In einem sich schnell weiterentwickelnden technischen Umfeld ist die digitale Röntgentechnik permanenten Modifikationen und Neuerungen unterworfen. Diese machen es für den Anwender schwierig, einen Überblick über die aktuell auf dem Markt befindlichen, beziehungsweise in naher Zukunft erwartbaren, technischen Lösungen zu erhalten. Dieser Artikel soll daher eine komprimierte Übersicht über den derzeitigen technischen Stand auf dem Gebiet der digitalen zahnärztlichen Röntgenologie geben. Nicht auf Röntgenstrahlen basierende Techniken, wie die Magnet-Resonanz-Tomographie (MRT) oder die Sonographie, können hier aus Platzgründen nicht behandelt werden.
Nach der Einführung der digitalen Röntgenologie, damals unter dem Überbegriff „Radiovisiographie“ [Benz and Mouyen, 1991; Mouyen et al., 1989] in den Achtzigerjahren des letzten Jahrhunderts, werden zunehmend mehr konventionelle, filmbasierte Röntgengeräte durch digitale ersetzt. Unter digitalem Röntgen wird derzeit die Akquisition, Verarbeitung und Darstellung von Röntgenbildern mithilfe von Festkörpersensoren, Speicherfolien und der Computertechnologie verstanden. Die digitale Technik ermöglicht die schnelle, effiziente Verarbeitung großer Datenmengen, wobei das Ende der potentiellen Möglichkeiten hier noch nicht erreicht ist. Dabei bietet die digitale Röntgentechnik schon heute Möglichkeiten, früher ungenutzte Bildinformationen für den Anwender verfügbar zu machen. Hier sei nur auf die vielfältigen Methoden der Bildverarbeitung, des so genannten Post-Processing hingewiesen, auf die hier aus Platzgründen ebenfalls nicht näher eingegangen werden kann. Vielmehr sollen die hardwareseitigen Lösungen, die derzeit oder in naher Zukunft auf dem Markt sind, beziehungsweise sein werden, im Folgenden kurz dargestellt werden.
Digitale Datenverarbeitung bedeutet die Übersetzung analoger Signale in ein binäres System, bestehend aus den beiden Zuständen/ Zahlen „0“ und „1“. Eine Informationseinheit, das heißt ein „bit“, besteht daher aus 21 = 2 Zuständen. Ein Byte umfasst 8 bit, das heißt eine achtstellige Binärzahl. Diese Zahl ist auch für die so genannte Speichertiefe der digitalen Aufnahmen von Bedeutung. Waren früher bei den digitalen Röntgenaufnahmen in der Zahnmedizin Speichertiefen von 8 bit Standard, was einer Graustufenauflösung (Beispiel siehe Abbildung 1) von 28 = 256 Graustufen entspricht (schwarz = 0, weiß = 255), so sind heute bereits einige Systeme mit einer Speichertiefe von bis zu 16 bit (216 = 65536 Graustufen) auf dem Markt. Derzeitige Computer-Monitore können nur 256 Graustufen darstellen, was jedoch nicht bedeutet, dass Information verloren geht. Im Gegenteil, durch Verschiebung der jeweils interessierenden Graustufen in das Grauwert-Fenster des Monitors kann diese Information dem Betrachter sukzessive dargestellt werden. Dies ist im Übrigen ein bereits von den Pionieren Mouyen und Benz, Sonnabend und Lodter 1989 [Mouyen et al., 1989] erkannter, großer Vorteil der digitalen Röntgenaufnahmen gegenüber den konventionellen, filmbasierten. Auf Letzteren können nur die jeweils auf dem Film nach Entwicklung tatsächlich abgebildeten Graustufen gesehen werden. Auch wenn man zum Beispiel die Hintergrundbeleuchtung variiert, das heißt das vorhandene Spektrum aufhellt, bleiben dennoch die Graustufen-Informationen an sich gleich. Zum Vergleich: Das menschliche Auge ist bei natürlichen Szenen am Bildschirm betrachtet in der Lage, ungefähr 60 bis 80 Graustufen zu unterscheiden [Petrov, 2005] (siehe Abbildung 2).
Ein weiterer Qualitätsfaktor von Röntgenaufnahmen ist deren optische Auflösung. Diese beschreibt die kleinsten Strukturen, die ein bildgebendes System gerade noch darstellen kann. Sie wird unter Anderem gemessen in Linienpaaren (Lp) pro Millimeter (mm), abgeleitet von einem Bleilinienraster, wie er in die heutigen Konstanz-Prüfkörper für digitale Röntgengeräte integriert ist. Intraorale Röntgenfilme stellten hinsichtlich der optischen Auflösung lange Zeit den Goldstandard dar, mit Werten von deutlich mehr als 20 Lp/mm. Zum Vergleich, ein normalsichtiger Mensch kann ohne Vergrößerungshilfe maximal 5 bis 10 Lp/mm differenzieren. Daher ist die auf filmbasierten Intraoralaufnahmen vorhandene Information nur unter Anwendung von Vergrößerungshilfen (Lupe) sichtbar, was sich jedoch in der praktischen Anwendung nicht durchgesetzt hat.
Grundsätzlich unterscheidet sich das digitale Röntgen von seinem konventionellen Vorgänger seitens der Hardware nur bezüglich des Messgerätes, das heißt des Bildempfängers. Beim konventionellen Film erfolgt die Messung über die Induktion einer Redox-Reaktion, in der letztlich AgBr zu metallischem Silber reduziert wird. Die derzeitigen digitalen Systeme wandeln entweder Röntgenstrahlung indirekt oder direkt in Ladungen um, oder sie basieren auf Informationsspeicherung über fluoreszierende Folien, deren analoge Signale wiederum sekundär digitalisiert werden. Dies bedeutet, dass man für digitale Aufnahme keine andere Röntgenröhre benötigt (abgesehen von der Notwendigkeit sehr kurzer Belichtungszeiten), lediglich ab dem Bildempfänger wird eine komplett andere Technik zur Informationsverarbeitung und -darstellung benötigt. Mit Verweis auf die oben beschriebenen Monitore zur Bilddarstellung ist interessant, dass bei der digitalen Technik die Schritte Messung, Informationsverarbeitung und -darstellung in separaten Geräten (Sensor, Computer, Monitor) erfolgen. Beim filmbasierten Röntgen hingegen finden alle drei Schritte auf dem Messgerät, nämlich dem Film selbst statt. Allein durch diese Entkoppelung bietet die digitale Technik eine Vielzahl von zusätzlichen Vorteilen, weil durch gezieltes Eingreifen in die einzelnen Prozesse diese sinnvoll gesteuert werden können.
Diese Technik basiert auf Halbleiter-Elementen (Abbildung 3), die in einem regulären x-y-Raster angeordnet sind. Bis dato funktionieren die allermeisten Festkörpersensoren (Abbildung 4) nach dem Prinzip der indirekten digitalen Radiographie. Aufgrund der hohen Empfindlichkeit (Quanteneffizienz) der Halbleiter wird hier die hoch energetische (kurzwellige) Röntgenstrahlung mithilfe eines auf Fluoreszenz basierenden „Szintillators“ initial in sichtbares Licht umgewandelt. Dadurch wird der Halbleiter geschützt, da er niedrigere Energien (im Vergleich zur Röntgenstrahlung langwelligeres Licht) detektieren muss. Es gibt jedoch auch so genannte High-Density-(HD-)Sensoren, die in der direkt digitalen Radiographie Anwendung finden. Sie sind entsprechend für die hoch energetische, kurzwellige Röntgenstrahlung gehärtet.
Aus der Photographie bekannt sind die auch im digitalen Röntgen am weitesten verbreiteten Charged-Coupled-Device- (CCD-)Sensoren. Außerdem gibt es noch Complementary-Metal-Oxide-Semiconductor-( CMOS-)Sensoren, die jedoch weniger verbreitet sind. Unabhängig vom Sensortyp wird die einfallende Photonenenergie proportional in Ladungen (Elektronen) umgewandelt. Jedes einzelne Halbleiterelement ist für sich betrachtet ein Messgerät, es ist in der Regel als quadratische Einheit innerhalb des Rasters (Abbildung 3) angeordnet.
Da später von der Computereinheit das Signal (das heißt die gezählten Photonen) auf dem Monitor ebenfalls Bildpunkt für Bildpunkt im selben Raster dargestellt wird, werden die einzelnen quadratischen Elemente als Pixel (englisches Akronym aus Picture Element) bezeichnet. Hierbei sollten jedoch nicht die Bildpixel mit den kleinsten Messeinheiten (Pixeln) des Sensors verwechselt werden, obwohl sich Erstere natürlich direkt aus den von Letzteren gesammelten Informationen ergeben. Prinzipiell unterscheiden sich CCD- und CMOSSensoren (Abbildung 4) nicht in der Entstehung der Ladungen, sondern in deren weiterer Verarbeitung. Bei beiden Sensortechniken wird das ortsbezogen gemessene Signal (Photonenanzahl) proportional in einen Grauwert umgerechnet und auf dem Monitor ebenfalls ortsbezogen in Pixeln dargestellt. Bei der CCD-Technik wird die Ladung über Zeilen und Spalten des Rasters gesammelt als Stromfluss, also analoges Signal über ein Kabel an den Computer weitergeleitet und erst dort digitalisiert. Durch das der Computer-Software bekannte Rasterschema kann auf das Signal eines jeden Sensor-Pixels zurückgeschlossen werden, so dass diese Information wieder einzeln dargestellt werden kann. Innerhalb des CMOS-Sensors verfügt jedes Pixel über einen eigenen Ladungs-Spannungs-Wandler, so dass das Signal jedes Pixels direkt einzeln zur weiteren Verarbeitung zur Verfügung steht. Häufig sind auch bereits auf dem CMOS-Chip Analog-Digital-Wandler integriert sowie zusätzliche Schaltkreise, wodurch bereits am Chipausgang ein digitales (vorverarbeitetes) Signal zur Verfügung steht. Hierdurch wird jedoch die eigentliche aktive Fläche der CMOS-Sensoren verringert, was die Quanteneffizienz im Vergleich zum CCD-Sensor reduziert. Dadurch ist das Rauschen (ungewolltes Signal) im Vergleich zum gewünschten Bildsignal bei der CMOS-Technik höher, der Stromverbrauch jedoch geringer. Aus dem zuletzt genannten Grund gibt es bis dato auch nur kabellose CMOS-Sensoren, in Deutschland über die Firma orangedental (Biberach) vertrieben. CCD-Sensoren benötigen dagegen weiterhin eine Kabelverbindung zum Computer. Bezogen auf die aktive Fläche sind CMOS-Sensoren auch deutlich kostengünstiger herstellbar als CCD-Sensoren. Selbstverständlich ist die optische Auflösung (Fmax) der Sensoren abhängig von der Pixelgröße (P). Die maximal physikalisch mögliche Auflösung eines Systems in Linienpaaren pro Millimeter kann leicht aus der Gleichung: Fmax = 1mm/2P berechnet werden. Bei einer gängigen Pixelgröße von 0,019 mm ergeben sich so 26 Lp/mm. Es muss jedoch darauf hingewiesen werden, dass diese theoretisch mögliche Auflösung aufgrund vieler Störeinflüsse nicht erreicht wird. Außerdem fügen viele Hersteller in der Signalverarbeitung häufig mehrere physikalische Pixel zu einem verarbeiteten Pixel zusammen (Pixel-Binning), so dass schon aus diesem Grunde die optische Auflösung deutlich niedriger ist. Insgesamt ist diese jedoch bei den modernen Festkörper- Systemen keinesfalls mehr wesentlich niedriger als bei den Filmaufnahmen. Die Festkörpersensoren sind damit durchaus auch in diesem Parameter konkurrenzfähig.
Konkurrierend zu den Festkörpersensoren hat sich in der digitalen Röntgentechnik die Speicherfolie etabliert. Hier finden ebenfalls sehr spezielle Halbleiter (zum Beispiel mit Europium dotiertes Yttrium-Oxid: Y2O3:Eu) Anwendung, welche in der Lage sind, die einfallenden Röntgenphotonen zu „speichern“. Dies geschieht über Anregung (Energieaufnahme von Außenelektronen: Fluoreszenz) der getroffenen Speicherfolienatome. Anders als viele andere fluoreszierende Substanzen können die speziellen Halbleiter der Speicherfolie diese Information über einen längeren Zeitraum (mehrere Stunden) speichern, was als „Memory-Effekt“ bezeichnet wird. Durch spätere Abtastung der Folie mithilfe eines Laserstrahls entsprechender Wellenlänge (Abbildung 5) senden die angeregten Atome einen Lichtblitz aus, der mithilfe der oben beschriebenen CCD- beziehungsweise CMOS-Technologie wiederum in elektrische Ladung und im Anschluss vom Computer in ein digitales Signal umgewandelt wird.
Es ist offensichtlich, dass die Speicherfolientechnologie im Vergleich zu den Festkörper- Sensoren eine Vielzahl von analogen Zwischenschritten zwischen primärer Messung und schließlich digitaler Signalverarbeitung benötigt. Entscheidend für die Qualität der Aufnahme ist daher insbesondere der laserbasierte Ausleseprozess der Information. Vor allem die optische Auflösung (siehe oben) war früher ein limitierender Faktor der Technik, da ältere Systeme gerade mal die in der Sachverständigen- Prüfrichtlinie zur Röntgenverordnung mindestens vorgeschriebenen 5 Lp/mm erreichten. Von der deutschen Firma Dürr Dental wurde jedoch eine neue, hoch präzise, wesentlich verbesserte Auslesetechnik entwickelt (Gerät VistaScan), wobei mit dieser Technik eine optische Auflösung von mehr als 20 Lp/mm erreicht wird.
Selbstverständlich müssen digitale Röntgenbilder auf einem suffizienten, das heißt nach Möglichkeit transparenten Medium dargestellt werden, um den oben beschriebenen Kontrastumfang überhaupt für den Anwender verwendbar machen zu können. Da auf einem transparenten Durchlicht-Medium (Monitor, Röntgenfilm) aus physikalischen Gründen mehr Graustufen dargestellt werden können, als auf einem Reflexionsmedium (zum Beispiel normales Papier), ist ein transparentes Medium vorzuziehen. Die meisten der auf dem Markt befindlichen Kathodenstrahl- oder LCDMonitore entsprechen hierbei den in der Qualitätssicherungsrichtlinie zur Röntgenverordnung für die Zahnmedizin vorgeschriebenen Kriterien für Befundungsmonitore der Kategorie B. In dieser Richtlinie sind in Tabelle 8.1 die maximale Leuchtdichte, der Maximalkontrast sowie die Anzahl der Pixel pro Fläche vorgegeben. Ein Befundungsmonitor muss in der Praxis mindestens vorhanden sein, der seitens des Herstellers oder Lieferanten einer Abnahmeprüfung unterzogen werden muss. Der Anwender hat dann arbeitstäglich eine kurze Konstanzprüfung durchzuführen, was jedoch mithilfe entsprechender Software über wenige Mausklicks innerhalb einiger Sekunden problemlos machbar ist.
Monatlich müssen noch zusätzlich einige Charakteristiken eines speziellen SMPTETestbildes (Abbildung 6) überprüft werden. Auf das Problem von Ausdrucken digitaler Röntgenbilder sei hier nur insoweit eingegangen, dass in deutschen Normierungsgremien für die Zahnmedizin derzeit ein gangbarer Kompromiss gesucht wird, der die immens hohen Kosten der in der medizinischen Röntgenologie verwendeten, auf Transparent-Folien druckenden, hochwertigen Laserdrucker vermeidet. Es ist jedoch anzumerken, dass der Monitor auch in Zukunft den Goldstandard für die Bildwiedergabe digitaler Röntgenbilder darstellen wird.
Als erste digitale Röntgentechnik war 1972 von Godfrey N. Hounsfield der Computertomograph eingeführt worden. Bei dieser Technik umkreist eine Röntgenröhre den innerhalb der Kreisbahn liegenden Patienten unter Aussendung eines (im Prinzip zweidimensionalen) fächerförmigen Strahlenbündels (Abbildung 7).
Der Detektor besteht aus einer (eindimensionalen) Zeile aus Halbleiterelement-Pixeln, die, wie oben beschrieben, jeweils die eintreffenden Röntgenphotonen messen. Die geometrische Anordnung von Röhre, Objekt (Patient) und Detektor (die so genannte Projektionsgeometrie) ist der angeschlossenen Recheneinheit bekannt, so dass aus einer entsprechend großen Anzahl von Messungen (2 bis 4 pro Winkelgrad) über den vollen Kreiswinkel (360°, beziehungsweise nur 180° bei neueren Geräten) über einen mathematischen Prozess der gefilterten Rückprojektion die Absorptionen aller Strukturen innerhalb des so genannten „Field of View“ berechnet werden können. Diese werden anschließend in „Hounsfield- Einheiten“ (kallibrierte Dichtewerte) normiert und als Grauwerte auf dem Monitor dargestellt. Primär ist das CT daher zweidimensional, erst durch die Anfertigung vieler Schichten und anschließender Stapelung der Schichten aufeinander entsteht ein dreidimensionaler Datensatz (Abbildung 8). Moderne Multislice-CTs verwenden mehrere einzeilige Detektoren und mehrere Strahlenfächer, so das bereits in einem Umlauf mehrere Schichten abgescannt werden können. Nachteilig am CT ist die große Anzahl an Messungen, die zu einer notwendigerweise großen Strahlenbelastung führen müssen [Dula et al., 1996; Schulze et al., 2004]. Dieser systemimmanente Nachteil sollte insbesondere bei Elektivindikationen, wie sie in der Zahnmedizin meist vorkommen und vor allem bei Jugendlichen Patienten bedacht werden. Dies ist vor allem auch mit Hinblick auf die rechtfertigende Indikation nach Röntgenverordnung zu beachten. Ein weiterer systemimmanenter Nachteil besteht in der Anfälligkeit gegenüber Artefakten durch röntgendichte Metalle, welche einfach durch fehlende Messwerte „hinter“ den metallischen Körpern resultieren und damit durch Uneindeutigkeiten in der Berechnung hervorgerufen werden.
Die technische Änderung eines DVT im Vergleich zum CT besteht in der Verwendung eines konusförmigen, dreidimensionalen Strahlenbündels und eines zweidimensionalen Flächendetektors (Abbildung 9). Dadurch wird das Abscannen eines gesamten dreidimensionalen Volumens des Patienten in einem Umlauf ermöglicht, was die Dosis im Vergleich zum CT deutlich reduziert [Möbes et al., 2000; Schulze et al., 2004]. Das bedeutet, beim DVT wird tatsächlich primär ein dreidimensionales Volumen berechnet. Das Field of View beim DVT ist limitiert durch Gerätegröße und geometrische Restriktionen. Für die zahnmedizinisch interessante, relativ kleine Region des dentomaxillofazialen Komplexes ist dies jedoch kein Hindernis. Es verwundert daher nicht, dass sich DVTs zuerst im zahnmedizinischen Röntgen etabliert haben [Mozzo et al., 1998] und glücklicherweise als Dentale DVTs in der deutschen Gesetzgebung auch der Zahnmedizin zugeordnet wurden. Die noch ausstehende Fachkunderichtlinie wird nach Eintreten ihrer Gültigkeit jedoch vom Betreiber eine dreimonatige Zusatzausbildung für diese Geräteklasse verlangen. Der mathematische Prozess der Berechnung des Volumendatensatzes ist im Prinzip eine Erweiterung der für das CT verwendeten Algorithmen. Vorteilhaft ist hierbei die geometrisch begründete, geringere Anfälligkeit gegenüber Metall-Artefakten als beim CT. Hier sollte auch kurz angemerkt werden, dass an Rekonstruktionsalgorithmen für DVTs derzeit noch von vielen Arbeitsgruppen weltweit entwickelt wird, so dass die derzeit noch schlechtere Darstellung von Weichgeweben im Vergleich zum CT vermutlich in den nächsten Jahren deutlich verbessert werden wird. Für kleinere Volumina gibt es auch bereits DVT-Geräte, die im Vergleich zum CT (1 Lp/mm!) eine wesentlich höhere Ortsauflösung von bis zu 4 Lp/mm ermöglichen. Dies ist vor allem für die Erkennbarkeit kleiner Strukturen relevant, wie wir sie im zahnärztlichen Röntgen häufig vorfinden. Wegen ihrer deutlich geringeren Strahlendosis bei für knöcherne Strukturen gleich guter, bei den hoch auflösenden Geräten (bei gleichzeitig kleinen Volumina!) sogar besseren Bildqualität, sollte daher für die meisten zahnmedizinischen Anwendungen diese Technik dem CT vorgezogen werden. Dies gilt jedoch (noch) nicht für die Tumordiagnostik, die jedoch auch keine Elektivindikation darstellt.
Blickt man auf die momentane (technische) Forschungslandschaft, so kann man außer der Verwendung teurer Großgeräte (CT, DVT) auch einen eindeutigen Trend in Richtung softwareseitiger Lösungen des 3D-Problems erkennen. So veröffentlichte Richard Webber 1997 sein auf der Tomosynthese basierendes 3D-Verfahren „Tuned Aperture Computed Tomography“ (TACT), bei dem über einen Rückprojektionsalgorithmus planare Schichten aus wenigen zweidimensionalen Aufnahmen berechnet werden [Webber et al., 1997]. Auch wenn, bedingt durch die wenigen Aufnahmen (Messungen) aus unvollständigen Winkeln, keine komplette 3D-Information entsteht, so ermöglichen die Datensätze eindeutige dreidimensionale Zuordnungen bei sehr geringer Strahlenexposition und ohne Anwendung von Großgeräten. Man sollte hierbei bedenken, dass unsere Augen uns auch nur sehr wenig tatsächliche 3D-Information liefern, jedoch unser Gehirn uns durch Nutzen von Erfahrung über entsprechende „Software“ einen sehr guten 3DEindruck vermittelt. Für viele Fragestellungen sind derartige dreidimensionale Informationen völlig ausreichend. TACT wurde bisher in der Mammographie erfolgreich in den Markt eingeführt.
In vielen Forschergruppen, unter anderen auch in unserer Poliklinik, wird zurzeit an ähnlichen oder anderen Verfahren gearbeitet, die alle eine Gemeinsamkeit aufweisen: Auf der Basis weniger digitaler Aufnahmen, die von völlig normalen, überall vorhandenen Röntgengeräten hergestellt werden, sollen durch intelligente Informationsverarbeitung dreidimensionale Datensätze erzeugt werden, die für sehr viele (zahn)medizinische Fragestellungen eine suffiziente Bildgebung darstellen (Beispiele in der Zahnmedizin: siehe [Kolehmainen et al., 2003; Siltanen et al., 2003]) Dieser moderne Ansatz würde einige Kosten sparen und zudem noch sehr geringe Strahlendosen induzieren. Es ist zu erwarten, dass in Zukunft derartige Verfahren auch in der Zahnmedizin ihre Verbreitung finden werden.
Die kurze Halbwertszeit technischer Neuerungen in unserer Zeit wird dafür sorgen, dass das Thema „digitales Röntgen“ auch in Zukunft spannend und lebendig bleibt. Andererseits ist bereits heute ein technischer Stand erreicht, der eventuelle Neuinvestitionen in zahnärztliche Röntgenanlagen nur mehr in digitaler Form sinnvoll erscheinen lässt. Die regelmäßige Fortbildung auf diesem Gebiet ist, wie heute ohnehin üblich und verlangt, daher für den Anwender ebenso sinnvoll wie notwendig.
In diesem Rahmen wird auf eine Gemeinschaftstagung der Arbeitsgemeinschaft für Röntgenologie (ARö) der DGZMK zusammen mit der Schweizer Gesellschaft für Dentomaxillofaziale Radiologie (SGDMFR) im Jahr 2006 hingewiesen. Diese findet unter dem Leitthema „Bildgebung in der Zahnmedizin. Was ist möglich – was ist nötig?“ vom 12. bis 13. Mai 2006 in Basel, Schweiz, statt. Weitere Informationen finden sich im Internet unter
PD Dr. Ralf Schulze Klinik für Zahn-, Mund- und Kieferkrankheiten Poliklinik für Zahnärztliche Chirurgie Augustusplatz 2 55131 Mainz rschulze@mail.uni-mainz.de
So viele Personen strebten laut der aktuellen Auswertung des Statistischen Bundesamts Ende 2021 ihre Promotion im Fachbereich Zahnmedizin an.
Coronavirus: Hier finden Zahnärzte und Ärzte alle relevanten Informationen und Anlaufstellen zu SARS-CoV-2 für die Praxis in einer Übersicht – laufend aktualisiert!
Die Informationen auf dieser Seite werden fortlaufend aktualisiert.
Die Sicherheit Ihrer Daten ist uns ein zentrales Anliegen. Um diese Daten künftig noch besser schützen zu können, muss Ihr Passwort mindestens 8 Zeichen lang sein und mindestens drei der folgenden vier Merkmale aufweisen:
Sollte Ihr Passwort bisher nicht diesen Merkmalen entsprechen, werden Sie nach dem nächsten Log-in aufgefordert, ein neues Passwort zu wählen.