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Österreichische Gesellschaftfür Orthopädie und

Orthopädische Chirurgie

ÖsterreichischeGesellschaft

für Rheumatologie

Offizielles Organ derÖsterreichischen Gesellschaftzur Erforschung des Knochens

und Mineralstoffwechsels

Member of the

Quantitative Computertomographie

Engelke K

Journal für Mineralstoffwechsel &

Muskuloskelettale Erkrankungen

2002; 9 (4), 22-31

J. MINER. STOFFWECHS. 4 /200222

EINLEITUNG

Die quantitative Computertomogra-phie (QCT) ist neben der Dual X-ray-Absorptiometry (DXA) eine Standard-methode in der Osteodensitometrie[1]. Wichtigste Meßorte, für die auchkommerzielle Lösungen existieren,sind die Lendenwirbelsäule (LWS) [2]und der distale Unterarm [3]. Unter-suchungen des Tibia- [4] oder auchdes Femurschaftes [5] haben dagegenuntergeordnete Bedeutung. Unter-suchungen der LWS werden mitklinischen Ganzkörpertomographendurchgeführt. Dafür existieren spezi-elle Aufnahme- und Auswerteproto-kolle. Für QCT-Messungen anperipheren Meßorten (pQCT), ins-besondere am distalen Unterarm,wurden kompakte CT-Scannerentwickelt, die heute als Tischgeräteangeboten werden.

Entscheidende Vorteile der QCT imVergleich mit der DXA sind die exak-te dreidimensionale Lokalisation desMeßvolumens, die isolierte Erfassungdieses Volumens ohne Überlagerungdes umgebenden Gewebes und dieSeparation trabekulären und kortika-len Knochens. Mit QCT wird dieKonzentration des Knochenmineral-gehaltes innerhalb einer definiertenAuswerteregion (ROI, region of inter-est) bestimmt. Die Konzentration wird

typischerweise als Knochenmineral-dichte (BMD, bone mineral density)bezeichnet und in g/cm3 angegeben.Dagegen wird mit dem projektivenVerfahren der DXA lediglich eineFlächenkonzentration in g/cm2 be-stimmt, die in Analogie zur QCT alsFlächendichte bezeichnet wird. DerUnterschied zwischen Dichte (QCT)und Flächendichte (DXA) wird aberin der Literatur meistens vernachläs-sigt.

Trotz der technischen Vorteile derQCT wird das DXA-Verfahren weithäufiger eingesetzt. Das liegt zumeinen daran, daß insbesondere nie-dergelassene Ärzte oft keinen direktenZugriff auf ein klinisches CT-Geräthaben, um die LWS zu untersuchen.Auch unterstützen die meisten Her-steller von Ganzkörpertomographendie Osteodensitometrie nicht in demMaß, wie das bei der DXA der Fall ist.Ein integriertes benutzerfreundlichesScan- und Auswerteprotokoll für dieLWS – Voraussetzung für hohe Repro-duzierbarkeit im klinischen Alltag –wird nur von einem Hersteller ange-boten. Referenzkollektive für weißeFrauen existieren nicht für alle Scan-ner, Referenzkollektive für Männeroder andere Rassen sind – wennüberhaupt – nur vereinzelt vorhanden.Für pQCT sind zwar integrierte Aus-werteprotokolle vorhanden, aber diezentralen Meßorte LWS und proxi-maler Femur haben im Vergleich zu

peripheren Methoden eine größereBedeutung für Frakturrisikoabschät-zung und Therapiekontrolle.

QCT basiert noch immer auf derMessung und Auswertung separaterSchichtbilder, die bahnbrechendenFortschritte der CT-Technologie in-nerhalb der letzten 10 Jahre [6] wieSpiral-CT, Mehrzeilendetektor-Tech-nologie, Dosisreduktion und isotropeOrtsauflösung sind bisher noch nichtin die Osteodensitometrie eingeflos-sen. Daher existiert bisher auch nochkein klinisch validiertes QCT-Proto-koll für das proximale Femur, obwohlerste Ansätze dafür schon bis 1980zurückreichen [7–10]. In diesemArtikel erfolgt neben der Darstellungund Bewertung der Standardverfahren– QCT der LWS und pQCT des dista-len Radius – eine Beschreibung undDiskussion neuer vielversprechenderAnwendungen der CT auf dem Gebietder Osteodensitometrie.

TECHNIK DERSTANDARDVERFAHREN

Datenakquisition und -auswertung

Die auf der Computertomographieseparater Schichtbilder aufbauendenStandardverfahren haben sich in denletzten Jahren kaum verändert undsind ausführlich in der Literatur be-schrieben worden [2, 11–16]. Dahersoll hier nur ein zusammenfassenderÜberblick erfolgen.

Die prinzipiellen Schritte eines QCT-Protokolls sind in Abbildung 1 dar-gestellt. Primäres Ziel ist die Bestim-mung der Knochenmineraldichte dertrabekulären und kortikalen Regio-nen, wobei i. a. 3–4 Wirbelkörper imBereich BWS12–LWS4 bzw. der ultra-distale Radius ausgewertet werden.

Um eine hohe Reproduzierbarkeit zuerreichen, muß der subjektive Einflußdes Bedieners minimiert werden,d. h. der in Abbildung 1 aufgezeigteAblauf sollte weitestgehend automa-

Summary

Quantitative computed tomographyis one of the standard techniques tomeasure bone mineral density.Although less often used than DXAit offers a number of methodologicaladvantages and compares favorablywith DXA in the clinical setting.Prospective data on the predictionof future fracture risk are missing,which is a significant drawback inthe era of evidence-based medicine.Many new technical developments

in the field of osteodensitometry arebased on new CT technologiessuch as multi-slice spiral scanners,isotropic 3D spatial resolution, andadvanced radiation exposure reduc-tion schemes. Forthcoming applica-tions, e. g., a 3D QCT protocol forthe proximal femur, are promisingbut their added diagnostic valuescompared to standard BMD meas-urements still have to beestablished.

K. Engelke

QUANTITATIVECOMPUTERTOMOGRAPHIE

QUANTITATIVECOMPUTER-

TOMOGRAPHIE

For personal use only. Not to be reproduced without permission of Krause & Pachernegg GmbH.Homepage Journal für Mineralstoffwechsel: http://www.kup.at/mineralstoffwechsel

J. MINER. STOFFWECHS. 4 /2002 23

QUANTITATIVECOMPUTER-TOMOGRAPHIE

tisiert sein. Dazu gehören die auto-matische Segmentierung der Wirbel-körperendplatten in den lateralenÜbersichtsaufnahmen und die Positio-nierung der mittvertebralen Schichten(s. Abb. 2). Weiterhin sollten die Wir-belkörper in den rekonstruierten CT-Bildern automatisch segmentiert unddie Knochendichte in den trabekulä-ren und kortikalen ROIs automatischberechnet werden. Der Benutzerkann in jedem Schritt Korrekturenvornehmen, falls die automatischeAuswertung versagt.

Mit einer Ausnahme ist das hier vor-gestellte integrale Konzept [12] nichtvollständig auf klinischen CT-Gerätenimplementiert. Das gilt insbesonderefür die Segmentierung der Endplattenund damit für die automatischeLagebestimmung der mittvertebralenSchichten. Auch die Auswerteregio-nen werden oft manuell plaziert. Mitentsprechender Analysesoftware [17,18] werden hingegen Größe und Lageder Auswerteregionen automatischan den jeweiligen Wirbelkörper an-paßt, indem z. B. zunächst ein anato-misch orientiertes Koordinatensystem

des Wirbelkörpers berechnet wird.Typische Scanparameter für die late-rale Übersichtsaufnahme, die auchals Topogramm oder Scoutviewbezeichnet wird, und die CT-Schicht-aufnahmen an der LWS sind in Tabelle1 zusammengefaßt.

Datenaufnahme und -auswertung fürpQCT verlaufen analog, sind aberweniger aufwendig. Typische Scan-parameter für den distalen Unterarmsind in Tabelle 2 aufgeführt. Es wer-den je nach Gerät einzelne odermehrere Schichten aufgenommen.Die Bestimmung der mittleren Kno-chendichte aus mehreren Schichtenerhöht zwar die Reproduzierbarkeit,verlängert aber die Meßzeit. Die ge-messenen CT-Werte werden mit Hilfeeines Kalibrierphantoms in äquiva-lente Knochenmineraldichtewerteumgerechnet. Die BMD-Werte sindalso abhängig von dem Material, dasim Phantom für die Repräsentationvon Knochenmineral eingesetzt wird.Ein Wechsel des Phantoms muß da-her von einer sorgfältigen Kreuz-kalibrierung begleitet sein [19]. Inälteren Phantomen war vor allemK2HPO4 gebräuchlich [20], in neue-ren Festkörperphantomen wird Hy-droxylapatit verwendet [21]. Bei derMessung der LWS wird das Kalibrier-phantom unterhalb der Wirbelsäulein die Auflage des CT-Tisches einge-bettet (simultane Kalibrierung), beimpQCT-Verfahren wird auf gespeicherteWerte separater Phantommessungenzurückgegriffen.

Die primäre Auswerteregion der LWSist die trabekuläre ROI. Zum einenist trabekulärer Knochen metabolischaktiver als kortikaler Knochen [22,23], zum anderen liegt der trabeku-läre Anteil in der LWS bei über 65 %[24], daher lassen sich hier alters-und therapiebedingte Änderungenschneller nachweisen als in anderenRegionen. Abbildung 3 zeigt die amhäufigsten verwendete Form dertrabekulären ROI [14, 25], die einengroßen Teil des trabekulären Volumenserfaßt. Die primäre Auswerteregionam Unterarm ist die ultradistale tra-bekuläre ROI. Der trabekuläre Anteilkann in dieser Region bis zu 80 %betragen [26], im Gegensatz zurLWS besteht das Knochenmark hieraber im wesentlichen aus Fett (gelbesKnochenmark).

Kortikaler Knochen ist zwar metabo-lisch weniger aktiv als trabekulärerKnochen, spielt aber für die Bruch-festigkeit eine wichtige Rolle. Nebender kortikalen Mineraldichte ist diekortikale Dicke interessant. Die beidenParameter lassen sich jedoch mit denStandardprotokollen nicht separatbestimmen, da die räumliche Auflö-sung in den CT-Schnittbildern nichtausreicht und zudem die Schichtdickezu hoch ist. Man kann daher nichtunterscheiden, ob die gemessene Än-derung des kortikalen Mineraldichte-wertes auf einer wirklichen Änderungder Dichte oder einer Änderung derKortikalisdicke oder einer Mischungbeider Effekte beruht [27]. Als Alter-native bietet sich für pQCT daher dieMessung im Unterarmschaft an, derzu fast 100 % aus kortikalem Kno-chen besteht und dessen Dicke imGegensatz zur ultradistalen Regionbei Verwendung entsprechender Seg-mentierungsalgorithmen hinreichendgenau bestimmt werden kann [27].

Abbildung 1: Schematischer Ablauf derQCT der Lendenwirbelsäule

Tabelle 1: Typische Scanparameter fürQCT der LendenwirbelsäuleÜbersichtsaufnahme

Spannung [kV] 120Strom [mA] 100Kollimation [mm] 2Tischvorschub [mm/s] 2Field of View (FoV) T12–L5

CT-Scan

Spannung [kV] 80Strom [mA] 100Kollimation [mm] 10Scanzeit pro Schicht [s] 1–2

Tabelle 2: Typische Scanparameter fürpQCT des ultradistalen UnterarmsSpannung [kV] 50Strom [mA] 0,2Kollimation [mm] 1–2,5Scanzeit (pro Schicht) [min] 1–3

J. MINER. STOFFWECHS. 4 /200224

Fehlerquellen

Wie bei anderen osteodensitometri-schen Verfahren treten auch bei derComputertomographie systematischeund zufällige Fehler auf. Systemati-sche Fehler beeinträchtigen die Rich-tigkeit des Verfahrens. Dazu gehöreninsbesondere eine limitierte Ortsauf-lösung, die primär die Bestimmungder kortikalen Dichte und Dickebeeinträchtigt (s. o.), der sogenannteFettfehler und die Strahlaufhärtung.

Der Fettfehler resultiert aus der ver-einfachenden Annahme, daß dasGewebe in der zu messenden ROInur aus Wasser und Knochenmineralbesteht. Insbesondere der Fettanteildes Knochenmarks, aber auch derKollagenanteil der Knochenmatrixwerden vernachlässigt. Fett reduziertdie BMD-Werte. Fehlerangaben inder Literatur schwanken zwischen10–30 %. Mit dem Zweispektrenver-fahren (DEQCT, dual energy QCT)läßt sich der Fettfehler elegant redu-zieren [28, 29], allerdings steigt derReproduzierbarkeitsfehler. Verzichtetman auf das zweite Spektrum, kannder Fettfehler in erster Näherungdurch lineare, CT-Scanner-spezifische

Korrekturen reduziert werden. DieseKorrekturen sind zwar weniger effek-tiv als das DEQCT-Verfahren, redu-zieren den Fettfehler aber dennochum etwa einen Faktor 10 [30, 31].Daher wird DEQCT heutzutage nurnoch in Ausnahmefällen verwendet.Der Fettfehler ist abhängig von derRöhrenspannung: Bei 130 kV ver-doppelt er sich gegenüber 80 kV,daher sollte mit einer möglichst nied-rigen Spannung gearbeitet werden.

Strahlaufhärtung innerhalb einesObjektes entsteht dadurch, daß dieniederenergetischen Anteile despolychromatischen Bremsstrahlungs-spektrums stärker vom Objekt absor-biert werden als die höherenergeti-schen Anteile. Das Maß der Strahl-aufhärtung hängt vom emittiertenRöhrenspektrum, Röntgenfiltern imStrahlengang, gerätespezifischenKorrekturen sowie der Absorption imObjekt ab: je kleiner dessen Durch-messer, desto geringer die Strahlauf-härtung. Bei simultaner Kalibrierungist es notwendig, das Phantom mög-lichst nah an der auszuwertendenROI zu plazieren, um Unterschiedeim Spektrum und damit Diskrepanzenin den CT-Werten zwischen Phantom

und Auswerte-ROI zu minimieren.Strahlaufhärtungskorrekturen ersterOrdnung sind auf CT-Scannernimplementiert, eine vollständigeKorrektur kann aber nur durch Zwei-spektrenverfahren (DEQCT) erreichtwerden [32, 33].

Zufällige Fehler beeinträchtigen dieReproduzierbarkeit des Verfahrens. Sieentstehen primär durch unterschied-liche Patientenpositionierung beiverschiedenen Scans und Patienten-bewegungen zwischen Topogrammund Schichtaufnahme, subjektiveEinflüsse bei manueller Datenanalyseund durch Rauschen.

Neben dem Quantenrauschen gibt eseine Reihe weiterer Rauschquellen,die vom Design des Tomographenbestimmt werden. Der Benutzerbeeinflußt das Rauschen vor allemdurch die Wahl des mAs-Produktesund der Röhrenspannung sowie durchdie Wahl der Schichtdicke und desFaltungskernes der Rekonstruktion.Insbesondere die Vorgabe einerniedrigen Strahlenexposition bedingtrelativ verrauschte Bilder. ZurKompensation wird im Bereich derLWS eine 10 mm dicke Schicht

Abbildung 2: Laterale Übersichtsaufnahme mit automatischerSegmentierung der Endplatten und automatischer Positionie-rung der mittvertebralen Schichten

Abbildung 3: Trabekuläre und kortikale Auswerteregion der LWSund Auswerteregionen im Kalibrierphantom

QUANTITATIVECOMPUTER-

TOMOGRAPHIE

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QUANTITATIVECOMPUTER-TOMOGRAPHIE

benutzt, so daß selbst mit einemNiedrigdosisprotokoll (Tab. 1) nocheine hohe Reproduzierbarkeit erzieltwerden kann.

Zusammenfassend sollten folgendeRichtlinien zur Fehlerminimierungbeachtet werden:

● Es sollte immer das gleiche Kali-brierphantom benutzt werden.

● Der Patient sollte sorgfältig posi-tioniert werden.

● Die Tischhöhe sollte konstant sein.● Das mAs-Produkt und die Röhren-

spannung sollten konstant blei-ben.

● Für die Bildrekonstruktion sollteimmer der gleiche Faltungskernbenutzt werden.

● Die Datenanalyse sollte weitge-hend automatisiert und Benutzer-unabhängig sein.

KLINISCHE ANWENDUNGENDER STANDARDVERFAHREN

Diagnostik

Die QCT der LWS und in geringeremMaße pQCT des distalen Unterarmssind erfolgreich zur Diagnose derOsteoporose, zu Verlaufs- undTherapiekontrollen und zur Fraktur-diskriminierung eingesetzt worden[1, 34–36]. Zur Diagnose von DXA-Messungen wird häufig das von einerArbeitsgruppe der WHO erstellte, aufT-Werten basierende Schema verwen-det, das allerdings für epidemiologi-sche Fragestellungen entwickelt wur-de [37]. Zur Erinnerung: der T-Wertist definiert als:

T = BMD – BMDJN

SDJN

Er beschreibt die Knochendichte(BMD) eines gegebenen Individuumsim Vergleich zur Knochendichte(BMDJN) einer jungen Normalpopu-lation in Standardabweichungen(SDJN) des Normalkollektivs. EinT-Wert kann natürlich auch für QCTund pQCT mit entsprechenden Nor-

malkollektiven [38–44] berechnetwerden.

Das WHO-Schema definiert Osteo-penie für einen T-Wert kleiner als –1 SD und Osteoporose für einenT-Wert kleiner als –2,5 SD. Die Ab-bildung 4 zeigt die Altersabhängig-keit des T-Wertes für verschiedeneosteodensitometrische Techniken.Abgesehen von der Fragwürdigkeit,einen absoluten Schwellwert zurDefinition eines kontinuierlichenProzesses wie der Osteoporose ein-zusetzen, zeigt die Abbildung 4, daßein T-Wert von –2,5 für verschiedeneTechniken zu ganz unterschiedlichenErgebnissen führt. Das WHO-Schemaist nur für DXA definiert und für an-deren Techniken wie QCT nichtgültig. Diagnostische Diskrepanzenergeben sich aber selbst dann, wennzwei DXA-Scans z. B. der LWS unddes proximalen Femurs verglichenwerden. Für eine ausführlichereDiskussion der Problematik muß imRahmen dieses Artikels auf die wei-terführende Literatur verwiesen wer-den [45]. Für QCT der LWS werdenstatt des T-Wertes i. a. absolute Wertebenutzt. Der Schwellenwert für Osteo-penie weißer Frauen wird mit einemKnochendichtewert von 120 g/cm3,der für Osteoporose mit 80 g/cm3

angegeben [46]. Für pQCT werdenmeist Abweichungen vom Knochen-dichtewert eines altersgleichen Nor-malkollektivs in Prozent angegeben.

Verlaufskontrollen

Mit Verlaufskontrollen sollen alters-oder therapiebedingte Änderungender Knochendichte über einen länge-ren Zeitraum – typischerweise einigeJahre – verfolgt werden. Der Einsatzvon peripheren Messungen und damitauch von pQCT zur Therapiekontrolleist umstritten [47, 48]. Es gibt aller-dings eine Reihe von Studien, dieden erfolgreichen Einsatz von pQCTin der Therapiekontrolle belegen[49–52].

Um die Wertigkeit eines osteodensito-metrischen Verfahrens im Hinblickauf Verlaufskontrollen abzuschätzen,müssen zwei Parameter – Reprodu-zierbarkeit und Ansprechrate – inBeziehung gesetzt werden. DieAnsprechrate charakterisiert die spe-zifischen alters- oder therapiebeding-ten Änderungen der Knochendichteam Meßort. Zunächst bestimmt manaus der Reproduzierbarkeit dieminimale relative Knochendichte-änderung, die mit 95% Konfidenznoch nachgewiesen werden kann.

Abbildung 4: Altersabhängigkeit des T-Wertes in Standardabweichungen in derOsteodensitometrie. Die Quellen der Referenzkollektive sind in der Legende ange-geben. Die DXA-Unterarmdaten sind vom sog. 1/3 Meßort.

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Sie wird als „least significant change(LSC)“ bezeichnet:

LSC[%] = 1,96 ·√–2 ·CV ≈ 2,8 ·CV

CV ist der Variationskoeffizient inProzent. Die Ansprechrate wird alsrelative Rate in Prozent pro Jahr be-rechnet:

relative Ansprechrate [%/Jahr] =BMDn+1 – BMDn

BMDn t

wobei BMDn+1 und BMDn die Ergeb-nisse zweier Knochendichtemessun-gen im Abstand t sind, der in Jahrengemessen wird. Aus den ParameternLSC und der mittleren relativen An-sprechrate einer Kohorte von Subjek-ten kann das Zeitintervall berechnetwerden, in dem die Knochendichteum den prozentualen Wert abnimmt,der genau dem LSC entspricht, alsodas Zeitintervall, das sinnvollerweisevor einer zweiten Messung verstrei-chen sollte. Dies wird als „monito-ring time interval (MTI)“ bezeichnet.

MTI [Jahre] =LSC

mittlere relative Ansprechrate

Je kürzer das MIT, desto besser läßtsich ein Verfahren für Verlaufskon-trollen einsetzen. Gibt man sich mit80 % statt 95 % Konfidenz zufrieden,was z. B. sinnvoll sein kann, umanfängliche Therapieerfolge ein-schätzen so können, benutzt manstatt des LSC ein sogenanntes Trend-intervall (TAM: trend assessmentmargin; TAM = 1,8 CV), d. h. die„notwendige“ Wartezeit bis zurnächsten Messung verkürzt sich umca. 30 %.

Folgende Punkte sind zu beachten:(1) Für Verlaufskontrollen sollte opti-malerweise das LSC aus der in-vivo-Langzeit-Reproduzierbarkeit des zuuntersuchenden Kollektivs berechnetwerden [53], die i. a. etwas schlech-ter als die entsprechende Kurzzeit-Reproduzierbarkeit ist.(2) Die Ansprechrate ist ebenfalls imgleichen Kollektiv zu bestimmen.(3) Ansprechraten sind meßort-, the-rapie-, geschlechts- und altersspezi-fisch und hängen zusätzlich von dergewählten Meßmethodik ab.

Die Benutzung des MIT wird in derPraxis dadurch erschwert, daß voll-ständige Daten in der Literatur nichtvorhanden sind. Selbst für gesundepostmenopausale weiße Frauen sinddie in Tabelle 3 berechneten Werteaus einer Vielzahl von Quellen zu-sammengetragen und erheben kei-nen Anspruch auf Vollständigkeit.Insbesondere die Werte für die mitt-lere relative Ansprechrate der pQCT-Technik variieren um mehr als denFaktor 2, zwischen 0,5 und 1,3 % proJahr [42, 54, 55]. Langzeitdaten zurin vivo-Reproduzierbarkeit für pQCTund QCT bei postmenopausalenFrauen sind bisher nach Kenntnis desAutors nicht veröffentlicht, daherwurde auf Kurzzeitdaten zurückge-griffen. Auch hier variieren die veröf-fentlichen Werte [2, 14]. Für DXAzeigt die Tabelle 3 ebenfalls Kurz-zeitdaten der Reproduzierbarkeit.Bei postmenopausalen Frauen ist dieLangzeit-in-vivo-Reproduzierbarkeitetwa um den Faktor 1,5 schlechter[56, 57]. Für pQCT wurden Werte fürEinschicht- und Mehrschichtgeräteaufgenommen. Die Tabelle zeigtdeutlich, daß der Parameter Repro-

duzierbarkeit als alleiniges Kriteriumzum Vergleich unterschiedlicher Me-thoden nicht geeignet ist.

Frakturrisikoabschätzung

Weder QCT noch pQCT sind bisherin großen prospektiven randomisiertenFrakturstudien eingesetzt worden.Daten zur Frakturrisikoabschätzungliegen primär für DXA vor. Ross undMitarbeiter zeigten in einer kleinerenprospektiven Studie, daß QCT eineim Vergleich zu DXA um 40 % besse-re Vorhersage zukünftiger Wirbelkör-perfrakturen ermöglicht [58].

Für QCT der LWS belegen weiterhineine Reihe von retrospektiven Studienzur Wirbelkörperfrakturdiskriminie-rung [41, 59–63] eine signifikanthöhere diagnostische Sensitivität imVergleich zu anderen osteodensito-metrischen Verfahren. Eine genauereDifferenzierung nach Altersdekadenbei japanischen Frauen zeigte einehöhere diagnostische Sensitivität vonQCT in den beiden Dekaden von 50bis 69 Jahren, nicht aber in der drit-ten analysierten Dekade von 70–79Jahren [64]. Ein Grund für die höhe-re Sensitivität, vor allem im Vergleichmit DXA an der LWS, ist wahrschein-lich die weitgehende Unabhängig-keit der QCT von degenerativen Ver-änderungen, die bei älterenPatienten häufig auftreten [59].

Für pQCT sind noch weniger Datenals für QCT veröffentlicht. In bezugauf die Diskriminierung von Wirbel-körperfrakturen gibt es widersprüch-liche Ergebnisse [65, 66]. Studien zuRadiusfrakturen [67, 68] untersuchengeometrische Parameter, auf die wei-ter unten eingegangen wird.

Tabelle 3: Reproduzierbarkeit, Least Significant Change (LSC), Ansprechrate und Monitoring Time Interval (MIT) bei gesundenpostmenopausalen Frauen (> 50 Jahre) für verschiedene osteodensitometrische Verfahren.1trabekuläre ROI; 2Daten für Mehrschicht pQCT Scanner.

Verfahren CV (%) LSC (%) Relative Ansprechrate (%/Jahr) MTI (Jahre)

pQCT1 distaler Radius 1,1 [99]2–1,8 [100] 3,02–5,0 0,9 [101] 3,3–5,5QCT1 LWS 2,0 [2] 5,5 1,5 [38, 39] 3,6DXA LWS 1,0 [56] 2,8 0,77 [Hologic Ref.-Werte in 102] 3,6DXA proximales Femur 1,5 [56] 4,15 0,59 [Hologic Ref.-Werte in 102] 7,0

QUANTITATIVECOMPUTER-

TOMOGRAPHIE

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QUANTITATIVECOMPUTER-TOMOGRAPHIE

NEUERE QCT-ANWENDUNGEN

3D-QCT

Die Entwicklung der dreidimensio-nalen Bildgebung wird im BereichQCT vor allem durch den Wunschvorangetrieben, auch am Femurtrabekuläre und kortikale Knochen-dichte separat bestimmen zu können[69, 70], da dies mit DXA, dem bis-herigen Standardverfahren für diesenMeßort, nicht möglich ist. Insbeson-dere die komplexe Anatomie desFemurs erfordert eine Spiral-CT-Ak-quisition, obwohl auch auf kontinu-ierlichen Einzelschichten beruhendeProtokolle benutzt worden sind [71].Die Spiral-CT erlaubt unabhängig vonder Kollimation der Röntgenstrahlendie Rekonstruktion mit beliebigerSchichtdicke. Natürlich hängt dieräumliche Auflösung in Richtung desTischvorschubes von der Kollimationab, aber nicht mehr von Partialvolu-menartefakten, die durch die Dicke

der rekonstruierten Einzelschichtenbedingt und von deren Position ab-hängig sind. Das ist besonders fürKortikalismessungen am Schenkel-hals, der etwa 40° gegen die Scan-richtung geneigt ist, von entscheiden-der Bedeutung. Die Abbildung 5zeigt als Beispiel die am IMP entwik-kelte 3D-QCT-Applikation für dasproximale Femur, die zur Zeit inersten klinischen Tests erprobt wird.

Im Hinblick auf die Wirbelsäulemacht ein 3D-Aufnahmeprotokoll inVerbindung mit entsprechender Aus-wertungssoftware die exakte Lokali-sierung der mittvertebralen Schichtenund die Neigung der Gantry über-flüssig. Der Einfluß der Patientenpo-sitionierung auf die Reproduzierbar-keit wird geringer. In der Tat konnteeine Reduktion des Reproduzierbar-keitsfehlers an der LWS bereits durchdie Verwendung eines aus sequenti-ellen Schichten bestehenden 3D-Protokolls gezeigt werden [72].

Während der Spiralmodus bei klini-schen Ganzkörpertomographen zum

Standard geworden ist und im Hin-blick auf die Osteodensitometrie „nurnoch“ entsprechende Auswertungs-software erstellt werden muß, ist dieEntwicklung der pQCT-Geräte nochnicht so weit fortgeschritten – einSpiral-Scanner existiert in diesem Be-reich nach Kenntnis des Autors nochnicht.

Hochauflösende QCT und pQCT

Neben der Knochendichte spielt fürdie Knochenfestigkeit vor allem dieArchitektur eine entscheidende Rol-le. Dazu gehören makroskopischegeometrische Parameter, wie z. B. dieDicke der Kortikalis oder die Längeder Schenkelhalsachse, sowie diemikroskopische Struktur des trabeku-lären Netzwerkes. Die Quantifizie-rung von trabekulären 3D-Struktur-parametern in vivo verlangt eineräumliche isotrope Auflösung von100–200 µm3, die aus Dosisgründennur am distalen Unterarm, nicht aberim Bereich der Wirbelsäule erreichtwerden kann. Erste hochauflösendepQCT-Scanner für in vivo-Unter-suchungen wurden erfolgreich vonder Arbeitsgruppe um Ruegseggerentwickelt [73, 74]. Für Struktur-

Abbildung 5: 3D-QCT des proximalen Femurs. (a) Automatische 3D-Segmentierung;Ergebnisse sind auf 3 orthogonalen sog. Multi-Planar-Reformationsschichten (MPR)und einer weiteren Schicht, die senkrecht zur Schenkelhalsachse positioniert ist,dargestellt. (b) Anatomisches Koordinatensystem. (c) Schenkelhals VOI.

a b cAbbildung 6: In vivo-hochauflösendeSpiral-CT des distalen Unterarms(Siemens Sensation 4, SiemensErlangen, Germany), Schichtdicke:0,5 mm; FoV: 8 cm

J. MINER. STOFFWECHS. 4 /200228

parameter wurde eine exzellente invivo-Reproduzierbarkeit von 1 %berichtet. Für Verlaufskontrollen istallerdings ein aufwendiges Matchingzweier Datensätze notwendig, wasnur mit Volumendaten durchgeführtwerden kann. Hier wäre der Einsatzder Spiral-CT von großem Vorteil.Die notwendige Ortsauflösung wirdallerdings auf klinischen Ganzkörper-tomographen selbst in der Peripherienoch nicht erzielt. Die Abbildung 6zeigt am Beispiel eines distalen Un-terarms, was Spiral-CT-Scanner heuteleisten können.

Im Bereich der Wirbelsäule muß ausDosisgründen ohnehin die Auflösungreduziert werden, eine Strukturanaly-se einzelner Trabekel erscheint nichtmöglich. Aussichtsreicher ist hier dieAnwendung von Texturmethoden [75],allerdings bleibt abzuwarten, ob dieseParameter zusätzliche, diagnostischrelevante Informationen zur norma-len Knochendichtemessung liefernkönnen.

Geometrische Parameter

Zur Illustration der Bedeutung geo-metrischer Parameter für die Bruch-festigkeit sei der Schaft von Röhren-knochen durch einen Zylinder vomRadius r und der Wandstärke d ap-proximiert. Unter Torsion verhält sichdie Bruchfestigkeit proportional zumFlächenträgheitsmoment I:

I = π/2 · [r4 – (r – d)4].

Soll die Bruchfestigkeit konstant blei-ben, muß eine verringerte Kortikalis-dicke d durch einen größeren Radiusr, also durch periostale Expansionkompensiert werden. Der bonestrength index (BSI) [76] oder derstress strain index (SSI) [77] kombi-nieren das Flächenträgheitsmoment Imit der lokalen Knochendichtever-teilung und können z. B. in Schnitt-bildern für den Radius oder die Tibiaberechnet werden.

In biomechanischen Untersuchungenan Ratten wurde eine extrem hoheKorrelation (r > 0,9) zwischen BSI und

Bruchlast gefunden [78]. ÄhnlicheKorrelationen ergaben sich zwischenkortikaler Fläche und Bruchlast amUnterarmschaft, nicht aber an Ortenmit höherem trabekulärem Anteil,wie dem distalen Unterarm, da hierneben der Kortikalis auch das trabeku-läre Netzwerk die Bruchfestigkeitbestimmt [79]. Insgesamt ist dieDatenlage zur Beurteilung der Wer-tigkeit dieser Parameter noch nichtausreichend, die Konsistenz derErgebnisse publizierter Studien [54,80–82] ist aufgrund der sehr unter-schiedlichen Studiendesigns schwereinzuschätzen.

Ein Nachteil von SSI und BSI liegtdarin, daß es sich um zweidimensio-nale Parameter handelt. Ihre Auswer-tung läßt sich zwar in Einzelschicht-CT-Aufnahmen leicht integrieren,ähnliche Parameter sind sogar fürprojektive DXA-Aufnahmen entwik-kelt worden [83, 84], aber die drei-dimensionale Geometrie insbeson-dere an Meßorten mit komplexerAnatomie wie dem proximalen Femurkann damit nur unzureichend erfaßtwerden. Auf der anderen Seite stehenentsprechende 3D-Parameter nochnicht zur Verfügung.

KNOCHENDICHTEMESSUNG BEIKINDERN

Bei der Knochendichtemessung beiKindern muß berücksichtigt werden,daß sich die Knochengröße und-geometrie in Abhängigkeit von Alterund pubertärem Status ändert [85,86]. Diese beiden Faktoren könnenmit dem projektiven DXA-Verfahrennur ungenügend berücksichtigt wer-den. Daher ist in letzter Zeit zuneh-mend pQCT am distalen Unterarmeingesetzt worden [87–91]. Die Be-stimmung der kortikalen Knochen-dichte und -dicke sollte aber aufGrund der limitierten Ortsauflösungder pQCT-Geräte insbesondere beijüngeren Kindern mit großer Vorsichtinterpretiert werden. QCT-Messungen,die den Einfluß von Alter und puber-

tärem Status auf trabekuläre Knochen-dichte der LWS dokumentieren, wur-den von Gilsanz et al. durchgeführt[92, 93].

STRAHLENEXPOSITION

Die mit einer Knochendichtemessungverbundene Dosis ist von Kalenderfür DXA und QCT der LWS berechnetworden [94]. Werden die in Tabelle1 angeführten Parameter benutzt,beträgt die effektive Dosis einerQCT-Aufnahme inklusive lateralerÜbersichtsaufnahme etwa 60–100 µSvund ist somit einem Transatlantik-rückflug vergleichbar. Höhere Werte,die in der Literatur angegeben wer-den, beziehen sich auf nicht opti-mierte Akquisitionsprotokolle, die oftmit 120 kV und/oder höheren mAsWerten arbeiten [95]. Für eineDXA-Aufnahme der LWS sind je nachTechnik ca. 1–7 µSv anzusetzen. DieStrahlenbelastung für pQCT ist mitderjenigen von DXA vergleichbar.Die natürliche Strahlenbelastungliegt bei ca. 2400 µSv. Damit ist dieStrahlenbelastung der osteodensito-metrischen Standardverfahren alsvernachlässigbar bis sehr gering ein-zustufen.

Die Akzeptanz von 3D-Protokollenwird wesentlich durch die Strahlen-exposition bestimmt werden, die hö-her ist als für die Standardprotokolle,die mit Einzelschichten arbeiten. Dasgilt insbesondere für das proximaleFemur und die Wirbelsäule. Von gro-ßer Bedeutung sind hier effektiveMaßnahmen zur Dosisreduktion.Zwei Verfahren, die z.B. im Bereichdes Beckens die Strahlenexpositionjeweils um die Hälfte reduzieren,ohne die Bildqualität zu verschlech-tern, sind die Modulation des Röhren-stroms während der Datenakquisition[96] und die adaptive Filtrierung derRohdaten [97]. Mit diesen beiden Ver-fahren sollte die Strahlenexpositionbeispielsweise für die 3D Applikationam Femur auf unter 1 mSv begrenztwerden können.

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ZUSAMMENFASSUNG

Die quantitative Computertomogra-phie gehört zu den Standardverfahrenin der Osteodensitometrie, wirdallerdings heute nicht mehr so häufigwie die DXA eingesetzt, obwohl so-wohl vom methodischen Standpunktals auch von den klinischen Ergeb-nissen vieles für den Einsatz der QCTspricht. Das Fehlen von prospektivenFrakturrisikodaten wirkt sich allerdingsgerade im Zeitalter der Evidenz-basierten Medizin negativ aus. Eingroßer Teil der neuen methodischenEntwicklungen auf dem Gebiet derOsteodensitometrie basiert z. Zt. aufder Technologie der CT, insbesonderedie Spiral-CT sollte hier neue Impulsesetzen. Es muß sich allerdings erstzeigen, ob diese neuen Anwendungendie diagnostische Wertigkeit derOsteodensitometrie verbessern kön-nen.

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Korrespondenzadresse:Priv.-Doz. Dr. Klaus EngelkeInstitut für Medizinische Physik (IMP)der Universität ErlangenD-91054 Erlangen,Krankenhausstraße 12e-mail:klaus.engelke@imp.uni-erlangen.de

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