DVT-Artefakt

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 15276 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Strahlaufhärtungsartefakte, die durch hochdichtes Material (z. B. Metall) verursacht werden, sind ein häufiges Qualitätsproblem bei Bildern der maxillofazialen Cone-Beam-Computertomographie (CBCT). Diese experimentelle und analytische Studie untersuchte Schwächungsmuster von zwei typischen Zahnimplantatmaterialien: Zirkonoxidkeramik und reines Titan. Durch Anwendung unterschiedlicher Röntgenstrahlenergien (60, 70, 80, 90 [kVp]) wird die energieabhängige Schwächung dieser Materialien ermittelt und die daraus resultierende Artefaktinduktion in den resultierenden DVT-Bildern ausgewertet. Ein Zirkonoxid (Y-TZP-)-Implantat (\(\varnothing\): 4,1 mm) und ein reiner Titanstab (\(\varnothing\): 4,0 mm) wurden in einem kommerziellen DVT (3D Accuitomo 170) freigelegt. Die rohen zweidimensionalen (2D) Projektionsröntgenaufnahmen werden von der CBCT für die dreidimensionale Rekonstruktion verwendet und zur Erfassung von Abschwächungsprofilen durch die kreisförmige zentrale Schicht der Implantat-Phantom-Bilder verwendet. Die Entfernungen, die die Röntgenstrahlen an dieser Stelle durch die Implantat-Phantome zurücklegen, wurden berechnet. Anhand dieser Informationen und des linearen Dämpfungskoeffizienten wurden Transmission und Dämpfung für jedes Material und jede Strahlenergie berechnet. Diese Daten standen im Zusammenhang mit Strahlaufhärtungsartefakten, die in den axialen Rekonstruktionen der DVT-Bilder der Implantate beurteilt wurden. Die Transmission von Titan war bei allen Spitzen-Kilospannungen (kVp) höher und etwa 200 % höher als die von Y-TZP bei 60 kVp gegenüber 530 % bei 90 kVp. Bei einem Durchmesser von 4 mm betrug die Transmission für Y-TZP für alle vier Strahlenergien nur etwa 5 %. In Übereinstimmung mit diesem Befund konnten Strahlaufhärtungsartefakte für Y-TZP mit höheren Energien nicht reduziert werden, wohingegen sie für Titan mit zunehmender Energie abnahmen. Für das in dieser Studie verwendete Energiespektrum (60–90 kVp) kann die durch Titan verursachte Strahlaufhärtung durch höhere Energien reduziert werden, während dies bei Zirkonoxidkeramik (Y-TZP) nicht der Fall ist.

Die Kegelstrahl-Computertomographie (CBCT) spielt eine wichtige Rolle bei der präoperativen Planung von Zahnimplantaten1. Da Implantate in vielen Ländern zu einer gängigen Restauration geworden sind, werden sie oft auch in DVT-Aufnahmen ihrer Träger abgebildet. Die überwiegende Mehrheit der Zahnimplantate besteht aus hochreinem Titan mit einer chemisch sehr stabilen Oxidoberfläche2. Ihr Artefakteinfluss in DVT-Scans wurde experimentell beschrieben3,4,5 und auch analytisch erklärt6. In den letzten Jahren werden zunehmend Zahnimplantate aus Zirkonoxid vermarktet und eingesetzt7. Diese bestehen aus kristallinem Zirkoniumdioxid, das im Allgemeinen mit 3 Mol-% Yttrium (Y-TZP)8 stabilisiert ist. Die Abmessungen und Ausführungen entsprechen in etwa denen von Titanimplantaten. Der wesentliche Teil der Strahlaufhärtungsartefakte entsteht durch die Filterwirkung des hochdichten, also stark schwächenden Implantatkörpers, der das Energiespektrum des Röntgenstrahls verändert. Nach der Durchdringung solch hochdichter (stark schwächender) Körper enthält der Strahl relativ mehr Röntgenstrahlen mit höherer Energie (kürzere Wellenlänge) als das von der Quelle emittierte Spektrum. Dieser Vorgang wird Strahlhärten genannt. Leider geht die Rekonstruktion von identischen Energien in den Spektren aus und dieser Fehler pflanzt sich in den dreidimensionalen (3D) Rekonstruktionsprozess fort9. Kurz erklärt: Die relativ zu hohe Energie, die „hinter“ dem schwächenden Objekt (hier: dem Implantat) am Detektor ankommt, wird in das rekonstruierte Volumen zurückprojiziert, was zu dunklen (hypodichten) Linien in Strahlrichtung führt. Die Dämpfung wird hauptsächlich durch zwei Hauptmechanismen verursacht: die Compton-Streuung und den photoelektrischen Effekt10. Während Ersteres über das typischerweise für DVT angewandte Energiespektrum recht stabil ist, ist der photoelektrische Effekt stark energieabhängig10. Hier ist die Energie des Strahls in der Lage, ein Elektron aus der inneren k-Umlaufbahn zu entfernen und so ein Ion mit einer positiven Ladung zu erzeugen. Bei Energien knapp über der Energie, die zum Entfernen des Elektrons aus der k-Bahn des jeweiligen Materials erforderlich ist, kommt es zu einem sprunghaften Anstieg der Schwächung des Materials. Diese sogenannte „k-Kante“ ist materialspezifisch und nimmt mit zunehmender Ordnungszahl zu. Die K-Kanten-Dämpfungsenergie der beiden hier untersuchten Materialien beträgt 4966,4 eV für Titan gegenüber 17.997,6 eV für Zirkonium als Hauptverbindung der Zirkonoxidkeramik. Empirische Studien zur Untersuchung von durch Zirkonoxid verursachten Artefakten in DVT-Bildern wurden veröffentlicht11,12,13. Um die Hintergründe besser zu verstehen und ihre Auswirkungen möglicherweise zu minimieren, sollten diese Artefakte jedoch auch aus einer analytischen Perspektive unter Verwendung physikalischer Daten und Kenntnisse über den 3D-Rekonstruktionsprozess untersucht werden.

Trotz der relativ umfangreichen Literatur zu experimentellen Daten zu CBCT-Artefakten aus Titan und Zirkonoxidkeramik (Y-TZP) liegen unseres Wissens nach keine analytischen Daten zu den zugrunde liegenden Schwächungsunterschieden und deren Auswirkungen auf die Artefakte für verschiedene Strahlenergien vor wurden bisher veröffentlicht. Ziel dieser Arbeit war es, den Hintergrund zu diskutieren und die Artefaktbelastung zu untersuchen, die durch Zirkonoxid- (Y-TZP-) und Titanimplantate entsteht, wenn sie in einem DVT-Gerät mit unterschiedlichen Strahlenergien abgebildet werden. Zu diesem Zweck wurde aus den zur DVT-Rekonstruktion verwendeten Projektionsröntgenaufnahmen die tatsächliche Schwächung für beide Materialien und vier verschiedene Strahlenergien berechnet. Die Ergebnisse der Abschwächungsexperimente wurden anschließend mit den in den rekonstruierten Implantatbildern gemessenen Strahlaufhärtungsartefakten verglichen.

Strahlaufhärtungsartefakte werden dadurch verursacht, dass die längeren Wellenlängen aus dem emittierten Röntgenspektrum herausgefiltert werden, sodass sich der Strahl „hinter“ (im Strahlengang des Röntgenstrahls) dem filternden Objekt (z. B. einem Zahnimplantat) deutlich von dem unterscheidet emittierter Strahl in der Zusammensetzung. Da er nur die kürzeren (energetischeren) Wellenlängen enthält, wird der Strahl „verhärtet“. Leider geht der Rekonstruktionsprozess davon aus, dass der emittierte Strahl und der am Detektor ankommende Strahl gleich sind. Diese Diskrepanz führt zu Fehlern im Rekonstruktionsprozess, die als dunklere (kombiniert mit einigen helleren) Linien und Streifen sichtbar sind, die immer in Richtung des Röntgenstrahls ausgerichtet sind. Letzteres ist die entgegengesetzte (inverse) Richtung des Rekonstruktionsprozesses, der auf einer (gefilterten) Rückprojektion9 basiert. Es hat sich gezeigt, dass Titan mit der Ordnungszahl 22 das Röntgenspektrum bei den typischen Energien (60–120 kVp), die in dentomaxillofazialen DVT-Geräten verwendet werden, erheblich verändert6. Zirkonium als Grundstoff für Zirkonimplantate hat eine Ordnungszahl von 40, daher ist der strahlhärtende Effekt im Vergleich zu Titan zwangsläufig stärker ausgeprägt. Y-TZP-Implantate bestehen aus Zirkonium- und Yttriumoxid. Leider sind auf der Website des National Institute of Standards and Technology (physics.nist.gov) keine genauen Massenschwächungskoeffizienten verfügbar. Daher sind für eine analytische Bewertung zu erwartender Artefakte, die durch Y-TZP verursacht werden, experimentelle Dämpfungsmessungen erforderlich. Wir werden die Schwächung von Zirkonoxid und Titan aus den 2D-Projektionsröntgenaufnahmen (PROJs) (Abb. 1) ableiten, die während der Belichtung in einem DVT-Gerät aufgenommen wurden. Diese digitalen Röntgenaufnahmen werden direkt zur 3D-Rekonstruktion des DVT-Volumens verwendet. Leider gibt es in der digitalen Radiographie keinen direkten Zusammenhang zwischen Grauwert und Dosis14. Daher ist eine direkte Messung der Grauwerte in den für die 3D-Rekonstruktion verwendeten Projektionsbildern kein Hinweis auf die einfallende Strahlenergie. Dies ist auf den im Vergleich zum Film extrem großen Dynamikbereich digitaler Rezeptoren und auf die erforderliche Verarbeitung der Bilder für die Darstellung zurückzuführen. Mit anderen Worten: Der letztendlich dem Betrachter angezeigte Grauwert eines bestimmten Pixels kann nur relativ betrachtet werden. Dennoch besteht die Grundidee dieser Forschung darin, weiterhin die in den Projektionsbildern gemessenen Grauwerte für die DVT-Rekonstruktion zu verwenden. Durch die Bestrahlung mit gering absorbierender Luft zusätzlich zu Y-TZP oder Titan kann ein „relativer“ Schwächungskoeffizient berechnet werden, der dann in die Bewertung hinsichtlich Strahlaufhärtungsartefakten einfließt. Da keine Informationen über die Ausgangsintensität \(I_{0}\) der Quelle leicht verfügbar sind, geht der Ansatz davon aus, dass die Intensität, die auf den Detektor trifft, wenn sich nur Luft im Weg des Strahls befindet, am ehesten \(I_{0}) entspricht. \). Absorbierende Luft mit ungefähr der gleichen Größe befindet sich auch im Strahlengang aller anderen freigelegten Strukturen, daher scheint die Verwendung von Grauwerten innerhalb einer Luftzone im Vergleich zu denen im Implantatbild eine vernünftige Annäherung zu liefern. Dieser Ansatz setzt eine Linearität in der Bildverarbeitung durch den Hersteller voraus. Da die Hersteller die im Detektor gemessenen Intensitäts-(Grau-)Werte aus der Vielzahl der PROJs direkt für ihren Rekonstruktionsprozess nutzen, ist dies sicherlich eine sinnvolle Annahme.

Beispielhafte 2D-Projektionsröntgenaufnahme vom 3D Accuitomo mit dem Y-TZP-Implantat in der Mitte des FOV. Die weiße Linie stellt die Linie dar, entlang der das Grauwertprofil gemessen und ausgewertet wurde, so dass letztendlich nur die Werte innerhalb des Implantatbildes zur Berechnung der Übertragung herangezogen wurden.

Um den Anteil der durchgelassenen (nicht abgeschwächten) Strahlung zu untersuchen, gehen wir unter Vernachlässigung der Dämpfung durch Luft davon aus, dass die emittierte Strahlung der einfallenden Strahlung in Bereichen entspricht, in denen nur Luft abgebildet ist. Der lineare Dämpfungskoeffizient ergibt sich aus:

was umgeschrieben werden kann als

wobei I und \(I_{0}\) die einfallende bzw. emittierte Intensität darstellen und x die Entfernung ist, die die Röntgenstrahlen durch den Absorber durchlaufen. \(\mu\) in Gl. (2) bezeichnet den „relativen“ Massenschwächungskoeffizienten unter der Annahme, dass die emittierte Intensität aus den Pixeln in Bereichen abgeleitet werden kann, in denen nur Luft als Absorber wirkte. Der Intensitätsanteil, der „hinter“ einem Absorber gemessen wird, definiert die Transmission T, wobei \(T=\frac{I}{I_{0}}\). Nach Umstellen von Gl. (2) und Einführung des dezimalen Logarithmus erhalten wir die Dämpfung \(A=\log \frac{I_{0}}{I}\). Als Absorber wird ein Zahnimplantat mit Radius r angenommen, das in einem Fokus-Objekt-Abstand f (bekannt aus Spezifikationen des DVT-Herstellers) von der punktförmigen Röntgenquelle o positioniert ist, die sich im Abstand h vom Detektor D befindet ( Abb. 2A).

(A) Draufsicht auf die Bildgebungsgeometrie, bei der das Implantat mit dem Radius r vom Brennfleck o auf einem Detektor D belichtet wird. Der zentrale Röntgenstrahl wird durch die gestrichelte Linie dargestellt. Beispielhaft sind die Pixel \(P_{1},P_{2}\) mit der Dimension p und die jeweiligen Abstände \(x_{P_{1}},x_{P_{2}}\) angegeben. Ihre Mittelpunkte liegen bei \(p_{1/2},p_{3/2}\). (B) Abstände und Winkel innerhalb des Implantatquerschnitts, die zur Berechnung der Röntgenwege durch das Implantat verwendet werden.

Das Modell basiert auf der Berechnung der Distanz x, die der Strahl durch das Implantat (Abb. 2) in dem Teil des Implantatbildes durchläuft, der den kreisförmigen Querschnitt des Implantats darstellt, also dem Teil, der vom zentralen x durchquert wird -Strahl. Dieser Abstand x ist gegeben durch

für alle Winkel \(\gamma \in \left( 0,\gamma _{max}\right)\) (Abb. 2B) mit:

Dabei bezeichnet d den Abstand von o zum tangentialen Punkt, an dem der Röntgenstrahl das Implantat berührt. Unser Ziel ist es, x für die Pixel \(P_{i}\) zu erhalten, wobei \(i\in (1,\ldots ,k)\) die k Pixel mit der Seitenlänge p bezeichnet, die vom Implantatschatten bedeckt sind (Abb . 2) wenn vom zentralen Röntgenbild (\(\gamma =0\)) bis zur Peripherie des Querschnittbildes der Implantate gezählt. Folglich erhält man den Winkel \(\gamma _{P_{i}}\) zwischen dem zentralen Röntgenstrahl und dem i-ten Pixel \(P_{i}\) aus:

CBCT-Scans wurden von (a) einem Y-TZP-Zirkoniumimplantat (Patent, Zircon Medical Management AG Altendorf, Schweiz) mit einem Durchmesser von 4,1 mm und einem Stab aus reinem Titan (TICO, Titan Concept, Berlin, Deutschland) mit einem Durchmesser von 4,0 mm aufgenommen. Alle Belichtungsparameter (Tabelle 1) wurden bis auf die vier verschiedenen Strahlenergien (Spitzen-Kilospannungen: 60, 70, 80, 90 [kVp], Tabelle 1) konstant gehalten. CBCTs wurden mit dem 3D Accuitomo 170-Gerät (J Morita Corp, Kyoto, Japan; Innenfilter: 3,1 mm Aluminium) und Standardbelichtungsmodus aufgenommen. Zu diesem Zweck wurde das Implantat genau vertikal ausgerichtet auf einem Holzstab in der Mitte des Sichtfeldes (FOV) platziert, d. Der Strahl geht hindurch. Unter dieser Annahme stellt die Linie in Abb. 1 die Ebene dar, in der ein kreisförmiger Querschnitt des Implantats abgebildet ist. Es ist zu beachten, dass nur in dieser Position der vom Hersteller angegebene Quelle-Objekt-Abstand f (Tabelle 1) genau gilt. Dies wurde durch den in diesem DVT-Gerät implementierten xyz-Positionierungslaser und die Scout-Funktion gewährleistet. Letzteres ermöglicht eine genaue Verfeinerung der anfänglichen laserdefinierten Position, indem anschließend ein mausgesteuertes Zielrechteck auf dem Monitor auf den beiden senkrechten Scout-Röntgenbildern platziert wird. Gemäß dieser Weiterentwicklung korrigiert die Maschine die Position der Quelle-Detektor-Einheit relativ zum Objekt mittels einer motorisch angetriebenen xyz-Bewegung. Das Y-TZP-Implantat enthält koronal eine Kaverne von ca. 3 mm Tiefe für das Abutment. Daher musste der Vollmaterialteil unterhalb dieser Kaverne, aber oberhalb des Gewindes, in der Mitte des Sichtfelds positioniert werden, um sicherzustellen, dass der volle Durchmesser von 4,1 mm Y-TZP an der Stelle positioniert war, an der anschließend die Messungen in der Projektion durchgeführt wurden Bilder (Abb. 3). Durch die genaue Platzierung des gemessenen Teils der Implantate in der Mitte des FOV werden die oben beschriebenen geometrischen Annahmen (Abb. 2) so genau wie möglich erfüllt.

Um die Wiederholbarkeit zu beurteilen, wurde unter identischen Bedingungen ein zweiter Satz DVT-Aufnahmen mehrere Wochen nach der ersten Aufnahme aufgenommen.

Aufbau mit zentriertem und freigelegtem Y-TZP-Implantat im CBCT-Gerät. Durch den integrierten Laserstrahl wurde der Zentralstrahl exakt im Sichtfeld zentriert, so dass der erforderliche Implantatquerschnitt in jedem PROJ zentriert war.

Das 3D Accuitomo ermöglicht den Export der 578 PROJs als mehrschichtige TIFF-Datei. Die einzelnen TIFF-Dateien (Projektionsröntgenbilder) wurden mit ImageJ (https://imagej.nih.gov/ij/download.html) extrahiert und in der ursprünglichen 16-Bit-Tiefe gespeichert (Beispiel siehe Abb. 1). Unter Verwerfen der ersten 50 Projektionsröntgenaufnahmen, die im Accuitomo keine Bilddaten enthalten, wurden die verbleibenden 528 PROJs durch 10 geteilt, sodass jedes 52. PROJ extrahiert wurde, um eine gleichmäßige Verteilung der Bilder über den 360°-Scanbogen des zu gewährleisten Gerät. In jeder der resultierenden 11 Projektionsröntgenaufnahmen pro Kilospannung wurde eine horizontale Linie durch die gesamte Röntgenaufnahme durch den Implantatkörper (Abb. 1) in der vertikalen Mitte der Röntgenaufnahme an derselben y-Koordinate erstellt. Das resultierende Graustufenprofil dieser Linie wurde als numerische Werte gespeichert. Aufgrund unvermeidbarer kleiner Positionierungsfehler des Implantats im Gerät unterschieden sich die Implantatprofile in den PROJs geringfügig in ihrer x-Koordinatenposition. Um solche Fehler zu reduzieren, mussten die 11 über den 360\(^\circ\)-Bereich erhaltenen Profile gemittelt werden. Zu diesem Zweck wurde unter Verwendung der R-Sprache und -Umgebung für statistische Berechnungen (R Foundation for Statistical Computing, Wien, Österreich) eine numerische Ableitung jedes Profils berechnet, wobei ihre scharfen Maxima die Breite des Implantatbilds in jedem Linienprofil angeben. Die Profile wurden auf beiden Seiten dieser Maxima symmetrisch abgeschnitten, so dass sie genau zueinander passten. Dabei wurden nun nur noch die Werte entlang des Implantatbildes ermittelt, die anschließend gemittelt wurden (11 Profile pro Spannung und Material), um ein stabiles Implantat-Dämpfungsprofil für die weitere Verarbeitung zu erhalten. Zusätzlich zum Linienprofil innerhalb der 11 PROJs pro Aufnahme wurde in der Peripherie etwa 1/4 von der Bildgrenze entfernt ein Bereich von 10 x 10 Pixeln identifiziert, in dem nur Luft abgebildet war. Da der Accuitomo über eine nicht abnehmbare Kopfstütze aus Carbonium verfügt, wurde für die Luftwerte kein Bereich mit dem Bild dieser Kopfstütze verwendet. Diese Luftwerte wurden über die 11 PROJs gemittelt und als die maximale Intensität \(I_{0}\) definiert, die für die jeweilige Kilospannung auf den Detektor einfällt. PROJs aus beiden Erfassungsinstanzen wurden auf identische Weise bewertet.

Berechnung der Distanz x Aufgrund der bekannten Abbildungsgeometrie und Pixelgröße auf dem Detektor definiert die Kabellänge x die Distanz, die ein in der Mitte eines Pixels erfasster „Röntgenstrahl“ durch das Implantat zurücklegt. Zu diesem Zweck kann nur der Winkel \(\gamma _{p_{i}}\) für das i-te Pixel \(p_{i}\) berechnet und sein Wert in Gleichung eingesetzt werden. (4) um die Länge von x zu erhalten. Dies erfolgt für alle Pixel entlang des gemittelten Linienprofils für jede Kilospannung.

Berechnung von Strahlaufhärtungsartefakten in den rekonstruierten DVT-Daten. Die Schwächungsergebnisse wurden mit der tatsächlichen Strahlaufhärtung verglichen, die in den rekonstruierten Implantat-Phantombildern auftritt, die als DICOM-Schnitte exportiert wurden. Hierbei wurden die rekonstruierten Bilder des ersten Experiments ausgewertet. Um die Strahlaufhärtungseffekte zwischen den beiden Materialien und den Energien quantitativ zu vergleichen, wurden für alle vier Energien Liniendiagramme mit der Mitte der Querschnitte (Abb. 5) erstellt, die sich über die Ränder des Implantatbilds erstrecken. Dies erfolgte über einen Bereich von 170\(^\circ\), so dass pro Energie 17 Plots zur Verfügung standen. Diese wurden gemittelt (pro Energie) und die numerische Ableitung für jedes mittlere Profil berechnet. Unter Verwendung der Maximalwerte der ersten Ableitung wurden die Profile anschließend zueinander zentriert und gemittelt. Dabei wurde für jede Strahlenergie ein Grauwertprofil berechnet (Abb. 6). Zusätzlich wurden für beide Materialien maximale relative Unterschiede zwischen dem zentralen Grauwert innerhalb der Implantatbilder zwischen 90 und 60 kVp berechnet.

Methodenfehler Ein Methodenfehler wird als Unterschied in der berechneten Übertragung zwischen den beiden Erfassungen beschrieben. Diese wurden mittels gepaartem T-Test und einem Signifikanzniveau von 5 % ausgewertet.

Über beide Aufnahmen gemittelte Transmissionsprofile für beide Materialien und die vier unterschiedlichen Strahlenergien. Beachten Sie die Übertragungsunterschiede zwischen den Materialien in gleichen Abständen innerhalb des Materials und die Ähnlichkeit der Übertragungsprofile für Y-TZP und alle Energien.

Erwartungsgemäß war die über beide Erfassungen gemittelte Übertragungs-T für die vier Kilospannungen für Titan deutlich höher als für Y-TZP (Abb. 4). Für Titan betrug T bei einem Abstand x von vier Millimetern 196 % der Transmission von Y-TZP bei 60 kVp und 530 % bei 90 kVp (Abb. 4). T für Y-TZP war beim vollen Durchmesser des Implantats (4,1 mm) für alle vier Energien relativ gleich und betrug nur etwa 5 % von \(I_{0}\) (Abb. 4). Für Titan beträgt der Intensitätsanteil, der bei x = 4 mm (Implantatdurchmesser) auf den Detektor trifft, etwa 8 % bei 60 kVp und 26 % bei 90 kVp. Für Y-TZP ist der gleiche Bereich mit etwa 3–5 % für alle Strahlenergien sehr klein. Aus (Abb. 4) ist ersichtlich, dass die Transmission für Y-TZP über alle Entfernungen x innerhalb des Implantats für alle Strahlenergien sehr ähnlich ist. Was die Dämpfung betrifft, so dämpfte ein Y-TZP für das 4 mm dicke Material bei 60 kVp 68 % mehr als Titan, gegenüber 225 % mehr bei 90 kVp (Tabelle 2).

Für keine der Energien wurde ein signifikanter Übertragungsunterschied zwischen der ersten und zweiten Erfassung beobachtet (Tabelle 3). Die absoluten Unterschiede zwischen den Transmissionswerten waren gering und lagen zwischen –0,00138 und 0,02813 für Titan gegenüber 0,00589 und 0,02194 für Y-TZP (Tabelle 3).

Die K-Kanten-Dämpfungsenergie von Titan beträgt 4966,4 eV gegenüber 17.997,6 eV für Zirkonium als Hauptverbindung von Y-TZP. Es ist wahrscheinlich, dass das von der Röntgenröhre des Accuitomo für die niedrigen Energien (dh 60 kVp oder 70 kVp) emittierte Spektrum eine große Menge Röntgenstrahlung in diesem Energiebereich zwischen 4 keV und 17 keV enthält. Aus Abb. 7 ist ersichtlich, dass aus der k-Kante von Zirkonium für Energien bis 100 keV dessen Massenschwächungskoeffizient deutlich höher ist als der von Titan, wobei die Kurven nahezu parallel zueinander verlaufen (Abb. 7). . In dieser Studie zeigt die Profildarstellung durch die DVT-Rekonstruktion des Implantatmaterials den Strahlaufhärtungseffekt durch die zentral deutlich geringeren Grauwerte (Abb. 5 und 6). Letzteres ist bei Y-TZP weitaus ausgeprägter, wo die Grauwertreduzierung zentral fast 50 % des Spitzenwerts am Rand des Implantats ausmacht. Außerdem gibt es für Y-TZP beim Vergleich von 90–60 kVp nur einen Unterschied von 4,9 % zwischen den zentralen Grauwerten. Bei Titan beträgt dieser Unterschied 39,8 %.

Schnitte durch die DICOM-DVT-Rekonstruktion der Implantatproben für beide Materialien und minimale (60 kVp) versus maximale (90 kVp) Strahlenergie. Die Strahlaufhärtung ist in der Mitte des homogenen Implantats deutlich in Form deutlich dunklerer Grauwerte erkennbar. Dies wird besonders in den Y-TZP-Rekonstruktionen (untere Reihe) hervorgehoben.

Numerischer Vergleich der tatsächlich auftretenden Strahlaufhärtung in den rekonstruierten 3D-DVT-Bildern der Implantatproben. Die Darstellung zeigt gemittelte Grauwertprofile über den Implantatquerschnitt (siehe Abb.5). Beachten Sie das signifikante Strahlaufhärtungsartefakt für Y-TZP, das für alle vier Energien gleich ist und eine signifikante Reduzierung des Grauwerts in der Mitte des Implantatbilds um etwa 50 % darstellt.

Auftragung des Massenschwächungskoeffizienten für Titan und Zirkonium (als Hauptverbindung von Y-TZP) für Strahlenergien von 1 bis 100 kVp (Daten entnommen aus:physics.nist.gov).

Der durch die Strahlaufhärtung verursachte Fehler ist eine falsche Darstellung der Objektzusammensetzung (dargestellt als Grauwerte) entlang der Projektionslinien (Rekonstruktionslinien) im rekonstruierten Volumen. Klinisch gesehen treten entlang dieser Richtung dunkle Streifen auf, die häufig die Lesbarkeit der DVT-Bilder beeinträchtigen. Je höher die Ordnungszahl, desto stärker ist die Strahlaufhärtung15. Diese Arbeit liefert eine analytische Bewertung der Artefaktebene, die durch Zirkonimplantate (Y-TZP) im Vergleich zu reinen Titanimplantaten verursacht wird. Als repräsentativ für Zirkonimplantate wurde die Y-TZP-Zusammensetzung als typisches Zirkonoxidmaterial mit Yttriumoxidzusatz ausgewählt. Mithilfe der 2D-Röntgenprojektionsbilder, die während eines CBCT-Scans erfasst wurden, als Eingabe für die Beurteilung und die mathematischen Berechnungen wurden die durch typische Implantatdurchmesser (Titan: 4,0 mm, Y-TZP: 4,1 mm) verursachte Schwächung und Transmission bewertet und in Beziehung gesetzt Kilospannung und Material. Bei den typischen Spitzen-Kilospannungen (60–90 kVp), die in zahnmedizinischen DVT-Geräten verwendet werden, wurde für Y-TZP eine bis zu 225 % höhere Schwächung des Röntgenstrahls beobachtet als für Titan, für das Massenschwächungskoeffizienten in gefunden werden können Datenbank des National Institute of Standards and Technology (physics.nist.gov). Leider sind solche Informationen für Zirkonoxid nicht leicht verfügbar. Für einen rein mathematischen Ansatz fehlen daher physikalische Daten und müssen aus entsprechenden Experimenten abgeleitet werden. Der Ansatz dieser experimentellen Studie bestand darin, eine Teilstichprobe der mehreren hundert PROJs, die in jedem DVT-Scan erfasst wurden, als Eingabe für die Bewertungen zu verwenden. Der Grund dafür war, dass die Hersteller diese Röntgenbilder für die 3D-Rekonstruktion des DVT-Volumens verwenden. Daher kann man mit Sicherheit davon ausgehen, dass diese Eingabebilder (die vom Kliniker normalerweise nicht verwendet oder gesehen werden) nicht übermäßig stark verarbeitet werden sollten. Zumindest scheint es sehr wahrscheinlich, dass nur lineare Operationen angewendet werden, da die auf den Detektorpixeln gemessenen Dichten (die die auf den Detektor einfallende Energie darstellen) direkt in die für die 3D-Rekonstruktion verwendete inverse Radontransformation übertragen werden. Unter dieser Annahme wurde der Bereich zwischen „keine Abschwächung“, wie er nur durch Luftbilder auf den PROJs dargestellt wird, und der Abschwächung im Schatten des Implantats als Intensitätsbereich definiert. Obwohl physikalisch nicht wirklich korrekt, ermöglicht das in dieser Studie verwendete vereinfachte Modell angesichts eines unbekannten, von der Quelle emittierten Spektrums eine vernünftige Modellierung der emittierten Intensität. Da die Erfassungsgeometrie aller PROJs identisch war, wird der durch diese Vereinfachung verursachte Fehler gering sein. Da außerdem bei allen Berechnungen derselbe Fehler in die Gleichung (Gleichung (2)) eingeht, ist der resultierende Fehler für die vergleichende Bewertung vernachlässigbar. Die gemessene Intensität „hinter“ einem Implantat wurde als Bruchteil dieses Intensitätsbereichs berechnet. Ein relativer Schwächungskoeffizient \(\mu\) wurde aus dem linearen Schwächungskoeffizienten (Gl. (2)) für jede der vier in Tabelle 1 definierten Belichtungseinstellungen erhalten. Der Unterschied in den Ordnungszahlen der Hauptimplantatkomponenten (40 für das Element Zirkonium gegenüber 22 für Titan) legen offensichtlich nahe, dass ein Zirkonoxidimplantat deutlich mehr Röntgenenergie absorbiert als Titan. Allerdings ist Y-TZP eine ziemlich komplexe Mischung aus Zirkoniumoxid (ungefähr 92 %), Yttriumoxid (ungefähr 5,5 %) und einigen Nebenbestandteilen (z. B. etwa 1,9 % Hafniumoxid und 0,25 % Aluminiumoxid)16. Folglich unterscheidet sich der gesamte Massenschwächungskoeffizient der Verbindung sicherlich von dem des reinen Metalls Zirkonium. Darüber hinaus hängt die Differenz des Massenschwächungskoeffizienten nicht linear mit der Strahlenergie zusammen. Die tatsächliche Strahlaufhärtung in den rekonstruierten DVT-Bildern ergab einen etwa 50-prozentigen Unterschied zwischen den Artefakten, die bei 60 kVp gegenüber 90 kVp für Titan auftraten. Bei gleichem Energiebereich beträgt dieser maximale Unterschied für Y-TZP jedoch nur etwa 5 %. Dies unterstützt eindeutig die Dämpfungsergebnisse, bei denen sich die Y-TZP-Dämpfung zwischen 60 und 90 kVp nur sehr geringfügig unterschied (3,5 % gegenüber 4,5 % Intensitätsunterschied). Diese Erkenntnisse werden auch durch die Literatur gestützt. Vasconcelos et al. Bei 70 kVp, 80 kVp und 90 kVp wurden deutlich ausgeprägte Artefakte für Zirkonoxid im Vergleich zu einem Titanimplantat festgestellt17. Für identische Energien wurde der gleiche Zusammenhang von Freitas und Kollegen18 berichtet. Aus den experimentellen Daten lässt sich schließen, dass die Strahlaufhärtung für Y-TZP im Vergleich zu Titan durch höhere Spannungen bis zu 90 kVp nicht deutlich reduziert werden kann. Dieser Befund steht auch im Einklang mit der Auswertung der rekonstruierten DVT-Daten (Abb. 5). Für den Kliniker lässt sich dieses Ergebnis dahingehend übersetzen, dass Y-TZP-Artefakte durch höhere Kilospannungen im in dieser Bewertung verwendeten Bereich nicht signifikant reduziert werden können. Inwieweit Kilospannungen über 90 kVp solche Artefakte reduzieren können, kann aus dieser Studie nicht direkt geschlossen werden. Die Steigung der Kurve in Abb. 7 lässt jedoch darauf schließen, dass dieser Effekt zumindest bis zu 100 kVp gilt. Für Titan wurden jedoch recht große Dämpfungsunterschiede von etwa 77 % zwischen 60 und 90 kVp beobachtet. In Übereinstimmung mit diesem Befund waren Strahlaufhärtungsartefakte für Titan bei 90 kVp deutlich weniger ausgeprägt (Abb. 6). Dieses Experiment weist einige Mängel auf, die erwähnt werden müssen. Erstens nutzt das Accuitomo-Gerät leider nur einen Energiebereich zwischen 60 und 90 kVpeak. Daher war es nicht möglich, höhere Energien bis zu 120 kVpeak zu untersuchen, die auch häufig in zahnärztlichen DVT-Geräten verwendet werden19. Andererseits erforderte der Ansatz Zugriff auf die rohen Projektionsröntgenaufnahmen, die in diesem speziellen Gerät problemlos exportiert werden können, während dies bei den meisten anderen DVTs nicht der Fall ist. Wenn man den linearen Anstieg der Transmissionsdifferenz zwischen Y-TZP und Titan mit kVpeak berücksichtigt, kann man mit Sicherheit schlussfolgern, dass sich dies auch bei etwas höheren kVpeak-Energien fortsetzen wird. Diese Annahme wird auch durch die Tatsache gestützt, dass höhere Energien das Spektrum auch weiter von den beiden K-Kanten-Dämpfungsenergien entfernen. Ein weiterer Mangel dieser Studie ist der geringfügige Durchmesserunterschied zwischen dem Y-TZP und dem Titanimplantat. Dies war nur auf die Verfügbarkeit der entsprechenden Implantatprobe und des reinen Titanstabs zurückzuführen, der ein Titanimplantat darstellt. Es ist jedoch zu beachten, dass sich dies nur auf den direkten Vergleich der Strahlaufhärtungsartefakte in den rekonstruierten DVT-Bildern (Abb. 6) auswirkt, nicht jedoch auf die Schwächungsergebnisse, die für die genauen Distanzen berechnet wurden, die die „Röntgenstrahlen“ durchlaufen Implantate.

Aus den Experimenten und der mathematischen Modellierung des Abschwächungsprozesses haben wir beobachtet, dass Y-TZP-Zirkonoxidimplantate in den typischen Energiebereichen, die in zahnärztlichen und maxillofazialen CBCTs verwendet werden (60–90 kVp), im Vergleich zu bis zu 225 % mehr Strahlenergie abschwächen Implantate aus reinem Titan. Für das in dieser Studie verwendete Energiespektrum kann die durch Titan verursachte Strahlaufhärtung durch höhere Energien reduziert werden, während dies bei Zirkonoxidkeramik (Y-TZP) nicht der Fall ist.

Die während der aktuellen Studie verwendeten und/oder analysierten Datensätze sind auf begründete Anfrage beim entsprechenden Autor erhältlich.

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Wir danken der Zircon Medical Management AG Altendorf, Schweiz, für die Bereitstellung des Y-TZP-Implantats.

Abteilung für Oraldiagnostik, Zahnmedizinische Fakultät, Universität Bern, Bern, 3010, Schweiz

Ralf Schulze

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RS hat die gesamte Studie konzipiert und durchgeführt. Er führte auch die Datenauswertung durch, verfasste und überarbeitete das Manuskript.

Korrespondenz mit Ralf Schulze.

Der Autor gibt keine Interessenkonflikte an.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Schulze, R. CBCT-Artefaktbelastung von Implantaten auf Zirkonoxidbasis im Vergleich zu Titanimplantaten für verschiedene Strahlenergien: ein analytischer Ansatz. Sci Rep 12, 15276 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-19379-y

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Eingegangen: 14. April 2022

Angenommen: 29. August 2022

Veröffentlicht: 10. September 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-19379-y

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