieferchirurgen bei der Planung von Prothesenimplantaten. Bestrahlungsplanung. 3D CT-Daten als Grundlage für die Dosisplanung bei der Bestrahlung von Tumoren.

265 15.6 · Dosis

⊡ Abb. 15.11a–e. Aktive Verfahren zur Dosisreduktion (Nagel 2002). a Belichtungsautomatik, b longitudinale Dosismodulation, c zirkulare Dosismodulation, d zeitliche Dosismodulation, e Dosisvariation bei Kombination aus longitudinaler und zirkularer Dosismodulation bei kontinuierlichem Tischvorschub

Bildgeführte Chirurgie. 3D CT-Daten als Grundlage für die Planung chirurgischer Eingriffe und für die intraoperative Navigation. Interventionelle Bildgebung. Darstellung der Instrumentenspitze während einer Biopsie. Dies wird durch die sehr schnelle Bildgebung und die Multi-Zeilen-Detektoren erleichtert.

15.6

Dosis

In der Anfangszeit der Computertomographie war der Enthusiasmus aufgrund der erzielbaren Kontraste grenzenlos, so dass man sich erst zweitrangig Gedanken um die applizierte Dosis machte. Aus der Anzahl der installierten Geräte in Deutschland und einer durchschnittlichen Anzahl von 3500 Untersuchungen pro Jahr lässt sich abschätzen, dass heute einige hundert Millionen Schnitte pro Jahr gemessen werden. Das liegt in derselben Größenordnung

wie die Summe aller anderen projektionsradiographischen Aufnahmen (Nagel 2002). Wenn man sich das Spektrum der verschiedenen Röntgenuntersuchungen anschaut, dann fällt folgende Diskrepanz auf. Während die Computertomographie nur etwa 4% aller röntgenbasierten Untersuchungen ausmacht, ist ihr prozentualer Anteil an der kollektiven effektiven Dosis ungefähr 35%. Damit leistet CT den größten Beitrag zur medizinisch bedingten Strahlenexposition. Die neuen Gerätegenerationen, wie die Spiral-Multizeilen-CT verringern die applizierte Dosis nicht. Eher ist zu erwarten, dass aufgrund der längeren Strecken und dünneren Schichten, die heute sehr schnell und problemlos gemessen werden können, die Dosis für die einzelne Untersuchung steigen wird (Nagel 2002). Ausgelöst durch Berichte über unnötig hohe Strahlenexposition bei pädiatrischen CT-Untersuchungen (Sternberg 2000), die mit denselben Scanprotokollen wie bei Erwachsenen vorgenommen wurden, ist heute bei allen Herstellern und Anwendern eine hohe Sensibilität in Bezug auf die applizierte Dosis erkennbar. ⊡ Abb. 15.11a zeigt, dass man über

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266

II

Kapitel 15 · Computertomographie (CT)

den Röhrenstrom sehr einfach zwischen dickeren und dünneren Patienten bzw. Erwachsenen und Kindern die Dosis anpassen kann (Belichtungsautomatik). Den Zusammenhang zwischen der Dosis mit dem gerade noch wahrnehmbaren Kontrast einer Lochreihe eines Messphantoms stellt die so genannte Niedrigkontrastauflösung her (Morneburg 1995). Danach besteht zwischen der Dosis D und dem gerade noch erkennbaren Kontrast Kd die Proportionalität Kd ∝ D -1/2, wobei d den Durchmesser einzelner Löcher der Lochreihe eines Phantoms kennzeichnet. Intelligente Scanner bedienen sich dieses Zusammenhangs so, dass der Anodenstrom dem jeweiligen anatomischen Bereich dynamisch angepasst wird. ⊡ Abb. 15.11 zeigt dieses Konzept schematisch. In ⊡ Abb. 15.11b ist die dynamische Anpassung des Röhrenstroms, bzw. der Dosis an die anatomische Situation entlang der axialen z-Achse dargestellt (longitudinale Dosismodulation). In anatomischen Bereichen, in denen eine kleine Schwächung der Röntgenintensität zu erwarten ist – wie z. B. im Bereich der Lunge – kann der Röhrenstrom und damit die Dosis herab gesetzt werden, ohne dass es zu einer Verschlechterung der Bildqualität kommt. Fährt man dagegen alle Bereiche mit demselben Röhrenstrom, so ergeben sich entweder zu hohe Dosen oder zu starke Rauschpegel. ⊡ Abb. 15.11c zeigt die dynamische Anpassung des Röhrenstroms über den Projektionswinkel γ (zirkulare Dosismodulation). Bei allen Körperschnitten, die eher oval als kreisförmig sind, kommt die zirkulare Dosismodulation zum Tragen. Speziell bei Aufnahmen der Schulter ist eine starke Modulation angebracht. In ⊡ Abb. 15.11d ist eine Triggersequenz für eine EKG-gesteuerte Aufnahme des Herzens zu sehen. Da die Daten nur innerhalb der Ruhephase des schlagenden Herzens akquiriert werden, kann die Gesamtdosis leicht reduziert werden, wenn der Röhrenstrom außerhalb des Datenfensters abgeschaltet wird (zeitliche Dosismodulation). ⊡ Abb. 15.11e zeigt den Effekt der Kombination von longitudinaler und zirkularer Dosismodulation auf die Dosis entlang der axialen Patientenrichtung bei kontinuierlichem Patiententischvorschub. Neben den geräteseitigen Maßnahmen zur Reduktion der Strahlenexposition, für die die Hersteller Verantwortung tragen, gibt es eine Reihe von anwenderseitigen Maßnahmen, die die applizierte Dosis beeinflussen. Im Folgenden sind die im Scanprotokoll einstellbaren Größen und ihr Zusammenhang mit der Dosis zusammengestellt. Für eine ausführliche Diskussion der Strahlenexposition in der Computertomographie sei auf das Buch von Nagel, 2000 verwiesen. Strom-Zeit-Produkt (mAs-Produkt). Dosis und mAsProdukt, also das Produkt aus Röhrenstrom und Abtastzeit (bzw. Strahlzeit der Röntgenröhre), besitzen eine lineare Abhängigkeit. Die Standardabweichung, die das

Bildrauschen beschreibt, vergrößert sich allerdings umgekehrt proportional zur Wurzel aus dem Strom-ZeitProdukt. Abtastzeit. Bei konstantem Röhrenstrom wächst die Dosis linear mit der Abtastzeit. Allerdings ist immer das mAs-Produkt insgesamt zu betrachten, so dass man bei gleicher Dosis die Abtastzeit herabsetzen kann bei gleichzeitiger Steigerung des Röhrenstroms. Das Bildrauschen bleibt dadurch unverändert, allerdings sinkt bei kurzen Abtastzeiten die Gefahr von Bewegungsartefakten ( Abschn. 15.4.4). Röhrenspannung. Bei Erhöhung der Röhrenspannung UB ( Abschn. 15.3.1) wachsen der Wirkungsgrad der Röntgenröhre und die Durchdringungsfähigkeit der Strahlung. Die Intensität der Strahlung nimmt mit UB im Mittel mit der 3,5-ten Potenz zu. Mit einer erhöhten Durchdringungsfähigkeit der Strahlung nimmt der Bildkontrast natürlich ab, allerdings wird dies durch die bessere Quantenstatistik mehr als kompensiert, so dass die Bildgüte insgesamt wächst – natürlich auf Kosten einer Dosissteigerung für den Patienten. Will man z. B. eine Spannungserhöhung von UB=120 kV auf 140 kV nutzen, um die Dosis bei gleich bleibender Bildqualität zu verringern, so muss das mAs-Produkt um 40% erniedrigt werden. Dadurch erzielt man insgesamt eine Dosisreduktion von etwa 15% (Nagel 2000). Objektdicke. Bei Kindern und bei schlanken Patienten ist darauf zu achten, dass ein kleineres mAs-Produkt eingestellt wird. Wegen der geringeren Schwächung ist die Statistik der Röntgenquanten immer noch so gut wie bei Erwachsenen oder dickeren Patienten, sodass die Bildqualität nicht leidet. Bei sehr dicken Patienten ist die Erhöhung der Röhrenspannung gegenüber einer Erhöhung des mAs-Produkts vorzuziehen, da hierbei die Strahlenexposition weniger stark zunimmt. Schichtdicke. Die Schichtdicke, die durch einen röhrenseitigen Kollimator typischer Weise zwischen 1 mm und 10 mm eingestellt werden kann, beeinflusst die Dosis dann nicht, wenn derselbe Körperabschnitt gemessen werden soll. Der Vorteil einer feineren Schichtfolge ist das Verringern von Teil- oder Partialvolumenartefakten sowie von Stufen bei koronaler oder sagittaler Reformatierung des Bildes. Der Nachteil ist, dass bei einer feineren Kollimation eben auch weniger Röntgenquanten den Detektor erreichen und somit das Bildrauschen steigt. Will man die Bildqualität konstant halten, so muss das mAs-Produkt – und damit die Dosis – umgekehrt proportional zur Schichtdicke steigen. Pitchfaktor. Ein Pitchfaktor von p=1 bedeutet, dass sich der Tisch in einer vollen Umdrehung der Abtasteinheit

267 15.7 · Spezielle Systeme

um eine Schichtdicke fortbewegt ( Abschn. 15.4.3). Wählt man p<1, so misst man mit stärkerer Überlappung, so dass die Bildqualität besser wird, dies jedoch auf Kosten einer erhöhten Dosis. Mit p>1 kann man die Dosis also verringern. Theoretisch sollte bis zu einem Pitch von p=2 eine artefaktfreie Bildrekonstruktion möglich sein. Bei einer dadurch vergrößerten Scanlänge und gleichem mAs-Produkt sind aber weniger Röntgenquanten für den Bildgebungsprozess eines größeren Körperabschnittes verwendet worden, sodass das Bildrauschen zunimmt.

lementen ebenfalls Konsequenzen in Bezug auf die Dosis hat. Man kann nämlich zeigen, dass bei gleich bleibendem Signal-Rausch-Verhältnis die Dosis mit der vierten Potenz steigt, sobald die Detektorelementgröße verringert wird (Buzug 2004). Das setzt dem Wunsch nach weiterer Verkleinerung der Detektorelemente natürlich eine Grenze, da die Dosis nicht beliebig gesteigert werden darf.

Scanlänge. Bei Vergrößerung des zu vermessenden Körperabschnittes vergrößert sich die Dosis für den Patienten entsprechend. Dies wird durch die effektive Dosis oder das Dosis-Längen-Produkt ausgedrückt. Die Anzahl der Schichten ist vom Anwender immer auf den diagnostisch notwendigen Ausschnitt zu beschränken, der mit der Planungsübersicht ( Abschn. 15.5.1) festzulegen ist.

Für bestimmte Anwendungen wurden in den letzten Jahrzehnten immer wieder spezielle Systeme entwickelt, von denen hier vier in einer kleinen Übersicht kurz beschrieben werden. Für die Abbildung des Herzens bspw. ergibt sich mit den bisher vorgestellten Verfahren sehr schnell das Problem der Bewegungsartefakte ( Abschn. 15.4.4). Bei den CT-Systemen der 3. Generation ist man daher auf eine EKG-getriggerte Datenakquisition angewiesen, denn bezogen auf die Zeitkonstante der Herzbewegung sind auch moderne Subsekundenscanner ohne EKG-Triggerung zu langsam. Speziell für die Herzbildgebung wurde daher das Elektronenstrahl-CT entwickelt, das in  Abschn. 15.7.1 vorgestellt wird. Daneben wird das Volumen- oder Kegelstrahl-CT, eine konsequente Weiterentwicklung des Multizeilen-CT vorgestellt ( Abschn. 15.7.2). Will man sehr kleine Strukturen im µm-Bereich untersuchen, so ist die räumliche Auflösung der klinischen CTs nicht ausreichend. Hierfür wurden spezielle Mikro-CTs entwickelt ( Abschn. 15.7.3). Da die Nuklearbildgebung in der Lage ist, den Metabolismus des Körpers abzubilden, CT dazu gewissermaßen komplementär nur die Morphologie abbildet, ist eine konsequente Weiterentwicklung die Kombination beider Geräte in so genannten PET-CTScannern, die in  Abschn. 15.7.4 kurz beschrieben werden. Zuletzt wird in  Abschn. 15.7.5 eine Systemerweiterung auf zwei Abtastsysteme, bestehend jeweils aus einer Röntgenröhre und einem Detektor unter einem Winkel von 90° zueinander, beschrieben, die eine Halbierung der Abtastzeit erzielt.

Filterkern. Die Wahl des Filterkerns hat zunächst keinen unmittelbaren Einfluss auf die Dosis. Wie allerdings in  Abschn. 15.4.2 beschrieben wurde, beeinflusst die Wahl des Hochpassfilters bei der gefilterten Rückprojektion das Erscheinungsbild der CT-Rekonstruktion als Kompromiss zwischen Rauschen und Ortsauflösung. Will man bei einer hohen Ortsauflösung das Rauschen also verringern, so geht das nur auf Kosten einer Dosiserhöhung. Insofern hängt es immer von der diagnostischen Fragestellung ab, ob eine geschickte Wahl des Filters zur Dosisreduktion genutzt werden kann. Fensterweite. Die zur Darstellung der CT-Bilder verwendete Fensterbreite (vgl.  Abschn. 15.5.2 »Window Width«) hat zunächst keinen direkten Einfluss auf die Dosis. Je höher man jedoch den Kontrast durch Einengung des Fensters wählt, desto stärker wird auch das Rauschen in den Bildern sichtbar. Umgekehrt kann durch Vergrößerung der Fensterweite das Bild geglättet werden. Wenn man aufgrund der diagnostischen Fragestellung genug Kontrastreserven besitzt, kann man die Glättung bei der Visualisierung schon bei der Aufnahmeplanung zur Erniedrigung des mAs-Produkts und damit der Strahlenexposition verwenden.

15.7

Spezielle Systeme

15.7.1 Elektronenstrahl-CT (EBCT)

Field-of-View (FOV). Verwendet man ein sehr kleines FOV, d. h. eine sehr starke Detailvergrößerung, so ist i. d. R. auch ein sehr scharfes Rekonstruktionsfilter zu verwenden, denn die Ausschnittsvergrößerung wird ja nur deswegen gewählt, weil man ein örtlich detailreicheres Bild analysieren möchte. Das hat unmittelbar Konsequenzen auf das Bildrauschen, das nur mit einer Erhöhung des mAs-Produkts und damit der Dosis wieder verringert werden könnte. Zuletzt sei in diesem Kapitel noch darauf hingewiesen, dass die Entwicklung zu immer kleineren Detektore-

Wenn man zu sehr kurzen Datenakquisitionszeiten kommen möchte, dann muss man das Konzept der sich bewegenden Systeme, wie sie in  Abschn. 15.2 beschrieben wurden, vollständig verlassen. Einen Ansatz dazu bietet die so genannte Elektronenstrahl-Computertomographie (Electron Beam Computerized Tomography EBCT). Diese Form der Computertomographie wurde speziell für Aufnahmen des Herzens entwickelt. Eine lokalisierte Röntgenröhre, die sich um den Patienten dreht, gibt es hier nicht mehr. Vielmehr befindet sich der Patient gewisser-

15

268

II

Kapitel 15 · Computertomographie (CT)

maßen innerhalb der Röntgenröhre. Ein Elektronenstrahl wird auf kreisförmig um den Patienten angeordnete Wolframtargetringe fokussiert und erzeugt beim Aufprall auf das Wolfram den gewünschten Röntgenstrahlfächer. Die Röntgenstrahlung wird dann mit einem fest stehenden Detektorring gemessen. Solche Systeme wurden von der Firma Imatron überwiegend an Kardiologien verkauft. Das Elektronenstrahlverfahren ist in der Lage, Schichten in 50 msec zu akquirieren. ⊡ Abb. 15.12a zeigt die Skizze eines EBCT-Systems sowie die Abbildung eines modernen Imatronsystems. Weitere technische Details findet man z. B. bei G. Weisser (Weisser 2000).

15.7.2 Volume-CT

Eine einheitliche Begriffsbildung hat bei den CT-Entwicklungsstufen bisher nicht statt gefunden. Bei J. T. Bushberg (Bushberg et al. 2002) werden Geräte mit kegelförmigem Röntgenstrahl und flächigem Detektor mit der siebten Generation bezeichnet. Aber selbst innerhalb der Kegelstrahltypen muss eigentlich noch unterschieden werden, ob nur eine kleine Kegelöffnung verwendet wird, so dass man nur von einem schmalen Multischicht- bzw. Multizeilensystem (MSCT) spricht oder ob tatsächlich ein symmetrischer Röntgenkegel genutzt wird. Die zu verwendenden Rekonstruktionsverfahren unterscheiden sich nämlich erheblich. Zur Motivation dieses Entwicklungsschrittes sei daran erinnert, dass der Schritt vom Nadelstrahl- zum Fächerkonzept ( Abschn. 15.2.2) neben der Verkürzung der Messzeiten den weiteren Vorteil besitzt, dass die erzeugte Röntgenstrahlung sehr viel effektiver ausgenutzt wird.

⊡ Abb.15.12a–d. a Elektronenstrahl-CT, b Volumen- oder Kegelstrahl-CT, c PET-CT und d Dual-Source CT

In  Abschn. 15.3.1 wurde erwähnt, dass die Effizienz der Energieumwandlung bei der Erzeugung von Röntgenstrahlung bei nur etwa 1% liegt. Da die produzierte Wärme in den Röntgenröhren ganz wesentlich die physikalische Belastbarkeit definiert und damit die Messzeit beschränkt, beinhaltet ein konsequenter Schritt in der Entwicklung von Computertomographen die bessere Nutzung des ohnehin vorhandenen kegelförmigen Röntgenstrahls. Die Nadelstrahl- und die Fächerstrahlgeometrie wurde ja nur durch geeignete Kollimatoren erzeugt, die den vorhandenen natürlichen Röntgenkegel einengen. Technologisch gibt es drei wichtige Probleme, die für eine erfolgreiche Verwendung der Kegelstrahlgeometrie gelöst werden mussten. Erstens musste auf der Detektorseite des Tomographen ein Flächendetektor eingesetzt werden, den es noch nicht sehr lange gibt. Zweitens musste die enorme Rohdatenmenge, die insbesondere bei Subsekundenscannern in sehr kurzer Zeit entsteht, von dem sich drehenden Abtastsystem nach außen zum Bildrekonstruktionsrechner übertragen werden. Die benötigte Bandbreite für diesen Datentransfer ist auch heute noch eine Herausforderung. Und drittens steht man vor dem eigentlichen Rekonstruktionsproblem, dessen Mathematik gegenüber den zweidimensionalen Verfahren etwas verwickelter ist. ⊡ Abb. 15.12b zeigt einen Prototypen eines Kegelstrahltomographen in den GE Laboratorien.

15.7.3 Mikro-CT

Seit einiger Zeit sind so genannte Mikro-CT s kommerziell erhältlich, die im Wesentlichen einer miniaturisierten

269 15.7 · Spezielle Systeme

Form des Volumen- oder Kegelstrahl-CTs des vorhergehenden  Abschn. 15.7.2 entsprechen und zur zerstörungsfreien, dreidimensionalen Mikroskopie genutzt werden. Das durchstrahlte Messfeld ist mit typischerweise 2 cm3 so klein, dass medizinische Anwendungen auszuscheiden scheinen. Tatsächlich werden diese Geräte eher in der Materialprüfung und -analyse verwendet, aber auch medizinische Anwendungen rücken zunehmend in das Zentrum des Interesses. Humanmedizinische Fragestellungen sind z. B. Untersuchungen der Trabekularstruktur von Knochen. Mikro-CTs sind darüber hinaus ideale Geräte, um radiologische Diagnostik an Kleintieren zu betreiben. Mikro-CTs sind häufig als Tischgerät ausgelegt und besitzen eine Messkammer, die mit Bleiwänden gegen nach außen dringende Röntgenstrahlung vollständig abgeschirmt ist, so dass keine weiteren Schutzmassnahmen ergriffen werden müssen. Das zu untersuchende Objekt wird auf einem Drehteller platziert, der von einem Schrittmotor gesteuert wird. Die beiden entscheidenden Komponenten von MikroCTs sind die Röntgenröhre und das Detektorarray. Hierbei sind es speziell die Fokusgröße und die Größe der Detektorelemente, die neben der mechanischen Genauigkeit der Drehbewegung das Auflösungsvermögen bestimmen. Dabei sind Röntgenfokusgrößen unterhalb von 10 µm wünschenswert. Natürlich kann bei einer so kleinen Elektronentargetfläche der Anodenstrom nicht sehr groß gewählt werden. Hier sind Ströme von I<100 µA typisch. Da der Strom die Intensität des Röntgenspektrums steuert, unterliegt man in Bezug auf die zu untersuchenden Materialien natürlich gewissen Einschränkungen. Als Detektor wird häufig ein gekühlter 12 Bit Röntgen-CCD-Chip mit einer Pixelmatrix von 1024×1024 genutzt, der über eine Fiberoptik an einen Szintillationskristall angekoppelt ist. Die Größe der Bildelemente liegt ebenfalls in der Größenordnung von etwa 10 µm. Die Firma SkyScan gibt ein Auflösungsvermögen von insgesamt etwa 10 µm an. Da es sich bei Mikro-CTs um Kegelstrahlröntgensysteme handelt, sind dreidimensionale Rekonstruktionsverfahren erforderlich, um die Bilder zu berechnen.

15.7.4 PET-CT

Wenn man von Kontrastmitteltechniken absieht, dann vermag die Computertomographie allein nur morphologische Informationen, also Informationen über die Form der Objekte zu liefern. Andererseits liefert die PositronenEmissions-Tomographie (PET) Informationen über den Metabolismus, also die Funktion bzw. den Stoffwechsel (Ruhlmann et al. 1998). Da die Computertomographie auf der Absorption von Röntgenstrahlung beruht, können sich unterschiedliche Organe mit unterschiedlichen Absorptionseigenschaften nur der Form nach abbilden. Der Patient bleibt in diesem Verfahren passiv.

Bei der Positronen-Emissions-Tomographie wird dem Patienten ein radioaktiv markierter so genannter Tracer gespritzt, der im Körper verstoffwechselt wird. Ein interessanter Ansatz in der bildgebenden Diagnostik ist die Kombination beider Verfahren. Die Idee, neben der Form auch die Funktion in einem Bild darzustellen, wird schon länger mit Methoden der so genannten Registrierung verfolgt. Dabei wird der Patient nacheinander mit verschiedenen Geräten gescannt. Aufgrund der unterschiedlichen Lagerung des Patienten, ist aber immer die Registrierung als Bildverarbeitungsschritt erforderlich. Außerdem vergeht eine gewisse Zeit zwischen den beiden Aufnahmen. In PET-CT-Kombinationsgeräten werden PET- und CT-Bilder praktisch simultan in gleicher Patientenlage gemessen, so dass die Lage eines Tumors im Verhältnis zur übrigen Anatomie unmittelbar dargestellt werden kann (⊡ Abb. 15.12c).

15.7.5 Dual-Source CT

Der Dual-Source Computertomograph ist eine pragmatische Umsetzung einer nahe liegenden Idee. Wenn man zwei komplette Abtastsysteme, bestehend jeweils aus Röntgenröhre und Detektor, im Winkel von 90° zueinander auf der sich drehenden Abtasteinheit integriert, kann die Abtastzeit um den Faktor zwei verkürzt werden. ⊡ Abb. 15.12d zeigt die Realisierung dieser Idee im Siemens SOMATON Definition. Damit eignet sich das Gerät ganz besonders zur Bildgebung am Herzen. Das Gerät besitzt eine Gantryöffnung von 78 cm und einen Scanbereich von 200 cm. Hinsichtlich der Dosis ( Abschn. 15.6) wäre unter normalen Umständen eine Verdopplung der Strahlenexposition zu erwarten. In dem abgebildeten Gerät ist die zeitliche Dosismodulation (vgl. ⊡ Abb. 15.11d) aber optimal umgesetzt, sodass die Röhren tatsächlich nur in den diastolischen Phasen des Herzens strahlen und der Scan darüber hinaus natürlich nur die Hälfte der Zeit in Anspruch nimmt, die normale Scanner mit nur einem Abtastsystem benötigen. Damit ist die Strahlenbelastung effektiv geringer als bei Einzelröhrensystemen ohne zeitliche Dosismodulation. Dieses Konzept lädt dazu ein, auch die Dual-Energy-Bildgebung bei CT näher zu betrachten. Werden die beiden Röntgenröhren nämlich mit unterschiedlicher Beschleunigungsspannung betrieben, so unterscheidet sich die spektrale Verteilung der Röntgenstrahlung etwas. Da die Schwächungskoeffizienten abhängig von der Wellenlänge sind, ergeben sich etwas unterschiedliche Bildinhalte, die z. B. unter Subtraktion die Diagnostik potenziell unterstützen. Allerdings müsste man bei solchen Verfahren eine entsprechend erhöhte Dosis beachten.

15

270

Kapitel 15 · Computertomographie (CT)

15.8

II

Dank

Ich möchte den Firmen Philips, Siemens und General Electric ganz herzlich für die Unterstützung durch Bildmaterial danken. Ganz besonders möchte ich Frau Annette Halstrick und Herrn Dr. Hans-Dieter Nagel, Philips Medizin Systeme, Hamburg sowie Herrn Leon de Vries, Philips Medical Systems, Best danken. Weiterhin gilt mein Dank Frau Doris Pischitz und Herrn Jürgen Greim, Siemens Medical Solutions, Forchheim sowie Herrn Dieter Keidel und Herrn Jan Liedtke, General Electric, Solingen.

Literatur Brunst G (2002) High Resolution Digital Flat Panel Detectors for X-Ray Applications – Basics. In: Niederlag W, Lemke HU (eds) Medical Imaging. Health Academy 2: 63 Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt EM, Boone JM (2002) The Essential Physics of Medical Imaging. Lippincott, Williams & Wilkins, Philadelphia Buzug TM (2004) Einführung in die Computertomographie. SpringerVerlag, Heidelberg Härer W, Lauritsch G, Mertelmeier T, Wiesent K (1999) Rekonstruktive Röngenbildgebung. Physikalische Blätter 55: 37 Härer W, Lauritsch G, Mertelmeier T (2003) Tomographie – Prinzip und Potential der Schichtbildverfahren. In: Schmidt Th (Hrsg) Handbuch diagnostische Radiologie. Springer-Verlag, Heidelberg Heinzerling J (1988) Röntgenstrahler. In: Ewen K (Hrsg) Moderne Bildgebung. Thieme Verlag, Stuttgart, 77 Hofer M (2000) CT-Kursbuch. Matthias Hofer Verlag, Düsseldorf Hsieh J (2003) Computed Tomography. SPIE Press, Bellingham Kalender WA (2000) Computertomographie. Publicis MCD Verlag, München Kalender WA, Seissler W, Vock P (1989) Single-Breath-Hold Spiral Volumetric CT by Continuouspatient Translation and Scanner Rotation. Radiology 173: 414 Krestel E (Hrsg) (1990) Imaging Systems for Medical Diagnostics. Siemens Aktiengesellschaft, Berlin Morneburg H (Hrsg) (1995) Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik. Publicis MCD Verlag, München Nagel HD (Hrsg) (2002) Strahlenexposition in der Computertomographie, 3. Aufl. CTB-Publications, Hamburg Philips (2005) CT Clinical Innovations & Reseach. Philips Medical Systems, Best, spring 2005 Radon J (1917) Über die Bestimmung von Funktionen längs gewisser Mannigfaltigkeiten. Berichte der mathematisch-physikalischen Kl. Sächsischen Gesellschaft der Wissenschaften 59, Leipzig, 262 Ruhlmann J, Oehr P, Biersack HJ (Hrsg) (1998) PET in der Onkologie – Grundlagen und klinische Anwendung. Springer-Verlag, Heidelberg Seeram E (2001) Computed Tomography. W.B. Saunders Company, Philadelphia Siemens (2005) Excellence in CT, SOMATON Definition. Siemens Medical Solutions, Computed Tomographie, Forchheim Sternberg S (2000) CT Scans: ‘A Very High-Dose’ Diagnosis. USA Today, nov. 20, 2000 Weisser G (2000) Technische Grundlagen der EBCT. In: Gaa J, Lehmann K-J, Georgi M (Hrsg) MR-Angiographie und Elektronenstrahl-CTAngiographie. Thieme Verlag, Stuttgart, 145

16 Magnetresonanztomographie (MRT) H. Kolem

16.1 Einleitung

– 271

16.2 Überblick

– 271

16.3 Grundlagen 16.3.1 16.3.2 16.3.3 16.3.4

16.1

– 272

– 275

Magnettypen – 275 Gradientensysteme – 276 Hochfrequenzsystem – 276 Steuerungs- und Bildberechnungssystem

16.6.1 16.6.2 16.6.3 16.6.4 16.6.5 16.6.6 16.6.7 16.6.8

Überblick – 278 Routineanwendungen (T1-,T2-Bildgebung) – 278 3D-Verfahren – 279 MR-Angiographie (Blutgefäßdarstellung) – 279 MR-Mammographie – 280 MR-Spektroskopie – 280 Fortgeschrittene Neuromesstechniken – 281 Herzuntersuchungen – 282

16.7 Ausblick – 277

Einleitung

In diesem Kapitel soll das Verfahren der Magnetresonanztomographie beschrieben werden. Dabei wird zunächst das Verfahren in aller Kürze erläutert, um einen Überblick zu vermitteln. Später wird dann das Verfahren genauer beschrieben, anschließend werden die Technik und Sicherheitsaspekte behandelt. Zum Schluss wird eine Übersicht über das aktuelle Anwendungsspektrum und ein Ausblick in die Zukunft gegeben. Auf die exakte Beschreibung des Verfahrens und entsprechende Berechnungen wird hier verzichtet. Für anschauliche Betrachtungen wird ein vereinfachtes Bild der klassischen Physik benutzt, das exakte Effekte, wie sie nur mit der Quantentheorie berechnet werden können, vernachlässigt. Dadurch entstehen einige Inkonsistenzen und Fehler in den Betrachtungen, die jedoch für die Erklärung der meisten Effekte nicht wesenlich sind.

16.2

– 277

16.6 Anwendungen – 278

– 272

Spins im Magnetfeld – 272 Relaxationszeiten T1, T2 und Spinecho Lokalisationsverfahren – 273 Pulssequenzen und Kontraste – 274

16.4 Technik 16.4.1 16.4.2 16.4.3 16.4.4

16.5 Sicherheitsaspekte

– 283

Weiterführende Literatur – 283

zahlreiche andere Anwendungsmöglichkeiten wurden in den Jahren 2003–2005 etwa 9000 Anlagen neu installiert. Stark vereinfacht funktioniert das Verfahren der magnetischen Resonanz in der Medizin wie in ⊡ Abb. 16.1 skizziert.

Überblick

Die ersten Experimente zur magnetischen Resonanz wurden zum Ende der 1930er Jahre durchgeführt. Viele Jahre wurde das Verfahren ausschließlich als Messmethode in physikalischen und chemischen Labors benutzt. Erst zum Ende der 1960er Jahre wurde die Magnetresonanz zu Bildgebungszwecken eingesetzt. Die ersten klinischen Anlagen wurden 1983 in Betrieb genommen. Seitdem hat sich das Verfahren sehr ausgebreitet; bedingt im Wesentlichen durch unübertroffenen Weichteilkontrast und

⊡ Abb. 16.1. Vereinfachte Bildentstehung bei der Magnetresonanztomographie: Die Wasserstoffkerne im menschlichen Körper stellen kleine Magnete dar, die sich in einem äußeren Magnetfeld ausrichten. Diese ausgerichteten Magnete können unter Einstrahlung eines Hochfrequenzpulses zum Schwingen angeregt werden. Nach der Anregung senden die schwingenden Wasserstoffkerne ihrerseits wiederum ein schwaches Hochfrequenzsignal aus, das von empfindlichen Geräten empfangen und in Bilder umgerechnet werden kann

272

Kapitel 16 · Magnetresonanztomographie (MRT)

Grundlagen

16.3

16.3.1 Spins im Magnetfeld

II

Die meisten Atomkerne besitzen einen Kernspin. Diese quantenmechanische Eigenschaft führt dazu, dass Atomkerne ein magnetisches Moment besitzen. Wenn man solche kleinen magnetischen Momente in ein großes Magnetfeld bringt, richten sie sich aus. Die Gleichungen, die die Bewegung dieser kleinen magnetischen Momente beschreiben, sind sehr ähnlich denen, die die Bewegung eines Kreisels im Schwerefeld der Erde beschreiben. Wesentliche Konsequenz der Rechnung ist eine Präzessionsbewegung, deren Frequenz gegeben ist durch:

v

JB0 / 2S

,

16.3.2 Relaxationszeiten T1, T2 und Spinecho

wobei ν die Frequenz (der Rotation), γ die gyromagnetische Konstante und B0 die von außen angelegte magnetische Induktion ist. γ ist für jede Kernsorte unterschiedlich; für Protonen beträgt γ/2π p 42,577 MHz/T (T=Tesla; Einheit der magnetischen Induktion). Für andere Kerne ist dieses Verhältnis kleiner; einige für die Anwendung in der Medizin wichtige Werte finden sich in ⊡ Tab. 16.1. Wichtig ist in diesem Zusammenhang noch, dass die Polarisierung (d. h. der Prozentsatz der wirklich ausgerichteten Spins im Magnetfeld) in der Praxis sehr klein ist. Dies geht nicht aus der obigen Betrachtung hervor, sondern aus einer quantenmechanischen Rechnung. Die Polarisierung ergibt sich dabei durch den Vergleich der thermischen Energie mit der Energie der Kernspins (Energie E=h ν, wobei h die Planck-Konstante ist). Bei typischen Werten (Körpertemperatur und magnetische Induktion von etwa 1 T) ergibt sich, dass nur etwa jeder einhunderttausendste Kern zur Magnetisierung beiträgt; d. h. die Polarisierung beträgt 0,00001. Dies erklärt, warum die Magnetresonanz im Prinzip ein unempfindliches Verfahren ist; für ein messbares Signal sind typischerweise 1017 Spins erforderlich. Auf der anderen Seite hat der niedrige Energiebereich, in dem hier gearbeitet wird, den Vorteil, dass weit unterhalb der Schwelle der ⊡ Tab. 16.1. Gyromagnetisches Verhältnis einiger in der Medizin wichtiger Kerne Natürliche Häufigkeit [%]

Isotop

Gyromagnetisches Verhältnis γ/2π [MHz/T]

1H

42,577

99,9

13

C

10,708

1,1

19F

40,077

100

23

11,268

100

31P

17,256

100

Na

Bindungsenergie von Molekülen gearbeitet wird, sodass dadurch keine Gewebeschäden entstehen können (»strahlungsfreie Messmethode«). Aus dem bisher gesagten geht hervor, dass bestimmte Atomkerne im Magnetfeld eine Resonanzfrequenz besitzen, bei der sie im klassischen Sinne eine Präzessionsbewegung ausführen. Durch eine kurze externe Anregung, die durch ein von außen pulsartig angelegtes Hochfrequenzfeld mit genau dieser Resonanzfrequenz erfolgt, beginnen die Kerne zu schwingen, und diese Schwingung führt ihrerseits wieder zur Abstrahlung eines schwachen Hochfrequenzsignals. Mit empfindlichen Antennen kann dieses Signal detektiert werden.

Eine typische Signalerzeugung läuft z. B. wie folgt ab: Wasserstoffkerne (=Protonen) werden in ein Magnetfeld gebracht. Dann wird für die Zeitdauer von einigen Millisekunden ein Hochfrequenzpuls eingeschaltet. Je nach Stärke und Dauer dieses Anregungspulses führt er dazu, dass die Summe der magnetischen Momente, die Magnetisierung, eine Präzessionsbewegung mit einer Auslenkung aus der ursprünglichen Ausrichtungsachse erfährt. Optimal für die Signalstärke ist es, wenn sich am Ende des Anregungspulses die Magnetisierung in einer Ebene senkrecht zur ursprünglichen Ausrichtung, die ja parallel zum Magnetfeld war, befindet. Man spricht in diesem Fall auch von einem 90°-Puls. Diese sich dann bewegende Magnetisierung wird mit der Zeit wieder in ihre Ursprungsrichtung zurückkehren. Der entsprechende Prozess heißt Längsrelaxation; er verläuft im Allgemeinen zeitlich exponentiell. Die zugehörige Zeitkonstante wird als T1 bezeichnet. Das bedeutet, dass nach einer Zeit T1 63% der Magnetisierung wieder in der ursprünglichen Hauptmagnetisierungsrichtung liegen. Neben der Zeitkonstanten T1 gibt es einen weiteren wichtigen Prozess, der nach einmaliger Anregung zu einem Signalverlust führt. Dies ist vereinfacht erklärt dadurch bedingt, dass nach der Anregung die einzelnen magnetischen Momente nicht exakt mit dergleichen Frequenz umlaufen, sondern bedingt durch unterschiedliche Umgebungen und auch zeitlich nicht reversible Prozesse leicht unterschiedliche Frequenzen besitzen. Dies führt zu einem »Auseinanderlaufen« der Magnetisierung in der Ebene, die senkrecht zur ursprünglichen Magnetisierungsrichtung liegt (Beobachtungsebene). Der hierzu gehörende Prozess verläuft zeitlich auch meist exponentiell und ist gekennzeichnet durch die Zeitkonstante T2. Dieses Auseinanderlaufen der Phase in der Ebene ist immer schneller oder mindestens gleich schnell wie T1; d. h. es gilt T2≤T1. Erstaunlich ist, dass typische Werte von T1 und T2 im Subsekunden- und Sekundenbereich liegen (⊡ Tab. 16.2). Grund für diese relativ langen Zei-

16

273 16.3 · Grundlagen

ten, obwohl es sich doch um mikroskopisch bedingte Vorgänge handelt, ist die extrem schwache Kopplung zwischen äußerer Umgebung und Kernspinsystem. In der Praxis wird der Zerfall der Magnetisierung in der Beobachtungsebene noch beschleunigt durch Magnetfeldinhomogenitäten. Diese bewirken ebenfalls unterschiedliche Präzessionsfrequenzen der einzelnen magnetischen Momente und dadurch ein noch schnelleres »Auseinanderlaufen« der Magnetisierung. Die Zeitkonstante, die diesen Summenprozess beschreibt, wird mit T2* bezeichnet. Wichtig sind diese Zeitkonstanten deswegen, weil sie gewebeinterne Parameter sind, die durch geschickte Wahl der Geräteparameter (s. unten) den Kontrast steuern. Großer Vorteil der Magnetresonanz ist, dass hier schon 2 intrinsische Kontraste natürlich vorhanden sind (⊡ Abb. 16.2). Auf ein wichtiges, typisches Experiment soll hier noch kurz eingegangen werden: Das Spinechoexperiment (⊡ Abb. 16.3). Bei diesem Verfahren wird zunächst mit einem 90°-Impuls die Magnetisierung in die Ebene senkrecht zur Hauptmagnetisierungsache gebracht. Diese Magnetisierung zerfällt dann mit T2*. Nach einer Zeit, die wir mit TE/2 bezeichnen wollen, wird nun ein 180°- Impuls auf die Probe eingestrahlt; d. h. die aktuelle Magnetisierung wird um 180° gedreht. Dadurch wird der ganze »Fächer« von entstandenen magnetischen Momenten umgedreht. Das bewirkt im Weiteren, dass magnetische Momente, die sich relativ schnell vom Mittelwert der magnetischen Momente entfernt hatten, sich jetzt genau so schnell auf diesen Mittelwert wieder zu bewegen. In Summe hat das zur Folge, dass nach der Zeit TE alle magnetischen Momente wieder in Phase sind und so ein maximales Signal entsteht: das Spinecho. Im Spinecho werden die Signalzerfälle, die durch lokale, stabile Magnetfeldinhomogenitäten bedingt sind, aufgehoben, und der Signalabfall ist nur durch das reine T2 gegeben, was in den meisten Fällen deutlich länger ist als T2*.

um 0,4% verstärkt, am unteren Rand um 0,4% vermindert und im Zentrum unverändert. Die Gradienten bewirken in jedem Fall eine beabsichtigte lineare Verteilung der Resonanzfrequenzen. Im obigen Beispiel hat dies zur Folge, dass die Resonanzfrequenzen am oberen Messfeld um 0,4% höher liegen,

⊡ Tab. 16.2. Einige typische Werte für Relaxationszeiten im menschlichen Gewebe bei 1 Tesla Gewebe

T1 [ms]

T2 [ms]

Graue Hirnmasse

810±140

101±13

Weiße Hirnmasse

680±120

92±22

Muskel

730±130

47±13

Herz

750±120

57±16

Leber

420±90

43±14

Niere

590±160

58±24

Milz

680±190

62±27

Fett

240±70

84±36

16.3.3 Lokalisationsverfahren

⊡ Abb. 16.2. Magnetresonanzsignal, wie es auf einem Oszilloskop beobachtet werden kann. Die Frequenz ist durch die Resonanzbedingung festgelegt; der zeitliche Abfall des Signals ist durch T2* bestimmt

Bis jetzt ist lediglich klar, wie ein Magnetresonanzsignal entsteht, aber seine örtliche Zuordnung ist noch gar nicht geklärt. Die wesentlichen Techniken zur Lokalisation sollen daher hier kurz dargestellt werden. Für alle Lokalisationsverfahren benutzt man geschaltete magnetische Gradienten. Gradienten sind Zusatzfelder zum Grundmagnetfeld, die einen definierten, linearen Feldgradienten liefern. Das überlagerte Gradientenfeld ist i. Allg. klein verglichen mit dem Grundfeld. Als Beispiel seien folgende Werte genannt: Das Magnetfeld betrage 1,5T, die Gradientenstärke 30 mT/m (Millitesla/Meter). Dann beträgt der maximale Feldhub durch die Gradienten am Ende eines Gesamtmessfeldes von z. B. 40 cm ±6 mT; d. h. das Feld ist am oberen Rand des Messfeldes

⊡ Abb. 16.3. Darstellung des Spinechoexperiments

274

II

Kapitel 16 · Magnetresonanztomographie (MRT)

am unteren Messfeld um 0,4% niedriger. Dies kann in 3 verschiedenen Effekten genutzt werden: zur Schichtselektion, zur Frequenzkodierung und zur Phasenkodierung. Bei der Schichtselektion wird der anregende Hochfrequenzpuls so gestaltet, dass er ein klar definiertes Frequenzband umfasst. Die Anregungspulse werden gleichzeitig mit diesem Schichtselektionsgradienten geschaltet. Dann werden die magnetischen Momente, deren Resonanzfrequenz unter dem Gradienteneinfluss im Frequenzband des Hochfrequenzpulses liegen, angeregt, alle anderen jedoch nicht. So wird im Messobjekt eine Schicht angeregt. Bei der Frequenzkodierung wird während des Auslesens eines Magnetresonanzsignals ein Gradient eingeschaltet. Das bewirkt, dass das ausgelesene Signal viele Frequenzkomponenten enthält, die linear über den Raum verteilt sind. Wird das ausgelesene Zeitsignal einer Fourier-Transformation unterworfen, erhält man als Resultat die Frequenzverteilung, die aufgrund des zum Auslesezeitpunkt angelegten Gradienten dem Ort zugeordnet werden kann. Die Phasenkodierung funktioniert wesentlich komplexer als die beiden bisher angesprochenen Lokalisationsverfahren. Sie wird hier nur stark vereinfacht beschrieben. Bei der Phasenkodierung wird durch einen Gradienten, der zwischen Anregungspuls und Signalauslesung geschaltet wird, den magnetischen Momenten eine Phase aufgeprägt (ortsabhängige Winkelverschiebung gegenüber der ursprünglichen Ausrichtung). Nimmt man jetzt viele solcher Phasenkodierschritte mit unterschiedlichen Stärken vor, erhält man ortsabhängig wieder eine Frequenzverteilung, die durch Fourier-Transformation wieder dem Ort zugeordnet werden kann. Wesentlich für dieses Lokalisationsverfahren ist, dass die Hochfrequenzanregung und Signalauslesung n-mal wiederholt werden muss (typische Werte für n sind 256 bis 512). Eine Verkürzung der Messzeit kann dabei durch parallele Bildgebungstechniken erreicht werden. Dabei wird ausgenutzt, dass ein Array-Spulensystem (im Extremfall eine »Total Imaging Matrix«) ( Abschn. 16.4.3) auch über die Empfangsspulenelemente eine Ortsinformation gegeben ist. Wenn man diese Ortsinformation mit der Phasenkodierinformation kombiniert, kann die Zahl der Phasenkodierschritte entsprechend erniedrigt werden. So kann z. B. bei der Benutzung von 3 Arrayelementen entlang der Phasenkodierrichtung die Zahl der Phasenkodierschritte um den Faktor 3 reduziert werden und damit die Messzeit auch um den Faktor 3 reduziert werden.

16.3.4 Pulssequenzen und Kontraste

Diese drei gradientenbasierten Lokalisationstechniken können im Prinzip beliebig kombiniert werden. Das zeitliche Zusammenwirken von Gradientenschaltungen,

Hochfrequenzpulsen und Signalauslesezeiträumen bezeichnet man als Pulssequenz. Da hier sehr viele Freiheiten bestehen, gibt es in der Magnetresonanz immer wieder neue Entwicklungen, die überwiegend auf neue Pulssequenzen zurückzuführen sind. Hier soll nur eine Pulssequenz, die Spinechosequenz, erklärt werden. Sie ist auch heute noch oft Standard bei Bildgebungstechniken, wenn u. U. auch in veränderter Form. Die Spinechosequenz (⊡ Abb. 16.4) nutzt alle drei der oben genannten Lokalisationsverfahren. Über einen Schichtselektionsgradienten wird zunächst mit einem 90°-Hochfrequenzimpuls eine Schicht im Objekt angeregt. Danach wird in einer Orientierung senkrecht dazu ein Phasenkodiergradient geschaltet. Dann wird wieder in der gleichen Orientierung wie bei der ersten Schichtselektion ein 180°-Impuls auf das Objekt gegeben. Während das Echo entsteht, wird ein Auslesegradient in der verbleibenden der 3 Raumdimensionen geschaltet, sodass jetzt dreidimensional das Signal kodiert ist. Jetzt muss allerdings noch diese Abfolge von Schritten für die Phasenkodierung n-mal wiederholt werden. Die Wiederholungszeit bezeichnet man als Repetitionszeit TR. Die am Gerät einstellbaren Zeiten TR und TE haben großen Einfluss auf den Kontrast. Wird die Zeit TR deutlich kürzer als die Relaxationszeit T1 gewählt, so hat sich die Magnetisierung nur teilweise wieder aufgebaut. Das hat zur Folge, dass bei allen folgenden Anregungen Gewebeteile mit langen Relaxationszeiten T1 weniger zum Signal beitragen, während diejenigen mit kurzer Relaxationszeit mehr beitragen. Daher wird die Kombination TR relativ kurz (verglichen mit den längsten T1-Komponenten der untersuchten Gewebe) und TE relativ kurz (verglichen mit den T2-Komponenten des untersuchten Gewebes, d. h. der T2-Einfluss kommt nicht zur Geltung) als T1-Wichtung oder T1-Kontrast bezeichnet. Wird andererseits die Repetitionszeit lang gewählt, sodass fast alle Komponenten ihre Magnetisierung wieder aufbauen können, bevor der nächste Anregungspuls kommt, und weiterhin die Echozeit TE lang gewählt, so entsteht der T2-Kontrast. Jetzt wird der Kontrast im Wesentlichen durch die T2-Zeiten des Gewebes bestimmt. Der beschriebene Zusammenhang wird auch aus der Signalintensität sofort klar:

S



S 0 ˜ e TE / T 2 ˜ 1  e TR / TE



Heute werden in modernen Magnetresonanztomographen noch zahlreiche weitere Sequenzen benutzt. Beispiele sind die Gradientenechotechnik, bei der das Echo nicht durch einen 180°-Impuls, sondern durch einen Dephasier- und anschließenden Rephasiergradienten bewirkt wird. Nach einer Hochfrequenzanregung können auch viele Gradientenechos mit unterschiedlichen Phasenkodierungen ausgelesen werden (Echoplanar-Imaging, EPI). Dieses Verfahren erfordert besonders schnelle Gradientenschaltungen.

275 16.4 · Technik

⊡ Abb. 16.4. Spinechosequenz; Beschreibung s. Text. Die Gradientenschaltungen 1 und 2 sind aus Symmetriegründen zusätzlich zu den im Text genannten Schaltungen erforderlich, um ein Magnetresonanzsignal entstehen zu lassen

16.4

Technik

Aus dem Grundlagenteil ist klar, welche Komponenten ein Magnetresonanztomograph benötigt (⊡ Abb. 16.5): ▬ einen Magneten zur Grundfelderzeugung, ▬ ein Gradientensystem für die Lokalisationstechniken, ▬ ein Hochfrequenzsystem zur Erzeugung der Anregungspulse und zum Auslesen des Signals, ▬ ein Steuerungs- und Bildrechnersystem zur synchronen Ansteuerung aller dieser Ereignisse sowie ▬ einen Hauptrechner, der alle Einzelteile überwacht und auch die Schnittstelle zum Benutzer liefert.

16.4.1 Magnettypen

Heute werden überwiegend nur noch 2 Magnettypen verwendet: Permanentmagnete für magnetische Induktionsstärken von 0,1-0,4 T und supraleitende Magneten für magnetische Induktionen von 0,5–9 T. Typisch für die heute verbreiteten Systeme sind »offen« gestaltete Permanentmagnete mit etwa 0,3 T (⊡ Abb. 16.6) und solenoidartige Supraleitungsmagnete von 1,5 T (⊡ Abb. 16.7). Um den Patientenkomfort zu erhöhen, gibt es seit 2005 auch relativ kurze supraleitende Magnete mit gößerem Durchmesser des Patiententunnels. Das homogene, nutzbare Messfeld für die Bildgebung beträgt etwa 40–50 cm. In diesem Bereich ist die Homogenität des Grundfeldes entsprechend hoch. Diese hohe Homogenität wird durch Korrekturverfahren ausgeglichen (Shimverfahren). Der Shim ist einerseits statisch, um lokale Einflüsse von Eisenträgern im Gebäude und ähnlichem zu kompensieren. Für den statischen Shim wird oft mit kleinen Eisenblechen gearbeitet, die an entsprechenden Stellen im Magneten platziert werden. Dann gibt es noch den dynamischen Shim, der vom Patienten eingebrachte Inhomogenität so weit wie möglich kompensiert. Der dynamische Shim ist immer durch elektrische Korrekturspulen realisiert.

⊡ Abb. 16.5. Blockschaltbild einer MR-Anlage

⊡ Abb. 16.6. MAGNETOM C! (0.35 T)

16

276

Kapitel 16 · Magnetresonanztomographie (MRT)

60 mT/m (Millitesla/Meter). Die zugehörigen Anstiegszeiten auf die Maximalgradientenstärke liegen zwischen 200 und 800 μs (Mikrosekunden). Um diese Gradientenstärken zu erreichen, sind Ströme von einigen hundert Ampère erforderlich; um die entsprechenden Anstiegszeiten zu erreichen, sind Spannungen bis zu 2000 V erforderlich. Um die bei diesen Leistungen entstehende Verlustwärme abzuleiten, sind moderne Gradientenspulen und Gradientenverstärker wassergekühlt.

II

16.4.3 Hochfrequenzsystem

⊡ Abb. 16.7. MAGNETOM Espree (1.5 T)

Vorteil der Permanentsysteme sind die niedrigen Betriebskosten. Nachteil ist das kleinere Signal-zu-RauschVerhältnis bei niedrigen Feldstärken. Im Prinzip gilt für die Anwendung in der Medizin ein annähernd linearer Zusammenhang zwischen magnetischer Induktion und Signal-zu-Rausch-Verhältnis. Durch Signalakkumulation (Messwiederholungen) kann das Signal-zu-Rausch-Verhältnis wieder erhöht werden. Das Signal-zu-RauschVerhältnis wird dabei aber nur mit der Wurzel aus der Messzeit besser, sodass für Niederfeldsysteme die erreichbaren Auflösungen meist etwas geringer als bei Hochfeldsystemen, medizinisch in vielen Fällen jedoch völlig ausreichend sind. In jüngster Zeit werden supraleitende Magnete auch als offene Systeme konstruiert. Dabei sind jedoch die entsprechenden Kosten deutlich höher, da die Effektivität der Felderzeugung einer Solenoidspule nicht zu übertreffen ist.

16.4.2 Gradientensysteme

Wesentliche Kenngrößen für ein Gradientensystem sind die erreichbare Gradientenstärke und die benötigte Anstiegszeit. Beides zusammen wird erreicht durch optimale Kombination von Gradientenspule und Gradientenverstärker. Die Gradientenspule besitzt 3 Subsysteme, die in den 3 Hauptachsen Feldgradienten erzeugen. Der für die Lokalisation massgebende Gradientenanteil ist immer die Variation der z-Komponente des Grundfeldes in Abhängigkeit von den verschiedenen Raumrichtungen. Das bedeutet, dass der x-Gradient ein Feld dBz/dx erzeugt; analog gilt das für den y- und z-Gradienten. Gradientenstärken, die bei Ganzkörpergradientenspulen erreicht werden, liegen heute zwischen 20 und

Das Hochfrequenzsystem besteht aus Sender, Antennen und Empfänger. Wie aus dem Grundlagenteil hervorgeht, liegen die Frequenzen für klinische MR-Systeme im Bereich von 8-128 MHz (für 0,2-T- bis 3-T-Systeme). Der Hochfrequenzsender muss für die Hochfrequenzpulse eine Spitzenleistung von einigen Kilowatt abgeben können. Der Anregungspuls wird über entsprechende Zuleitung auf die Antennen (auch oft als Spulen oder Resonatoren bezeichnet) geleitet. Meist bestehen die Systeme aus einer Ganzkörperantenne, die für das Senden und Empfangen verwendet werden kann. Vorteil der Ganzkörperantenne für die Anregung ist, dass das Hochfrequenzanregungsfeld sehr homogen ist und damit die Anregungswinkel für die Magnetisierung über das ganze Messfeld ziemlich gleichmäßig sind. Für den Empfangsfall ist es günstiger, Lokalantennen (Oberflächenspulen) zu verwenden. Diese sind näher am Körper angebracht und empfangen das Signal nur von einer bestimmten Region. Bedingt durch das kleinere abgedeckte Volumen wird auch weniger Rauschen empfangen und das Signal-zu-Rausch-Verhältnis steigt. Typischerweise lässt sich das Signal-zu-RauschVerhältnis durch Verwenden einer Lokalantenne für den Empfangsfall um den Faktor 2–5 steigern. Moderne Systeme verfügen bei Oberflächenspulen über Spulen in Arraytechnik. Dies sind mehrere kleinere, in einer Achse oder einem Feld (Array) angeordnete Oberflächenspulen, deren Signale jeweils eigenen Empfängern zugeführt werden und so einzelne Bilder berechnen, die erst am Ende der Bildbearbeitungskette zu einem Bild zusammengefügt werden. Da die einzelnen Spulen ziemlich klein sind, besitzen sie ein gutes Signal-zu-Rausch-Verhältnis. Da mehrere Bilder zusammengefügt werden, kann man trotzdem in einer Messung größere Messfelder abdecken. Typische Anwendung für diese Arraytechnologie ist die Aufnahme der Wirbelsäule (⊡ Abb. 16.8). Das von den Antennen empfangene Signal ist relativ schwach und wird daher zunächst verstärkt, bevor es dem Empfänger zugeführt wird. Eine Weiterentwicklung der Array-Technolgie ist die sogenannte »Total Imaging Matrix« (Tim), bei der viele

277 16.5 · Sicherheitsaspekte

Array-Elemente mit einer entsprechend großen Zahl an Empfangskanälen über eine intelligente Elektronik kombiniert wird. Diese Technik erlaubt z. B. die Darstellung des ganzen Körpers in einem Messdurchgang, wobei die Auflösung in jedem einzelnen Segment extrem hoch ist, sodass maximale Abdeckung mit maximaler Auflösung kombiniert werden können. Das empfangene Signal wird dann digitalisiert und die einzelnen aufgenommen Datensätze (Rohdatenzeilen) zum Rohdatenbild kombiniert, aus welchem dann durch 2-malige Fourier-Transformation das anatomische Bild entsteht (⊡ Abb. 16.9).

16.4.4 Steuerungs- und Bildberechnungs-

formation erhält, welche Rohdatenzeile er als nächstes erhalten wird. Heutige MR-Systeme haben meist 3 Rechnersysteme: ▬ Der Steuerungsrechner steuert den Gradientenverstärker und den Hochfrequenzsender und stellt die Synchronisation mit dem Bildrechner sicher. ▬ Der Bildrechner berechnet die entstehenden Bilder; wesentliche Operationen sind hierbei digitale Filterfunktionen und Fourier-Transformationen. ▬ Der Hostrechner schließlich beinhaltet die Benutzeroberfläche für den Bediener und stellt die Bilder dar. Durch den Fortschritt der Rechnertechnologie wird man in naher Zukunft Bild- und Steuerungsrechner in einem Rechnersystem zusammenfassen können.

system Das Steuerungssystem sorgt dafür, dass die benötigten Signale entsprechend der vom Benutzer ausgewählten Pulssequenz den entsprechenden Einheiten zugeführt werden und dass der Bildrechner synchron die In-

⊡ Abb. 16.8. Wirbelsäulenarrayspule eines modernen MR-Systems. Die Spulen sind in die Patientenunterlage integriert

16.5

Sicherheitsaspekte

Die drei in der Magnetresonanz üblichen Felder (Grundfeld, Gradientenfeld und Hochfrequenzfeld) bilden mögliche Gefährdungsrisiken, die durch entsprechende Vorkehrungen weitgehend minimiert werden können. Die größte Gefahr geht sicherlich vom Grundfeld, dem Magnetsystem, aus. Dabei ist allein die Anziehungskraft für ferromagnetische Gegenstände die Gefahrenquelle. Immer wieder werden Fälle bekannt, dass Sauerstoffflaschen oder andere Gegenstände in Magneten gezogen wurden. Meist passiert dies, bevor der entsprechende Patient in den Magneten gefahren wird, sodass es bisher selten zu größeren Unglücksfällen kam. Weiterhin ist der Magnet auch eine Gefahrenquelle für Patienten mit Herzschrittmachern älterer Bauart. Diese werden durch ein Magnetfeld programmiert; meist führt das dazu, dass sie in den Grundzustand versetzt werden und ihre Funktion nicht mehr erfüllen. Es wird vermutet, dass der Herztod eines australischen Patienten im Magneten auf diesen Effekt zurückgeführt werden kann. Einzige Gegenmaßnahme ist hier, Patienten mit Herzschrittmachern vom Magneten fernzuhalten.

⊡ Abb. 16.9. Rohdatenbild (links) und daraus berechnetes anatomisches Bild (rechts)

16

278

II

Kapitel 16 · Magnetresonanztomographie (MRT)

Die Hochfrequenz ist eine weitere denkbare Gefahrenquelle. Zwar sind die Energiequanten der eingesetzten Hochfrequenz niederenergetisch, sodass im Gegensatz zu radioaktiven und Röntgenverfahren keine Gefahr des Aufbrechens von Molekülbindungen besteht, aber die Gesamtleistung führt zu einer Wärmezufuhr im Körper. Um dies zu begrenzen, besitzen alle Magnetresonanztomographen einen sog. SAR-Monitor (SAR: »specific absorption rate«, spezifische Absorptionsrate), der die eingesetzte Hochfrequenzleistung überwacht und begrenzt. Oft ist dieses System redundant ausgeführt (Hardware- und Softwareüberwachung), sodass hier die Gefahr gering ist. Im Zusammenhang mit der Hochfrequenz gibt es aber spezifische Risiken: Unter Umständen kann durch ungünstige Patientengeometrien und Übergangskapazitäten eine Hochfrequenzstromschleife im Körper aufgebaut werden, die an Übergangsstellen zu lokalen Verbrennungen führen kann. Dies kann z. B. auftreten, wenn bei Messungen im Unterkörperbereich die Waden des Patienten sich berühren, sodass hier bei feuchter Haut ein Kreisstrom fliessen kann, der nahe den Berührungsstellen zu so hohen Stromdichten führen kann, dass Unterhautverbrennungen entstehen. Daher soll darauf geachtet werden, dass im Magneten die Beine getrennt gelagert werden. Eine andere Gefahrenquelle im Zusammenhang mit der Hochfrequenzleistung sind ungesicherte Kabel von Oberflächenspulen, auf denen sich stehende Wellen ausbilden können, die dann Hautverbrennungen hervorrufen können. Hier kann durch Einhalten einfacher Vorsichtsmaßnahmen (mindestens 1 cm Abstand zwischen Kabel und Haut) vorgebeugt werden. Dritte mögliche Gefahrenquelle ist das Gradientenfeld. Ursache ist das schnelle Schalten dieses Gradientenfeldes, das wiederum elektrische Felder im Körper verursacht, die Nervenstimulationen an den Extremitäten auslösen können. Diese Gefahr besteht nur bei den sehr leistungsfähigen Gradientensystemen. Um der Gefahr vorzubeugen, sind hier ebenfalls wie beim SAR-Monitor Software- und Hardwareüberwachungen eingebaut, die bei zu schnellen Gradientenschaltungen die weitere Messung stoppen (dB/dt-Monitor).

16.6

Anwendungen

16.6.1 Überblick

Bedingt durch die Vielfalt an Kontrastmöglichkeiten, die im Wesentlichen durch Pulssequenzvariationen entstehen, und durch die immer schnelleren Messtechniken ergibt sich für die Magnetresonanz ein stetig steigendes Anwendungsspektrum, bei dem noch kein Ende abzusehen ist. Bedingt dadurch nehmen die Zahl der MR-Untersuchungen und auch die Zahl der installierten Geräte

ständig zu. Aus Platzgründen ist es nicht möglich, hier alle Anwendungsmöglichkeiten darzustellen. Seit der Anfangszeit der MR werden schon immer die beiden intrinsischen Kontraste T1 und T2 benutzt, um anatomische Information zu erhalten. Zusätzlich wurde schon sehr früh ein MR-Kontrastmittel entwickelt, welches einen zusätzlichen Kontrastparameter liefert. Die heute zugelassenen Kontrastmittel beruhen überwiegend auf der Verkürzung der T1-Zeiten in der Umgebung von Kontrastmittelmolekülen, sodass bei starker T1- Wichtung höhere Kontrastmittelkonzentrationen durch höhere Signalintensitäten klar zu erkennen sind. Da das Kontrastmittel intravenös gespritzt wird und außerdem äußerst selten allergische Reaktionen hervorruft, ist dies ein sehr sicheres Verfahren, was daher auch oft benutzt wird. Bedingt durch diese 3 Kontrastparameter und die sehr gute Weichteildarstellung auf der einen Seite, andererseits durch die Empflindlichkeit gegen Patientenbewegungen wurde MR anfangs überwiegend im neuroradiologischen Bereich und in der orthopädischen Bildgebung eingesetzt. Noch immer betreffen etwa 35% der Untersuchungen den Schädel, weitere 35% die Wirbelsäule und etwa 15% das Knie. In diesen Bereichen hat sich MR schon heute oft als die Methode der Wahl bewährt. Zunehmend kommt MR heute auch bei anderen orthopädischen Fragestellungen, im Abdomen- und Beckenbereich und vereinzelt auch schon bei der Herzdiagnostik zum Einsatz.

16.6.2 Routineanwendungen

(T1-,T2-Bildgebung) Die Bilddarstellung von Schädel und Wirbelsäule wird typischerweise mit 2 verschiedenen Schichtführungen und den beiden Kontrastparametern T1 und T2 durchgeführt (⊡ Abb. 16.10). Bei der T1-Wichtung kommen oft Spinecho- oder Gradientenechoverfahren zum Einsatz. Für die T2-Bildgebung kommen häufig Spinechosequenzen mit mehrfachen Echos (durch mehrere 180°-Pulse nach einem 90°-Anregungspuls), sog. Turbospinechosequenzen, zum Einsatz. Damit lässt sich die Messzeit, die durch die Forderung, dass TR bei T2-Bildgebung einige Sekunden betragen muss, reduzieren. Beispiel: Während man bei einer Spinechosequenz mit 2 s Repetitionszeit TR die Gesamtmesszeit für ein Bild mit 256 Zeilen von mindestens 512 s benötigt, kann man bei Turbospinechosequenzen mit 4 Echos die Messzeit auf 128 s verkürzen, ohne an Kontrast zu verlieren. Stark verallgemeinert kann man sagen, dass die T1-Wichtung meist zur Darstellung der anatomischen Strukturen, die T2-Wichtung zur Darstellung pathologischer Vorgänge benutzt wird. Die T2-Wichtung ist für die Darstellung von pathologischen Strukturen vorteil-

279 16.6 · Anwendungen

⊡ Abb. 16.10. T1- und T2-Bild des Schädels

haft, da sich viele pathologische Prozesse durch Flüssigkeitsanreicherungen auszeichnen, die im T2-Bild hell erscheinen. Da sich diese Standardkontraste auch oft zusammen mit Kontrastmittelgabe bewährt haben, ist T1- und T2Bildgebung das Routineverfahren für viele Fragestellungen geworden.

16.6.3 3D-Verfahren

Bei den Standardverfahren für die T1- und T2-Bildgebung werden Multischichtverfahren eingesetzt. Typischerweise werden z. B. im Schädelbereich 20 Schichten mit einer Dicke von 4–5 mm aufgenommen. Zwischen den Schichten entsteht eine kleine Schichtlücke. Durch 3D-Verfahren besteht die Möglichkeit, ganze Volumenblöcke ohne Schichtlücken aufzunehmen. Diese können hinterher dann auch in anderen als der gemessenen Orientierung am Bildrechner reformatiert werden, sodass aus einem Datensatz beliebige Schichtorientierungen rekonstruiert werden können. 3D-Verfahren erfordern auf der einen Seite ein schnelles Messsystem und zusätzlich von der Bildverarbeitungssoftware 3D-Darstellungsmöglichkeiten. Da sowohl die MR-Systeme als auch die Bildrechner immer leistungsfähiger werden, nehmen 3D-Messverfahren, primär in T1Wichtung, vereinzelt aber auch schon in T2-Wichtung, zu.

16.6.4 MR-Angiographie

(Blutgefäßdarstellung) Durch geeignete Pulssequenzen ist es in der MR möglich, nur (gleichmäßig) strömendes Blut sichtbar zu machen. Dies kann ohne und mit Kontrastmittelgabe erfolgen. Ohne Kontrastmittelgabe gibt es zum einen die Time-of-flight-Techniken (⊡ Abb. 16.11), die darauf beruhen, dass das Signal des stationären Gewebes in einem

⊡ Abb. 16.11. Time-of-flight-Technik: Maximumintensitätsprojektion der Hirngefäße

Volumenbereich durch häufige Hochfrequenzpulse unterdrückt wird (Sättigung), frisch in das Messvolumen einströmendes Blut jedoch nicht diesem Sättigungseffekt unterliegt und daher die Blutgefäße hell erscheinen. Am Ende der Messung wird neben der üblichen Bildberechnung ein weiterer Bildnachverarbeitungsschritt durchgeführt, in dem auf den entstandenen 3D-Datensatz eine Maximumintensitätsprojektion (MIP) angewendet wird, die nur jeweils stärkere Bildintensitäten in einer Projektionsrichtung darstellt. Dies sind dann die noch sichtbaren Gefäße. Als weitere Technik ohne Kontrastmittelgabe kommen noch phasensensitive Messverfahren (»phase contrast«) zum Einsatz. Diese beruhen darauf, dass bewegte Kernspins im Gradientenfeld einen Phasenwinkel aufbauen. Durch 2 Messungen (eine mit dem spezifischen

16

280

II

Kapitel 16 · Magnetresonanztomographie (MRT)

Phasenkontrastgradienten, eine ohne), die nach der Messung voneinander subtrahiert werden, bleiben nur die Gefäße sichtbar. In jüngster Zeit kommen auch mehr und mehr kontrastmittelgestützte Gefäßdarstellungen zum Einsatz, primär im Körperstammbereich und im Bereich der peripheren Gefäße. Da für die Medizin meist nur die Darstellung der Arterien gewünscht wird, muss die Messung entsprechend schnell ablaufen, damit sie beendet ist, bevor das Kontrastmittel in die Venen strömt. Die zur Verfügung

stehende Messzeit beträgt zwischen 20 s (Kopfbereich) und 80 s (periphere Gefäße; ⊡ Abb. 16.12b). Da in dieser Messzeit ein großes Volumen idealerweise noch mit guter räumlicher Auflösung abgedeckt werden muss, funktionieren diese Verfahren nur bei modernen Maschinen mit sehr schnellem Gradientensystem. Neueste Entwicklung der MR-Angiographie ist die Ganzkörper-Angiographie, welche mit der »Total Imaging Matrix«-Technolgie möglich geworden ist. Dabei folgt die Bewegung des Patiententisches dem Kontrastmittelbolus. Über viele Arrayspulen wird das Signal empfangen, sodass nach kurzen Messzeiten das gesamte Gefäßsystem des Patienten mit hoher Auflösung dargestellt werden kann.

16.6.5 MR-Mammographie

a

Bei der Untersuchung der weiblichen Brust wird meist ein kontrastmittelgestütztes Verfahren eingesetzt. Da Tumoren fast immer ihr eigenes Gefäßsystem aufbauen und daher gut durchblutet sind, reichert sich das Kontrastmittel in Tumoren eher an als im übrigen Gewebe. Daher werden in diesem Anwendungsfall mehrere Messungen (eine vor Kontrastmittelgabe, einige Messungen nach Kontrastmittelgabe) durchgeführt. Die Bilder werden voneinander subtrahiert, um Kontrastmittelanreicherungen schnell sichtbar zu machen. Dieses Verfahren hat sich als sehr sensitiv (hohe Nachweiswahrscheinlichkeit von Tumoren), aber weniger spezifisch (gutartige und bösartige Tumoren können nicht immer unterschieden werden) erwiesen. Daher kommt es nur in Zusammenhang mit einer konventionellen Röntgenmammographie zum Einsatz und auch nur bei eingeschränkten Indikationen.

16.6.6 MR-Spektroskopie

b ⊡ Abb. 16.12. Periphere Angiographie. a Patient mit Spulen auf dem Patiententisch, b MR Ganzkörper Angiogramm

Bei der MR-Spektroskopie werden Effekte genutzt, die hier bisher noch nicht beschrieben wurden. Im Wesentlichen wird die Eigenschaft ausgenutzt, dass sich die Resonanzfrequenz je nach chemischer Umgebung um wenige Millionstel Teile (ppm, »parts per million«) verschiebt. So ist z. B. die Resonanzfrequenz der in den Neuronen vorkommmenden Aminosäure NAA (N-Acetyl-Aspartat) um 2 ppm gegenüber der Resonanzfrequenz von Wasser verschoben. Liest man das MR-Signal aus, ohne dass ein Auslesegradient angelegt ist und führt eine Fourier-Transformation des entstehenden Zeitsignals durch, so erhält man ein Linienspektrum, in dem die Höhe der Linien die Konzentrationen der vorliegenden Metaboliten darstellt. Die MR-Spektroskopie erlaubt also, vereinfacht gesprochen, eine chemische Analyse, ohne eine Probe zu entnehmen. Die Anzahl der detektierbaren chemischen Substanzen ist jedoch stark eingeschränkt.

281 16.6 · Anwendungen

Um bei der MR-Spektroskopie eine Ortsauflösung zu erzielen, verwendet man z. B. ein Doppelechoverfahren, bei dem ein 90°-Puls und zwei 180°-Pulse verwendet werden. Dabei liegt bei jedem der 3 Pulse der gleichzeitig angelegte Schichtselektionsgradient in jeweils einer anderen Orientierung, sodass das resultierende Signal aus dem Schnittvolumen der 3 Schichten stammt. Die so erzielbaren Ortsauflösungen ergeben Zielvolumina von 2–8 ml in der Protonenspektroskopie. Ebenfalls noch angewendet wird die Phosphorspektroskopie, bei der die Resonanzfrequenz von Phosphor als signalgebendem Kern genutzt wird. Die Protonenspektroskopie nutzt man typischerweise für das Gehirn, die Phosphorspektroskopie für Muskeluntersuchungen, da man bei letzterer energieliefernde Substanzen detektieren kann (⊡ Abb. 16.13).

16.6.7 Fortgeschrittene Neuromesstechniken

Unter fortgeschrittenen Neuromesstechniken seien hier die Lokalisation von Hirnfunktionen (»BOLD-Imaging«), die Perfusionsmessungen des Hirns und diffusionsgewichtete Hirnbilder zusammengefasst. Beim BOLD-Imaging (»blood oxygen level-dependent imaging«) wird die Tatsache ausgenutzt, dass aktive Hirnregionen lokal höher durchblutet werden, dass der Sauerstoffbedarf in diesen Hirnregionen aber nicht so stark ansteigt wie der lokale Blutfluss. Das bedeutet, dass in diesen Regionen ein höheres Sauerstoffniveau vorliegt, was in T2*-gewichteten Bildern zu einem höheren Signal führt. So kann man aktive Hirnregionen sichtbar machen. Als Beispiel sei hier die Aktivierung des motorischen Kortex beschrieben. Zunächst wird eine Serie von T2*empfindlichen Gradientenechobildern aufgenommen. Die dabei oft benutzte Sequenz ist vom EPI-Typ (»echo planar imaging«), bei der nach einer Anregung zahlreiche Gradientenechosignale ausgelesen werden, zwischen denen jeweils die Phasenkodierung stattfindet. So kann man sehr schnell (in etwa 100 ms) ein stark T2*-gewichtetes MR-Bild aufnehmen. Wenn man etwa 20 Schichten abdecken will, dauert eine Messserie also etwa 2 s. Danach bittet man den Patienen, für die Dauer von z. B. 3 weiteren Messserien seine Finger zu bewegen. Dies führt zu einer Aktivierung des motorischen Kortex. Die Signalunterschiede zwischen aktiviertem Zustand und nichtaktivem Zustand betragen nur 1–3%, sodass zur Sichtbarmachung des Effekts Nachverarbeitungsalgorithmen angewendet werden. Oft wird dann das Resultat dieser Nachverarbeitung, das nur die Lokalisation der aktiven Region zeigt, einem normalen T1-gewichteten anatomischen Hirnbild überlagert, um die Position der aktiven Region sichtbar zu machen. Interessant ist dieses Verfahren insbesondere für Patienten vor neurochirurgischen Eingriffen, da sich bei

⊡ Abb. 16.13. Protonenspektrum des menschlichen Hirns

diesen Patienten bestimmte Hirnzentren durch z. B. Hirntumoren verlagert haben. Der Chirurg bekommt so Informationen darüber, welche Hirnareale beim Zugang zum Tumor möglichst gemieden werden sollen. Außerdem findet dieses Verfahren großes Interesse in der psychologischen Forschung, wo oft andere Hirnaktivitäten (z. B. Wortverständnis) untersucht werden. Bei der Perfusionsmessung wird die Hirnperfusion dadurch gemessen, dass der Zeitverlauf des Kontrastmittelzuflusses gemessen wird. Nach Kontrastmittelgabe wird in kurzen Zeitabständen (einige Sekunden) jeweils das ganze Hirn untersucht, um so die Hirndurchblutung zu messen. Resultate dieser Messungen sind z. B. regionale Darstellungen des Bluthirnvolumens oder der »mean transit time« (mittlere Zeit, bis zu der ein bestimmtes Perfusionsniveau erreicht wird). Bei der diffusionsgewichteten Hirnbildgebung wird ein zusätzlicher Kontrastparameter benutzt. Schaltet man zwischen Anregung und Auslesen eines Signals zusätzliche sehr starke Gradientenpulse, so erhält man einen anderen Kontrast. Dies beruht darauf, dass Atomkerne, die sich aufgrund von Diffusionseffekten zwischen Anregung und Auslesen bewegen, beim Auslesen nicht mehr zum Signal beitragen. Ursache ist, dass durch die Bewegung im starken Gradientenfeld der Verlust des Phasengedächtnisses verstärkt wird. Die diffusionsgewichtete Bildgebung wird nach empirischen Erfahrungen überwiegend bei Hirninfarktpatienten eingesetzt, da nur so das frische Infarktvolumen sichtbar gemacht werden kann.

16

282

Kapitel 16 · Magnetresonanztomographie (MRT)

16.6.8 Herzuntersuchungen

II

Bei Herzuntersuchungen werden typischerweise 5 Techniken angewandt: ▬ Darstellung der Herzanatomie, ▬ Darstellung der Herzfunktion, ▬ Perfusionsmessung des Herzens, ▬ Vitalitätsdarstellungen, ▬ MR-Angiographie der Koronargefäße (⊡ Abb. 16.14). Der Vorteil der Magnetresonanz bei all diesen Verfahren ist, dass die Schichtführung durch Linearkombination von Gradienten beliebig festgelegt werden kann. So ist z. B. der Kardiologe vom Ultraschall den Blick in Richtung der langen Herzachse gewohnt. Da das Herz schräg im Körper liegt, wird zunächst anhand von Übersichtsaufnahmen die Orientierung der Herzachsen bestimmt und anschließend die Schichtführung genau parallel zu diesen Herzachsen gewählt. Da das Herz sich stark bewegt, werden getriggerte Aufnahmetechniken eingesetzt. Dazu wird gleichzeitig das EKG-Signal abgeleitet und immer in der gleichen Herzphase einige Datenzeilen aufgenommen. In Summe erhält man so stabile Bilder. Bei der anantomischen Darstellung wird einfach getriggert eine T1-Bildgebung durchgeführt, die es erlaubt, anomale Herzanatomien sehr gut zu erkennen. Bei der Herzfunktionsdarstellung werden Messungen zu verschiedenen Herzphasen aufgenommen und am

⊡ Abb. 16.14. Überblick über die Herzuntersuchungen (oben Vitalitätsdarstellungen, unten Koronariendarstellung, Herzfunktionalität)

Ende der Messserie als bewegtes Bild dargestellt. So sieht man sehr deutlich Herzwandbewegungen und kann die Funktion des Herzens erkennen. Weiterhin erlauben diese Bildserien bei gutem Kontrast zwischen Blut und Herzmuskel die quantitative Bestimmung von Blutauswurffraktionen (Ejektionsfraktionen; »ejection fractions«). Bei der Perfusionsmessung am Herzen werden sehr schnell (im Sekundentakt) Bilder aufgenommen, die das Einströmen des Kontrastmittels über die Koronargefäße in den Herzmuskel zeigen. Schlecht perfundierte Herzmuskelregionen können so sichtbar gemacht werden. Bei der Vitalitätsdarstellung wird das sog. »late enhancement« betrachtet. Kontrastmittel strömt gewöhnlich sehr schnell in den Herzmuskel und wird von vitalem Gewebe auch in wenigen Minuten wieder abgebaut. Wenn etwa 10–15 min nach Kontrastmittelgabe deutlich kontrastmittelanreichernde Bereiche zu sehen sind, deutet dies auf nicht vitale Gewebeanteile nach einem Herzinfarkt hin. Bei der Darstellung der Koronargefäße versucht man, deren Durchlässigkeit zu prüfen. Es werden getriggerte Sequenzen eingesetzt, die ähnlich der MR-Angiographie der Hirngefäße die Blutgefäße sichtbar machen. Bedingt durch die Herzbewegung sind hier die Resultate oft nicht eindeutig. Um diagnostisch sichere Aussagen machen zu können, muss das Verfahren jedoch ähnlich klare Aussagen liefern wie die klassische katheterbasierte Röntgenangiographie oder die CT-Koronarangiographie. Dies ist heute noch nicht zuverlässig gegeben, sodass das Verfahren in der klinischen Routine noch nicht eingesetzt wird.

283 16.7 · Ausblick

16.7

Ausblick

Wie schon erwähnt, wird durch ständige Weiterentwicklung von Pulssequenzen immer mehr die Möglichkeit gegeben, auch sehr schnell Bilder aufzunehmen. Das geht schon bis zur sog. Real-time-Darstellung, bei der die Aufnahme eines Bildes weniger als 100 ms benötigt und so bewegte Bildserien mit bis zu 10 Bildern pro Sekunde in Echtzeit dargestellt werden können. Dabei beträgt die Zeitverzögerung zwischen Bildaufnahme und Darstellung weniger als 1 s, sodass man von Echtzeitdarstellung sprechen kann. Weitere Verbesserungen dieser Verfahren werden die interventiononelle MR, insbesondere die interventionelle MR der Gefäße, in Zukunft Realität werden lassen. Dabei werden dann z. B. Stents nicht mehr unter Röntgenkontrolle, sondern unter MR-Kontrolle platziert. Vorteil des Verfahrens ist, dass einereseits MR auch den guten Weichteilkontrast bietet und andererseits die Belastung durch die Röntgenstrahlung wegfällt. Auch die Anwendungen in der Herzdiagnostik werden sich schnell weiterentwickeln, und in einigen Jahren könnte so die routinemäßige Darstellung der Herzkranzgefäße Realität werden. Die Herausforderung an Mediziner und Gerätehersteller besteht darin, die immer komplexer werdenden Messverfahren so zu vereinfachen, dass sowohl die Durchführung der Messung als auch die Darstellung und Interpretation der Resultate durch Softwareunterstützung stark vereinfacht werden müssen. Dies wird insbesondere deutlich, wenn man sich vorstellt, dass oft all diese Messverfahren von einer/einem medizinischen Assistentin/Assistenten durchgeführt werden müssen und ein Arzt all diese Resultate beurteilen können muss.

Weiterführende Literatur Bille J, Schlegel W (Hrsg) (1999) Medizinische Physik. Springer, Berlin Heidelberg Morneburg H (1995) Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik, 3. Aufl. Publicis MCD, München Reiser M, Semmler W (Hrsg) (2002) Magnetresonanztomographie, 3. Aufl. Springer, Berlin Heidelberg Weishaupt D, Köchli C, Marincek B (2001) Wie funktioniert MRI?, 3. Aufl. Springer, Berlin Heidelberg

16

17 Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT) – Hybridbildgebung zur funktionalen Diagnostik und Therapiemanagement. Ein technologischer Überblick Y. Hämisch, M. Egger

17.1 Besondere Eigenschaften der PET – 285 17.1.1 Physikalische Grundlagen der PET – 290

17.2 Technologie der PET und PET-CT-Geräte für die Anwendung in der medizinischen Bildgebung – 298

17.2.3 Zukünftige Technologieentwicklungen in der PET – 308

Literatur

– 309

17.2.1 Systemgeometrie – 298 17.2.2 Kommmerzielle PET-Technologie – 299

17.1

Besondere Eigenschaften der PET

Da die Computertomographie in einem separaten Kapitel dieses Buches behandelt wird, fokussiert sich dieser Abschnitt auf die physikalischen und technischen Grundlagen und Besonderheiten der PET, auch wenn diese heute fast nur noch in Form von Kombinationsgeräten (PETCT) angewendet wird. Die Positronenemissionstomographie (PET) ist ein diagnostisches Verfahren der Nuklearmedizin, einer Disziplin der klinischen Diagnostik und Therapie, die unter Einsatz künstlich hergestellter radioaktiver Nuklide diagnostische Aussagen gewinnt oder therapeutische Ergebnisse erzielt. Schon in den frühen 1960er Jahren war es das Bestreben der Pioniere der Nuklearmedizin und der nuklearmedizinischen Technologie, positronenemittierende Radionuklide zur Diagnostik einzusetzen [1–10]. Diese haben gegenüber den in der als konventionelle Nuklearmedizin oder auch »single photon imaging« oder SPECT bezeichneten Diagnostik verwendeten Isotopen Vorteile sowohl physikalischer als auch physiologischer Natur, welche die PET zu dem heute am schnellsten wachsenden diagnostischen Verfahren machen. Die Zahl der weltweit installierten Geräte für die PET-Diagnostik an Patienten wächst gegenwärtig (2006) rasant, und es ist der Zeitpunkt vorauszusehen, an dem PET mindestens in gleicher Häufigkeit und Dichte angewendet werden wird, wie heute die Mag-

netresonanztomographie oder die auf Röntgenstrahlung basierende Computertomographie (CT). Diese stürmische Entwicklung liegt zu einem großen Teil in der Tatsache begründet, dass medizinische Diagnostik und Therapie sich in zunehmendem Maße um die Erkennung und Behandlung der physiologischen und biochemischen Ursachen von Krankheiten bemühen, statt nur deren Folgen und Symptome zu kurieren. Funktionale Diagnostik und Therapiekontrolle, minimalinvasive Chirurgie, Gentherapie und gentechnisch erzeugte, auf den individuellen Patienten zugeschnittene Medikamente werden mehr und mehr den Alltag medizinischer Diagnostik und Therapie bestimmen. Sie erfordern sehr sensitive, am lebenden Organismus (in vivo) einzusetzende Verfahren zur Diagnostik und insbesondere Verlaufsund Erfolgskontrolle therapeutischer Ansätze. Diese Entwicklungen werden unter dem Begriff der »Molekularen Medizin« zusammengefasst, der bildgebende Zweig dieser neuen Wissenschaft wird als »Molekulare Bildgebung« bezeichnet. Die molekulare Bildgebung zeichnet sich durch eine stark zunehmende Spezifität der verwendeten Kontrastmittel (hier: Tracer) und einen relativen Verlust an morphologischer und anatomischer Information aus [11]. Dieser Entwicklung wird seit kurzem technologisch durch die Kombination der PET mit einem Morphologie-abbildenden Verfahren wie der Computertomographie (CT) in einem Gerät, dem PET-CT-Scanner, Rechnung getragen. Aufgrund der überzeugenden klinischen Vorteile haben

286

II

Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

sich PET-CT-Scanner gegenüber einzelnen PET-Geräten extrem schnell durchgesetzt und repräsentieren nach nur 4 Jahren (das erste wurde 2001 kommerziell eingeführt) mehr als 90% des Marktes [12]. Die folgenden 3 Beispiele sollen eine ausschnittsweise Vorstellung vom medizinischen Potential der PET-Anwendung vermitteln: ⊡ Abb. 17.1 ( auch 4-Farbteil am Buchende) zeigt Projektions-PET-Bilder (d. h. die Darstellung aller Daten aus verschiedenen Winkeln) einer Brustkrebspatientin, die sich 3 Jahre vor dieser PET-Studie einer Mastektomie rechts aufgrund eines Mammakarzinoms unterziehen musste. In der auf die Operation folgenden Nachbehandlung mit Kontrolle der Tumormarker wurde ein stetiger Anstieg derselben (CA15-3) festgestellt, dem jedoch trotz umfangreicher bildgebender Diagnostik mittels planarem Röntgen, CT, Ultraschall als auch einer Tc-Knochenszintigraphie keine eindeutige Ursache zugeordnet werden konnte. Erst die PET-Untersuchung mit Fluordesoxyglukose (18-F-FDG), einem mit dem PET-Isotop F-18 markierten Glukoseanalogon, zeigte das Ausmaß des Rezidivs

mit Knochenmarkbefall, axillären sowie mediastinalen Lymphknotenmetastasen als auch fokalen Knochenmetastasen, in den PET-Bildern hier zu erkennen am helleren orange bis weißen Farbton. Bei den beiden weißen, fast symmetrischen Fokalanreicherungen im Abdomen handelt es sich um eine normale physiologische FDG-Aufnahme der Nieren, ebenfalls weiß aufgrund hoher FDGAufnahme stellen sich das Gehirn sowie die Blase dar. 2. Das Potential der PET zur Beurteilung des Therapieerfolgs eines Patienten in der Onkologie und zur Optimierung onkologischer Therapie verdeutlicht ⊡ Abb. 17.2. Sie zeigt koronale Schnittbilder eines Patienten mit Hodgkins-Lymphom vor (obere Bildreihe) und 3 Monate nach Beginn der Behandlung (untere Bildreihe) mit dem Kombinationszytostatikum ABVD. Auf den Schnitten der oberen Reihe sind deutlich die malignen Läsionen des Lymphoms im Bereich des Mediastinums sowie supraklavikular als schwarze Foci zu erkennen. 3 Monate nach Beginn der Behandlung mit einem Kombinationszytostatikum sind diese vollständig verschwunden (untere Reihe), ein Indiz für den Erfolg der Therapie.

⊡ Abb. 17.1. Projektions-PET-Bilder einer Patientin mit rezidivem Mammakarzinom 3 Jahre nach initialer Mastektomie rechts. Aufgrund steigender CA15-3-Werte wurden sowohl Röntgen-, CT- und Ultraschalluntersuchungen als auch eine Tc-Knochenszintigraphie durchgeführt, jedoch alle ohne Befund. Erst die PET-Untersuchung zeigt das

Ausmaß des Rezidivs mit Knochenmarkbefall, axillären sowie mediastinalen Lymphknotenmetastasen als auch fokalen Knochenmetastasen (Bilder mit frdl. Genehmigung von Dr. J.F. Gaillard, Hôpital des Instructiones des Armées Val de Grace, Paris, Frankreich)

287 17.1 · Besondere Eigenschaften der PET

turell veränderten Bereiche des erkrankten Gewebes . PET und PET-CT liefern wichtige Informationen über die Tumorbiologie (z. B. den Metabolismus, den Sauerstoff-Stoffwechsel, die Proliferationsrate etc.), die eine wesentlich genauere Planung, einen gezielteren Einsatz mit weniger Nebenwirkungen und vor allem eine Kontrolle der Therapie ermöglichen [15–18].

Das rapide Wachstum der Tumorzellen ist zum Stillstand gekommen und damit die abnormal hohe Glukoseaufnahme auf den Normalwert des umliegenden Gewebes zurückgekehrt. In diesem Stadium sind die Läsionen allerdings morphologisch im CT durchaus noch als z. B. vergrößerte Lymphknoten sichtbar, was eine Beurteilung des Therapieerfolgs u. U. erschweren oder gar unmöglich machen kann. Gegenwärtige Publikationen zum Einsatz der PET zum Therapiemonitoring berichten z. T. über noch kürzere Nachweisintervalle im Bereich von Tagen oder Wochen [13, 14]. 3. Ein weiteres Feld der PET- und PET-CT-Anwendung ist deren Einsatz zur Planung und zum Monitoring von externen und internen Strahlentherapien in der Onkologie. Die Bestrahlungsplanung von Patienten in der Onkologie wurde früher ausschließlich auf der Basis der morphologischen Informationen von CT oder MRI durchgeführt. Dies bedeutete einen entscheidenden Nachteil für die Genauigkeit und Erfolgsaussichten dieser Therapieform, da morphologische Veränderungen i. d. R. den funktionalen folgen, d. h. eine Strahlentherapieplanung basierend auf morphologieabbildenden Verfahren erfasst jeweils nur die struk-

⊡ Abb. 17.3 ( auch 4-Farbteil am Buchende) veranschaulicht dies recht eindrucksvoll. Zu sehen ist das Display eines Strahlentherapieplanungssystems (PINNACLE®, Philips Medical Systems) für die Bestrahlungsplanung eines Lungenkrebspatienten. Die Bildinformation in grau stammt vom CT, gelb stellt die metabolische Information des FDG-PET dar. Der rote Bereich markiert das geplante Bestrahlungsfenster vor Vorliegen der PET-Information. Die Diskrepanz zwischen dem geplanten Bestrahlungsvolumen und der tatsächlichen Ausdehnung des Tumors ist gravierend. Ganze Bereiche des Tumors im rechten Lungenflügel werden nicht erfasst, ebenso nicht die kontralaterale Erkrankung in den linken hilären Bereichen. Statt dessen liegt nicht betroffenes, gesundes mediastinales Gewebe im Bereich des Bestrahlungsvolumens.

⊡ Abb. 17.2. Koronale PET-Schnittbilder eines Patienten mit Hodgkins-Lymphom vor Beginn (obere Reihe) der Chemotherapie mit ABVD (einem Kombinationszytostatikum) und 3 Monate nach Beginn

der Therapie (untere Reihe) (Bilder mit frdl. Genehmigung von Dr. J.F. Gaillard, Hôpital des Instructiones des Armées Val de Grace, Paris, Frankreich)

17

288

II

Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

Die Einbeziehung biologischer und biochemischer Bildinformation zur Therapieplanung entwickelt sich gegenwärtig zum Standard. Die medizintechnische Industrie trägt dem durch die Entwicklung verbesserter Verfahren und Algorithmen zur einfacheren Einbindung dieser Informationen in den Planungsprozess verstärkt Rechnung (z. B. BioGuide® von Philips Medical Systems). Die vorliegenden Beispiele können nur einen kleinen Einblick in das umfangreiche Anwendungspotential der PET und PET-CT in klinischer Diagnostik und Therapie geben. Alle in den 3 Beispielen gezeigten PET-Untersuchungen wurden mit 18-F-Fluordesoxyglukose, einem mit dem Positronenemitter 18-F markierten Glukoseanalogon, durchgeführt. Bereits 1926 stellte Otto Warburg

⊡ Abb. 17.3. Beispiel einer Strahlentherapieplanung eines Lungenkrebspatienten. Die morphologische Bildinformation der CT ist grau dargestellt, die funktionale (metabolische) der PET in gelb. Die roten Areale markieren das geplante Bestrahlungsvolumen vor dem Vorliegen der PET-Information (Bilder mit frdl. Genehmigung von Dr. A. Waxman und Dr. R. Thompson, Cedars Sinai Medical Center, Los Angeles, USA)

[19] fest, dass maligne Zellen aufgrund ihrer rapiden Proliferation und des damit einhergehenden gesteigerten Energiebedarfs einen erhöhten Glukosestoffwechsel und eine größere Zahl von Glukosetransportern an ihrer Zellmembran aufweisen. Dieser biochemische Effekt wird in der PET mit 18-F-FDG zum Nachweis der Malignität von Geweben ausgenutzt, wobei dem Verfahren zugute kommt, dass das biochemische System des menschlichen Organismus (und auch das der meisten anderen Wirbeltiere) sensitiv genug ist, um die fluormarkierte Desoxyglukose von der im normalen Stoffwechselgeschehen verbrauchten Glukose zu unterscheiden. 18-F-FDG passiert die Zellmembran wie normale Glukose und nimmt auch am ersten Phosphorylierungsschritt in der Zelle teil, scheidet danach jedoch aus dem weiteren Stoffwechselzyklus aus und reichert sich in der Zelle an. Dieses sog. »trapping« stellt die Grundlage für den Nachweis in der PET dar, da es dadurch zu einer fokalen Anreicherung des PETIsotops kommt, welche im PET-Bild sichtbar gemacht werden kann. Die Aufgabe des Biochemikers und des Radiopharmazeuten oder Radiochemikers ist es also, ein geeignetes Analogon für den jeweils zu untersuchenden biochemischen Prozess zu finden, welches sich in den Targetzellen anreichert oder an den den biologischen Prozess bestimmenden Rezeptoren andockt. Nur so ist ein Nachweis im PET-Bild möglich. Neben der 18-F-FDG, mit der heute noch mehr als 80% aller PET-Untersuchungen durchgeführt werden, wurde eine große Zahl weiterer PET-Tracer entwickelt. ⊡ Tab. 17.1 zeigt eine Auswahl der am häufigsten verwendeten PET-Isotope, deren Halbwertszeiten sowie einige typische verwendete PET-Tracer. Prinzipiell lässt sich jedes organische Molekül mit einem PET-Isotop markieren und auf seinem Weg durch den Organismus verfolgen [20]. Gemeinsam ist den hier aufgelisteten Isotopen, dass es sich bei ihnen um sog. physiologische, d. h. körpereigene, Elemente handelt (das 18-Fluor eignet sich aufgrund der ähnlichen Elektronegativität und Atommasse sehr gut als Substituent für OH-Gruppen, die in jedem organischen

⊡ Tab. 17.1. Häufig verwendete PET-Isotope, deren Halbwertszeiten und einige mit ihnen markierte PET-Tracer sowie deren klinische Einsatzgebiete Isotop

Halbwertszeit

Typische PET-Tracer

Einsatzgebiete

15-O (Sauerstoff )

2,04 min

H2O, CO2

Blutflussmessungen O2-Stoffwechsel

13-N (Stickstoff )

9,97 min

NH3

Perfusionsmessung am Herzen

11-C (Kohlenstoff )

20,4 min

C-11 Methionin (+ eine große Zahl weiterer)

Onkologie, Tumordetektion, -staging, -monitoring

18-F (Fluor)

109,8 min

18-F-FDG (+ eine wachsende Zahl anderer fluorierter Verbindungen)

Onkologie, Tumordetektion, -staging, -monitoring, Entzündungen, Demenzen

289 17.1 · Besondere Eigenschaften der PET

Molekül vorkommen). Diese Tatsache ist die biochemische Ursache für die Ausnahmestellung der PET unter den diagnostischen Verfahren. Zwei andere Ursachen liegen in der physikalischen Natur der positronenemittierenden Radionuklide begründet: Im Gegensatz zu den sog. »Single-Photon-Emittern« wie z. B. Technetium (Tc-99m), oder Jod (z. B. J-131), die bei ihrem radioaktiven Zerfall jeweils nur ein Photon (γQuant) in beliebiger Richtung aussenden, entstehen beim Zerfall positronenemittierender Radionuklide 2 Photonen, die in entgegengesetzter Richtung (180°) und mit exakt gleicher Energie von 511 keV emittiert werden. Dies ermöglicht deren Nachweis in Koinzidenz (Gleichzeitigkeit) mit Hilfe gegenüberliegender Detektoren. Das Phänomen stellt hohe Anforderungen an die Zeitauflösung des Nachweissystems, da die emittierten Quanten innerhalb von Nanosekunden (1 ns=10–9 s) nachgewiesen werden müssen. ⊡ Abb. 17.4 zeigt den Unterschied der Messanordnung für den Nachweis von Single-Photon-Emittern und positronenemittierenden Radionukliden. Für den Nachweis von Nukliden, die nur jeweils ein Photon emittieren, muss ein mechanischer Kollimator (im Wesentlichen eine dicke Metallplatte mit vielen kleinen senkrechten Löchern) die Ortsinformation liefern, indem nur senkrecht einfallende Ereignisse zugelassen werden (⊡ Abb. 17.4, rechts). Dagegen ist offensichtlich, dass beim Nachweis eines Positronenzerfalls das Ereignis auf der Verbindungslinie der beiden Nachweisorte gelegen haben muss (⊡ Abb. 17.4, links). Diesen Effekt nennt man elektronische Kollimation, er ist die Basis der unerreicht hohen Sensitivität der PET. In einer Messung mit Kollimatoren (rechte Seite in Abbildung 17.4) werden 80–90% der vom Patienten emittierten Strahlung durch den Kollimator absorbiert. Die elektronische Kollimation durch den Positronenzerfall erlaubt es, auf mechanische Kollimatoren zu verzichten und damit die Sensitivität des Nachweises um einen Faktor 100–1000 zu erhöhen. Der jeweils gleichzeitige Nachweis zweier 511-keVγ-Quanten bedeutet auch, dass in einer PET-Messung die Auflösung und Signalabschwächung (engl. »attenuation«) unabhängig vom Zerfallsort des Nuklids im Objekt ist. Dies erlaubt über eine messtechnische Korrektur der Abschwächung die relative und auch absolute Quantifizierbarkeit der PET-Messungen. So können z. B. metabolische Raten des Glukoseumsatzes bestimmt werden. Eine weitere vorteilhafte physikalische Eigenschaft vieler positronenemittierender Radionuklide ist deren relativ kurze Halbwertszeit. Als Halbwertszeit bezeichnet man die Zeit, in der jeweils die Hälfte aller Atome eines radioaktiven Nuklids zerfällt. Dies heißt, in einer Halbwertszeit klingt die Aktivität eines Nuklids auf die Hälfte ab, in 2 Halbwertszeiten auf 1/4 usw. Je kürzer die Halbwertszeit eines Nuklids ist, desto »schneller« zerfällt es, d. h. in kürzerer Zeit wird mehr Strahlung emittiert.

Messtechnisch gesehen bedeutet dies, dass für positronenemittierende Radionuklide die Zerfallsrate, d. h. die zeitliche Signaldichte, höher ist als für längerlebige Isotope. Damit lassen sich in kürzerer Zeit mehr Ereignisse nachweisen, was die statistische Qualität der Messungen erhöht und gleichzeitig erlaubt, die Messzeiten kurz zu halten und niedrigere Aktivitäten zu verwenden. Ein Zahlenbeispiel verdeutlicht dies: in einer typischen Messung der Nuklearmedizin mit einem SinglePhotonen-Emitter längerer Halbwertszeit und Kollimator werden nach Injektion von ungefähr 20 mCi des Isotops ca. 500–3500 Ereignisse pro Sekunde registriert, während in der PET die sog. Koinzidenzzählrate nach Injektion von weniger als 10 mCi leicht im Bereich von 50.000–100.000 Ereignissen pro Sekunde liegen kann. Dies bedeutet, dass das Messverfahren der PET um Größenordnungen sensitiver ist und damit die Detektion auch kleinster Tracermengen ermöglicht. Die hohe Sensitivität des Verfahrens erlaubt es auch, mit sehr kleinen Tracermengen zu arbeiten, welche im Gegensatz zu z. B. Kontrastmitteln in der Radiologie die zu untersuchenden biochemischen Vorgänge nicht verfälschen. ⊡ Tab. 17.2 zeigt die molekularen Nachweisgrenzen dreier medizinischer bildgebender Verfahren zum Vergleich. Die kurze Halbwertszeit der meisten PET-Nuklide hat auch eine kurze Verweildauer der Radioaktivität im Patienten zur Folge, was sowohl physiologisch als auch strahlenschutztechnisch von Vorteil ist. Sie erlaubt eventuell auch, z. B. 2 verschiedene PET-Untersuchungen in kurzer zeitlicher Abfolge durchzuführen.

⊡ Abb. 17.4. Messtechnischer Nachweis von Single-Photon-Emittern mittels Kollimatoren (γ-Kamera; rechts) und der kollimatorlosen Messung positronenemittierender Nuklide in der PET (links)

⊡ Tab. 17.2. Molekulare Nachweisgrenzen bildgebender Verfahren Methode (Abk.)

Nachweisgrenze [mol]

Vollname

PET

10–12

Positronenemissionstomographie

SPECT

10–9

»Single Photon Emission Computed Tomography«

FMRI

10–3

»functional Magnetic Resonance Imaging«

17

290

II

Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

Ein Nachteil der kurzen Halbwertszeit der PET-Nuklide ist sicher ihre eingeschränkte Transportierbarkeit, da ein großer Teil der Aktivität auf dem Transport verloren geht. Alle PET-Nuklide sind künstlich erzeugte Isotope und werden in Zyklotronen aus nicht radioaktiven Elementen hergestellt. Es werden heute industrielle Kompaktyzklotrone angeboten, die sich auch in Kliniken installieren lassen und mit minimalem Personalaufwand bedienbar sind. Trotzdem muss nicht jeder PET-Anwender ein Zyklotron installieren. Mit Fluor-18 (Halbwertszeit 109 min) markierte PET-Tracer lassen sich bis zu Transportentfernungen von 2–3 h noch ökonomisch transportieren, und in vielen Ländern mit hoher PET-Dichte wurden bereits Netzwerke der PET-Tracerdistribution etabliert, da ein Zyklotron leicht mehrere klinische PET-Scanner mit Radionukliden versorgen kann. Die wesentlichen Charakteristika der PET, die ihre herausragende Stellung unter den diagnostischen Verfahren begründen, sind in der  Übersicht zusammengefasst. Es sind diese drei Charakteristika, die die PET zu so einem unvergleichlichen diagnostischen Verfahren machen und sie von allen anderen bildgebenden Verfahren, auch denen der Nuklearmedizin selbst, unterscheiden. Die PET ist ein Verfahren, das biochemische Funktionen darstellt, d. h. Prozesse statt Zustände. Diese Eigenschaft sowie die Nichtinvasivität und praktisch risikofreie Anwendbarkeit für alle Patienten machen die Positronenemissionstomographie zum prädestinierten bildgebenden Verfahren im anbrechenden Zeitalter der molekularen Medizin.

Die drei wesentlichen Charakteristika der PET 1. Die in der PET verwendeten radioaktiven Stoffe sind Isotope physiologischer, d. h. körpereigener Elemente, mit denen sich fast alle organischen Moleküle markieren lassen (d. h. die PET-Isotope werden in diese eingebaut oder an diese angehängt). Dies hat u. a. zur Folge, dass PET-Tracer physiologische Schranken (z. B. die Blut-Hirn-Schranke) leichter passieren als andere Untersuchungsmedien. 2. Die koinzidente (gleichzeitige) Emission zweier 511-keV-γ-Quanten in entgegengesetzter Richtung ermöglicht die kollimatorlose Detektion (elektronische Kollimation) und in Verbindung mit den kurzen Halbwertszeiten der PET-Nuklide eine unerreicht hohe Sensitivität des Verfahrens. Dies resultiert in einer Nachweisgrenze auf molekularem Niveau und dem Einsatz kleinster Tracermengen, die physiologische Prozesse nicht beeinflussen oder verfälschen. 3. Wegen der Tiefenunabhängigkeit der Detektion sind PET-Messungen absolut quantifizierbar. Dies ist besonders im Hinblick auf den Einsatz der PET in Therapiemonitoring und -kontrolle als auch in der biochemischen und pharmazeutischen Forschung von Interesse.

Im Folgenden soll auf die physikalischen Grundlagen der Positronenemissionstomographie sowie die heute verfügbare Technologie zu ihrer klinischen Anwendung eingegangen werden. Am Ende wird ein Ausblick auf aktuelle Technologieentwicklungen gegeben.

17.1.1 Physikalische Grundlagen der PET

Positronenemission und Annihilation Das wesentliche physikalische Charakteristikum positronenemittierender Nuklide ist ihr Zerfall unter Aussendung zweier 511-keV-γ-Quanten in entgegengesetzter Richtung. Dieser resultiert aus der Tatsache, dass positronenemittierende Nuklide einen Protonenüberschuss im Kern aufweisen. Um den energetischen Grundzustand zu erreichen, wird ein Proton in ein Neutron verwandelt. Nach den Gesetzen der Ladungserhaltung kann aber die positive Ladung des Protons nicht einfach verschwinden, daher wird sie in Form eines Positrons aus dem Kern emittiert. Das Positron ist das Antiteilchen des Elektrons, d. h. es hat die gleiche Masse, aber entgegengesetzte Ladung wie das Elektron. Als Teil der Antimaterie ist es in der »normalen« Materie nicht überlebensfähig und wird daher, nachdem es mit verschiedenen Hüllenelektronen kollidiert ist und seine Energie auf die der Hüllenelektronen »abgekühlt« hat, mit einem solchen verschmelzen. Diesen Prozess nennt man Annihilation, und er ist unvorstellbar kurz, nur einige Pikosekunden (1 ps=10–12 s) lang. Im Ergebnis der Verschmelzung des Positrons mit dem Hüllenelektron werden deren Ruhemassen (2×511 keV) in Form von 2 γ-Quanten im Winkel von fast exakt 180° abgestrahlt. Aus Gründen der Impulserhaltung wird noch ein Neutrino emittiert. ⊡ Abb. 17.5 veranschaulicht den Ablauf des Positronenzerfalls. Es ist wichtig festzuhalten, dass Zerfallsort des Nuklids und Nachweisort der Annihilation räumlich voneinander getrennt sind. Diesen Effekt bezeichnet man als physikalische Unschärfe, und deren Größe hängt von der initialen Energie des emittierten Positrons ab (einige MeV, d. h. das

⊡ Abb. 17.5. Schematische Darstellung des Positronenzerfalls und der Annihilation

291 17.1 · Besondere Eigenschaften der PET

Positron bewegt sich ca. 1–6 mm vor der Annihilation). Diese physikalische Unschärfe ist ein limitierender Faktor für die räumliche Auflösung der PET, und es ist wichtig zu verstehen, dass die PET als bildgebendes Verfahren in diesem Parameter nicht mit CT oder MR konkurriert. Die Stärke der PET ist eindeutig ihre hohe Sensitivität und die Fähigkeit, biochemische Prozesse statt morphologischer Zustände darzustellen.

Messtechnischer Nachweis der Positronenannihilation Der Nachweis radioaktiver Strahlung zur Bildgebung in der Medizin erfolgt zumeist mittels sog. Szintillatoren, d. h. von Kristallen, die unter der Einwirkung höherenergetischer radioaktiver Strahlung Licht erzeugen. Eine Besonderheit der positronenemittierenden Radionuklide in Bezug auf die Strahlungsdetektion ist die relativ zu anderen nuklearmedizinischen Isotopen höhere Quantenenergie von 511 keV. Dies stellt besondere Anforderungen an das Szintillatormaterial hinsichtlich der Absorptionsfähigkeit, resultiert aber auch in einer stärkeren Lichterzeugung (Lichtausbeute) in der Szintillation. Wegen der Kurzlebigkeit der meisten Positronenemitter und der damit verbundenen hohen Signalraten (Zählraten) ist auch das zeitliche Verhalten der Lichterzeugung und des -abklingens ein wichtiger Parameter für in der PET verwendete Szintillatoren. Die generellen Eigenschaften und Anforderungen an Szintillatormaterialien für die PET sind in ⊡ Tab. 17.3 zusammengefasst. ⊡ Abb. 17.6 zeigt das Schema der Koinzidenzdetektion. Zwei gegenüberliegende Detektoren registrieren jeweils ein 511-keV-γ-Quant des gleichen Zerfallsereignisses. Jedes von ihnen erzeugt einen Lichtblitz im Szintillationskristall, der über Photoelektronenvervielfacher (engl.: »photomultiplier tubes«, PMT) in einen Strom- bzw. in der nachfolgenden Elektronik in einen Spannungsimpuls verwandelt wird. Die Verteilung der Signalamplituden auf den hinter dem Kristall liegenden Photomultipliern erlaubt die räumliche Lokalisation des Auftreffortes des Ereignisses (Anger-Logik) [3].

Ein sog. Koinzidenzschaltkreis mit guter Zeitauflösung (typisch: 3–6 ns) überprüft die Gleichzeitigkeit der beiden Ereignisse und setzt im positiven Fall das der entsprechenden Koinzidenzlinie (engl.: »line of response«, LOR) zugeordnete Speicherelement um +1 herauf, d. h. ein Ereignis wurde registriert. Bevor dies geschieht, wird noch anhand der Signalamplitude die Energie der beiden γ-Quanten überprüft. Warum dies wichtig ist, werden wir im Folgenden noch sehen. Es ist interessant, sich vorzustellen, dass in einem modernen PET-Tomographen in einer klinischen Standarduntersuchung 3–10 Mio. Einzelereignisse pro Sekunde prozessiert werden müssen, um die »guten« Koinzidenzereignisse herauszufiltern (ungefähr 20.000–70.000 pro Sekunde für eine typische klinische PET-Studie mit F18-FDG). Dies verdeutlicht die enormen Anforderungen an die Signalverarbeitung in der PET. Diese Anforderungen an die Signalverarbeitung werden noch einmal um mehrere Größenordnungen gesteigert, wenn man versucht, auch die zeitliche Differenz des Eintreffens der beiden Koinzidenzereignisse zu messen. Dieses als sogenanntes »Time-of-Flight« (TOF)PET bekannte Verfahren erlaubt es, den Ort der Annihilation weiter einzugrenzen und damit insbesondere die Empfindlichkeit des Verfahrens durch Verringerung des

⊡ Abb. 17.6. Prinzip der Koinzidenzdetektion von Annihilationsstrahlung

⊡ Tab. 17.3. Wichtige gewünschte Eigenschaften von Szintillationskristallen für die PET Gewünschte Szintillatoreigenschaft

Bestimmt durch

Einfluss auf

Hohe Absorption für 511 keV

Dichte, Ordnungszahl, Dicke

Signal-Rausch-Verhältnis

Hohe Lichtausbeute

Dichte der Szintillationszentren (Dotierung), konkurrierende Mechanismen (Comptonstreuung)

Energieauflösung, Zeitauflösung

Kurze Anstiegs-/Abklingzeiten

Intrinsische Szintillatoreigenschaften

Zeitauflösung (bes. TOF) Randoms-Reduktion Zählratenkapazität (Totzeit)

Gute Energieauflösung

Intrinsische Szintillatoreigenschaften, Lichtausbeute

Scatter- und Randoms-Reduktion Signal-Rausch-Verhältnis

17

292

II

Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

Hintergrundrauschens weiter zu erhöhen. Dies erfordert eine Zeitauflösung des Systems im Bereich von einigen hundert Pikosekunden (1 ps=10-12 s). Diese Technologie wird im folgenden Abschnitt noch ausführlicher beschrieben. Wie bereits angedeutet, ist es wichtig, nicht nur die zeitliche Übereinstimmung (und evtl. deren zeitlichen Abstand – TOF) zweier Ereignisse und deren Auftreffort auf dem Kristall festzustellen, sondern auch, deren Energie zu bestimmen. Bei der Messung von realen Objekten (oder in der klinischen Anwendung: Patienten) wird nicht alle Strahlung ideal und geradlinig austreten und die Detektoren treffen, sondern vorher mit der Materie, in der sich die Nuklide befinden, wechselwirken. ⊡ Abb. 17.7 zeigt eine Übersicht der möglichen Wechselwirkungen: 1. 2 γ-Quanten des gleichen Zerfallsereignisses, die ungestreut und unabgeschwächt das Objekt verlassen und während der Dauer des Koinzidenzzeitfensters (zwischen 6 und 12 ns) registriert werden, werden als wahres Ereignis (engl.: »true«) bezeichnet. Dies sind die einzigen Ereignisse, die idealerweise in die Bilddarstellung eingehen sollten. Sie behalten ihre ursprüngliche Energie von 511 keV bei und deponieren sie vollständig im Detektor. Man spricht hier auch von Photopeak-Ereignissen. 2. Wird eines der beiden γ-Quanten des Zerfallsereignisses (oder beide) gestreut, so kann das Detektionssystem die Linie (LOR), auf der der Zerfall stattgefunden hat, nicht rekonstruieren. In diesem Fall spricht man von einem gestreuten Ereignis (engl: »scatter«), und es entsteht eine LOR, die nicht einem tatsächlichen Zerfallsereignis entspricht. Gestreute Quanten haben eine niedrigere Energie als ungestreute und lassen sich darüber identifizieren. Die Streuung im Objekt ist vorwiegend Compton-Streuung, man spricht daher auch von Compton-Ereignissen. 3. Bei sehr hoher Aktivitätskonzentration (Signaldichte) wird es vermehrt vorkommen, dass 2 oder mehrere Zerfallsereignisse in das Koinzidenzzeitfenster des Systems fallen. Wird von diesen jeweils nur ein γ-Quant detektiert, während das jeweils andere nicht vom Detektionssystem erfasst wird, so spricht man von Zufallsereignissen (engl.: »randoms«). Wiederum wird das Detektionssystem eine LOR registrieren, der kein wirkliches Zerfallsereignis entspricht. Daher wird klar, dass nur die Ereignisse unter Punkt 1 zur Bildrekonstruktion herangezogen werden sollten. Die Ereignisse in 2 und 3 dagegen reduzieren die Bildqualität und die Genauigkeit quantitativer Aussagen. Ein wesentliches Merkmal gestreuter Ereignisse ist deren niedrigere Energie verglichen mit ungestreuten Quanten. Dies erlaubt eine Separation derselben durch Energiediskriminierung. Eine wesentliche Voraussetzung effektiver Energiediskriminierung ist die Fähigkeit des

⊡ Abb. 17.7. Mögliche Ereignisse in der Koinzidenzdetektion. Von oben nach unten: wahre Koinzidenzen (»trues«), gestreute Ereignisse (»scatter«), Zufallsereignisse (»randoms«) und die Abschwächung (»attenuation«) durch Absorption

Detektorsystems, zwischen verschiedenen Energien unterscheiden zu können, welche auch als Energieauflösung (ΔE/E) bezeichnet wird. Wie oben ausgeführt, benötigt die PET aufgrund der physikalischen Eigenschaft der elektronischen Kollimation prinzipiell keinerlei mechanische Kollimierung. Trotzdem wurden historisch mit dem Übergang vom Einschicht- zu Mehrschichtscannern über viele Jahre noch sog. Septen (Ringscheiben aus Wolfram) vorwiegend bei auf Wismutgermanat (BGO) basierenden PET-Scannern eingesetzt [21]. Sie sind exakt vor den Zwischenräumen der Kristalldetektoren positioniert und reduzieren den axialen Akzeptanzwinkel für Koinzidenzereignisse auf 3–5°, abhängig vom Scannermodell. Diesen Akquisitionsmodus bezeichnet man als zweidimensionale (2D) Akquisition, in ⊡ Abb. 17.8 links dargestellt. Er führt zu einer Reduktion des Eindringens der Streustrahlung in den Detektor zum Preis einer deutlichen Verringerung der Systemempfindlichkeit (Faktoren 4–5). Mit dem Einsatz neuer Szintillatoren mit besserer Energieauflösung und besseren Detektordesigns sowie Rekonstruktionsalgorithmen konnte in der PET mehr und mehr zum 3D Akquisitionsmodus (⊡ Abb. 17.8 rechts) übergegangen und damit deren volles Sensitivitätspotential genutzt werden [22]. ⊡ Abb. 17.9 zeigt ein charakteristisches Energiespektrum eines PET-Tomographen mit sehr guter Energieauflösung. Die physikalische Größe zur Charakterisierung der Energieauflösung in der PET ist die Halbwertsbreite des 511-keV-Signals (hier mit FWHM bezeichnet, engl. »full width at half maximum«). Die Stärke des im Szintillationskristall erzeugten Lichtsignals ist proportional zur inzidenten Energie des γ-Quants, somit lassen sich niederenergetische Signale durch Impulshöhenanalyse ausfiltern (sog. »thresholding«). ⊡ Abb. 17.9 verdeutlicht dies durch eine senkrechte Linie im Spektrum. Es wird klar, dass dies um so effektiver geschehen kann, je besser die Energieauflösung des Detektionssystems ist, d. h. je schmaler die FWHM ist.

293 17.1 · Besondere Eigenschaften der PET

⊡ Abb. 17.8. Unterschied zwischen 2D- (links) und 3D- (rechts) Akquisitionsmodus in der PET

⊡ Abb. 17.9. Typisches Energiespektrum eines PET-Tomographen mit sehr guter Energieauflösung (FWHM). Die gestreuten Ereignisse (»scatter«) haben eine niedrigere Energie als die ungestreuten (»photopeak«) und lassen sich daher mittels Impulshöhenanalyse (»threshold«) herausfiltern

Diese hängt von verschiedenen Faktoren ab: ▬ intrinsische Energieauflösung des Szintillatormaterials, ▬ Lichtausbeute des Szintillatormaterials, ▬ Eigenschaften des Lichtleiters zwischen Kristall und Photoelektronenvervielfacher (PMT), ▬ Geometrie der Detektoranordnung, ▬ elektronisches Rauschverhalten der Verstärkerkomponenten. Die Auswirkungen der oben erwähnten unerwünschten Ereignisse lassen sich gut an einem unkorrigierten PETBild ausmachen, z. B. am Thorax eines Patienten. Neben

der Körperkontur wird zu erkennen sein, dass scheinbar Ereignisse außerhalb des Patienten stattgefunden haben, wobei man aber bei einer Aufnahme mit 18-FDG sicher sein kann, dass sich keine Aktivität außerhalb des Patienten befindet. Diese scheinbaren Ereignisse sind durch Streuung und Zufallsereignisse entstanden und beeinträchtigen offensichtlich die Bildqualität. Die Zufallsereignisse sind homogen verteilt, da sie (quadratisch) von der im Gesichtsfeld befindlichen Aktivität abhängen. Die Streuung ist abhängig von der Objektdichte und -lage und damit inhomogen. Im Thorax ist die Streuung im (dichteren) Mediastinum höher als in den (weniger dichten) Lungenflügeln. Eine weitere Eigenschaft der Strahlungsausbreitung in realen Objekten (Patienten), welche die Bildqualität und die quantitative Genauigkeit sehr stark beeinflussen kann, ist die sog. Abschwächung (engl. »attenuation«), wie schematisch bereits in der unteren Reihe von ⊡ Abb. 17.7 dargestellt. Zum Zweck der Koinzidenzdetektion in der PET ist es notwendig, dass jeweils beide Quanten eines Zerfallsereignisses das Objekt verlassen und registriert werden. Wird nun eines der beiden oder werden beide Quanten im Medium soweit abgeschwächt, dass sie es nicht mehr oder außerhalb des Detektionssystems verlassen, wird kein Ereignis registriert. Es ist hier wichtig, 2 Besonderheiten der Abschwächung in der Koinzidenzdetektion zu verstehen: 1. Die Wahrscheinlichkeit der Abschwächung hängt nicht von der Tiefe (Position) des Zerfallsereignisses ab, da beide Quanten das Objekt verlassen müssen, um registriert zu werden. Die obere Reihe in ⊡ Abb. 17.10 veranschaulicht, dass die Gesamtabschwächungslänge L unabhängig vom Ort des Zerfalls ist. 2. Die untere Reihe von ⊡ Abb. 17.10 macht deutlich, dass 1. nur für identische LOR-Richtungen gilt. Handelt es sich um ein Objekt mit nicht kreisförmigem Querschnitt (charakteristisch für die meisten Patienten), kommt es zu richtungsabhängig variierender Abschwächung, welche zu Artefakten führen kann. Auch bei exakt kreisförmigem Querschnitt des Objekts wird man im Zentrum eine scheinbar verminderte Aktivität messen, da die Quanten entlang nichtzentraler LOR eine geringere Wahrscheinlichkeit der Abschwächung (d. h. kleineres L) aufweisen. Im transaxialen Querschnitt lassen sich Effekte (Bildartefakte) der Abschwächung beobachten: Die Lungenflügel scheinen Aktivität zu enthalten, während das Mediastinum (in dem viele Hauptblutgefäße liegen) scheinbar geringere Aktivität aufweist. Aus Messungen der physiologischen Verteilung von 18-F-FDG wissen wir aber, dass dies in Wirklichkeit nicht so ist. Gerade die umgekehrte Verteilung wäre korrekt, d. h. wenig oder fast keine Aktivität in den Lungenflügeln, aber hohe Aktivität im Mediastinum. Es wird klar, dass es sich um einen Bildar-

17

294

Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

II

⊡ Abb. 17.10. Schematische Darstellung der Tiefenunabhängigkeit (obere Reihe) sowie der Richtungsabhängigkeit (untere Reihe) der Abschwächung in der Koinzidenzdetektion)

⊡ Abb. 17.11. Prinzip der Messung der Abschwächung in der PET mit positronenemittierendem Nuklid (links) und Einzelphotonenemitter oder CT (Röntgenröhre und -detektor) (rechts)

tefakt, erzeugt durch Abschwächung, handelt. Es ist leicht vorstellbar, dass solche Artefakte zu Fehlinterpretationen oder -diagnosen führen können und daher vermieden werden müssen. Es gibt mehrere Möglichkeiten, den Effekt der Abschwächung in der PET rechnerisch oder messtechnisch zu korrigieren: 1. Bei bekannter Objektgeometrie und annähernd homogener Dichte (z. B. Gehirn) lässt sich der Betrag der Abschwächung rechnerisch abschätzen [23]. 2. Messung der Abschwächung mittels eines extern um das Objekt kreisenden positronenemittierenden Nuklids (z. B. Ge-68) in Koinzidenz [24]. 3. Messung der Abschwächung mittels eines extern um das Objekt kreisenden Einzelphotonenemitters (z. B. Cs-137) mit einer Energie nahe bei 511 keV [25,26]. 4. Gewinnung der Dichteinformation aus dem CT-Bild (PET-CT). Dazu wird das CT-Bild segmentiert (d. h. in Volumina annähernd gleicher Dichte unterteilt, z. B. Luft (Lunge), Wasser (Weichteilgewebe), Knochen, andere (z. B. Implantate oder Kontrastmittel) und auf die Auflösung des PET heruntergeglättet. Den verschie-

denen Gewebetypen werden bekannte PET(511 keV)Abschwächungskoeffizienten zugeordnet, und dieses vereinfachte CT-Bild wird in der Geometrie des PETBildes rückprojeziert. Die Koeffizienten der Abschwächung werden dann per line-of-response (LOR) in der PET-Rekonstruktion verrechnet [27]. ⊡ Abb. 17.11 soll das Prinzip der Messung der Abschwächung mit einem positronenemittierenden Nuklid (links) und einem Einzelphotonenemitter bzw. dem CT (rechts) veranschaulichen. Im Falle von externen Isotopen-Strahlungsquellen durchstrahlen diese den Patienten entlang der exakt selben LOR, entlang derer die Emission gemessen wird. Zur Kalibrierung wird ein sog. »Blank«-Scan benutzt, d. h. eine Aufnahme ohne Objekt im Gesichtsfeld. Da die Quellstärke (Aktivität) bekannt ist, lässt sich aus der Differenz der gemessenen Zählrate im Blank-Scan und der Rate im Objektscan der Betrag der Abschwächung (Abschwächungskoeffizient) entlang jeder Koinzidenzlinie (LOR) bestimmen. Dieser wird dann zur Korrektur der Signalrate der Emission entlang der entsprechenden Koinzidenzlinie herangezogen.

295 17.1 · Besondere Eigenschaften der PET

⊡ Abb. 17.12. Vereinfachtes Prinzip der Bildrekonstruktion in der PET: Aus den gemessenen Koinzidenzen entlang der LOR zwischen den Detektoren m(i,j) muß die wahre Aktivitätskonzentration in den (Vo-

lumen-)elementen a(x,y,(z)) ermittelt werden (hier zur Vereinfachung nur zweidimensional dargestellt). (Abb. mit frdl. Genehmigung von W. Böning, Technische Universität München)

Im Falle eines PET-CT-Gerätes wird die Bildinformation des CT-Bildes zur Berechnung der Abschwächungskorrektur benutzt. Dazu wird das CT-Bild segmentiert (d. h. in Volumina annähernd gleicher Dichte unterteilt, z. B. Luft (Lunge), Wasser (Weichteilgewebe), Knochen, andere (z. B. Implantate oder Kontrastmittel) und auf die Auflösung des PET heruntergeglättet. Anschließend wird es rückprojiziert, und den verschiedenen Gewebetypen werden bekannte PET(511 keV)-Abschwächungskoeffizienten zugeordnet. Diese Koeffizienten werden dann per line-of-response (LOR) in der PET-Rekonstruktion verrechnet.

wahren Aktivitätsverteilung im Objekt (Patient) zu erzeugen. ⊡ Abb. 17.12 veranschaulicht dies. Das Ziel der Bildrekonstruktion ist es, aus den gemessenen Koinzidenzen entlang der LOR zwischen den Detektoren m(i,j) die wahre Aktivitätskonzentration in den (Volumen-)elementen a(x,y,(z)) zu ermitteln (zur Vereinfachung nur zweidimensional dargestellt). Zuvor ist es wichtig, die wahren Ereignisse von den unerwünschten (»scatter«, »randoms«) zu trennen sowie den Effekt der Abschwächung zu korrigieren. Auf die Details dieser Korrekturen kann an dieser Stelle nicht näher eingegangen werden. Historisch wurden bei der PET aus Gründen sehr begrenzter Datenspeicher- und Prozessierungskapazitäten statt kartesischer (x, y, z) häufig Polarkoordinaten (θ, r) verwendet. ⊡ Abb. 17.13 ( auch 4-Farbteil am Buchende) zeigt das Prinzip der Speicherung der gemessenen LOR in sogenannten Sinogrammen mit Polarkoordinaten. Jede Koinzidenzlinie (LOR) wird entsprechend ihres Winkels θ (gemessen meist von der »12 Uhr-Position«) sowie ihres radialen Abstands r vom Zentrum des kreisförmigen Gesichtsfelds als ein Ereignis in der Position (θ, r) im Sinogramm gespeichert. In ⊡ Abb. 17.13 ist zur Vereinfachung nur ein zweidimensionales Sinogramm dargestellt. Für die normalerweise dreidimensionalen Messungen kommt noch ein

Bildrekonstruktion Wie gelangt man aber nun von den vielen Millionen registrierter Ereignisse (eine typische Ganzkörper-PET-Studie mit F-18-FDG enthält ca. 100 Mio. Koinzidenzereignisse) zu einem von einem Arzt zu interpretierenden PET-Bild? An dieser Stelle kann nur in sehr kurzer und vereinfachter Form auf die Grundlagen der Bildrekonstruktion in der PET eingegangen werden. Weiterführende Informationen finden sich z. B. in [28–30]. Mathematisch gesehen besteht die Aufgabe der PETBildrekonstruktion darin, aus den gemessenen Koinzidenzen (Projektionen) ein möglichst genaues Abbild der

17

296

II

Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

weiterer Parameter, der axiale Winkel ϕ relativ zur Achse des Detektionssystems) der Koinzidenzlinie, hinzu. Oft wurden die Daten jedoch mittels sog. »rebinning« in zweidimensionale Sinogramme (entsprechend transaxialer Schichten) umgewandelt und auch die Anzahl der möglichen radialen Abstände und Winkel wurde begrenzt durch die Sinogrammgröße. Die sogenannten Histogrammspeicher von PETTomographen erlaub(t)en Sinogrammgrößen von ungefähr 192×256 Elementen (Winkel [Zahl der Projektionen]×radiale Abstände). Die meisten PET-Tomographen verfügen heute jedoch über Tausende (meist mehr als 10.000) Detektorelemente (Szintillationskristalle), die die Messung von mehreren Millionen Koinzidenzlinien erlauben. Es ist offensichtlich, dass die radikale Vereinfachung der Datensortierung in Sinogramme die rekonstruierte Bildauflösung und den Kontrast reduzieren muss.

⊡ Abb. 17.14 veranschaulicht diese Tatsache am vereinfachten Beispiel des Vergleichs von 2 oder 3 verfügbaren Projektionen. Es ist deutlich erkennbar, dass mit 3 Projektionen zumindest 2 der Objekte (Quellen) mit wesentlich höherem Kontrast abgebildet werden als mit nur 2 Projektionen. Man kann sich sicher vorstellen, dass mit z. B. 6 Projektionen auch die anderen beiden Quellen kontrastreicher abgebildet würden. Gegenwärtig werden an den meisten PET-Tomographen klinische Bilder noch aus 2D-Sinogrammen durch iterative Rekonstruktion erzeugt. Verschiedene Verfahren wurden implementiert, die meisten basieren auf Maximum-Likelihood-Algorithmen (MLEM, OSEM), die in mehreren Iterationsschritten (typisch: 2–12) zum gewünschten Bild konvergieren und anschließend mittels verschiedener Filter geglättet werden [31,32]. Fortgeschrittenere Algorithmen verwenden von Voxeln abweichende Basisfunktionen und schneller konvergierende Iterationstechniken [33,34].

⊡ Abb. 17.13. Prinzip der Datenspeicherung der Projektionen der gemessenen Aktivitätsverteilung (links) in Sinogrammen mit Polarkoordinaten (rechts). (Abb. mit frdl. Genehmigung von W. Böning, Technische Universität München)

⊡ Abb. 17.14. Unterschied der Ergebnisse der Rückprojektion von gemessenen Projektionen von 4 Objekten (z. B. radioaktiven Quellen) aus 2 Projektionen (links) oder 3 Projektionen (rechts). (Abbildung mit frdl. Genehmigung von W. Böning, Technische Universität München)

297 17.1 · Besondere Eigenschaften der PET

Aufgrund der rasanten Entwicklung der Computerarchitektur hin zu höherer Leistungsfähigkeit (Speicherplatz und Rechengeschwindigkeit) bei gleichzeitiger Kostenreduktion der Komponenten wird es heute möglich, bei modernen PET-Tomographen auf die Vereinfachung (Datenreduktion) der Sinogramme zu verzichten und dreidimensionale Bilder direkt aus den gemessenen LOR zu rekonstruieren [35]. Dies führt zu einer Verbesserung von Kontrast (Signal-zu-Rausch-Verhältnis) und vermindert Effekte der Degradation der räumlichen Auflösung, wie ⊡ Abb. 17.15 veranschaulicht.

Eine weitere Verbesserung der Bildqualität wird möglich, wenn die Information über die zeitliche Differenz des Eintreffens zweier γ-Quanten einer LOR (time-offlight=TOF) verwendet werden kann [36,37]. Im Sinne einer Wahrscheinlichkeit des wahren Ortes der Annihilation wird dadurch der Bereich der Unsicherheit von der Länge der gesamten LOR auf einen Teilbereich derselben reduziert. ⊡ Abb. 17.16 veranschaulicht dies grafisch. Stellt man sich nun wieder einen Rekonstruktionsalgorithmus analog zu ⊡ Abb. 17.14 vor, wird deutlich, wie die TOF-Information das Rauschen reduziert und das Signal-zu-Rausch-

⊡ Abb. 17.15. Evolution der Rekonstruktionsverfahren in der PET illustriert an einem Phantom mit verschieden grossen, aktivitätsgefüllten Einsätzen sowie Aktivität im Hintergrundvolumen: obere Reihe: gefilterte Rückprojektion aus 2D-Sinogrammen, zweite Reihe: iterative Rekonstruktion aus 2D-Sinogrammen, dritte Reihe: iterative Rekonstruktion aus 3D-Sinogrammen, untere Reihe: direkte iterative Rekonstruktion aus gemessenen LOR (Abbildung mit frdl. Genehmigung von F. Benard, Universite de Sherbrooke, Canada)

⊡ Abb. 17.16. Prinzip der Bildverbesserung durch Messung der Flugzeitdifferenz (engl.: time-of-flight = TOF) der koinzidenten Gammaquanten der Positronenannihilation: obere Reihe links: Koinzidenzmessung ohne TOF, rechts mit TOF. Der mögliche Ort der Annihilation wird eingegrenzt. Untere Reihe links: Überlagerung der Koinzidenzlinien einer Punktquelle ohne TOF, rechts mit TOF. Deutlich sichtbar sind die Verringerung des Rauschens sowie die Verbesserung der räumlichen Auflösung durch Verwendung der Zeitinformation

17

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II

Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

Verhältnis verbessert. Wenn man sich verdeutlicht, dass γ-Quanten bei Lichtgeschwindigkeit zur Durchquerung eines typischen Körperquerschnitts (30 cm) gerade 1 ns (10-9 s) benötigen, braucht man, um wirklich einen Effekt im rekonstruierten Bild sehen zu können, eine Systemzeitauflösung, die deutlich unter diesem Wert liegt, im Bereich einiger Hundert Pikosekunden (10-12 s). Die wesentlichen physikalischen Eigenschaften und Voraussetzungen der Positronenemissionstomographie sind in der  Übersicht zusammengefasst.

Physikalische Eigenschaften und Voraussetzungen der PET

senen Daten (LOR) zu errechnen. Die gegenwärtig fortgeschrittenste Variante nutzt dazu auch die Zeitdifferenzinformation (TOF) der γ-Quanten für weiter gesteigerten Bildkontrast und verringertes Rauschen.

17.2

Technologie der PET und PET-CT-Geräte für die Anwendung in der medizinischen Bildgebung

17.2.1 Systemgeometrie

▬ Positronenemittierende Nuklide zerfallen unter

▬

▬

▬

▬

▬

▼

Aussendung eines Positrons, welches innerhalb kürzester Zeit mit einem Elektron verschmilzt (Annihilation). Die Energie der beiden Partikel wird in Form von 2γ-Quanten von 511 keV in entgegengesetzter Richtung (180°) abgestrahlt. Diese sog. Annihilationsstrahlung kann mit Hilfe gegenüberliegender Detektoren in Koinzidenz (Gleichzeitigkeit) registriert werden. Die Verbindungslinie der beiden Auftrefforte (LOR) markiert die Linie, auf der das Annihilationsereignis stattfand (elektronische Kollimation). Die dafür verwendeten Detektoren sind Szintillationskristalle, in denen die Energie der 511 keV-Quanten in Lichtimpulse umgewandelt wird, welche über Photoelektronenvervielfacher (PMT) oder Halbleiterbauelemente in Strom- und Spannungsimpulse konvertiert werden. Die PET-Detektoren müssen in der Lage sein, Auftreffort und -zeit sowie die Energie des eintreffenden Ereignisses zu bestimmen. Wegen der Wechselwirkungen der radioaktiven Strahlung mit der Materie des Untersuchungsobjekts unterscheiden wir 4 verschiedene Effekte der Koinzidenzdetektion: – wahre Ereignisse (»trues«), – gestreute Ereignisse (»scatter«), – zufällige Koinzidenzen (»randoms«) sowie – den Effekt der Abschwächung (»attenuation«). Die Effekte von Streuung, Zufallsereignissen und der Abschwächung können rechnerisch und/oder messtechnisch korrigiert werden. In modernen PET-CT-Kombinationsgeräten spielt dabei die im CT-Bild enthaltene morphologische Information eine entscheidende Rolle zur Verbesserung der Qualität der Korrekturen. Historisch erfolgte die Reduktion der PET-Daten in sog. Sinogramme mit nachfolgender 2D- oder 3DRekonstruktion. Moderne PET-Tomographen sind in der Lage, Schnittbilder direkt aus den gemes-

Da sich in diesem Buch ein separates Kapitel mit der Technologie und Anwendung der Computertomographie befasst, beschränkt sich dieser Abschnitt auf die Erörterung der PET-Technologie. Das Ziel jeder auf radioaktiven Isotopen basierenden Messung, so auch der PET, besteht darin, in möglichst kurzer Zeit möglichst viele der stattfindenden Ereignisse (der radioaktiven Zerfälle) zu registrieren. Da der radioaktive Zerfall seiner Natur nach isotrop ist (d. h. keine bevorzugte Emissionsrichtung hat), ist es wünschenswert, mit dem Messsystem einen möglichst großen Raumwinkel um die Verteilung der Radioaktivität herum abzudecken. Diesen Faktor bezeichnet man auch als geometrische Effizienz des Messsystems. Verschiedene Detektoranordnungen wurden im Lauf der Entwicklung der PET technisch realisiert. Limitationen ergeben sich v. a. aus ökonomischen Gründen (Kosten des Detektormaterials) als auch aus praktischen Erwägungen der klinischen Anwendbarkeit (z. B. wäre das optimale Detektionssystem eine geschlossene Kugelschale, die sich aber sicher klinisch schwer anwenden ließe). Heute hat sich die Ring-Geometrie weitgehend durchgesetzt, bei der ein Ring von Detektoren die Öffnung eines Scanners umschließt, durch die der Patient auf einem speziellen Tisch in Schritten oder kontinuierlich hindurchgefahren wird, um einen bestimmten Bereich oder den ganzen Körper abzubilden. Diese Geometrie hat den Vorteil, dass sie der eines Computertomographen sehr ähnlich und daher mit einem solchen einfach kombinierbar ist. Mehr als 95% aller PET-Geräte werden heute als Kombinationsgeräte, sogenannte PET-CT, verkauft. ⊡ Abb. 17.17 zeigt ein solches System, mit dem CT-Gerät im Vordergrund und der PET-Einheit dahinter. Beide Systembestandteile haben den gleichen Durchmesser der Patientenöffnung von 70 cm, der axiale Abstand zwischen beiden beträgt ca. 55 cm. Während die meisten kommerziellen PET-CT Geräte beide Systeme unter einer Hülle mit einem längeren Patiententunnel vereinigen, verfügt das hier gezeigte der Fa. Philips über ein sog. offenes Gantry-Design, bei dem sich zwischen CT- und PET-

299 17.2 · Technologie der PET und PET-CT-Geräte für die Anwendung in der medizinischen Bildgebung

Scanner eine Lücke befindet. Dies hat Vorteile hinsichtlich der Reduzierung klaustrophobischer Effekte, für die Untersuchung von z. B. Kindern oder auch bei Patienten, bei denen bestimmte Monitoringsysteme während der Untersuchung angeschlossen bleiben müssen. Darüberhinaus lässt sich bei diesem System der PET-Teil um ca. 1 m axial nach hinten fahren und ermöglicht damit vollkommen separate PET- als auch CT-Untersuchungen sowie u. a. bildgesteuerte minimal-invasive Eingriffe, wie ⊡ Abb. 17.18 veranschaulicht. ⊡ Abb. 17.17. Beispiel eines klinischen PET-CT-Systems mit der axial und vertikal beweglichen Patientenliege, der CT-Gantry im Vordergrund sowie der PET-Gantry dahinter. Letztere läßt sich elektrisch um ca. einen Meter axial vom CT entfernen, um z. B. interventionelles Arbeiten zu ermöglichen. (Abb. mit freundlicher Genehmigung der Fa. Philips)

⊡ Abb. 17.18. Die Möglichkeit der Separation des PET- vom CT-Teil erweitert das Anwendungsspektrum kombinierter PET-CT-Geräte. Links: Einheit zur Administration gasförmiger Tracer (z. B. Rb-82, O-15) plaziert zwischen CT- und PET-Teil (Abb. mit freundlicher Genehmigung von B. Line, University of Maryland). Rechts: Anästhesie eines Patienten in Vorbereitung eines minimal –invasiven Eingriffs (Abb. mit freundlicher Genehmigung von I. Kastrup, Herlev Hospital, Kopenhagen)

17.2.2 Kommmerzielle PET-Technologie

In einem leistungsfähigen, modernen PET-Scanner müssen viele Komponenten exakt zusammenspielen. Diese sind: ▬ Szintillatorkristalle ▬ Lichtdetektionselemente ▬ Die Verbindung beider in der Detektorarchitektur ▬ Signalverstärkungs- und Verarbeitungselektronik ▬ Datenprozessierungs- und Rekonstruktionselektronik ▬ Benutzeroberfläche für Akquisition, Prozessierung & Analyse Dies setzt eine effiziente Systemarchitektur voraus. Ein Beispiel einer solchen Architektur nur des Akquisitionsteils eines modernen PET-Systems mit Time-of-Flight Kapazität zeigt ⊡ Abb. 17.19. Diese Einheit hat die Aufgabe, den Ort (Kristalle) des Auftreffens der Ereignisse, deren zeitliche Reihenfolge sowie deren Energie zu ermitteln. Anschließend müssen aus diesen Daten die koinzidenten Ereignisse herausgefiltert, deren zeitliche Abstände bestimmt (TOF) sowie deren Kompatibilität mit Energiekriterien ermittelt werden. Dies mit einer Geschwindigkeit, die Zählraten in der Größenordnung von mehreren

⊡ Abb. 17.19. Beispiel der Systemarchitektur des Aquisitionsteils für ein Timeof-Flight- (TOF-) fähiges PET-System der neuesten Generation. Am oberen Rand sind die Photomultiplier (PMT) dargestellt, die das Licht der Szintillationskristalle in Stromimpulse umwandeln. (⊡ Abb. mit freundlicher Genehmigung der Fa. Philips)

17

300

II

Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

Millionen Ereignissen pro Sekunde erlaubt und zeitliche Abstände von Ereignissen im Bereich von Pikosekunden (10-12s) ermitteln kann. Am Ende steht ein Datenstrom sog. Listmode-Ereignisse mit Raten von mehreren 100.000 Ereignissen pro Sekunde, die anschließend auf verschiedene physikalische Effekte korrigiert und vom Rekonstruktionsprogramm zum Bild verarbeitet werden. Beschäftigen wir uns nun etwas näher mit einigen der Komponenten eines PET-Scanners. Zur Detektion der 511 keV Annihilationsstrahlung werden Szintillationskristalle verwendet, über deren generelle gewünschte Eigenschaften bereits in einem vorherigen Abschnitt gesprochen wurde (⊡ Tab. 17.3). Dagegen gibt ⊡ Tab. 17.4 einen etwas genaueren Überblick über die Eigenschaften heute kommerziell verwendeter Detektormaterialien. Verglichen werden ihre Eigenschaften hinsichtlich der Absorption von 511 keV Gammastrahlen (Dichte, effektives Z, Abschwächungslänge), deren Konversion in Licht (rel. Lichtausbeute, intrinsische Energieauflösung) sowie deren zeitliches Ansprechverhalten (Lichtabklingzeit, erreichbare Zeitauflösung) [nach 38, 39]. Die Mehrheit dieser Materialien sind Kristalle seltener Erden, die in aufwändigen und langwierigen Prozessierungsschritten hergestellt werden müssen. ⊡ Abb. 17.20 ( auch 4-Farbteil am Buchende) illustriert das Ergebnis

a

nur einiger dieser Schritte. Das Ausgangsmaterial sind Pulvergemische seltener Erden, die unter hoher Temperatur und niedrigem Druck zu sog. Ingots »gewachsen« werden (⊡ Abb. 17.20a). Aus diesen werden dann die benötigten Einzelkristalle geschnitten und anschließend poliert (⊡ Abb. 17.20 b–d). Das historisch am häufigsten verwendete Detektormaterial aus ⊡ Tab. 17.4 ist Wismutgermanat (BGO), welches Anfang der 80er Jahre des vorigen Jahrhunderts wegen seiner hohen Absorptionsfähigkeit für 511 keV-Strahlung das bis dahin meistens verwendete Natriumjodid ablöste. Allerdings ist BGO in Bezug auf seine optischen Eigenschaften (Lichtausbeute, Energieauflösung) den neueren Materialien, die allesamt der Familie der Oxyorthosilikate angehören, unterlegen. Daher werden heute vorwiegend GSO, LSO und LYSO eingesetzt. Diese werden besonders wegen ihrer temporalen Eigenschaften und wegen der höheren Lichtausbeute für moderne PET-Scanner in 3D-Technologie und mit TOF-Fähigkeit favorisiert. [40–45] LaBr3 und LuAP werden im Moment nur experimentell genutzt. [46,47] Um die in der PET anfallende hohe Signalrate verarbeiten zu können, sollte das Szintillationslicht schnell ansteigen und wieder abfallen, d. h. in sehr kurzen Impulsen auftreten, um das Detektorelement für das nachfolgende Ereignis nicht zu blockieren (man spricht hier auch von

b

c

⊡ Abb. 17.20a–d. Verschiedene Szintillationskristalle für die PET. a Ausgangsmaterialien zur Herstellung und gewachsenes Rohmaterial (Ingot), b BGO-Kristalle zum Block verklebt mit Photomultiplier (PMT),

d

c GSO-Einzelkristalle im Vergleich mit 1 Cent Münze, d LYSO-Kristalle, verklebt zu vorgefertigten Detektoreinheiten

⊡ Tab. 17.4. Charakteristische Eigenschaften von Szintillatorkristallen für die PET nach [38,39] Eigenschaft

LSYO Luthetium-Yttriumoxyorthosilikat

LSO Luthetiumoxyorthosilikat

GSO Gadlinium oxyorthosilikat

BGO Wismutgermanat

LuAP Luthetiumperovskit

LaBr3 Lanthanbromid

Dichte (g/cm3) Effektives Z Abschwächungslänge 1/μ@ 511 keV (mm)

7,1 (10%Y) 64 12

7,4 66 11,5

6,7 57 14

7,1 75 10,4

8,3 66 10,4

5,3 47 21

Intrinsische Energieauflösung (%)

~10

~11

~10

>13

7–9

~3

Relative Lichtausbeute

1,2

1,0

<0,5

<0,2

~0,5

2,0

Lichtabklingzeit (ns)

~40

~40

60

300 ns

17 ns

35 ns

Erreichbare Zeitauflösung (2 Kristalle in Koinzidenz) (ps)

~450

<450

>1000

>>1000

~500

<400

301 17.2 · Technologie der PET und PET-CT-Geräte für die Anwendung in der medizinischen Bildgebung

der Detektortotzeit, die aber noch von anderen Faktoren, wie z. B. der Totzeit der Elektronik, abhängt). Eine kurze Anstiegszeit des Lichtimpulses ist u. a. wichtig für die Weite des Koinzidenzzeitfensters, d. h. die Zeit, in der 2 aufeinanderfolgende Impulse in 2 gegenüberliegenden Detektoren als »koinzident« registriert werden, da dieses Fenster wiederum die Rate der zufälligen Koinzidenzen (»randoms«) bestimmt. Für die neueste Generation der PET-Systeme ist besonders wichtig, welche Zeitauflösung der Koinidenz erzielbar ist, um die TOF-Koordinaten der Ereignisse zu bestimmen (letzte Zeile in ⊡ Tab . 17.4). Auch diese Eigenschaft hängt sowohl von der Anstiegszeit als auch von der Lichtausbeute ab. Betrachtet man die Summe aller Eigenschaften, wird verständlich, warum heute LYSO und LSO zu den favorisierten Detektormaterialien zählen. Der nächste wichtige Schritt in der Signalverarbeitungskette der PET ist die Konversion des Lichtes aus den Szintillatorkristallen in elektrische Impulse, die möglichst digitalisiert weiterverarbeitet werden können. Diese Aufgabe übernehmen bis heute in allen klinischen Geräten immer noch sog. Photoelektronenvervielfacher (engl.: Photomultiplier-tubes=PMTs). Für deren Anwendung mit sehr schnellen Szintillatoren und für TOF-PET steigen auch hier die Anforderungen an diese Bauelemente insbesondere bezüglich der Homogenität der Zeitauflö-

a

sung. ⊡ Abb. 17.21 ( auch 4-Farbteil am Buchende) zeigt zwei verschiedene PMTs, wie sie heute in kommerziellen PET-Scannern eingesetzt werden: In ⊡ Abb. 17.21a ist eine Standard-Röhre mit flacher Kathode zu sehen, in ⊡ Abb. 17.21b eine spezielle, für TOF-Anwendungen geeignete Röhre sowie deren Positionsatlas der Zeitauflösung. Der große hellblaue Bereich kennzeichnet das Areal mit gleicher Zeitauflösung. Für PET-Anwendungen mit sehr kleine Kristallen (≤2 mm Kantenlänge) wie z. B. bei hochauflösenden Tier-Scannern werden heute auch schon sog. positionsempfindliche (engl.: position sensitive photomultiplier tubes-PSPMT) Röhren eingesetzt. Für die kommerzielle Anwendung in klinischen Systemen sind diese aber noch zu teuer [48]. Auch der Einsatz von Halbleiter-basierenden Konversionselementen wie z. B. APDs (engl.: Avalanche-Photo-Diodes) ist im Moment noch Tier- oder Forschungsgeräten vorbehalten [49]. Sehr wichtig für die Leistungsfähigkeit eines PETScanners ist das Zusammenspiel der beiden Komponenten Szintillationskristall und PMT, das Detektordesign. ⊡ Abb. 17.22a–d zeigt vier Beispiele möglicher Detektordesigns: einen Blockdetektor, einen Quadrant-sharingdetector, einen Flächendetektor aus separaten Elementen sowie einen pixelierten Detektor mit kontinuierlichem Lichtleiter (Fa. Philips: Pixelar®). Kommerziell haben sich der Blockdetektor und der Pixelar-Detektor durchgesetzt.

b

⊡ Abb. 17.21a,b. In kommerziellen PET-Systemen eingesetzte Photoelektronenvervielfacher (engl.: Photomultiplier-tubes = PMTs). a PMT mit flacher Kathode, b PMT mit sphärischer Kathode zur Verbes-

a

serung der Homogenität des Zeitverhaltens. Im linken Graph von b kennzeichnet die hellblaue Fläche Areale mit gleichem Zeitverhalten (Abb. mit freundlicher Genehmigung der Fa. Philips)

c

b

d

⊡ Abb. 17.22a–d. Verschiedene PETDetektordesigns. a Blockdetektor, b quadrant-sharing-detector, c Flächendetektor aus Einzelelementen, d pixelierter Detektor mit kontinuierlichem Lichtleiter (Pixelar®, Fa. Philips)

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II

Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

Bei ersterem wird ein Block von z. B. 8×8 Kristallen verklebt, optisch isoliert und auf 4 Einfach- oder 2 Doppelkathoden-PMT’s gesetzt [50]. Diese Einheit bildet dann einen Detektorblock, mehrere dieser Blöcke werden in Kassetten zusammengefasst und viele dieser Kassetten lassen sich dann zu einem Detektorring zusammensetzen (vgl. auch ⊡ Abb. 17.24a). Der Vorteil dieses Designs ist die einfache Austauschbarkeit, der gravierende Nachteil die intrinsische Inhomogenität durch die separierten Detektorelemente. So ist es z. B. sehr schwierig, mit Blockdetektoren homogene Zeitauflösungen oder sehr gute Energieauflösung zu erzielen. Der pixelierte Detektor mit kontinuierlichem Lichtleiter, von der Fa. Philips unter dem Namen PIXELAR® auf den Markt gebracht, kann für kleine Durchmesser (z. B. Tierscanner) als ein Bauteil realisiert werden (⊡ Abb. 17.23a), bei dem im inneren vorgefertigte Streifen von Szintillationskristallen und auf dem äußeren Umfang die PMTs in vorgefertigte Vertiefungen eingebracht werden. Dieses Design hat den Vorteil einer sehr guten Homogenität, sowohl hinsichtlich der Energieauflösung als auch des Zeitverhaltens, da jeder Kristall quasi die gleiche Umgebung »sieht« und es innerhalb des Detektors keine bauartbedingten Grenzen oder Übergange gibt. Für klinische Scanner mit größerem Durchmesser kann dieses Design ebenfalls angewendet werden, dann in Form von Ringsegmenten, die ohne Übergänge miteinander verklebt werden (⊡ Abb. 17.23b) [51].

a

b

⊡ Abb. 17.23a–c. PIXELAR®-Detektordesigns. a kontinuierlicher Lichtleiter aus einem Stück mit Kristall-Streifen im Inneren und Vertiefungen für PMTs auf der Außenseite für z. B. hochauflösende Tierscanner, b Lichtleiterelement eines klinischen Scanners mit großem Durchmes-

⊡ Abb. 17.24a,b. PET-Scanner Anordnungen bestückt mit Detektoren. a Ring aus Blockdetektoren (Abb. mit freundlicher Genehmigung der Fa. GE Healthcare, b PET-System mit PIXELAR®-Detektor (Abb. mit freundlicher Genehmigung der Fa. Philips)

Für beide Designs werden die Detektorelemente schließlich in einer Ring-Geometrie angeordnet (⊡ Abb. 17.24) und, wie schon erwähnt, mit einem CT-System zu einer Einheit ähnlich der in ⊡ Abb. 17.25 kombiniert. Ein solches PET-CT-System erlaubt die sequentielle Aufnahme von CT- und PET-Daten an einem Patienten in einer Untersuchung ohne Repositionierung mit einer Aufnahmelänge von bis zu 195 cm. Damit sind bi-modale Ganzkörperuntersuchungen besonders in der Onkologie in kurzer Zeit und mit geringem Aufwand möglich. Nachdem wir uns mit den wesentlichen Designelementen eines PET-Systems vertraut gemacht haben, bleibt die Frage nach den physikalischen Leistungsmerkmalen, nach denen ein solches System beurteilt wird. Natürlich wird der Nutzer (Arzt, MTA) solch ein Gerät wie jedes bildgebende System hinsichtlich seiner Nutzerfreundlichkeit, des Patientendurchsatzes und der Bildqualität beurteilen. Aufgabe des Medizinphysikers ist es, diese Kriterien auf physikalisch messbare Größen zurückzuführen. Für ein PET-System sind dies im Wesentlichen drei: ▬ Räumliche Auflösung ▬ Empfindlichkeit ▬ Zählratencharakteristik Zur Charakterisierung von PET-Scannern hinsichtlich dieser Größen wurden Standards erarbeitet (USA-NEMA, Europa-IEC), die ausschließlich auf der Messung von sog. Phantomen basieren, d. h. mit Aktivität befüllbarer Test-

c

ser, hier bilden viele dieser Elemente den kontinuierlichen Lichtleiter, c Einsetzen der Szintillationskristalle in ein Lichtleiterelement (Abb. mit freundlicher Genehmigung der Fa. Philips)

303 17.2 · Technologie der PET und PET-CT-Geräte für die Anwendung in der medizinischen Bildgebung

körper, die bestimmte Messsituationen simulieren sollen [52]. Diese können die Wirklichkeit einer Patientenuntersuchung aber immer nur in begrenztem Maße abbilden. So wird z. B. die räumliche Auflösung mittels einer Punktoder Linienquelle in Luft gemessen. ⊡ Abb. 17.26 zeigt ein Beispiel einer solchen Messung: Es wird ein rekonstruiertes Bild der Quelle erzeugt (oben rechts), anschließend werden Histogrammkurven durch das Bild gelegt (links oben und unten) und deren Halbwertsbreite (engl.: Full-

With-at-Half-Maximum = FWHM) als Repräsentation der Auflösung gemessen. Dies stellt natürlich eine Idealsituation dar, da sich kein streuendes Medium (z. B. Gewebe) im Gesichtsfeld befindet. Um auch die Homogenität der Auflösung zu überprüfen, wird die Quelle im Gesichtsfeld in allen Raumrichtungen bewegt und an festgelegten Punkten die Messung wiederholt. ⊡ Abb. 17.27a veranschaulicht dies. ⊡ Abb. 17.27b zeigt eine weitere Möglichkeit der Messung der räumlichen Auflösung mittels eines

⊡ Abb. 17.25. PET-CT-Scanner GEMINI© der Fa. Philips in der Draufsicht. Zu erkennen ist das offene Design mit einem Spalt zwischen CT- (links) und PET-Teil (rechts). Letzterer lässt sich für bestimmte Anwendungen bis zu 1 m nach rechts verschieben und damit vom CT-Teil separieren (Abb. mit freundlicher Genehmigung der Fa. Philips)

⊡ Abb. 17.26. Messung der räumlichen Auflösung eines PET-Scanners mit einer Punkt- oder Stabquelle. Oben rechts – rekonstruierter Querschnitt der Quelle, oben links und unten – Histogrammkurven durch das Querschnittsbild. Deren Halbwertsbreite ist ein Maß für die räumliche Auflösung (Abb. mit freundlicher Genehmigung der Fa. Philips)

⊡ Abb. 17.27a,b. a Messung der räumlichen Auflösung eines PET-Scanners mit einer Punkt- oder Stabquelle durch Verschiebung im Gesichtsfeld, b Messung der räumlichen Auflösung an einem zylindrischen Phantom mit verschieden großen, aktivitätsgefüllten Einsätzen. Auch der Hintergrund (Zwischenräume) enthält Aktivität. Mittels Histogrammkurven (ganz rechts) werden die Grenzen der Auflösung (Separierbarkeit) ermittelt (Abb. mit freundlicher Genehmigung der Fa. Philips)

17

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Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

Phantoms mit verschieden großen aktivitätsgefüllten Einsätzen. Gleichzeitig können auch die Zwischenräume mit sog. »Hintergrundaktivität« befüllt und somit die Situation einer Patientenuntersuchung realistischer dargestellt werden. Anschließend wird wieder mittels Histogrammkurven die Separierbarkeit der Einsätze geprüft. Die gleiche Messung lässt sich auch am sog. »kalten« Phantom durchführen, wobei die Einsätze aktivitätsfrei bleiben und nur der Hintergrund befüllt wird. Wie wir bereits in den vorangegangen Abschnitten gelernt haben, wird die räumliche Bildauflösung von mehreren Faktoren beeinflusst, u. a. der Größe der Detektore-

a

b

⊡ Abb. 17.28a,b. Vergleich der räumlichen Auflösung zweier PET-Systeme anhand einer Gehirnstudie desselben Patienten. a Älteres Gerät mit 4×6 mm2 Kristallelementen und Rekonstruktion aus Sinogrammen (non-LOR), b PET-Gerät der neuesten Generation mit 4×4 mm2 Kristallelementen und direkter LOR-Rekonstruktion. Deutlich sind die bessere Auflösung und Detailerkennbarkeit in b (Abb. mit freundlicher Genehmigung von J. Karp, University of Pennsylvania, Philadelphia)

a

lemente und dem verwendeten Rekonstruktionsalgorithmus. Der ultimative Test der räumlichen Auflösung eines PET-Scanners bleibt aber immer noch die Patientenuntersuchung, ganz besonders die des Gehirns, da hier feine anatomische Strukturen in einer relativ unbeweglichen Umgebung vorliegen. ⊡ Abb. 17.28 stellt ein Beispiel einer vergleichenden Untersuchung zweier PET-Geräte anhand einer Gehirnstudie desselben Patienten dar. ⊡ Abb. 17.28a zeigt die Aufnahmen eines älteren Gerätes mit 4×6 mm2 Kristallelementen und Rekonstruktion aus Sinogrammen (non-LOR), ⊡ Abb. 17.28b die Aufnahme mit einem PETGerät der neuesten Generation mit 4×4 mm2 Kristallelementen und direkter LOR-Rekonstruktion. Die bessere Auflösung und Detailerkennbarkeit in b) sind sehr auffällig. Das zweite wichtige Leistungskriterium eines PETScanners ist seine Empfindlichkeit, d. h. vereinfacht ausgedrückt das Verhältnis der dargestellten (gemessenen) zur tatsächlich im Gesichtsfeld vorhandenen Aktivität. Die Empfindlichkeit wird im Wesentlichen durch die Art und radiale Dicke des Detektormaterials sowie dessen geometrische Abdeckung des Raumwinkels (d. h. bei Scannern in Ringgeometrie durch das axiale Gesichtsfeld) bestimmt. Letzterem sind meist aus Kostengründen Grenzen gesetzt, kommerzielle PET-Scanner haben gegenwärtig axiale Gesichtsfelder von 15–24 cm, bei Patientenöffnungen von 56–70 cm Durchmesser. Zur Messung der Empfindlichkeit wird eine Stabquelle nacheinander mit verschieden dicken Röhren eines absorbierenden Mediums (hier: Aluminium) umhüllt (⊡ Abb. 17.29a) und jeweils die Zählraten in Abhängigkeit von der Aluminiumdicke gemessen und graphisch aufgetragen. Aus dem Anstieg der Kurve ergibt sich durch Extrapolation zur yAchse die gesuchte Empfindlichkeit (⊡ Abb. 17.29b).

b

⊡ Abb. 17.29a,b. a Anordnung zur Messung der Systemempfindlichkeit eines PET-Scanners mit zentraler Linienquelle und konzentrischen Aluminiumröhren, b Gemessene Kurve der Zählraten als Funktion der

Aluminiumdicke, deren Extrapolation die Berechnung der Systemempfindlichkeit erlaubt (Abb. mit freundlicher Genehmigung von M. Huisman, Technische Universität München)

305 17.2 · Technologie der PET und PET-CT-Geräte für die Anwendung in der medizinischen Bildgebung

Die Empfindlichkeit eines PET-Scanners bestimmt wesentlich die bei Patientenuntersuchungen erzielbaren Zählraten und damit sowohl Bildqualität als auch Aufnahmedauer. ⊡ Abb. 17.30 veranschaulicht dies an koronalen Schnitten eines ca. 120 kg schweren LungenkrebsPatienten. Rechts (⊡ Abb. 17.30b) die Aufnahme mit einem älteren PET-Gerät, links (⊡ Abb. 17.30a) Aufnahmen von einem neuen PET-CT-Kombinationsgerät mit doppelter Empfindlichkeit. Zu beachten ist, dass im rechten Fall (⊡ Abb. 17.30b) die Transmissionsmessung zur Abschwächungskorrektur mittels Cs-137 Transmissionquelle durchgeführt wurde und ca. 20 min dauerte, d. h. die Emissionsmessung nahm etwa 30 min in Anspruch, während im linken Fall die Daten des CT zur Berechnung der Abschwächungskorrektur verwendet wurden und diese Messung weniger als 1 min dauerte. Trotzdem bleibt ein Nettogewinn der Messzeit, der in etwa dem Gewinn an Empfindlichkeit des PET-Systems entspricht. Gleichzeitig wurde u. a. durch den Einsatz des CT zur Abschwächungskorrektur trotz halbierter Messzeit die Bildqualität deutlich verbessert. Das vielleicht wichtigste Kriterium zur Beurteilung der Qualität von PET-Systemen ist deren Zählratenverhalten. Es bestimmt zum einen die Linearität von Messungen am Gerät – z. B. ob eine doppelt so hohe Aktivität

a ⊡ Abb. 17.30a,b. Koronalschnitte der FDG-PET-Aufnahme eines ca. 120 kg schweren Lungenkrebspatienten. a Messung mit modernem PET-CT-System mit gegenüber b verdoppelter Empfindlichkeit, b Messung mit älterem PET-System geringerer Empfindlichkeit. Zu beachten ist, dass im Fall b die Messung der Transmission zur Abschwächungs-

auch mit doppelter Zählrate dargestellt wird – als auch den Bildkontrast der Messungen. In  17.1.1, Abschn. »Messtechnischer Nachweis der Positronenannihilation« (vgl. auch ⊡ Abb. 17.7) haben wir gelernt, dass in einer PET-Messung neben den erwünschten direkten Koinzidenzen (engl.: trues) auch unerwünschte Ereignisse wie z. B. Streuung (engl.: scatter) und Zufallsereignisse (engl.: randoms) auftreten. Eine intelligente Systemarchitektur des PET-Systems sorgt u. a. durch z. B. gute Energie- und Zeitauflösung dafür, das Verhältnis dieser Raten zugunsten der »trues« zu verbessern. In der Nuklearmedizin hat sich dafür eine eigene Messgröße etabliert, die sog. rauschäquivalente Zählrate (engl.: Noise Equivalent Coutrate = NEC oder auch NECR). Sie stellt das Verhältnis der echten Koinzidenzen (trues) zur Gesamtzählrate dar. ⊡ Abb. 17.31a (⊡ Abb. 17.31  auch 4-Farbteil am Buchende) veranschaulicht die Zählratencharakteristik eines modernen PETSystems mit allen Bestandteilen. Man erkennt, dass die Maxima der Gesamtzählrate, der Streuung und der NEC ziemlich genau übereinanderliegen, während die Zufallsereignisse bei zunehmender Aktivität überproportional wachsen und schließlich zur Systemsättigung (Totzeit) führen. Natürlich ist das Zählratenverhalten auch eine Funktion der Empfindlichkeit des Systems und es ist

b korrektur mittels Cs-137 Isotopenquelle in ca. 20 min, im Fall a unter Nutzung des CT in weniger als 1 min durchgeführt wurde. Für die PETEmissionsmessung ergibt sich eine Halbierung der Aufnahmezeit bei gleichzeitig deutlich verbesserter Bildqualität (Abb. mit freundlicher Genehmigung von C. Young, Methodist Hosiptal, Peoria, IL)

17

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Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

II

a ⊡ Abb. 17.31a,b. a Zählratencharakteristik eines modernen PET-Systems, b Erhöhung der NEC-Rate durch Designverbesserungen gegenüber Vorgänger- (rot) und Nachfolgersystem (grün). Die blau unterlegten Areale kennzeichnen die typischen Aktivitätsbereiche für klinische

wichtig, beim Design eines PET-Scanners darauf zu achten, dass bei allen Maßnahmen zur Empfindlichkeitssteigerung auch die NEC ansteigt. Die NEC stellt ein Maß für den erzielbaren Kontrast eines PET-Systems dar, oder, medizinisch ausgedrückt, bestimmt die Erkennbarkeit kleiner Läsionen mit geringer Traceranreicherung. Ihr Maximum sollte möglichst nahe an dem Aktivitätsbereich liegen, bei dem mit dem PET-Scanner im klinischen Betrieb auch wirklich gearbeitet wird. Gesetzliche, technische und ethische Normen begrenzen die einem Patienten maximal verabreichbare Dosis, sodass es das Ziel der PET-Entwicklung sein muss, die NEC-Maxima zu immer kleineren Tracerkonzentrationen zu verschieben. Gleichzeitig sollte ein hoher NEC-Wert über einen relativ großen Konzentrationsbereich verfügbar sein, um ein möglichst breites Anwendungsspektrum des PETSystems abzudecken, da für kurzlebigere Tracer (z. B. C11, O-15 oder Rb-82) höhere Aktivitätskonzentrationen vorliegen. ⊡ Abb. 17.31b veranschaulicht diese Entwicklung recht deutlich. Gezeigt sind die NEC-Kurven eines älteren PET-Systems (rot) und eines neuen PET-CTTomographen (grün), der durch Designverbesserungen (Detektoren, Elektronik) eine Verdoppelung des NECMaximums erreicht. Gleichzeitig wurde auch im wesentlichen klinischen Arbeitsbereich mit FDG eine deutliche Erhöhung des NEC und ein guter linearer Kurvenverlauf erreicht. Bereits in  17.1.1, Abschn. »Bildrekonstruktion« wurde erwähnt, dass es noch eine weitere Möglichkeit zur Steigerung der effektiven NEC an PET-Scannern gibt, die Nutzung der Information über die Zeitdifferenz des Eintreffens zweier Gammaquanten (engl.: Time-of-Flight = TOF). ⊡ Abb. 17.16 erläuterte die prinzipielle Wirkungsweise. ⊡ Abb. 17.32 beweist am Beispiel von Phantomen,

b

FDG-Untersuchungen (links) und Untersuchungen mit kurzlebigen Tracern (rechts) (Abb. mit freundlicher Genehmigung von F. Benard, Universite de Sherbrooke (a) und Fa. Philips (b))

⊡ Abb. 17.32a–c. Vergleich der Bildqualität zweier Phantome unterschiedlichen Durchmessers (27 cm und 35 cm) in einem PET-Scanner ohne (obere Reihe) und mit (untere Reihe) TOF-Information. Betrachtet wurden drei verschiedene Messzeiten. a einfach, b zweifach und c vierfach. Die einfache Messzeit betrug 1 min (Abb. mit freundlicher Genehmigung von J. Karp, University of Pennsylvania, Philadelphia)

dass dies auch wirklich funktioniert. Gemessen wurden jeweils 2 Phantome unterschiedlicher Durchmesser (27 und 35 cm), jeweils ohne (obere Reihe) und mit (untere Reihe) TOF-Information. Betrachtet werden drei verschiedene Akquisitionszeiten, einfach a, zweifach b und vierfach c. Vergleicht man z. B. die Bilder b der oberen Reihe mit a der unteren Reihe wird deutlich, dass die Einbeziehung der TOF-Information die Messzeit bei gleicher Bildqualität halbieren kann. Bei gleicher Messzeit (z. B. c) ergibt sich eine deutlich bessere Bildqualität (Erkennbarkeit kleiner Einsätze, Hintergrundrauschen) bei den Bildern mit TOF-Information. Besonders deutlich wird die Reduktion des Bildrauschens, die die Theorie aus  17.1.1, Abschn. »Bildrekonstruktion« bestätigt. Man beachte, dass diese Phantome relativ zur Zeitauflösung der TOF (650 ps

307 17.2 · Technologie der PET und PET-CT-Geräte für die Anwendung in der medizinischen Bildgebung

⊡ Abb. 17.33. Veranschaulichung der Zunahme der relativen Empfindlichkeit als Funktion des Objektdurchmessers (Patientengröße und –gewicht). Die gelben Kurven symbolisieren die durch die TOF-Information zusätzlich gewonnene Ortsinformation über die Annihilation, deren Auflösung gegenwärtig ca. 10 cm beträgt. Damit passen in einen schlanken Patienten ca. 2,5 Perioden dieser Funktion (links), was einem relativen Empfindlichkeitsgewinn von 2,5 entspricht, in einen normalen Patienten von ca. 3 und in einen fülligen Patienten von ca. 4. Damit kompensiert die TOF-Information den Zählratenverlust durch die Abschwächung (Abb. mit freundlicher Genehmigung von J. Karp, University of Pennsylvania, Philadelphia)

enstpricht ca. 10 cm) recht klein sind, trotzdem ist der Effekt schon zu sehen. Wie sieht dies aber nun bei einer Patientenmessung aus? ⊡ Abb. 17.33 ( auch 4-Farbteil am Buchende) versucht zu illustrieren, warum durch die Hinzunahme der TOFInformation die relative Empfindlichkeit mit zunehmendem Durchmesser des Objektes ansteigt. Die gelbe Kurve in ⊡ Abb. 17.33 soll die durch TOF gewonnene verbesserte Ortsinformation entlang der LOR symbolisieren. Diese »Auflösung« beträgt im Moment (2006) ungefähr 10 cm. Im Falle des schlanken Patienten passen ca. 2,5 Perioden der »Auflösungskurve« in das Objekt, im Falle des normalen Patienten ca. 3 und im Falle des fülligen Patienten 4. Dies entspricht der jeweiligen Steigerung der relativen Empfindlichkeit, d. h. ein solches System sollte auch bei fülligeren Patienten gute Bildqualität liefern. Dies würde eines der drängendsten Probleme der PET-Bildgebung lösen, die starke Degradation der Bildqualität bei fülligen Patienten, hervorgerufen durch Abschwächung und Streuung. ⊡ Abb. 17.34 beweist, dass TOF-fähige PET-Scanner in der Lage sind, die Verschlechterung der Bildqualität bei fülligen Patienten in hohem Maße zu kompensieren. ⊡ Abb. 17.34 zeigt links den Vergleich für einen PET-Scanner ohne TOF-Information, rechts mit TOF. Im rechten Falle ist keine dramatische Verschlechterung der Bildqualität mehr zu erkennen. Somit ermöglicht die TOF-Technologie ein wichtiges Ziel der medizinischen Bildgebung zu erreichen, eine konsistente Bildqualität und damit Diagnosemöglichkeit für alle Patienten, unabhängig von Geschlecht, Alter oder Gewicht. Mit der weiteren Verbesserung der Zeitauflösung der TOF-PET-Geräte wird sich dieser Vorteil noch mehr manifestieren.

⊡ Abb. 17.34. Illustration der Verbesserung der Bildqualität fülliger Patienten durch TOF-PET. Links: Vergleich der Bildqualität von schlankem und fülligem Patienten ohne TOF zeigt eine deutliche Degradation bei letzterem. Rechts: Derselbe Vergleich an einen TOFPET-Scanner zeigt keine Degradation der Bildqualität beim fülligeren Patienten. (Abb. mit freundlicher Genehmigung von J. Karp, University of Pennsylvania, Philadelphia)

Bisher haben wir fast auschliesslich die Technologie der PET-Geräte betrachtet und diskutiert. Da gegenwärtig (2006) mehr als 90% aller PET-Geräte aber als PET-CTScanner verkauft werden, soll an dieser Stelle wenigstens noch kurz auf die Integration der beiden Systeme, besonders der Benutzeroberflächen, eingegangen werden. Die neueste Generation kombinierter PET-CT-Systeme verfügt über integrierte Benutzeroberflächen, die die Akquisition, Bildrekonstruktion und –analyse an einem Arbeitsplatz ermöglichen. ⊡ Abb. 17.35 zeigt ein Beispiel dieser Benutzeroberflächen: links das Akquisitionsfenster mit den Standardprotokollen für die CT-Akquisition, aber ebenso integrierter PET-Aufnahme. In ⊡ Abb. 17.35 ( auch 4-Farbteil am Buchende) rechts ist ein typisches Layout eines Analyse-Bildschirms zu sehen, mit der Darstellung der transaxialen (linke Spalte), sagittalen (mittlere Spalte) und koronalen (rechte Spalte) Schnitte der PETAufnahme (obere Reihe), der CT-Aufnahme (mittlere Reihe) sowie der Überlagerung beider (untere Reihe). Die meisten modernen Programme erlauben Korrekturen von Positionsfehlern oder Bewegungsartefakten sowie die Abschwächungskorrektur basierend auf den CT-Daten mit Segmentationsalgorithmen von bis zu 4 Kompartimenten. Im vorliegenden Beispiel können die Layouts der Fenster vom Nutzer nach seinen Bedürfnissen selbst konfiguriert werden, ein Cursor erlaubt einfaches navigieren sowie die Triangulation zwischen PET-, CT-, und kombiniertem Datensatz. Damit wird dem Arzt ein Werkzeug in die Hand gegeben, das in weniger als 20 min eine komplette Aufnahme des metabolischen Zustandes eines Patienten, korreliert mit seiner Anatomie, erlaubt. Fassen wir den wesentlichen technologischen Stand der PET zusammen: ▬ Heutige kommerziell erhältliche PET-CT-Systeme erlauben PET-Ganzkörperuntersuchungen mit Abschwächungskorrektur in weniger als 20 min pro Patient.

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Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

II

⊡ Abb. 17.35. Charakteristische Layouts der Software zur Bedienung von kombinierten PET-CT-Geräten. Links ein Akquisitionsbildschirm, rechts ein Beispiel eines Analysebildschirms mit den transaxialen (linke Spalte), sagittalen (mittlere Spalte) und koronalen (rechte Spalte)

Schnitten der PET- (obere Reihe), CT- (mittlere Reihe) und kombinierten (untere Reihe) Aufnahmen eines Patienten (Abb. mit freundlicher Genehmigung der Fa. Philips)

▬ Die meisten Systeme verfügen über eine moderne 3D-Architektur mit schnellen Szintillatoren und hoher Zählratenkapazität. ▬ Die fortgeschrittenste Technologie erlaubt die Messung der zeitlichen Distanz der Koinzidenzereignisse (eng.: Time-of-Flight = TOF) und damit eine konsistente Bildqualität über einen weiten Bereich von Patienten und Untersuchungen. Heutige PET-CT-Systeme sind hinsichtlich ihrer Bedienoberfläche voll integriert und erlauben eine einfache Akquisition, Rekonstruktion und Analyse von PET-, CT- und kombinierten Daten auf einer Plattform.

Die zukünftigen technologischen Entwicklungen der PET werden besonders auf folgenden Gebieten zu gravierenden Veränderungen führen: ▬ Detektortechnologie für höhere Auflösung (engl.: Depth-Of-Interaction (DOI)) ▬ Lichtkonversionstechnologie – Abkehr von den Photomultipliern (PMT) hin zu Halbleiter-basierenden Elementen ▬ Integrierte Prozessierungselektronik mit wesentlich kleinerem Energie- und Raumbedarf ▬ Neue Akquisitionsmodi für noch schnellere und homogenere Datenakquisition wie z. B. der kontinuierliche Patiententisch-Vortrieb ▬ Kombination der PET mit anderen bildgebenden Verfahren, insbesondere der Magnetresonanz-Tomographie ▬ Kombinationsdetektoren, die sowohl 511 keV Gammastrahlung als auch Röntgenstrahlung detektieren können und damit evtl. die Vereinigung von PET und CT in einem Gerät erlauben

17.2.3 Zukünftige Technologieentwicklungen

in der PET An dieser Stelle kann nur sehr kurz und in Stichworten auf zukünftige technologische Entwicklungen in der PET eingegangen werden. Mit der breiten klinischen Einführung der PET als Standard-Untersuchungsmethode und insbesondere dem Erfolg der kombinierten PET-CT-Geräte hat eine stürmische technologische Entwicklung eingesetzt, die fast im Jahresrythmus technische Neuerungen hervorbringt. Eine solche Neuerung ist die Time-of-Flight (TOF)Technologie, die zwar schon Mitte der 80er Jahre zum ersten Mal experimentell untersucht wurde, damals aber insbesondere wegen der mangelnden Langzeitstabilität der Kalibrierung keinen Eingang in die Klinik finden konnte [53]. Hier sind weitere Verbesserungen der Zeitauflösung bis in den Bereich von 450 Pikosekunden (450 *10-12 s) zu erwarten.

Detektoren mit Depth-of-Interaction (DOI) werden bereits seit längerem experimentell untersucht und sind seit kurzem kommerziell bei einigen Tier-PET-Geräten im Einsatz [54]. Das Ziel dieser technologischen Lösung ist die Verbesserung der räumlichen Auflösung insbesondere bei kleinen Geometrien (Tier- und Kopfscanner), ohne die Empfindlichkeit zu kompromittieren, d. h. der Einsatz relativer dicker Detektoren aus mehreren Schichten z. T. unterschiedlichen Materials, die eine Zuordnung des Ortes der Wechselwirkung im Kristall und damit eine genauere Bestimmung der LOR erlauben.

309 17.2 · Technologie der PET und PET-CT-Geräte für die Anwendung in der medizinischen Bildgebung

Neue Lichtkonversionstechnologie zielt besonders auf die Entfernung der Photoelektronen-vervielfacher-Röhren mit Ihren Anforderungen an Hochspannung und stabiles Magnetfeld und ihrer signifikanten Baugröße mittels deren Ersatz durch Halbleiter-basierende Elemente. Nachdem Avalanche-Photodioden aufgrund ihrer hohen Kosten bis jetzt nur in experimentellen und Tier-PET-Geräten eingesetzt werden, erscheinen Photodioden auf Siliziumbasis als die ausichtsreichsten Kandidaten wegen ihrer einfachen Herstellung und potentiell günstigeren Kosten. Die Prozessierungselektronik moderner PET-Scanner verlegt den Ort der Digitalisierung der Signale immer näher an den Detektor und erlaubt damit potentiell eine viel höhere Integrationsdichte und damit verbunden eine signifikante Verkleinerung, ja Miniaturisierung. ⊡ Abb. 17.36 illustriert dies anschaulich. Ziel ist die Entwicklung eines voll digitalisierten Detektors, bei dem jedem Detektorelement (Szintillationskristall) ein Lichtkonversionselement sowie ein nachfolgender eigener Prozessierungskanal zugeordnet ist. Ein solcher Detektor wäre vollkommen linear in seinem Ansprechverhalten und würde unter klinischen Bedingungen keine Totzeiteffekte mehr aufweisen. Im Moment akquirieren alle klinischen PET- und PET-CT-Scanner die PET-Daten im sog. step-and-shootVerfahren, d. h., die Patientenliege wird in die erste Aufnahmeposition gebracht, verweilt dort für die Dauer der Datenakquisition, rückt dann zur zweiten Position vor usw., bis der gewünschte axiale Bereich akquiriert ist. Zukünftig werden auch PET-Daten (wie bereits CT) im sog. kontinuierlichen Modus aufgenommen werden, was Vorteile hinsichtlich der Datenhomogenität bewirkt [55]. Die Einführung immer empfindlicherer Detektorsysteme macht dies möglich. Verschiedene experimentelle Gruppen haben bereits versucht, PET-Detektoren mit Magnetresonanztomographen zu kombinieren [56]. Die ultimative Voraussetzung für ein solches Unterfangen ist, wie bereits weiter oben beschrieben, der Ersatz der PMTs durch Halbleiter-basierende Konversionselemente, die im Gegensatz zu PMTs unempfindlich gegenüber Magnetfeldern sind. Es ist zu erwarten, das besonders im Bereich der Hirnbildgebung in Kürze PET-Einsätze für klinische Magnetresonanztomographen erhältlich sein werden. Vielleicht noch etwas weiter entfernt in der Realisierung aber nicht weniger interessant sind Versuche, Detektoren zu konstruieren, die sowohl PET- (511 keV) als auch CT- (bis 140 keV) fähig sind und damit die Kombination dieser Verfahren in einer Aufnahmeebene erlauben [57]. Es bleibt abzuwarten, ob sich dieser Ansatz klinisch durchsetzen kann, er verspricht aber zumindest eine Kostenreduktion kombinierter PET/CT-Geräte. Es ist sicher nicht unwahrscheinlich, dass in 2–3 Jahren aufgrund der rasanten technologischen Entwicklung PET(CT)-Untersuchungen eines Patienten in 5 min oder weniger möglich sein werden. Wenn man bedenkt, dass

⊡ Abb. 17.36. Verkleinerung der Prozessierungselektronik der PET durch frühe Digitalisierung und elektronische Integration. Rechts – Prozessierungsboard heutiger PET-Systeme, links – integrierter Readout-Chip zukünftiger PET-Generationen (Abb. mit freundlicher Genehmigung der Fa. Philips)

noch vor weniger als 5 Jahren die durchschnittliche PETUntersuchung mindestens 45 min betrug, stellt dies, bei gleichzeitig dramatisch verbesserter Bildqualität, einen enormen Fortschritt dar.

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17

310

II

Kapitel 17 · Positronenemissionstomographie (PET) kombiniert mit Computertomographie (PET-CT)

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18 Ultraschalldiagnostik B. Köstering, H. Dudwiesus 18.1

Einleitung

– 311

18.2

Physikalische Grundlagen

18.2.1 18.2.2 18.2.3 18.2.4 18.2.5 18.2.6 18.2.7 18.2.8

Prinzip – 312 Reflexion – 312 Erzeugung der Schallwellen – 313 Eindringtiefe und Auflösung – 313 Harmonic Imaging – 314 Blutflussdarstellung im Dopplerverfahren – 315 Blutflussdarstellung im B-Mode – 315 Blutflussdarstellung mit Ultraschallkontrastmittel – 316

– 312

18.3

Gerätetechnik

18.3.1

Prinzipieller Aufbau und verschiedene Bauformen – 316 Basiseinheit und Darstellungsarten – 317 Digital kodierter Ultraschall – 318 Dopplerarten – 318 B-Flow-Technologie – 322 Verarbeitung von harmonischen Signalen – 323 Sondentypen – 326 Dreidimensionaler Ultraschall (3D) – 329 Sonstige neue Technologien – 334

18.3.2 18.3.3 18.3.4 18.3.5 18.3.6 18.3.7 18.3.8 18.3.9

18.1

– 316

Einleitung

Ultraschalldiagnostiksysteme haben in nahezu allen medizinischen Fachgebieten Einzug gehalten. Dazu hat einerseits die hohe Akzeptanz der Patienten beigetragen infolge der einfachen, nichtinvasiven und nicht strahlenbelastenden Anwendung; andererseits aber auch die große Beliebtheit bei den Ärzten durch die vielseitigen Anwendungsmöglichkeiten, die hohe diagnostische Aussagekraft, die nahezu beliebige Wiederholbarkeit und die Wirtschaftlichkeit der Methode. Aufgrund der weiten Verbreitung gibt es eine Vielzahl von unterschiedlichen technischen Verfahren und eine große Bandbreite von Gerätetypen. Die Installationsdichte in Deutschland ist mit ca. 500 Geräten pro 1 Mio. Einwohner weltweit die höchste. In der  Übersicht werden die grundlegenden Begriffsbestimmungen aufgezeigt, die z. T. nicht logisch ableitbar sind, sondern sich im Alltag verselbständigt haben. Die Ultraschalldiagnostik hat andere konventionelle Verfahren, wie z. B. die Röntgendiagnostik, tiefgreifend verändert und erweitert. Außer den bereits erwähnten Eigenschaften des Ultraschallverfahrens sollen zum besseren Verständnis des Unterschieds zum Röntgen hier noch zwei wichtige Punkte erwähnt werden.

18.3.10 Upgrades – 337 18.3.11 Dokumentation – 338

18.4

Anwendungsgebiete – 340

18.4.1 18.4.2

Frequenzbereiche – 340 Körperregionen und Organe

18.5

Semiinvasive, invasive und interventionelle Ultraschalldiagnostik – 342

18.6

Planerische Aspekte

18.6.1 18.6.2 18.6.3 18.6.4

Raumplanung – 342 Zubehör – 342 Anschaffungskriterien – 343 Pflege und Wartung – 343

– 340

– 342

18.7

Sicherheitstechnische Aspekte

18.7.1 18.7.2

Gesetzliche Vorgaben und Grenzwerte – 343 Empfehlungen zur sicheren Anwendung der Ultraschalldiagnostik – 344

– 343

18.8

Sonstige Anwendung von Ultraschall in der Medizin – 345 Weiterführende Literatur – 345

Erstens ist Ultraschall ein Schnittbildverfahren, d. h. es wird sozusagen eine Scheibe aus dem Körper »herausgeschnitten« wie aus einem Laib Brot und dann betrachtet. Das konventionelle Röntgen hingegen ist ein Durchsichtverfahren, bei dem innerhalb einer bestimmten Fläche (z. B. Thorax) alle hintereinanderliegenden Schichten aufsummiert und in einem Bild dargestellt werden. Es ist also keine Differenzierung zwischen »vorn« und »hinten« möglich. Begriffsbestimmung der Ultraschallanwendungen

▬ Sonographie (Sono): Ultraschalldiagnostik der inneren Organe, hauptsächlich Oberbauch, Unterbauch, Halsorgane ▬ Echokardiographie (Echo): Ultraschalldiagnostik des Herzens ▬ Doppler Funktionsdiagnostik des Blutflusses in Herz und Gefäßen durch Bestimmung der Blutgeschwindigkeit mit dem Ultraschall-Dopplerverfahren

Zweitens ist Ultraschall ein Realtime-Verfahren, d. h. alle Bilder werden in Echtzeit dargestellt. Auch kleine Veränderungen der Schnittebene durch den Untersucher oder

312

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

⊡ Tab. 18.1. Vor- und Nachteile der Ultraschalldiagnostik gegenüber anderen bildgebenden Verfahren

II

Ultraschall

Röntgen

Anwender

Arzt

MTR, Arzt

MTR, Arzt

MTR, Arzt

Gerätekosten

Niedrig

Hoch

Hoch

Sehr hoch

Invasivität

Nichtinvasiv

Nichtinvasiv

Nichtinvasiv

Nichtinvasiv

Belastung

Nicht ionisierend

Ionisierend

Ionisierend

Nicht ionisierend

Bildaufbau

Statische und bewegliche Bilder, Realtime

Statische Bilder, bewegliche Bilder (nur CT), kein Realtime

Statische und bewegliche Bilder, kein Realtime

Statische und bewegliche Bilder, kein Realtime

Bildart

Schnittbild

Summationsbild, Schnittbild (CT)

Summationsbild, Schnittbild (ECT)

Schnittbild

Stärken

Weichteile, Flüssigkeiten

Knöcherne Strukturen, luftgefüllte Organe

Funktionsanalyse des gesamten Körpers

Gesamter Körper, auch Funktionsanalyse

Probleme

Knöcherne Strukturen, luftgefüllte Organe

Flüssigkeiten

Differentialdiagnostik

Hoher zeitlicher Aufwand

die Bewegung einer Herzklappe können also zeitgetreu wiedergegeben werden. Dies ist weder beim konventionellen Röntgen noch bei CT oder MR möglich, denn man erhält lediglich Bilder, die erst eine gewisse Zeit nach der Aufnahme betrachtet werden können. ⊡ Tab. 18.1 zeigt die Vor- und Nachteile der Ultraschalldiagnostik gegenüber anderen bildgebenden Verfahren.

18.2

Physikalische Grundlagen

18.2.1 Prinzip

Bei der Ultraschalldiagnostik als Schnittbildverfahren sind Sender und Empfänger in einer Einheit zusammengefasst, um eine weitgehend unabhängige Schnittführung zu gewährleisten. Diese Einheit (Schallsonde) kann dann an beliebiger Stelle auf den Körper aufgesetzt werden, egal ob längs (sagittal), quer (transversal) oder in einem beliebigen schrägen Winkel. Beim Röntgen als Durchsichtverfahren hingegen sind Sender und Empfänger (Röntgenröhre und Bildverstärker) getrennt angeordnet, und der Patient muss sich zwischen beiden befinden. Beim Röntgen spricht man daher auch vom Transmissionsverfahren. Ultraschall hingegen ist ein Reflexionsverfahren. Dabei sendet die Schallsonde einen kurzen Schallimpuls aus, der in den Körper eindringt und an den verschiedenen Grenzflächen, z. B. zwischen Leber und Niere, teilweise reflektiert wird. Diese reflektierten Anteile kommen zurück zum Sender, der nun als Empfänger arbeitet und alle Signale aufnimmt. Das Verhältnis der Sendezeit zur Empfangszeit beträgt ungefähr 1:1000. Ein Ultraschallgerät arbeitet deshalb grundsätzlich im Pulsverfahren. Einzige Ausnahme: Continuous- wave-Doppler ( Abschn. 18.3.4 »Dopplerarten«). Dieser Pulsreflexionsmodus wird auch beim Echolot in der Schifffahrt verwendet, um über die Laufzeit des

Nuklearmedizin

MR

vom Meeresboden reflektierten Pulses die Wassertiefe zu bestimmen.

18.2.2 Reflexion

Wichtig ist nun, wie groß der an einer Grenzfläche reflektierte Teil des Schallpulses ist. Wird nur ein sehr geringer Teil reflektiert, so reicht dieser evtl. nicht aus, um zur Bildentstehung beizutragen. Wird nahezu alles reflektiert (Totalreflexion), entsteht zwar ein deutliches Abbild dieser Grenzfläche, jedoch ist keine Energie mehr vorhanden, um auch die dahinter liegenden Schichten noch abzubilden. Der Idealfall liegt bei einem reflektierten Anteil von ca. 1%, was einem Reflexionsfaktor von R=0,01 entspricht. Der Reflexionsfaktor liegt per Definition zwischen 0 und 1, wobei R=0 bedeutet, dass keine Reflexion stattfindet und R=1 der Totalreflexion entspricht. R berechnet sich aus den Wellenwiderständen der beiden Medien, die die Grenzfläche bilden (⊡ Abb. 18.1). Entscheidend ist dabei die Differenz der beiden Wellenwiderstände. Aus ⊡ Abb. 18.2 ersieht man, dass Luft einen Wellenwiderstand hat, der von demjenigen für menschliches Gewebe sehr stark abweicht, sodass hier ein hoher Reflexionsfaktor von nahezu R=1 entsteht und Totalreflexion eintritt. Aus diesem Grund ist Luft der größte Feind der Ultraschalldiagnostik. Um einen möglichst verlustfreien Übergang von der Sonde zum Körper zu erreichen, verwendet man als Koppelmedium Ultraschallgel, eine zu 99% aus Wasser bestehende geleeartige Masse. Das Gel besitzt eine gute Schallleitfähigkeit und soll eine luftfreie Ankopplung mit einem Reflexionsfaktor von ungefähr R=0 gewährleisten. Aber nicht nur Luft, sondern auch Metallteile, Knochen und Kalkpartikel können Probleme bereiten, die einer Totalreflexion nahekommen. Dies erklärt den Schallschatten hinter Endoprothesen, Knochen und Gallensteinen.

313 18.2 · Physikalische Grundlagen

18.2.3 Erzeugung der Schallwellen

Zur Schallwellenerzeugung verwendet man spezielle, geschliffene Kristalle, die typischerweise aus Bariumtitanat oder Lithiumverbindungen bestehen. Diese unterliegen dem sog. Piezoeffekt. Sobald eine Spannung an ein solches Kristall angelegt wird, ändert es seine Dicke, es bewegt sich also. Je nach Polarität der Spannung erfolgt eine Dilatation oder Kontraktion des Piezokristalls. Legt man eine hochfrequente Wechselspannung an, so bewegt es sich mit eben dieser Frequenz, ähnlich der sich bewegenden Membran

eines Lautsprechers, und erzeugt hochfrequente Schallwellen. Bei entsprechend hoher Frequenz der angelegten Wechselspannung erreicht man die vom Menschen nicht mehr hörbaren Ultraschallwellen (⊡ Abb. 18.3). Umgekehrt: Wenn die reflektierten Schallwellen zu diesem Kristall zurückkehren, werden sie empfangen und in eine elektrische Wechselspannung umgesetzt, die dann vom Gerät in Signale zur Bildentstehung umgewandelt werden ( Abschn. 18.3 »Gerätetechnik«).

18.2.4 Eindringtiefe und Auflösung

⊡ Abb. 18.1. Reflexionsfaktor und Wellenwiderstand

Nicht nur die Zahl der durchtretenen Grenzflächen und deren Reflexionsfaktoren ist verantwortlich für das Eindringvermögen der Schallwellen, sondern auch ihre Frequenz (⊡ Abb. 18.4). Höhere Sendefrequenzen (hier 7,5 MHz) haben auf der gleichen Wegstrecke eine stärkere Wechselwirkung mit dem Gewebe, geben mehr Energie ab und erreichen somit nur eine geringere Eindringtiefe als z. B. 2,5 MHz – also ein Nachteil. In Bezug auf das Auflösungsvermögen besitzen die hohen Frequenzen hingegen einen Vorteil. Jeder Peak, also Wellenberg oder Wellental, kann einen Punkt im Gewebe wiedergeben und als Pixel auf dem Monitor darstellen. Mit 2,5 MHz kann bei gleichbleibender Gewebepunktdichte nur jeder dritte Punkt wiedergegeben und zu einem Monitorpixel verarbeitet werden. Hier handelt es sich allerdings nur um das axiale Auflösungsvermögen, also dasjenige in Ausbreitungsrichtung der Schallwellen, im Gegensatz zum min-

⊡ Abb. 18.2. Verschiedene Reflexionsfaktoren

⊡ Abb. 18.3. Frequenzbereiche der Schallwellen

⊡ Abb. 18.4. Frequenz und Auflösung

18

314

II

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

destens ebenso wichtigen lateralen Auflösungsvermögen ( Abschn. 18.3.7 »Sondentypen«). Die axiale Auflösung ist also proportional und die Eindringtiefe umgekehrt proportional zur Frequenz. Aus dieser physikalischen Zwickmühle kann man nicht entrinnen, man kann nur einen dem zu untersuchenden Organ angepassten Kompromiss finden. Für die Oberbauchdiagnostik des Erwachsenen liegt dieser Kompromiss heute bei 3,5-5 MHz, für die Echokardiographie des Erwachsenen bei 1,5–3,5 MHz.

18.2.5 Harmonic Imaging

Die Geschwindigkeit, mit der Schallwellen durch ein Medium wandern, hängt primär von den Materialeigenschaften dieses Mediums ab. Aber auch äußere Einwirkungen, wie Wärme und Druck beeinflussen die Geschwindigkeit des Schalls. Sowohl eine Temperaturerhöhung als auch ein Druckanstieg gehen mit einer schnelleren Ausbreitung von Schallwellen einher. In diesem Zusammenhang ist es bedeutsam, dass die Schallquelle selbst im periodischen Wechsel Druck und Sog auf das Übertragungsmedium ausübt. Das heißt, die Schallquelle selbst beeinflusst mit ihren Druckschwankungen die Schallleiteigenschaften des Mediums. Bewegt sich der Kristall auf das Medium (Gewebe) zu, so wird dieses komprimiert, und der Druckanstieg kann sich überproportional schnell ausbreiten. Schwingt der Kristall zurück, entsteht ein Unterdruck, und die Sogphase der Schallwelle pflanzt sich mit geringerer Geschwindigkeit fort. Die positive Halbwelle (Druck) bewegt sich also mit größerer Geschwindigkeit als die negative, mit der Folge, dass die Flanke der Schallwelle mit zunehmender Entfernung von der Schallquelle immer steiler wird (⊡ Abb. 18.5). Den gleichen Effekt kann man bei Meereswellen am Strand beobachten. Der untere, dem Meeresboden nahe Teil der Welle bewegt sich langsamer, weil er von dem immer näher kommenden Grund gebremst wird. Der obere Teil der Welle ist davon weitgehend unbeeinflusst und bewegt sich somit schneller. Irgendwann ist dieser Effekt so groß, dass der Kamm der Welle quasi nach vorn »umkippt« und die Welle sich bricht. Auch die in den Körper abgestrahlten Impulse eines Ultraschallgerätes erfahren auf ihrem Weg durch das Gewebe diese Verformung. Während die Schallwelle nahe am Kristall noch einen fast sinusförmigen Druckverlauf zeigt, ähnelt die Form der Welle mit zunehmender Distanz mehr und mehr einem Sägezahn. Je höher die abgestrahlte Schallintensität, desto früher und ausgeprägter tritt diese Verformung auf. Nach Fourier kann jeder nichtsinusförmige Schwingungsvorgang einer additiven Überlagerung verschiede-

⊡ Abb. 18.5. Formveränderung der Schallwelle infolge nichtlinearer Schallgeschwindigkeit

a

b c

⊡ Abb. 18.6. Transformation einer nichtsinusförmigen Schwingung in verschiedene sinusförmige Einzelfrequenzen (Erläuterungen s. Text)

ner sinusförmiger Frequenzen mit unterschiedlichen Amplituden gleichgesetzt werden (⊡ Abb. 18.6). In der Form des Sägezahns steckt nämlich zunächst eine sinusförmige Grundwelle (a), darüber hinaus eine sinusförmige Schwingung geringerer Amplitude und halber Wellenlänge (b) sowie mindestens eine weitere Sinusschwingung, die einem Drittel der Grundwellenlänge entspricht (c). Diese höherfrequenten Anteile werden auch als »Harmonische« bezeichnet und sind in gleicher Weise auch aus der Musik bekannt. Wie sie zur Bildgebung genutzt werden können, wird in  Abschn. 18.3.6 »Verarbeitung von harmonischen Signalen« beschrieben.

315 18.2 · Physikalische Grundlagen

18.2.6 Blutflussdarstellung

im Dopplerverfahren Beim normalen, oben beschriebenen Pulsreflexionsverfahren können Grenzflächen dargestellt werden, z. B. zwischen Leber und Gallenblase oder zwischen einer Gefäßwand und dem im Gefäß fließenden Blut. Es findet also eine rein morphologische Lokalisationsdiagnostik statt. Beim Dopplerverfahren hingegen handelt es sich um eine Funktionsdiagnostik. Die Methode wurde nach dem österreichischen Physiker Christian Doppler benannt. Er legte Mitte des 19. Jahrhunderts anhand der Beobachtung des Lichts von Sternen, die sich auf die Erde zubewegen, den Grundstein für die nach ihm benannte Gesetzmäßigkeit. Diese besagt, dass ein Signal, das den Wellengesetzen nach Huygens unterliegt und auf ein bewegtes Ziel trifft, seine Frequenz ändert. Das heißt, es tritt eine Frequenzverschiebung zwischen dem emittierten und dem reflektierten Signal auf, die Dopplershift oder auch Dopplerverschiebung genannt wird (fD oder Δf). Zwischen der Dopplershift und der Geschwindigkeit des Zielteilchens besteht der in ⊡ Abb. 18.7 dargestellte Zusammenhang. Wenn nun fD mit dem Ultraschallgerät gemessen wird und alle anderen Parameter bekannt sind, kann man auf diese Weise die Geschwindigkeit des »Zielteilchens« Erythrozyt, also die Blutgeschwindigkeit, bestimmen und daraus diagnostische Rückschlüsse ziehen. So kann z. B. eine Gefäßstenose (Einengung) diagnostiziert werden, denn hier wird sich die Geschwindigkeit erhöhen, da das transportierte Blutvolumen pro Zeit immer gleich ist (geschlossenes System). Dies ist der gleiche Effekt, der dafür sorgt, dass in der »Stenose« Tür eine höhere Luftgeschwindigkeit herrscht als im Raum – es »zieht«. Zu beachten ist dabei, dass der Einfallwinkel φ meistens nicht genau bekannt ist, sodass er nur näherungsweise bestimmt werden kann. Hier sollte eine klare Fehlerabschätzung erfolgen. Das Dopplerverfahren wird auch von der Polizei angewandt, um von der Autobahnbrücke aus die Geschwindigkeit des »Zielteilchens« Autofahrer zu bestimmen. Dies geschieht nur nicht mit Ultraschallwellen, sondern mit Radarwellen. Die Polizei hat allerdings einen großen Vorteil gegenüber den Medizinern: Der Einfallwinkel zur Fahrbahn kann vorher hinreichend genau bestimmt werden. Ein weiteres Beispiel aus dem Alltagsleben ist das Martinshorn des Notarztwagens (NAW). Steht eine Person am Straßenrand, und der NAW fährt vorbei, so ist die Tonhöhe beim Näherkommen anders als beim Entfernen. Die Tonhöhenveränderung erfolgt durch Frequenzverschiebung. Hier bewegt sich zwar nicht das Zielteilchen, sondern der Sender, aber der Dopplereffekt ist der gleiche. Es sei an dieser Stelle ausdrücklich darauf hingewiesen, dass der primäre biomedizinische Parameter, der

⊡ Abb. 18.7. Dopplerformel

mit dem Dopplerverfahren bestimmt werden kann, die Blutgeschwindigkeit v ist und dies auch nur unter der Voraussetzung, dass der Einfallwinkel φ hinreichend genau bekannt ist. Es ist nicht möglich, ohne zusätzliche Messungen oder Annahmen den Volumenfluss pro Zeit (Herzminutenvolumen) oder das transportierte Blutvolumen pro Herzaktion (Schlagvolumen) zu bestimmen. Die verschiedenen technischen Verfahren zur Verarbeitung von Dopplersignalen in der Medizin werden im  Abschn. 18.3.4 erläutert.

18.2.7 Blutflussdarstellung im B-Mode

Die Darstellung des Blutflusses im normalen, zweidimensionalen Grauwertbild (B-Mode) war bis 1999 mit sehr wenigen Ausnahmen nicht möglich. Diese wenigen Ausnahmen bezeichnete man als »Spontanfluss«. Sie traten nur dann auf, wenn die Sonde sehr nah am strömenden Blut appliziert war und der Patient eine Neigung zu erhöhter Blutpartikelreflexion hatte (z. B. TEE-Untersuchung bei erhöhtem Hämatokritwert). Ansonsten war eine verlässliche, reproduzierbare Darstellung im B-Mode nicht möglich, da der Reflexionsfaktor von Blut ca. 1000-fach niedriger ist als derjenige von Gewebe. Reflexionsfaktor R: R (Wasser – Blut) = 2×10–6, R (Wasser – Muskel) = 2×10–3. Die folgende  Übersicht zeigt eine Reihe von biophysikalischen Parametern, die eine wichtige Rolle für die Reflexion spielen:

18

316

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

Biophysikalische Reflexionsparameter im Blut

II

1. Anzahl der Reflektoren = Erythrozyten (ca. 5 Mio. pro mm3) 2. Größe der Erythrozyten: 6–9×10–6 m, Mittelwert: 7,5 (s. Price-Jones-Kurve) 3. Agglomeration der Erythrozyten (Zusammenballung) a) Zufall b) Vene mehr als Arterie c) Proteingehalt (s. Blutsenkungsgeschwindigkeit) 4. Orientierung der Erythrozyten (flaches Hantelprofil)

Eine verlässliche Methode, die diese Parameter beherrschen und ausnutzen konnte, steht erst seit 1999 mit der B-Flow-Technologie zur Verfügung ( Abschn. 18.3.5 »BFlow-Technologie«). ⊡ Abb. 18.8. Nichtlineare Schwingung eines Gasbläschens

18.2.8 Blutflussdarstellung mit

Ultraschallkontrastmittel Ultraschallkontrastmittel werden intravenös appliziert, überstehen unbeschadet die Lungenpassage und werden vom linken Herzen in die Muskulatur und in die Organe gepumpt. Sie bestehen aus unzähligen, winzigen Gasbläschen (»Bubbles«) mit einem Durchmesser zwischen 2 und 4 μm und reflektieren eingestrahlten Ultraschall etwa 15mal stärker als die natürlichen korpuskulären Bestandteile des Blutes. Hinzu kommt ein zweiter Effekt, der die Visualisierung der Gasbläschen und damit des Blutes anhebt: Die Gasbläschen sind erheblich kleiner als die räumliche Ausdehnung der Schallwellen. Wird also z. B. eine Druckwelle abgestrahlt, so »umschließt« dieses Gebiet erhöhten Drucks jedes Bläschen vollständig; die Bläschen werden infolge der Kompressibilität des eingeschlossenen Gases etwas zusammengedrückt. Umgekehrt dilatieren die Bläschen im Unterdruckfeld. Dank dieser rhythmischen Lumenänderungen werden die Bläschen selbst zu Schallquellen. Allerdings stehen der Schalldruck des initialen Schallfeldes und die Durchmesserveränderung in keinem linearen Verhältnis zueinander. Wenn sich der Druck verdoppelt, verkleinern sich die Bubbles nicht in gleichem Maß. Infolge dieser nichtlinearen Schwingbewegung und ihrer etwas unterschiedlichen Größen strahlen die Bläschen ein breitbandiges Frequenzspektrum zum Schallkopf zurück (⊡ Abb. 18.8). Auch dieses breitbandige, nichtsinusförmige Signal lässt sich, analog der sich brechenden Welle am Strand, als Summe mehrerer sinusförmiger Einzelfrequenzen verstehen (die »Harmonischen«, vgl. ⊡ Abb. 18.6).

Meist ist dabei die 2. Harmonische (⊡ Abb. 18.6 »b«) besonders deutlich ausgeprägt, sodass diese im Empfangsteil des Ultraschallgerätes selektiert und zur Darstellung genutzt wird ( Abschn. 18.3.6 »Verarbeitung von harmonischen Signalen«).

18.3

Gerätetechnik

18.3.1 Prinzipieller Aufbau und verschiedene

Bauformen Die Hauptbestandteile eines Ultraschalldiagnostiksystems sowie deren Nomenklatur sind in der nachfolgenden  Übersicht dargestellt:

Hauptbestandteile eines UltraschalldiagnostikSystems

▬ Sonde = Schallkopf = Transducer = Scanner = Scanhead

▬ Basiseinheit = Zentraleinheit = Body = Ultraschallgerät = Grundgerät = Konsole ▬ Monitor = Bildschirm = Sichtschirm = Screen = Display ▬ Printer = Drucker

Die verschiedenen Sondenarten werden separat besprochen ( Abschn. 18.3.7 »Sondentypen«).

317 18.3 · Gerätetechnik

Die Basiseinheit umfasst mindestens einen Monitor, weitere Zusatzmonitore für den Operateur oder die Schwangere sind optional verfügbar. Bei Ultraschallsystemen, die auf PC-Basis arbeiten, werden VGA-Monitoren verwendet, bei allen anderen Systemen Videomonitoren. Die Monitordiagonalen liegen dabei im Bereich von 9–17 Zoll, d. h. 23–38 cm. Die Basiseinheit sollte über eine sinnvolle Adaption von Dokumentationseinheiten verfügen, z. B. Drucker, CD-, MOD- oder DVD-Laufwerke, Videorekorder etc. ( Abschn. 18.3.11 »Dokumentation«). Digitale und analoge Ausgänge für Bild- und Befunddaten, Netzwerkanschluss und DICOM-Standard sind heute selbstverständlich. In Bezug auf die Bauform unterscheidet man zwischen tragbaren Systemen, mobilen Systemen und immobilen Systemen. Tragbare Geräte haben einen integrierten Monitor und wiegen 3–15 kg. Die Mehrzahl der Systeme bis hin zu High-End-Systemen sind mobile Geräte auf Rollen. Dabei ist allerdings auf Größe und Gewicht zu achten, um den Transport durch eine einzelne »Nicht-Bodybuilder-Person« zu gewährleisten. Dies ist besonders wichtig, wenn das System von mehreren Abteilungen oder auf der Intensivstation bzw. im OP eingesetzt werden soll und deshalb oft transportiert wird. In den letzten Jahren zeichnet sich ein Trend zur Miniaturisierung in der Ultraschalldiagnostik ab, d. h. es stehen bereits tragbare Systeme zur Verfügung, die die Bildqualität eines großen High-End-Systems aufweisen. Immobile, fest installierte Geräte sind seit vielen Jahren in Deutschland nicht mehr im Gebrauch und können nur noch im Ultraschallmuseum der DEGUM (Deutsche Gesellschaft für Ultraschall in der Medizin) in Remscheid besichtigt werden.

18.3.2 Basiseinheit und Darstellungsarten

Die Basiseinheit hat zwei Hauptaufgaben: erstens die Erzeugung eines Sendeimpulses, der den Piezokristall in der Sonde zur Erzeugung von Schallwellen anregt, und zweitens die Aufnahme der vom Piezokristall während der Empfangsphase erzeugten elektrischen Impulse und deren Weiterverarbeitung zu einem interpretierbaren Ultraschallbild. Letzteres geschieht zunächst durch eine Analog-Digital-Wandlung. Die Weiterverarbeitung der digitalen Signale durch die Basiseinheit ist sehr stark vom Sondentyp abhängig. Linear- oder Konvexsonde, mechanischer und elektronischer Sektor unterliegen speziellen technischen Prinzipien, auf die im  Abschn. 18.3.7 »Sondentypen« weiter eingegangen wird. Eine genaue Erläuterung der elektronischen Schaltkreise würde den Rahmen dieses Buches sprengen und bleibt der weiterführenden Literatur vorbehalten. Selbstverständlich ist die Konstruktion solcher Schaltkreise auch eine Preisfrage und eine Frage des »Knowhow« des jeweiligen Herstellers. Gemeinsam ist am Ende

⊡ Abb. 18.9. Schema A-Mode, B-Mode, M-Mode

die Wiederumwandlung in ein analoges Videosignal, damit es von jedem handelsüblichen Monitor dargestellt werden kann. Weiterhin werden Zusatzinformationen über den Patienten und das Schallverfahren sowie ggf. Messwerte und diagnostische Ergebnisse eingeblendet. Eine weitere Aufgabe der Basiseinheit ist die Steuerung der vom Benutzer gewünschten Darstellungsart (= Darstellungsmodus). Dabei unterscheidet man drei Modi (⊡ Abb. 18.9): ▬ A-Mode, ▬ B-Mode, ▬ M-Mode.

A-Mode. Das A-Mode (Amplitudenmodus) entspricht dem bereits in  Abschn. 18.2.1 erwähnten Echolot in der Schiffahrt. Jeder von einer Mediengrenze reflektierte Signalimpuls wird als einzelner Peak auf der in ⊡ Abb. 18.9 senkrecht gezeigten Tiefenskala dargestellt. Durch die längere Laufzeit der Schallimpulse aus tieferen Schichten können diese von Signalen aus näheren Schichten unterschieden und innerhalb der Skala der entsprechenden Tiefe zugeordnet werden (Pulsreflexionsverfahren). Tiefe = Schallgeschwindigkeit × gemessene Laufzeit bzw. s = v × t Variieren können diese Peaks noch in ihrer Amplitude, die vom Reflexionsfaktor an der jeweiligen Mediengrenze abhängt. Die diagnostische Aussagekraft des AModes ist sehr beschränkt, da nur Tiefenmessungen und Abstandsmessungen durchgeführt werden können. Das A-Mode war historisch gesehen das erste medizinische Ultraschallverfahren. Es wird heute nur noch selten benutzt.

18

318

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

B-Mode. Später modifizierte man das A-Mode so, dass

II

das reflektierte Signal nicht mehr als Peak dargestellt wurde, sondern als einzelner Bildpunkt. Die Amplitude wurde als Helligkeit dieses Bildpunktes wiedergegeben, sodass eine Zeile von verschieden hellen Punkten entstand. Dies war das »ursprüngliche« B-Mode (Brightness-Mode = Helligkeitsmodus), wurde im alltäglichen Sprachgebrauch aber nicht so bezeichnet, da es diagnostisch nicht verwertbar war. Wichtig war es allerdings als Grundlage zur Entwicklung des M-Modes.

M-Mode. Das M-Mode (Motion-Mode = Bewegungsmodus) entsteht durch die horizontale Ablenkung des »ursprünglichen« B-Modes mittels eines Papierstreifens oder einer Monitorröhre. Die Horizontale (x-Achse) stellt somit die Zeit dar, sodass die Stärke des M-Modes in der Darstellung bewegter Körperstrukturen liegt. Zur Diagnostik werden fragliche Bewegungsmuster mit bekannten, normalen Bewegungsmustern verglichen. Das M-Mode kommt daher nur in der Kardiologie zur Anwendung.

2D-B-Mode. Allein das 2D-B-Mode (zweidimensionales Brightness-Mode) entspricht dem in der Ultraschalldiagnostik so wichtigen zweidimensionalen Schnittbildverfahren und ist daher von herausragender Bedeutung. Es wird heute allgemein schlicht als B-Mode bezeichnet, was auch von den Verfassern so übernommen wurde. Die Zusammensetzung des Bildes geschieht dabei durch eine Vielzahl von Bildzeilen, die wiederum aus einer Vielzahl von Bildpunkten (Pixel) bestehen. Die Entstehung der Bildzeilen geschieht analog dem »ursprünglichen« BMode (s. oben). Die Helligkeit der einzelnen Bildpunkte wird dabei digitalisiert in Graustufen dargestellt, wobei 256 Graustufen dem modernen Standard entsprechen. Die Weiterschaltung von einer Zeile zur nächsten zwecks Erzeugung eines zweidimensionalen Flächenbildes geschieht entweder mechanisch durch einen Motor oder auf elektronischem Weg ( Abschn. 18.3.7 »Sondentypen«). Es sei hier darauf hingewiesen, dass das B-Bild ein reines Schwarzweißbild ist, dessen diagnostischer Nutzen in der Feindifferenzierung von Gewebestrukturen mittels Grauabstufungen liegt. 18.3.3 Digital kodierter Ultraschall

Eines der wichtigsten Probleme des diagnostischen Ultraschalls ist immer noch die physikalische Zwickmühle zwischen Auflösung und Eindringtiefe ( Abschn. 18.2.4 Eindringtiefe und Auflösung). Erst 1998 gelang hier ein entscheidender Durchbruch: der Transfer der digitalen Kodierung auf die Ultraschalldiagnostik. Dabei wird dem Nutzsignal beim Senden eine typische digitale Kodierung auferlegt, sozusagen ein individuelles Erkennungsmuster, nach dem dieses Nutzsignal

immer wieder identifiziert werden kann. Diese Kodierung behält es auch nach der Reflexion an den verschiedenen Grenzschichten im Körper des Patienten, sodass bei der Verarbeitung der reflektierten Signale im Ultraschallgerät die kodierten Nutzsignale von den nichtkodierten, unerwünschten Signalen (z. B. Rauschen, Artefakte) getrennt werden können. Nach dem Schlüssel-Schloss-Prinzip werden also nur diejenigen Signale weiterverarbeitet, die den betreffenden, individuellen Code in sich tragen. Zur Veranschaulichung soll hier erwähnt werden, dass das gleiche Prinzip bei den digitalen Funktelefonen angewandt wird. Die individuelle Kodierung kann hier als die Telefonnummer angesehen werden, die dafür sorgt, dass nur ein spezieller Teilnehmer das betreffende Gespräch empfängt und nicht alle anderen tausend Handybesitzer in der Stadt. Diese Technologie wird als »Digitally Encoded Ultrasound«, DEU, bezeichnet und wurde in den neunziger Jahren in den USA entwickelt. Wie man in ⊡ Abb. 18.10 ( auch 4-Farbteil am Buchende) erkennt, findet außer der Kodierung eine Signalkompression statt, die ein kodiertes Sendesignal von geringerer Energie ermöglicht, das dann später durch die Addition der digitalen Einzelpulse wieder zu einem Signal von höherer Energie addiert werden kann. Somit ergeben sich 2 grundsätzliche Vorteile der digitalen Kodierung: 1. Unterdrückung unerwünschter Signale, 2. Verstärkung des Nutzsignals. Rauschen und Artefakte als unerwünschte Signale werden unterdrückt, gleichzeitig wird das Nutzsignal verstärkt und über den Rauschpegel hinausgehoben. Beide Effekte bewirken also eine erhöhte Eindringtiefe bei gegebener Frequenz (und damit gegebener Auflösung). Wir kommen somit der Lösung des alten Problems, eine hohe Auflösung bei gleichzeitig hoher Eindringtiefe zu erzielen, ein erhebliches Stück näher. Die dazu verwendete Technologie nennt man »coded excitation« (kodierte Anregung). Bei modernen High-end-Systemen kann mit »coded excitation« heute eine 7-MHz-Auflösung bis zu 20 cm Eindringtiefe erreicht werden. Zu erwähnen sei hier noch, dass DEU und »coded excitation« uns nicht in die Lage versetzen, der Zwickmühle Auflösung/Eindringtiefe vollkommen zu entrinnen (sonst wäre es im Sinne des Mühlespiels keine echte Zwickmühle), aber die digitale Kodierung verschafft uns immerhin einen erheblich größeren Spielraum.

18.3.4 Dopplerarten

Bei der Dopplertechnik gilt es grundsätzlich zu unterscheiden, ob ein Gerät im Duplexbetrieb arbeitet oder nicht. Duplexbetrieb bedeutet, dass der Abtastpunkt, an

319 18.3 · Gerätetechnik

⊡ Abb. 18.10. Das Prinzip von »Digitally Encoded Ultrasound« (DEU) und »Coded Excitation«

dem die Blutgeschwindigkeit gemessen wird, das sog. »sample volume«, im B-Mode angezeigt wird. Dadurch wird die anatomische Zuordnung zum Punkt der Geschwindigkeitsmessung natürlich wesentlich genauer. Daraus ergibt sich aber auch, dass ein solches Gerät die komplette Technik zur Erzeugung eines B-Modes mitbeinhalten muss, wodurch es deutlich teurer wird als ein reines Dopplergerät. Weiterhin müssen folgende verschiedene Dopplerarten unterschieden werden: ▬ pw-Doppler, ▬ cw-Doppler, ▬ High-PRF-Doppler ▬ Farbdoppler.

Pw-Doppler (»Pulsed-wave-Doppler«). Der pwDoppler arbeitet genau wie A-, M- und B-Mode im Pulsreflexionsverfahren ( Abschn. 18.3.2 »Basiseinheit und Darstellungsarten«), statt der vielen Bildpunkte pro Zeile wird jedoch lediglich ein Punkt verwendet, das »sample volume«. Das reflektierte Signal aus diesem »sample volume« wird dann nicht zur Bildentstehung, sondern zur Geschwindigkeitsmessung nach dem Doppler-Prinzip benutzt ( Abschn. 18.2.6 »Blutflussdarstellung im Dopplerverfahren«). Ähnlich dem M-Mode kann der zeitliche Verlauf der Blutgeschwindigkeit auf dem Monitor oder einem Schreiber dargestellt werden. Die Lage des »sample volume« kann über das Bedienpult verändert werden und beim Duplexbetrieb unter Sicht genau positioniert werden (⊡ Abb. 18.11,  auch 4-Farbteil am Buchende).

⊡ Abb. 18.11. Beispiel Duplexprinzip (A. carotis communis). B-Mode mit »sample volume« (oben), pw-Spektrum (unten)

Cw-Doppler (»Continous-wave-Doppler«). Der cwDoppler arbeitet als einziges Ultraschallverfahren nicht im Pulsbetrieb. Er sendet kontinuierlich und empfängt kontinuierlich. Dazu benötigt er zwei getrennte Kristalle, ein Sende- und ein Empfangskristall. Diese sind beide in einer Sonde untergebracht. Im Gegensatz zum pw-Doppler hat er allerdings einen Nachteil: da wegen des kontinuierlichen Sendebetriebs nun keine Pulslaufzeit mehr gemessen werden kann, kann auch keine Zuordnung zur Tiefe erfolgen. Alle Signale aus den verschiedenen Tiefenschichten entlang des Dopplerstrahls werden empfangen und aufsummiert. Der cw-Doppler

18

320

II

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

ist also nicht tiefenselektiv, was eine genaue anatomische Zuordnung der Dopplersignale trotz Duplexbetrieb erschweren kann. Dafür kann er jedoch höhere Geschwindigkeiten messen, was z. B. in der Kardiologie bei Klappenstenosen von entscheidender Bedeutung ist. Hier ist der pw-Doppler limitiert durch den sog. Aliaseffekt. Dieser bewirkt ab einer bestimmten Grenzfrequenz bzw. Grenzgeschwindigkeit die Falschdarstellung (Aliasdarstellung) des Dopplersignals, was dazu führen kann, dass das Signal in Bezug auf die Flussrichtung nicht mehr interpretierbar wird. Dieser Effekt ist von der Pulsfrequenz (Abtastfrequenz oder »pulse repetition frequency« = PRF) abhängig, die so hoch wie möglich sein sollte. Den gleichen Artefakt beobachtet man im Westernfilm, wenn die Räder der Kutsche sich plötzlich rückwärts zu drehen scheinen, da die Abtastfrequenz (Fernsehbildfrequenz) zu niedrig ist. Die Unterschiede zwischen pw- und cw-Doppler zeigt ⊡ Tab. 18.2.

le volumes«, was die Tiefenselektivität wiederum etwas einschränkt. Durch den automatischen Übergang des Gerätes vom pw- zum High-PRF kann dieser eine nützliche Ergänzung zum pw sein. Wichtig ist weiterhin die Frage, ob das Dopplersystem eine Frequenzanalyse enthält oder nicht. Bei Duplexgeräten ist dies fast ausschließlich der Fall. Dabei wird das Dopplersignal durch eine Fast-Fourier-Transformation (oder ähnliche Verfahren) in seine einzelnen Frequenzbestandteile, also Anteile verschiedener Sinusschwingungen, zerlegt (vgl. ⊡ Abb. 18.6). Zur Erinnerung sei gesagt, dass »Frequenzbestandteile« unter Annahme der Kenntnis des Einfallwinkels gleichzusetzen ist mit »Geschwindigkeitsbestandteile« (⊡ Abb. 18.7 Dopplerformel). Man erhält also zusätzlich zu den Informationen ohne Frequenzanalyse noch weitere Geschwindigkeitsinformationen (⊡ Tab. 18.3 und ⊡ Abb. 18.12). Am wichtigsten ist dabei die Information über den Turbulenzgrad, der Aufschluss über eine turbulente, pathologische Strömung geben kann.

High-PRF-Doppler. Um diesen Aliaseffekt unter Beibehaltung der Tiefenselektivität zu umgehen, wurde der sog. High-PRF-Doppler entwickelt, der heute in allen Duplexsystemen enthalten sein sollte. Er ist eine Zwischenlösung zwischen pw und cw, bei dem die Aliasgrenzfrequenz durch die Erhöhung der PRF nach oben verschoben werden konnte. Dafür erhält man aber mehrere »samp-

⊡ Tab. 18.2. Unterschiede pw/cw-Doppler pw-Doppler

cw-Doppler

Gepulster Betrieb

Kontinuierlicher Betrieb

Tiefenselektiv

Nicht tiefenselektiv

Aliaseffekt

Kein Aliaseffekt

Relativ niedrige Geschwindigkeit

Genügend hohe Geschwindigkeit

Farbdoppler (»color doppler« = »color flow mapping«). Einen wichtigen Entwicklungsschritt machte die Ultraschalldiagnostik Mitte der 1980er Jahre mit der industriellen Entwicklung des ersten Farbdopplers in Japan. Der Farbdoppler ist vom Prinzip her ein pw-Doppler. Es wird allerdings nicht nur ein einziges »sample volume« benutzt, sondern mehrere hundert, die wiederum zeilenförmig zusammengesetzt ein zweidimensionales, flächenhaftes Dopplerbild ergeben. Es wird dem Schwarzweiß-B-Mode positionsrichtig überlagert und kann mit diesem zusammen zeitgetreu, also im Realtime-Modus, betrachtet werden. Damit die Dopplerinformation von der morphologischen Schwarzweißinformation (B-Mode) unterschieden werden kann, wird sie farbkodiert dargestellt (⊡ Abb. 18.13,  auch 4-Farbteil am Buchende). Am gebräuchlichsten ist die in ⊡ Tab. 18.4 dargestellte Standardkodierung, die bereits seit Beginn der

⊡ Tab. 18.3. Informationen aus den verschiedenen Dopplerarten (Abk.: FA Frequenzanalyse, s semiquantitativ) Doppler ohne FA

Doppler mit FA

Farbdoppler

Flussnachweis

Flussnachweis

Flussnachweis

Zeitlicher Verlauf

Zeitlicher Verlauf

Zeitlicher Verlauf

Richtung

Richtung

Richtung

Mittlere Geschwindigkeit

Mittlere Geschwindigkeit

Mittlere Geschwindigkeit (s)

Maximale Geschwindigkeit

Turbulenzgrad (s)

Minimale Geschwindigkeit Turbulenzgrad (s)

321 18.3 · Gerätetechnik

Farbdopplerära benutzt wird. Es sei aber ausdrücklich darauf hingewiesen, dass es keine weltweit normierte Kodierung gibt und auch in den einzelnen Farbdopplersystemen verschiedene Farbkodierungen (Farbtabellen) abrufbar sind.

⊡ Tab. 18.4. Standardfarbdopplerkodierung Fluss auf die Sonde zu

Rot

Schnell: hellrot

Langsam: dunkelrot

Fluss von der Sonde weg

Blau

Schnell: hellblau

Langsam: dunkelblau

Turbulenz

Grün

Auch hier tritt der bereits erwähnte Aliaseffekt als Artefakt auf. Er bewirkt, dass mitten in einer Strömung, die z. B. blau kodiert ist (von der Sonde weg), ein roter Fleck auftaucht, der komplett von blau umgeben ist (⊡ Abb. 18.13, unterer Bildteil). Dies ist der Fall, wenn an eben dieser Stelle die maximal darstellbare Geschwindigkeit überschritten wird. Die Farbe »kippt« dann in die Gegenfarbe um. Wir können dies aber durch den Gebrauch unseres gesunden Menschenverstandes erkennen, denn es ist offensichtlich unmöglich, dass mitten in einer blauen Strömung plötzlich eine »rote Insel der Gegenströmung« auftaucht, ebenso wie wir wissen, dass sich die Räder einer nach vorne fahrenden Kutsche nicht rückwärts drehen können. Die Geschwindigkeit (Grenzfrequenz), ab der der Aliaseffekt auftritt, nennt man Nyquist-Limit und berechnet sich analog dem Shannon-Theorem aus der Digitalelektronik als: Nyquist-Limit = fny = PRF/2. Wenn man dem Duplexmodus noch den Farbdoppler hinzufügt, also B-Mode, Farbdoppler und Dopplerspektrum darstellt, erhält man den sog. Triplexmodus. In diesem Fall kann der Aliaseffekt sogar nützlich sein, indem er uns die Stelle in der Blutströmung anzeigt, an der die Geschwindigkeit am höchsten ist. Zur Messung der höchsten Geschwindigkeit müssen wir unser »sample volume« also nur an diese »Aliasstelle« platzieren und sparen Zeit und Mühe. Mit dem Farbdoppler ist es nun möglich, im Realtime-Modus die Ausdehnung eines pathologischen Jets zu erkennen (z. B. Mitralinsuffizienz, ⊡ Abb. 18.14,  auch 4-Farbteil am Buchende), pathologische Jets zu lokalisieren (z. B. Septumdefekte) und kleine Gefäße zu orten. Damit kann die teilweise recht mühsame und zeitraubende Untersuchung mit dem pw unterstützt, beschleunigt und ergänzt werden.

⊡ Abb. 18.12. Beispiel Dopplerdiagnostik. B-Mode mit »sample volume« (oben links), pw mit FA (oben rechts), pw ohne FA (Mitte/oben), pw mit FA (Mitte/unten), B-Mode mit M-Mode (unten)

⊡ Abb. 18.13. Beispiel Farbdopplerbild mit Aliaseffekt (Abgänge der beiden Nierenarterien von der Aorta)

18

322

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

II

⊡ Abb. 18.14. Beispiel Farbdopplerbild (Mitralinsuffizienz, bestehend aus drei Jets an einer SJM-Klappenprothese, transösophageale Sonde)

⊡ Abb. 18.15. Das Prinzip B-Flow

Eine andere Version des Farbdopplers stellt der »Power-Doppler« dar. Er ist auch unter folgenden Synonymen bekannt: ▬ »Power-Doppler« ▬ »Amplitudendoppler« ▬ »Color Angio« ▬ »Power Color«

18.3.5 B-Flow-Technologie

Auch hier wird die Dopplershift benutzt; es wird aber nicht Geschwindigkeit und Richtung, sondern nur die Amplitude ausgewertet. Diese wird wiederum beim normalen Farbdoppler nicht dargestellt. Die Amplitude ist von der Anzahl der Reflektoren (hauptsächlich Erythrozyten) abhängig. Der »Power-Doppler« ist dadurch sensitiver, kann auch langsamere Blutpartikel erfassen und füllt das Gefäßlumen besser aus. Er kann dadurch gut zur räumlichen Darstellung des tatsächlich durchflossenen Gefäßlumens benutzt werden. Dies ist insbesondere bei langsamen Geschwindigkeiten, bei Stenosen, bei kleinen Gefäßen und bei der Darstellung einer komplexen Organperfusion von Vorteil. In der Echokardiographie hat sich ein spezielles Dopplerverfahren etabliert, das nicht den Blutfluss farbig kodiert, sondern das Herzgewebe, also die Herzwand (Myokard). Hier spricht man von Gewebedoppler oder Tissue Doppler Imaging (TDI). Da sich das Myokard wesentlich langsamer bewegt als das Blut, sind hier Tiefpassfilter gefragt statt der Hochpassfilter beim Blutflussdoppler. Mit dieser Technologie können Aussagen über die Geschwindigkeit einzelner Myokardsegmente gemacht werden, wodurch eine spezifische Diagnostik bei Wandbewegungsstörungen, z. B. aufgrund eines Myokardinfarktes, möglich ist. Zusätzliche Informationen können der weiterführenden Literatur entnommen werden.

Zunächst soll hier klar definiert werden, dass es sich bei der B-Flow-Technologie nicht um eine Dopplermethode handelt, sondern um eine Subtraktionsmethode (ähnlich der Digitalen Subtraktionsangiographie, DSA), mit der es möglich ist, den Blutfluss im normalen Grauwertbild (B-Mode) darzustellen. B-Flow unterliegt somit den normalen Gesetzen der B-Mode-Darstellung. Wie bereits im physikalischen Teil erwähnt ( Abschn. 18.2.7 »Blutflussdarstellung im B-Mode«), liegt die Hauptschwierigkeit dieses Verfahrens darin, dass der Reflexionsfaktor von Blut ca. 1000-fach niedriger ist als der von Gewebe. Um dies zu umgehen, bedurfte es der Ausnutzung der digitalen Kodierung (»digitally encoded ultrasound«, DEU,  Abschn. 18.3.3). Mit ihr werden unerwünschte Signale unterdrückt (hier: Gewebesignale) und Nutzsignale verstärkt (hier: Blutfluss). Um überhaupt das Blutflusssignal vom Gewebesignal zu trennen, wird eine Subtraktionsmethode angewendet. Auf jeder Zeile des B-Mode-Bildes werden zwei Pulse gesendet, im Gegensatz zum normalen B-Mode, bei dem nur ein Puls pro Zeile benutzt wird. Die Amplituden A1 und A2 der beiden daraus entstandenen reflektierten Signale werden voneinander subtrahiert. Bewegt sich also eine Struktur (Erythrozyt) in dem Zeitraum zwischen t1 und t2, so sind die beiden Amplituden unterschiedlich und es gilt: A1–A2>0. Die resultierende Amplitude wird zur BFlow-Bildentstehung benutzt und ist um so heller, je höher die resultierende Amplitude A1–A2 ist. Bewegt sich eine Struktur (Gewebe) im Zeitraum t1– t2 nicht, so gilt: A1– A2=0. Die resultierende Amplitude ist also gleich Null und trägt nicht zur B-Flow-Bildentstehung bei (⊡ Abb. 18.15). In Bezug auf die Subtraktion erinnert B-Flow stark an die DSA, wobei zu beachten ist, dass bei der DSA ganze

323 18.3 · Gerätetechnik

⊡ Tab. 18.5. Unterschiede Farbdoppler/B-Flow Farbdoppler

B-Flow

▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬

▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬ ▬

Reduziertes Sichtfeld (Color Box = ROI) Schlechte räumliche Auflösung Relativ niedrige Bildfrequenz Überschreiben der Gefäßwand Bewegungsartefakte Winkelabhängigkeit Aliaseffekt Semiquantitative Anzeige der Flussgeschwindigkeit Relativ große Eindringtiefe

Bilder voneinander subtrahiert werden, bei B-Flow jedoch einzelne Zeilen. Die wichtigsten Unterschiede zwischen Farbdoppler und B-Flow in Bezug auf die praktische Anwendung und die grundlegenden diagnostischen Möglichkeiten zeigt ⊡ Tab. 18.5. Der entscheidende Vorteil von B-Flow liegt in der hervorragenden räumlichen Auflösung, die in ⊡ Abb. 18.16 sehr gut zu erkennen ist. Der Durchmesser des Steneosejets kann zweifelsfrei gemessen werden. Dies ist mit dem Farbdoppler fast unmöglich. Weitere medizinische Einsatzgebiete des B-Flow sind: die exakte räumliche Definition von Plaques und Thromben, die exakte Definition des durchströmten Gefäßlumens, frühzeitige Erkennung von tiefen Beinvenenthrombosen, Diagnose von schweren, pathologischen Veränderungen der Gefäßwand, exakte Bestimmung des Stenosegrades, frühere Erkennung von Risikosituationen in Bezug auf Infarkte und Thrombosen.

Volles Sichtfeld (keine ROI) Gute räumliche Auflösung 4mal höhere Bildfrequenz Kein Überschreiben Keine Bewegungsartefakte Keine Winkelabhängigkeit Kein Aliaseffekt Eingeschränkte Anzeige der Flussgeschwindigkeit Eingeschränkte Eindringtiefe

⊡ Abb. 18.16. Beispiel B-Flow: Stenose der A. carotis interna

18.3.6 Verarbeitung von harmonischen Signalen

Wie in  Abschn. 18.2.5 (»Harmonic Imaging«) erläutert, erfahren Schallwellen auf ihrem Weg durch den Körper eine zunehmende Verformung im Sinne eines Übergangs von einer sinusförmigen Welle zu einer Sägezahnform. Es wurde bereits dargelegt, dass dieser nichtsinusoide Schwingungsvorgang einer additiven Überlagerung verschiedener Frequenzen entspricht. Beim Empfang zerfällt jedes dieser sägezahnförmigen Echoimpulse in seine Frequenzbestandteile (⊡ Abb. 18.17). Die konventionelle Signalverarbeitung unterdrückt die höherfrequenten Signalanteile, sodass primär die dominante Grundwelle jedes reflektierten Signals zur Bildgebung herangezogen wird. Beim sog. »Second Harmonic Imaging« hingegen wird die erste Oberwellenfrequenz (zweite Harmonische) isoliert und zur Bildgewinnung genutzt. Die Grundwelle (erste Harmonische) wie auch alle anderen Oberwellen werden diskriminiert und finden keine weitere Verwendung.

⊡ Abb. 18.17. Zerfall eines sägezahnförmigen Echos in Fundamentalfrequenz (3 MHz = erste Harmonische) und Oberwelle (6 MHz = zweite Harmonische)

Aber welche Vorteile stecken in der Nutzung der Oberwellen? Zur Beantwortung dieser Frage sollte in Erinnerung gerufen werden, dass jeder Ultraschallschwinger neben dem Ultraschallstrahl noch höchst unerwünschte Nebenkeulen (»sidelobes«) abstrahlt. Hierbei handelt es sich um Schallfelder, die um den Zentralstrahl herum angeordnet sind. Trifft ein derartiges Nebenschallfeld auf ein stark reflektierendes Objekt (Knochen, Gas), so kommen die Reflexe dieses Objekts auch auf solchen Bildzeilen zur Darstellung, die mit dem Ort der Reflexion nicht korrespondieren.

18

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Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

II

⊡ Abb. 18.18. Entstehung des Nebenkeulenartefakts

Die ⊡ Abb. 18.18 zeigt, auf welche Weise es zu dieser fehlerhaften Darstellung kommt: bereits beim Aufbau der außen links dargestellten Ultraschallzeile trifft die dazugehörige Nebenkeule den wesentlich weiter rechts liegenden Reflektor (in diesem Fall Darmgas kaudal der Gallenblase). Infolge der diffusen Reflexion an der Oberfläche dieses Objekts kehrt ein Teil des Echosignals zum empfangsbereiten Array oberhalb der linken Schallzeile zurück, wird in einen elektrischen Impuls konvertiert und gelangt als Lichtpunkt zur Darstellung. Auf der dazugehörigen Bildzeile wird demzufolge ein Echosignal dargestellt, obwohl sich in der entsprechenden Position überhaupt kein reales Objekt befindet, sondern das echofreie Lumen der Gallenblase. Gleiches geschieht beim Aufbau der 2. Zeile, der 3. Zeile usw. Da die Intensität des gesendeten Ultraschallsignals in den Nebenkeulen deutlich schwächer ist als im Hauptstrahl, ist die Sägezahnform hier weniger ausgeprägt. Das hat zur Folge, dass auch die von den Nebenkeulen ausgelösten Reflexe eine eher unverfälschte, sinusartige Form haben, also nahezu keine Oberwelle (⊡ Abb. 18.19).Filtert man deshalb beim Empfang die Oberwellen heraus und stellt nur diese auf dem Bildschirm dar, werden die von den Nebenkeulen verursachten Echosignale zwangsläufig ignoriert. »Harmonic imaging« ist somit eine Technik, die die Artefakte im Ultraschallbild reduziert und speziell flüssigkeitsgefüllte Hohlräume, wie z. B. die Amnionhöhle, die Harnblase, die Herzhöhlen oder Zysten sauberer und klarer abgrenzbar macht (⊡ Abb. 18.20). Damit eine deutliche Verformung des Sendesignals auftritt, muss im Vergleich zum herkömmlichen B-Bildverfahren eine höhere Schallintensität abgestrahlt werden. Diese

⊡ Abb. 18.19. Diskriminierung von Nebenkeulenechos durch Selektion von Oberwellen

muss jedoch immer unter dem vorgeschriebenen Limit liegen ( Abschn. 18.7 »Sicherheitstechnische Aspekte«). In Verbindung mit der Applikation eines Ultraschallkontrastmittels werden im »harmonic« modus ebenso primär die von den Bubbles generierten Oberwellen aufgefangen ( Abschn. 18.2.8 »Blutflussdarstellung mit Ultraschallkontrastmittel«). Hier geht es im Gegensatz zum oben beschriebenen Vorgang im normalen B-Mode jedoch nicht so sehr um die Unterdrückung von Artefakten, sondern um die Unterdrückung des Gewebesignals. Durch Diskriminierung der Fundamentalfrequenz mittels Hochpassfilter oder Subtraktionstechnik ( Abschn. 18.3.3

325 18.3 · Gerätetechnik

⊡ Abb. 18.20. Artefaktfreie Darstellung der Herzhöhlen mittels »harmonic imaging« (links mit und rechts ohne »harmonic imaging«)

Der klinische Nutzen besteht darin, dass eine Tumorcharakterisierung vorgenommen werden kann, die Aufschluss geben kann über die spezielle Therapieform und das weitere klinische Procedere des betreffenden Patienten. Der zweite große Nutzen der Kontrastmittelanwendung im Ultraschall liegt in der Tumordetektion, insbesondere der Metastasensuche. Dazu benutzt man das Verfahren der »stimulated acoustic emission« (SAE). Um dies zu erläutern, muss kurz auf die Wirkung verschiedener Energielevel auf die Bubbles eingegangen werden. Wie bereits in  Abschn. 18.2.5 »Harmonic Imaging« erwähnt, ist die Entstehung der harmonischen Frequenzen maßgeblich von den Druckschwankungen abhängig, die durch den Piezokristall erzeugt werden. Als Maß für die mechanischen Einwirkungen der Schallwellen auf Gewebe und Kontrastmittelbläschen dient der sog. mechanische Index (Mi), der an allen Ultraschallsystemen angezeigt werden muss und sich nach der folgenden Zahlenwertgleichung berechnet: ⊡ Abb. 18.21. Darstellung der Vaskularisierung eines Lebertumors mittels Ultraschallkontrastmittel (FNH mit typischem Speichenradphänomen)

»Digital kodierter Ultraschall«) heben sich in der bildlichen Darstellung die mit Kontrastmittel angereicherten Gefäße deutlich vom Gewebehintergrund ab. Somit lassen sich Perfusionsunterschiede visualisieren und selbst die im B-Mode als sonographisch nicht differenzierbar geltenden Läsionen differentialdiagnostisch bzw. differenzierbar beschreiben (⊡ Abb. 18.21).

Mi = p − /

f 

Hier bedeuten: Mi = mechanischer Index [dimensionslos] p– = negativer Schalldruck [MPa] f = Sendefrequenz [MHz] Bei niedrigem Mi und somit niedrigem Schalldruck haben die Bubbles noch ein lineares Verhalten, bei höherem Schalldruck gehen sie zu nichtlinearem Verhalten über und erzeugen harmonische Oberwellen. Bei einem MiWert von ungefähr 1 schwingen die Bubbles so stark, dass sie platzen (»burst«) und ein starkes Signal abgeben, das

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326

II

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

aus einem breiten Band von harmonischen Frequenzen besteht. Eine Zusammenfassung gibt ⊡ Tab. 18.6. Da Metastasen aufgrund ihrer neoplastischen Gefäßstruktur weniger Kontrastmittel aufnehmen als gesundes Gewebe, kann man diese beim SAE-Verfahren als hyporeflektive »Aussparung« (schwarzer Fleck) im Bild erkennen. In der Echokardiographie wird Kontrastmittel im nichtlinearen Modus dazu benutzt, um bei schlecht schallbaren Patienten die Abgrenzung des linken Ventrikels zu optimieren und dadurch eine Aussage über die Ventrikelkontraktilität und das Ventrikelvolumen zu gewinnen. Auch kann damit in differentialdiagnostisch schwierigen Fällen geklärt werden, ob sich ein Thrombus in der Ventrikelspitze oder im linken Herzohr befindet. ⊡ Tab. 18.6. Verhalten der Bubbles bei verschiedenen Mi-Werten (nach N. de Jong, Universität Rotterdam) Mi

p– [Mpa]

Verhalten der Bubbles

Bildmodus

<0,1

0–0,05

Linear

B-Mode, M-Mode, Farbdoppler, PowerDoppler

ca. 0,1

0,05–0,2

Nichtlinear

»Harmonic imaging«

≥1

0,2–2

»Burst«

»Stimulated acoustic emission« (SAE)

⊡ Abb. 18.22. Verschiedene Sondentypen und deren Ablenkprinzip

18.3.7 Sondentypen

Die verschiedenen Sondentypen und deren prinzipielle Schallfeldgeometrie zeigt ⊡ Abb. 18.22. Der Compoundscanner ganz links und der mechanische Spiegellinearscanner ganz rechts sind schon seit längerer Zeit nicht mehr gebräuchlich. Dazwischen befinden sich Linear-, Convex- und Sektorscanner, die sich prinzipiell durch ihr Ablenkverfahren unterscheiden. Bei mechanischen Sonden wird die Ablenkung zur Erzeugung eines zweidimensionalen Bildes durch einen kleinen Elektromotor in der Schallsonde durchgeführt. Sie enthalten typischerweise 1–5 Kristalle. Mechanische Sonden sind nur noch in älteren Geräten zu finden und werden in seit der Jahrtausendwende produzierten Systemen fast gar nicht mehr eingesetzt. Lediglich in einigen Spezialsystemen z. B. für die Hautdiagnostik sind sie noch zu finden, da höhere Frequenzen benutzt werden können, z. Zt. bis ca. 50 MHz. Bei elektronischen Sonden wird die Ablenkung auf elektronische Weise herbeigeführt, sie enthalten also keinerlei mechanische Verschleißteile. Die elektronische Ablenkung erfolgt durch eine Vielzahl von Kristallen. Die maximale Frequenz liegt heute bei ca. 15 MHz. Die einfachste Form einer elektronischen Sonde ist der Linearscanner. Er besteht aus einer Vielzahl von Kristallen, je nach Sondengröße bis zu ca. 400 Stück, die linear nebeneinander angeordnet sind (⊡ Abb. 18.23).

327 18.3 · Gerätetechnik

a

b

⊡ Abb. 18.23a,b. Linearsonde. a Abtastprinzip; b Linearsonde 7,5 MHz

Zur Entstehung einer Bildzeile werden immer mehrere Kristalle benutzt, hier z. B. 6 Stück. Diese aktive Gruppe von Kristallen nennt man auch ein Array, daher stammt auch der Begriff Linear-Array für dieses Verfahren. Jedes Kristall wird durch einen elektronischen Impuls angesteuert und sendet eine kleine Schallwelle aus, die sich mit den anderen zu einer Wellenfront vereinigt. Durch verschiedene natürliche physikalische Effekte entsteht eine Zeile in der dargestellten typischen Schallfeldgeometrie (durchgezogene Linie) mit einer fokalen Einschnürung. Dann wird ein Kristall »weitergerückt«, die nächsten 6 Kristalle werden angesteuert und bilden die gestrichelte Zeile. Nach dem selben Prinzip entsteht auch die gepunktete Zeile, und dies geht so lange in Pfeilrichtung weiter, bis ein komplettes Bild entstanden ist. Der gesamte beschriebene Vorgang muss in ca. 1/20 s abgelaufen sein, um ein Realtime-Bild mit 20 Bildern pro Sekunde (20 Hz) zu erzielen. Das gleiche Verfahren wird auch bei der Konvexsonde benutzt, auch »curved array« genannt. Lediglich die Anordnung der Kristalle ist hier nicht linear mit gerader Ankopplungsfläche, sondern gebogen, mit konvexer Ankopplungsfläche. Für verschiedene Körperbereiche sind verschiedene Krümmungsradien verfügbar. Zuletzt ist noch der elektronische Sektor zu erwähnen, auch »phased array« genannt. Hierbei werden weniger Kristalle benutzt als beim Linear-Array, typischerweise 96. Die elektronische Ansteuerung erfolgt wiederum zeitversetzt bzw. phasenversetzt, daher der Begriff »phased array«. Der Zeitversatz geht nun allerdings nicht mehr von außen nach innen sondern kontinuierlich von einer Seite zur anderen, sodass eine schräge Wellenfront entsteht (⊡ Abb. 18.24). Durch entsprechend schnelle Änderung dieses Zeitversatzes erreicht man ein Schwenken des Strahls und erhält wiederum ein zweidimensionales Bild in Form eines Kreissektors.

⊡ Abb. 18.24. Phased-Array-Prinzip

Wichtig ist bei allen elektronischen Sonden die bereits erwähnte fokale Einschnürung, die auch Fokusbereich genannt wird. Je schmaler das Schallfeld in diesem Bereich ist, um so besser ist das laterale Auflösungsvermögen des Systems, also dasjenige in seitlicher Richtung, senkrecht zur Schallausbreitungsrichtung (vgl. axiale Auflösung  Abschn. 18.2.5). Der Durchmesser des Schallstrahls im Fokusbereich hängt von der Größe des Kristalls ab sowie von verschiedenen elektronischen Fokussierungseffekten im Gerät. Die von den Herstellern angegebenen Auflösungswerte beziehen sich meistens nur auf diesen Fokusbereich. Entscheidend ist aber auch die Position des Fokus. Idealerweise sollte er genau dort liegen, wo sich das zu untersuchende Organ befindet, nicht tiefer oder höher. Und hier zeigt sich der größte Vorteil der elektronischen Sonden im Vergleich zu den mechanischen: Die Fokuspositi-

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328

II

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

on kann elektronisch verschoben werden. Dies geschieht dadurch, dass nicht mehr alle Kristalle gleichzeitig angesteuert werden, sondern zuerst die äußeren und zuletzt die mittleren (⊡ Abb. 18.25, rechtes Bilddrittel). Durch den Zeitversatz zwischen Außen und Innen kann die Lage des Fokus bestimmt werden. Beim mechanischen Schallkopf hingegen ist die Lage des Fokus fest. Aber damit nicht genug. Bei elektronischen Sonden ist es sogar möglich, mehrere Fokuszonen simultan zu benutzen, sodass eine scharfe Abbildung über nahezu den gesamten Tiefenbereich möglich ist. Dies nennt man dynamische Fokussierung. In der idealisierten Schematik der ⊡ Abb. 18.26 werden 3 Fokuszonen gezeigt, die über Zwischenspeicher zu einem Gesamtfokus (rechts) zusammengesetzt werden, der nahezu die gesamte Tiefe abdeckt. Moderne Geräte haben bis zu 10 Fokuszonen, wobei meistens nur 4 für die dynamische Fokussierung verwendet werden, da sonst durch die Benutzung der Zwischenspeicher die Bildfrequenz zu niedrig wird. Die Tiefenverstellbarkeit des Fokus wie auch die multiplen Einschnürungen der dynamischen Fokussierung sind bei Einsatz der konventionellen Array-Technik allerdings nur in Schallkopflängsrichtung möglich. Nur in dieser Ebene stehen genügend Einzelkristalle zur Verfügung, um dem Schallstrahl durch das beschriebene zeitversetzte Ansteuern der Elemente die gewünschte Form zu geben. Quer zum Schallkopf und damit auch quer zur Schnittebene sind die Abtastzeilen nur in einer konstruktiv festgelegten, von der Form der Kristalle abhängigen Tiefe fokussiert. Im Nah- und im Fernbereich kann sich der Ultraschall vergleichsweise unkontrolliert ausbreiten (⊡ Abb. 18.26, links und Mitte).

⊡ Abb. 18.25. Schichtdicke des Abtaststrahls

Somit hat das eigentlich zweidimensionale Schallfeld auch eine unerwünschte Ausdehnung in der 3. Dimension, also rechtwinklig zur Schnittebene. Diese unerwünschte Ausdehnung wird Schichtdicke genannt. Infolgedessen werden kleinste Gefäße, zystische Hohlkörper oder echoarme Läsionen nicht nur exakt in ihrer Mitte geschnitten, vielmehr erfasst jeder Abtaststrahl auch echogene Strukturen, die sich vor oder hinter dem flüssigkeitsgefüllten Hohlraum befinden. Demzufolge treffen am Schallkopf Echosignale aus eben der Tiefe ein, in der der eigentlich echofreie Hohlraum lokalisiert ist. Diese Echos aus den Gebieten vor und hinter der Schnittebene projizieren sich derart in das Lumen des Hohlkörpers hinein, dass dieses nicht mehr als echofreies Gebiet dargestellt wird (⊡ Abb. 18.27, links). Nur im Fokus ist die Schichtdicke des Schallfeldes von so geringer Ausdehnung, dass keine Weichteile außerhalb des Lumens getroffen werden. Seit einigen Jahren ist eine neue Schallkopftechnik verfügbar, die auch quer zur Schnittebene eine elektronische Fokussierung und damit eine reduzierte und

⊡ Abb. 18.26. Prinzip der dynamischen Fokussierung

329 18.3 · Gerätetechnik

gleichförmige Schichtdicke vom Nahbereich bis etwa 25 cm Tiefe bietet. Kernstück dieser neuen Technik ist ein sog. Matrix-Array. Die konventionellen Schallköpfe bestehen aus einer einzigen Reihe von etwa 100–200 nebeneinander liegenden quaderförmigen Piezokristallen und lassen deshalb auch nur in dieser einen, lateralen Ebene eine Fokussierung zu. Der Matrix-Array-Schallkopf hingegen weist eine zweidimensionale Anordnung von bis zu ca. 1000 winzigen quadratischen Kristallen auf, wobei jeder dieser Piezowandler selektiv angesteuert wird (⊡ Abb. 18.28, ⊡ auch 4-Farbteil am Buchende). Die beschriebene elektronische Fokussierung durch zeitversetztes Ansteuern der einzelnen Elemente ist somit nicht nur in der lateralen Ebene, sondern auch senkrecht

⊡ Abb. 18.27. Fokussierung in der Schichtdickenebene

dazu möglich. ⊡ Abb. 18.28 (rechts) zeigt, dass mit Hilfe dieser Technik die Schichtdickenartefakte weitgehend eliminiert werden und auch kleinste zystische Hohlräume mit hoher Auflösung und ohne Einstreuartefakte zu visualisieren sind. Als weiteren positiven Nebeneffekt bietet die MatrixArray-Technik aufgrund der Verringerung der Strahldivergenz eine wesentlich verbesserte Penetrationsfähigkeit. Somit können bei gleicher Eindringtiefe höhere Ultraschallfrequenzen als bisher üblich verwendet werden.

18.3.8 Dreidimensionaler Ultraschall (3D)

Wie CT und MRT bietet auch die moderne Ultraschalldiagnostik die Möglichkeit der volumetrischen Abtastung, also der dreidimensionalen Erfassung und -Darstellung von Echosignalen. Die Anfänge der 3D- Darstellung im Ultraschall reichen zurück bis in die späten 1980er Jahre. Damals waren die verwendeten Prozessoren allerdings noch so langsam, dass die Rekonstruktion eines einzigen 3D-Bildes ca. 1 h benötigte. Es ist verständlich, dass diese Systeme keinen Einzug in den klinischen Alltag hielten. Der vorläufige Höhepunkt der 3D-Entwicklung war die Vorstellung des ersten Realtime-3D-Systems Mitte 2000, bei dem diese Zeit auf ca. 1/5 s reduziert werden konnte. Somit war man in der Lage, 5 Bilder pro Sekunde (besser gesagt: 5 Volumen pro Sekunde) darzustellen, was nah an eine Realtime-Darstellung herankam. Da hier die Zeit als 4. Dimension mit einbezogen wird, spricht man auch von 4D-Ultraschall. Fünf Jahre später sind wir bei einer Rekonstruktionszeit von 1/20–1/40 s angekommen und erreichen somit eine echte Realtime-Darstellung mit 20–40 Volumen pro Sekunde. Bei der Aufnahmetechnik geht es grundsätzlich darum, dem zweidimensionalen Bild (B-Mode) eine dritte Dimension zuzufügen, d. h. eine Ablenkung senkrecht zur 2D-Ebene vorzunehmen, dabei mehrere 2D-Bilder aufzunehmen und als 3D-Datensatz abzuspeichern.

Prinzipielle technische Systeme zur Aufnahme von 3D-Datensätzen ▬ Freihandtechnik ohne Positionssensor (statische Darstellung, ohne Volumenmessung),

▬ Freihandtechnik mit Positionssensor (statische Darstellung, mit Volumenmessung),

▬ Integrierter 3D-Schallkopf mit mechanischer Ab-

⊡ Abb. 18.28. Konventionelle Technik (links) vs. »active matrix array« (rechts)

lenkung (Realtime-Darstellung, mit Volumenmessung), ▬ Integrierter 3D-Schallkopf mit elektronischer Ablenkung (Realtime-Darstellung, mit Volumenmessung).

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330

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

Freihandtechnik ohne Positionssensor. Bei dieser

II

Technik wird der normale 2D-Schallkopf ohne jegliche Modifikation benutzt. Nach Eingabe eines Startbefehls wird der Schallkopf vom Benutzer unter Beibehaltung aller Freiheitsgrade über den Körper des Patienten geführt. Die Bewegung muss dabei senkrecht zur 2D-Ebene ausgeführt werden und sollte möglichst gleichförmig sein. Währenddessen wird eine meist vorher zu bestimmende Anzahl von Bildern abgespeichert, die als 3D-Datensatz weiterverarbeitet werden können. Ein sog. »sweep estimator« vergleicht das einzelne Bild mit dem jeweils vorherigen und schätzt dadurch die Ablenkgeschwindigkeit und den Abstand der einzelnen Bilder voneinander, was später zur 3D-Rekonstruktion benötigt wird. Da dies keine Berechnung, sondern nur eine Abschätzung ist, kann in Bewegungsrichtung keine Messung vorgenommen werden. Somit ist bei dieser Aufnahmetechnik keine Volumenmessung möglich (⊡ Abb. 18.29).

Freihandtechnik mit Positionssensor. Bei der Freihandtechnik mit Positionssensor wird ebenso der normale 2D-Schallkopf verwendet, der aber durch Anbringen eines Positionssensors modifiziert wird. Dieser detektiert ständig die räumliche Position des Schallkopfs

und gewährleistet somit eine genaue Registrierung aller Bewegungen und damit auch des Abstands der einzelnen Bilder voneinander. Das ermöglicht eine exakte Volumenmessung. Der Bedienungsablauf ist ansonsten identisch mit dem oben beschriebenen System ohne Positionssensor. Der Positionsdetektor besteht in den meisten Fällen aus einem elektromagnetischen Sensor, der am Schallkopf befestigt wird. Meistens wird er mit einem Clip arretiert, sodass er leicht entfernt und an einem anderen Schallkopf befestigt werden kann. Eine andere, teurere Version ist die Integration des Sensors im Gehäuse jedes einzelnen Schallkopfs. Der Vorteil des elektromagnetischen Systems ist die technische Robustheit und der günstige Preis. Der Nachteil besteht darin, dass sich der Sensor immer innerhalb eines Magnetfelds von ca. 80 cm Radius befinden muss. Dies kann u. U. zu einem eingeschränkten Handlungsradius führen. Andere Systeme benutzen Ultraschallsensoren, die natürlich in einem Frequenzband arbeiten müssen, das von dem des diagnostischen Ultraschalls deutlich abweicht. Wieder andere Technologien arbeiten mit Infrarotsensoren, die eine große Reichweite haben, wobei der Infrarotstrahl allerdings nicht von Untersuchern, Patienten oder anderen technischen Teilen blockiert werden darf.

Integrierter 3D-Schallkopf mit mechanischer Ablenkung. Hier wird die Ablenkung in der 3. Dimension auf mechanische Weise durch einen Motor im Schallkopfgehäuse durchgeführt. Zu Beginn der 3D-Ära (s. o.) wurden diese Schallköpfe landläufig als »Bügeleisen« bezeichnet, da sie durch den zusätzlichen Motor und den benötigten Bewegungsspielraum in Größe und Gewicht an ein solches Haushaltsgerät erinnerten. Inzwischen sind sie wesentlich kleiner geworden und kommen nahe an die Abmessungen eines normalen 2D-Schallkopfes heran. Im Grunde oszilliert ein 2D-Schallkopf motorisch angetrieben in einem flüssigkeitsgefüllten Gehäuse und tastet die anatomischen Strukturen repitierend so schnell ab, dass eine Realtime-Volumenabbildung mit ca. 30 Volumen pro Sekunde entsteht. (⊡ Abb. 18.30). Auch hier kann natürlich eine genaue Positionserkennung durchgeführt werden, sodass Volumenmessungen möglich sind.

Integrierte 3D-Schallköpfe mit elektronischer Ablenkung. Sie kommen ohne mechanisch bewegte Kom-

⊡ Abb. 18.29. Freihandtechnik zur Gewinnung multipler, paralleler Schnittbilder

ponenten aus und erlauben eine besonders kleine und leichte Bauweise. Das Array dieser Sonden besteht wie beim Matrix-Array-Schallkopf ( Abschn. 18.3.7 »Sondentypen«) aus einer zweidimensionalen, meist quadratischen Anordnung zahlreicher winziger Piezokristalle. Jedes dieser Kristalle ist selektiv ansteuerbar. Basierend auf dem Prinzip des Sektor-Phased-Array Verfahren werden die Kristalle zu leicht unterschiedlichen Zeitpunkten erregt, sodass der durch Überlagerung

331 18.3 · Gerätetechnik

aller Einzelschallfelder entstehende Abtaststrahl einen mehr oder weniger großen Winkel zur Arrayoberfläche bildet. Allein mit der zeitlichen Verzögerung zwischen den Ansteuerzeitpunkten lässt sich die Abstrahlrichtung steuern – im Gegensatz zum herkömmlichen Phased-Array-Schallkopf aber in beiden horizontalen Raumachsen (⊡ Abb. 18.31).

3D-Rekonstruktion. Unabhängig vom Abtastverfahren ist allen 3D-Verfahren bei der Rekonstruktion eigen, dass die nacheinander akquirierten Schnittbilder noch während des Abtastvorgangs orts- und winkelkorrekt aneinander gereiht werden, sodass bereits nach Abschluss des Sweeps ein dreidimensionaler Echoblock zur Verfügung steht (⊡ Abb. 18.32). In Abhängigkeit vom Abtastverfahren ähnelt dieser Block einem Kubus (Freihandtechnik) oder einem Pyramidenstumpf (mechanischer oder elek-

tronischer integrierter 4D-Schallkopf). Letzterer eignet sich dank seiner kleinen Kontaktfläche und seiner vergleichsweise hohen Abtastrate insbesondere für den Einsatz in der Kardiologie. Bei Einsatz der 4D-Technologie wird dieser Echoblock etwa 30-mal pro Sekunde aktualisiert und kann somit in Echtzeit dargestellt werden. Der besondere diagnostische Wert der volumetrischen Echoerfassung liegt in der Möglichkeit, aus dem Echoblock beliebige virtuelle Schnittebenen rekonstruieren zu können. Damit können auch solche Betrachtungsebenen realisiert werden, die aufgrund der Lagebeziehung zwischen Schallkopf und untersuchter Region mittels 2D-Sonographie niemals möglich wären (⊡ Abb. 18.33,  auch 4-Farbteil am Buchende). Darüber hinaus bieten abgespeicherte Echovolumina die Möglichkeit der retrospektiven Befundung, da auch im Nachhinein der Echoblock Scheibe für Scheibe durchgemustert,

⊡ Abb. 18.31. 3D-Pyramidenstumpf mit Matrix-Phased-Array, speziell geeignet für die Echokardiographie

⊡ Abb. 18.30. Integrierter 3D/4D-Schallkopf mit mechanischer Ablenkung

⊡ Abb. 18.32. Rekonstruierter 3D-Kubus

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332

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

die Betrachtungsrichtung gedreht und selbst räumliche Bewegungsabläufe im Slow Motion Mode Schritt für Schritt analysiert werden können. Je nach Fragestellung können sehr unterschiedliche Darstellungsmodi aus einem Echoblock extrahiert oder rekonstruiert werden: ▬ Multiplanare Darstellung ▬ Transparenzdarstellung ▬ Oberflächendarstellung

II

Multiplanare Darstellung. Synonym: Multidimensional Imaging – MDI. Parallele Darstellung mehrerer rechtwinklig zueinander stehender Schnitte durch ein Organ oder eine Struktur (⊡ Abb. 18.34,  auch 4-Farbteil am Buchende). Der Untersucher gewinnt eine sehr gute Vorstellung über Form und räumliche Ausdehnung des untersuchten Organabschnitts oder einer Läsion.

Transparenzdarstellung. Plastische Abbildung des gesamten akquirierten Echoblocks, wobei die äußeren, dem Betrachter zugewandten »Außenflächen«, wie auch alle anderen Schnitte nicht als geschlossene Flächen, sondern ⊡ Abb. 18.33. Rekonstruktion der dritten Ebene (z-Achse) aus einem 3D-Datensatz

⊡ Abb. 18.34. Darstellung des 3D-Kubus mit den drei zugehörigen, jeweils senkrecht aufeinander stehenden 2D-Ebenen (Multiplanarmodus)

333 18.3 · Gerätetechnik

teiltransparent dargestellt werden. Jedes Schnittbild lässt demzufolge die Echostuktur der dahinter liegenden Ebene »durchschimmern«; die gesamte Box entspricht einem sogenannten »gläsernen« Körper und wird insbesondere gern verwendet, um nach Anomalien des fetalen Skeletts zu suchen (⊡ Abb. 18.35).

Oberflächendarstellung. Synonym: Surface Rendering. Algorithmus zur Erzeugung einer geschlossen Oberfläche der dem Betrachter zugewandten Echoschicht. Voraussetzung zur Nutzung dieses Modus ist jedoch eine sonographisch ganz klare Abgrenzbarkeit des Untersuchungsobjektes von seiner Umgebung. Diese Bedingungen findet der Untersucher besonders oft

im Rahmen der Schwangerschaftsdiagnostik vor, da es zwischen der Haut des Feten und dem Fruchtwasser einen deutlichen Impedanzsprung gibt. In Kombination mit graphischen Algorithmen zur Erzeugung von z. B. künstlichen Schatten hinter hervorstehenden Körperteilen (Nase etc.) lässt sich eine beeindruckend photorealistisch anmutende Darstellung erzielen (⊡ Abb. 18.36,  auch 4-Farbteil am Buchende). Neben den äußeren Konturen bietet dieser Modus auch die Möglichkeit, die inneren Konturen von Körperhöhlen zu visualisieren. Die ⊡ Abb. 18.37 ( auch 4-Farbteil am Buchende) zeigt neben einer biplanen Schnittdarstellung des linken Herzens einer derartige Rekonstruktion der inneren Wandung des linken Vorhofs und des Aortenbulbus.

⊡ Abb. 18.35. Fetale Wirbelsäule im Transparenzmodus

⊡ Abb. 18.36. Fetales Gesicht im Oberflächenmodus

⊡ Abb. 18.37. Herzinnenwände (linker Vorhof und Aortenbulbus) im Oberflächenmodus

18

334

II

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

18.3.9 Sonstige neue Technologien

Virtual Convex. Beim »Virtual Convex« wird das Schall-

Dieser Abschnitt soll einen kurzen Überblick geben über einige spezielle neue Technologien, die in den letzten Jahren Einzug in die Ultraschalltechnik gehalten haben. Dies sind »Extended Field Of View«, »Virtual Convex«, »Realtime Compound« und »Speckle Reduction Imaging«.

feld von Linear- und Phased-Array-Sonden durch einen virtuellen Ursprungspunkt zu einem künstlichen Konvexschallkopf modifiziert. Dies ermöglicht eine Erweiterung des lateralen Schallfeldes ohne wesentliche Einschränkung der Bildqualität. Die Veränderung des Schallfeldes sieht man in ⊡ Abb. 18.39, ein Beispiel zeigt ⊡ Abb. 18.40.

Extended Field Of View. Unter dem Begriff »Extended Field Of View« (EFOV) ist eine Erweiterung des Schallfeldes unter Beibehaltung der Auflagefläche der Sonde und ohne merkliche Einbußen an Bildqualität zu verstehen. Man erhält also einen besseren Überblick über die Organe und deren Lage zueinander, ohne den Zugang durch eine größere Kontaktfläche zu erschweren. Dabei geht es nicht wie beim 3D um eine Informationserweiterung in der 3. Ebene (senkrecht zur 2D-Ebene), sondern um eine Erweiterung der 2D-Ebene selbst. Dazu wird die Sonde in Richtung der Scanachse des 2D-Bildes manuell verschoben. Gleichzeitig wird ein Bild nach dem anderen aufsummiert und aneinandergereiht. So entsteht ein verlängertes Bild bis zu 60 cm Länge, sozusagen ein Panoramablick (⊡ Abb. 18.38). Das ermöglicht einen guten Überblick über einen längeren Körperbereich, hat allerdings den Nachteil, dass nicht mehr im RealtimeModus gearbeitet werden kann.Diese Technologie ist mit ähnlicher Leistung unter mehreren Markennamen bekannt: SieScape, Freestyle, LOGIQ View oder Panoramic Ultrasound.

⊡ Abb. 18.38. Beispiel EFOV (kompletter M. gastrocnemius)

⊡ Abb. 18.40. Beispiel »Virtual Convex« bei einem Linearschallkopf (Schilddrüsenlappen beidseits, links ohne/ rechts mit »virtual convex«)

Realtime-Compound-Imaging. Als weitere neue Abtasttechnik ist das »Realtime-Compound-Imaging« zu erwähnen, auch bekannt geworden unter den Markennamen »SonoCT« und »Cross-Beam«. Bei herkömmlicher Ansteuerung eines Linear- oder Convexarray Schallkopfes werden die Sendepulse rechtwinklig zur Oberfläche der aktiven Wandlergruppe abgestahlt; Kontaktfläche des Schallkopfes und Abtastzeilen bilden somit einen Winkel von 90°. Verläuft eine akustische Grenzfläche in nahezu gleicher Richtung, trifft der Sendepuls unter einem extrem spitzen Winkel bzw. tangential auf dieses Objekt. Die Folge ist ein Verlust der für die Bildgebung notwendigen Rückstreuung in Richtung des Schallkopfes. Stattdessen erfährt der eintreffende Schall eine sog. Totalreflexion, wobei der Austrittswinkel

⊡ Abb. 18.39. Schallfeldveränderung durch »Virtual Convex« bei Linearsonden und Phased-Array-Sonden

335 18.3 · Gerätetechnik

dem Eintrittswinkel entspricht und somit die akustische Abtastzeile unter einer gewissen Auffächerung zur Seite abgelenkt wird (⊡ Abb. 18.41, rechts). Dieses Phänomen führt nicht nur zu einer fehlenden Erkennbarkeit derartiger Konturen, vielmehr werden auch die distal dieser Grenzflächen liegenden Stukturen partiell nicht vom Abtaststrahl erreicht. Als Folgen zeigen sich neben dem

⊡ Abb. 18.41. Günstige (links) und ungünstige (rechts) Reflexionsbedingungen, Erläuterungen im Text

⊡ Abb. 18.42a–c. Alternierende Abstrahlwinkel. a –20 Grad, b 0 Grad, c +20 Grad

bekannten lateralen Randschatten auch artifizielle Inhomogenitäten der distalen Strukturen. Die beschriebenen Unzulänglichkeiten lassen sich vermeiden, wenn die untersuchten Strukturen nicht nur aus einer Richtung, sondern unter verschiedenen Winkeln angelotet werden. Schallköpfe, deren Array aus besonders kleinen und extrem eng benachbarten Kristallen besteht, ermöglichen eine Abstrahlung der Sendepulse auch unter spitzeren Winkeln als 90°. Dabei lässt sich allein durch asymetrisches Ansteuern der Einzelkristalle einer Gruppe ein Angulieren des Abtaststrahls bis zu etwa ±30° vom Lot realisieren. Bei der praktischen Umsetzung des Verfahrens bleibt der vorteilhafte Realtimebetrieb von etwa 20–40 Bildern pro Sekunde voll erhalten, wobei nach jedem Bildaufbau der Abstrahlwinkel selbstständig geändert wird. Üblich ist ein Alternieren zwischen –20°, 0° und +20° (⊡ Abb. 18.42). Damit wird jedes reflektierende Objekt aus unterschiedlichen Richtungen angelotet, sodass selbst senkrecht zum Schallkopf stehende Grenzflächen visualisiert und Artefakte signifikant vermindert werden. Dies gilt auch für das Bildrauschen, da die multidirektionale Erfassung solider Strukturen deren Echointensität anhebt mit der Folge, dass sich diese Strukturen besser vom Hintergrundrauschen abheben (⊡ Abb. 18.43)

Speckle Reduction Imaging (SRI). Die herkömmliche Verarbeitung von Echosignalen hat die Entstehung einer artifiziellen Körnigkeit, einer Rasterung des dargestellten Gewebes zur Folge. Eine Verminderung dieser auch als »Specklemuster« bezeichneten Verfälschung ist Aufgabe des neuen »Speckle Reduction Imaging« (SRI). Zur Erzeugung der Ultraschallsendepulse werden die Piezokristalle des Schallkopfes heute mit sehr kurzen bipolaren Spannungsstößen von etwa 0,1–0,5 μsek Pulsdauer angeregt. Damit erreicht die axiale Ausdehnung der durch das

⊡ Abb. 18.43. Realtime Compound Technologie (links ohne, rechts mit)

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II

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

Untersuchungsgebiet wandernden Schallwelle eine Länge von wenigen zehntel Millimeter. Liegen zwei reflektierende Objekte bzw. Grenzflächen in axialer Richtung deutlich weiter auseinander, werden zwei separate Echosignale zurückgeworfen und auf dem Bildschirm erscheinen erwartungsgemäß zwei voneinander getrennte Bildpunkte (⊡ Abb. 18.44, links). Entspricht der Reflektorabstand in etwa der Pulslänge, verschmelzen die Echosignale miteinander und auch die bildliche Darstellung auf dem Bildschirm lässt nicht mehr erkennen, dass es sich um zwei räumlich getrennte Reflektoren handelt (⊡ Abb. 18.44, Mitte). Sind die beiden Reflektoren um weniger als die Länge des Sendepulses voneinander entfernt, kommt es zu einer partiellen Überlagerung beider Echosignale mit der Folge einer komplexen Interferenzbildung (⊡ Abb. 18.44, rechts). Da sich jedes Echosignal aus zumindest einer positiven und einer negativen Halbwelle zusammensetzt, kommt es je nach Distanz zwischen den Reflektoren sowohl zu Summationen der Echointensitäten als auch zu Auslöschungen – nämlich dann, wenn sich die positive Halbwelle eines Echos mit der negativen Halbwelle des anderen Echosignals überdeckt. Auf der korrespondierenden Bildzeile führt diese Interferenz zu einem multiplen schwarz/weißWechsel entlang der axialen Ausdehnung der sich überlagernden Echos. Diese kurzstreckigen schwarz/weiß-In-

tervalle sind rein artifizieller Natur und korrespondieren in keinster Weise mit dem tatsächlichen Abstand der Reflektoren zueinander. Schallphysikalisch entspricht menschliches Gewebe aufgrund seines zellulären Aufbaus einer dreidimensionalen Anordnung von unzähligen winzigen Reflektoren (sog. Scatterer), die nur wenige Micrometer von einander entfernt sind. In vivo kommt damit dem vorstehend beschrieben Phänomen der Echointerferenz große Bedeutung zu. Es zeigt, dass die typische, vom Gewebe hervorgerufene Textur – das sog. Specklemuster (⊡ Abb. 18.36, links) – keinerlei Rückschlüsse auf den histologischen Aufbau zulässt, sondern ausschließlich von der räumlichen Ausdehnung der Sendepulse bestimmt wird. Je grobscholliger die Speckletextur, desto schwerer fällt es dem Auge, Helligkeitsunterschiede wahrzunehmen. Läsionen, die sich in ihrer Echointensität nur wenig von der Umgebung unterscheiden, werden in einem feinkörnigen Raster besser erkannt als in einem groben Raster. Bemühungen, mittels besonders hoher Ultraschallfrequenzen und entsprechend kurzer Pulse eine möglichst feine Speckleltextur zu erreichen, stoßen im ZehntelMillimeterbereich an physikalische Grenzen. Dank der enormen Rechnerleistung neuerer Ultraschallsysteme ist es jetzt jedoch möglich geworden, die dunklen Auslöschungspunkte innerhalb der Speckletextur als Inter-

⊡ Abb. 18.44. Darstellung zweier Reflektoren bei unterschiedlicher Pulslänge

337 18.3 · Gerätetechnik

ferenzprodukte zu identifizieren und in Realtime mit den in der unmittelbaren Umgebung herrschenden Helligkeitswerten auszufüllen. Der Prozess entspricht einer lokal sehr eng begrenzten Mittelwertbildung, wobei die Schärfe und Abgrenzbarkeit von Konturen voll erhalten bleibt. Das Schema in ⊡ Abb. 18.45 zeigt den Algorithmus: Pixel für Pixel wird analysiert, ob eine gleichmäßige Verteilung kleiner Echopunkte vorliegt oder ob ausgeprägte Impedanzsprünge und damit Unregelmäßigkeiten der Helligkeitsverteilung vorherrschen. Im ersten Falle wird das entsprechende Gebiet geglättet und die Körnigkeit reduziert, im zweiten Falle erfolgt keine Veränderung der Echokomplexe und die steilflankigen Signalsprünge bleiben erhalten. ⊡ Abb. 18.46 zeigt, dass mit Hilfe dieser neuen Technik das Gewebe völlig frei von artifizieller Körnigkeit zur Darstellung kommt und deshalb kleinste Inhomogenitäten des Parenchyms signifikant besser abgebildet werden. Ausgeprägte Impedanzsprünge, z. B. die Grenze zwischen Gewebe und Flüssigkeit, werden von der Mittelwertbildung nicht betroffen und mit voller Kantenschärfe dargestellt.

18.3.10 Upgrades

Bei der Anschaffung eines Ultraschalldiagnostiksystems ist es sehr wichtig, sich über Upgrades (Aufrüstungen) zu informieren, die später zugekauft werden können. Dies gibt die Sicherheit, dass bei Bedarf weitere Untersuchungsarten oder neue Technologien integriert werden können, ohne ein neues Gerät kaufen zu müssen. Ideal wäre also ein System, wie es in ⊡ Abb. 18.47 dargestellt ist. Einige Hersteller bieten regelmäßige Upgrades an, z. B. einmal pro Jahr, sodass aus technischer Sicht eine Investitionssicherung erreicht wird. Dies gilt allerdings nur für einen Zeitraum von 7–8 Jahren. Danach ist das Basisgerät meistens so veraltet, dass eine weitere Aufrüstung wirtschaftlich nicht sinnvoll ist. Die Philosophie, alle Anwendungen in ein Gerät zu packen, hat im Übrigen dort ein Ende, wo mehrere Untersucher oder Abteilungen gleichzeitig mit diesem Gerät arbeiten müssen. In diesem Zusammenhang soll noch erwähnt werden, dass es sich bei Upgrades um deutliche Leistungsverbesserungen des Geräts handelt, z. B. Aufrüstung mit Farb-

⊡ Abb. 18.45. Schematische Darstellung der SRI-Technologie

a ⊡ Abb. 18.46a,b. Darstellung einer Zyste. a ohne SRI, b mit SRI

b

18

338

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

II

⊡ Abb. 18.47. Ideales Upgrade-Schema

doppler, sodass diese zusätzlich bezahlt werden müssen. Im Gegensatz dazu enthalten Updates nur kleinere Verbesserungen oder Fehlerkorrekturen, z. B. Beseitigung von Software-bugs, die von den meisten Herstellern kostenlos oder im Rahmen eines Wartungsvertrags geliefert werden.

18.3.11 Dokumentation

Dieses Thema spielt eine wichtige Rolle, da für die Krankenakte meistens ein Dokument gespeichert werden muss. Dies wird sowohl von der KV als auch von den gesetzlichen Bestimmungen gefordert. Zudem ist die richtige Auswahl des Dokumentationssystems bei der heutigen hohen Zahl von Untersuchungen ein nicht zu vernachlässigender finanzieller Faktor. Bis Ende der 90er Jahre waren Videoprinter und Videorekorder dieer eindeutigen Spitzenreiter in der Dokumentation von Ultraschallbildern, je nachdem ob Einzelbilder oder Bildsequenzen aufgezeichnet werden sollten. Dies hat sich inzwischen deutlich zu Gunsten der digitalen Archivierung geändert. Oft werden Papierdokumentation über Videoprinter und papierlose Digitalspeicherung parallel betrieben. Der Grund dafür besteht in einer noch immer bestehenden Übergangsphase, in der eine rein digitale Patientenakte zwar erwünscht, aber noch nicht konsequent durchgeführt wird. Der Vorteil dieser »doppelten Buchführung« liegt darin, dass Einzelbilder in Form von Ausdrucken in der (nichtdigitalen) Krankenakte sofort

zur Hand sind, anderseits Bildsequenzen, die in der Echokardiographie von herausragender Bedeutung sind, über eine digitale Patientendatenbank schnell (im Vergleich zum Videoband) und in hoher Qualität abgerufen werden können. Einen Gesamtüberblick über Vor- und Nachteile, Leistung und Preisgefüge der verschiedenen Dokumentationssysteme gibt ⊡ Tab. 18.7. Die neueste Generation von Ultraschallsystemen beinhaltet als Herzstück einen oder mehrere handelsübliche, sehr leistungsfähige PCs, die meistens ein WindowsBetriebssystem nutzen. Dadurch sind alle Anbindungen an die moderne »PC-Welt« möglich. Bilder und Bildsequenzen können in JPG- MPEG- oder AVI-Formaten gespeichert werden und sind somit auf nahezu jedem handelsüblichen PC darstellbar. Den Ultraschallbildern wird somit der digitale Weg in Wohnzimmer und Vortragssäle gebahnt. Wissenschaftliche Präsentationen können per Laptop mobil gemacht, zu Hause aufbereitet und dann zum Kongress gebracht und dort projiziert werden. Moderne Ultraschallsysteme besitzen eine integrierte Patientendatenbank, in der über verschiedene Suchkriterien nach Patienten, Untersuchungen und einzelnen Bildern gesucht werden kann. Da jede Festplatte irgendwann einmal voll sein wird, muss für eine Auslagerung der Bilder auf Wechselmedien gesorgt werden. Dazu dienen CDs, DVDs, MODs (Magneto-Optical Disc) oder USBkompatible Festspeicher (USB-Sticks). Die PC-Kompatibilität macht auch Netzwerkeigenschaften für die Ultraschallgeräte verfügbar. In der Arzt-

339 18.3 · Gerätetechnik

⊡ Tab. 18.7. Vergleich verschiedener Dokumentationssysteme System

Schwarz/ weiß

Color

Einzelbild

Sequenz

Analog

Digital

Speichermedium

Systemvorteile

Systemnachteile

Videoprinter

Jaa

Jaa

Ja

Nein

Jaa

Jaa

Thermopapier

Sofortbild

Nur Standbilder, Colorbilder sind teuer, eingeschränkte Bildqualität

Videorekorder

Ja

Ja

Ja

Ja

Jaa

Jaa

Videokassette

Bewegte Bilder, preisgünstig

Umständlicher Zugriff, eingeschränkte Bildqualität, fragliche Datensicherheit

Digitale Archivierung (on board)

Ja

Ja

Ja

Ja

Nein

Ja

CD, DVD, MODc

Bewegte Bilder, gute Qualität, schneller Zugriff

An Ultraschallgerät gebunden, Backup notwendig

Digitale Archivierung (Netzwerk)

Ja

Ja

Ja

Ja

Nein

Ja

Festplatten (Jukebox, NAS), MODc

Bewegte Bilder, gute An Server und Qualität, preisgünstig, Netzwerkkabel schneller Zugriff in ver- gebunden schiedenenRäumen, bei DICOM auch MultiModality-Vergleichb

a

verschiedene Geräte Vergleich von Ultraschall-, Röntgen-, CT- und MR-Bildern auf einem Monitor c Magneto-Optische Disc b

praxis bedeutet dies zumeist eine Anbindung an das Praxiscomputersystem. Dies kann durch einen Framegrabber geschehen, der das analoge Videosignal digitalisiert und somit die Ultraschallbilder in die elektronischen Patientenakte transferiert. Die qualitativ bessere Variante besteht in einer digitalen Datenübertragung, die meistens auf Basis des DICOM-Standards erfolgt (s. unten). Dazu muss sowohl im Ultraschallsystem als auch im Praxiscomputer ein DICOM-Modul vorhanden sein. Im Krankenhaus können ultraschallspezifische Netzwerke aufgebaut werden, die sich meistens auf eine einzelne Abteilung beschränken. Alternativ kann der Anschluss an ein bereits vorhandenes abteilungsübergreifendes Netzwerk gesucht werden. Praktikabel ist dies nur mit DICOMNetzwerken, da hier ein weltweit anerkannter Standard in der medizinischen Bildverarbeitung benutzt wird. Der große Vorteil des DICOM-Protokolls (»digital communication in medicine«) ist die Tatsache, dass es sich hierbei um einen echten Standard handelt, der nicht nur von einem Hersteller oder einem Institut entwickelt und akzeptiert wurde, sondern von allen Firmen und allen maßgeblichen Instituten und Kliniken. Dadurch hat sich der DICOM-III-Standard Ende der 1990er Jahre global durchgsetzt und wird mittlerweile von allen Herstellern als Option angeboten. Beeindruckend ist dabei die Vereinigung aller bildgebenden Verfahren in einen Standard. DICOM III wird sowohl für Ultraschallbilder benutzt als auch für Röntgen-, CT-, MR- und Endoskopiebilder sowie sonstige in der Medizin verbreitete bildgebende

Verfahren. So können all diese Bilder auf einem Monitor nebeneinander betrachtet und verglichen werden. Der DICOM Standard definiert verschiedene Funktionen, die als »Service Classes« bezeichnet werden. Es würde hier zu weit führen, diese Service Classes alle zu erläutern, dies bleibt der weiterführenden Literatur vorbehalten. Zusätzliche Anwendungen des DICOM-Protokolls finden sich in  Kap. 48 und  Kap. 51. Lediglich eine elegante Anwendung soll hier noch erwähnt werden: die DICOM-Worklist. Damit kann an der Patientenanmeldung eine Tagesliste der zu untersuchenden Patienten erstellt werden. Diese wird dann an das betreffende Ultraschallsystem geschickt und der dort arbeitende Untersucher kann die Patienten der Reihe nach abarbeiten. Dabei bekommt er mit der Worklist automatisch die gesamten Patientendaten gesandt, was Doppel- und Falscheingaben von Patientennamen und ID-Nummern verhindert. Die hohe Flexibilität des DICOM-Standards zeigt sich in den sogenannten »private flags«. Dies sind herstellerspezifische Bereiche des Softwareprotokolls, in denen dem Bild spezielle Informationen angehängt werden können, ohne den allgemeinen Standard zu verletzen. Zum Beispiel können hier Rohdateninformationen integriert werden, die es ermöglichen, auf speziellen Workstations eine umfangreiche Nachbearbeitung und Optimierung der Bilder vorzunehmen. Dies betrifft u. a. die Verstärkung (B-Gain, Color-Gain), die Doppler-Nullinie und sogar das nachträgliche Erstellen eines M-Modes aus einer B-Mode Bildsequenz.

18

340

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

18.4

Anwendungsgebiete

18.4.1 Frequenzbereiche

II

Einen Überblick über die in den verschiedenen Fachgebieten benutzten Frequenzen gibt ⊡ Abb. 18.48. Die axialen Auflösungswerte liegen dabei ungefähr zwischen 1,8 mm (2 MHz), 1,3 mm (3,5 MHz), 1 mm (5 MHz) und 0,7 mm (7,5 MHz). Die lateralen Auflösungswerte sind etwas ungünstiger. Die maximale Eindringtiefe liegt zwischen 20–25 cm (2 MHz), 15–18 cm (3,5 MHz), 10–12 cm (5 MHz), 6–8 cm (7,5 MHz) und 3–4 cm (10 MHz). Für die Wahl des Sondentyps ist entscheidend, ob die jeweilige Bauform, insbesondere die Auflagefläche, für

⊡ Abb. 18.48. Frequenzbereiche des diagnostischen Ultraschalls

⊡ Abb. 18.49. Schallfeldgeometrie verschiedener Sondentypen

das betreffende Untersuchungsgebiet geeignet ist. So kann z. B. Echokardiographie nur mit einem Sektorsystem betrieben werden, um störende Schallschatten durch die Rippen zu vermeiden (⊡ Abb. 18.49 und ⊡ Abb. 18.50).

18.4.2 Körperregionen und Organe

In ⊡ Tab. 18.8 werden die für die Ultraschalldiagnostik wichtigsten Körperregionen, die zentralen Organe und die hauptsächlich verwendeten Sonden aufgelistet. Die Zusammenstellung erhebt keinen Anspruch auf Vollständigkeit, sondern dient dem Überblick. Die ⊡ Abb. 41 und ⊡ Abb. 42 zeigen Beispiele.

341 18.4 · Anwendungsbereiche

Diagnostische Aussagen können über die Größe und Form der Organe sowie deren Lage zueinander gemacht werden. Veränderungen von Organen wie Raumforderungen, pathologische Vergrößerungen oder Schrumpfungen, Zysten und sonstige Flüssigkeitsansammlungen sind die Domäne der Ultraschalldiagnostik. Mit dem Doppler wird das Spektrum erweitert auf pathologische Blutflüsse wie Septumdefekte, hämodynamisch wirksame Klappenvitien und Gefäßstenosen. Auch sind schon erste Ansätze erkennbar zur Differenzierung von malignen und benignen Tumoren mittels Dopplerdarstellung der Hypervaskularisation bei benignem Gewebe. ⊡ Abb. 18.50. Systemvergleich Sektor-/Linearsondentypen

⊡ Tab. 18.8. Körperregionen und Organe (Lin Linearsonde, Con Convexsonde, Sek Sektorsonde, M Mechanisch, E Elektronisch) Region

Organe

Sondentyp

Frequenz (MHz)

Kopf

Gehirn/transkraniell

Sek

2–2,5 Erwachsene

Gehirn/Fontanelle

Sek

5–7,5 Säuglinge

Intrakranielle Gefäße

Sek

2–3,5

Schilddrüse

Lin

5–10

Parotis/Zunge/Lymphsystem

Lin

5–10

Hirnversorgende Gefäße

Lin/Sek

3,5–7,5

Herz

Sek

1–3,5 Erwachsene 5–7,5 Kinder, TEE

Weibliche Brust

Lin

5–10

Sonstige peritoneale Organe

Sek

3,5

Leber/Gallenblase und -wege

Con/Lin

3,5–5

Pankreas

Con

3,5–5

Nieren

Con/Lin/Sek

3,5–5

Milz

Con/Lin/Sek

3,5–5

Speiseröhre/Magen/Darm

Con/Lin

3,5–5

Sek/Con/Lin

5–20 intrakavitär

Mesenteriale Gefäße

Con/Lin

3,5–5

Uterus/Ovarien/Schwangerschaft

Con/Lin/Sek

3,5–5

Con/Sek

5–7,5 transvaginal

Con/Sek

3,5–5

Sek

5–7,5 transurethral

Con/Lin

3,5–5

Sek/Con/Lin

5–7,5 transrektal

Gelenke (besonders Knie, Schulter)

Lin/Sek/Con

5–10

Periphere Gefäße

Lin/Sek

5–10

Muskeln/Haut

Lin/Sek

7,5–20

Halsorgane

Thorax

Oberbauch

Unterbauch

Blase

Prostata

Extremitäten

18

342

Kapitel 18 · Ultraschalldiagnostik

18.5

II

Semiinvasive, invasive und interventionelle Ultraschalldiagnostik

Trotz des generell nichtinvasiven Charakters der Ultraschalldiagnostik haben sich diverse Begleitmethoden entwickelt, die nicht mehr als nichtinvasiv betrachtet werden können. Diese sind von der normalen Ultraschalldiagnostik getrennt zu betrachten und bedürfen einer engeren, klar definierten Indikationsstellung. ⊡ Tab. 18.9 zeigt die Auflistung dieser Techniken, eine genaue Erläuterung bleibt jedoch der weiterführenden Literatur vorbehalten. Der Übergang zur semi-invasiven Diagnostik beginnt im Allgemeinen bei der transösophagealen Untersuchung, während andere intrakavitäre Techniken wie die transrektale und die transvaginale Applikation no