Kursbuch Mammasonografie E-Book

Helmut Madjar

• Herausgeber: Thieme
• Kategorie: Fachliteratur
• Sprache: Deutsch

Seitenzahl: 483

Veröffentlichungsjahr: 2019

Beschreibung

Das gesamte Spektrum der Mammasonografie in drei Kurseinheiten.

Dieser Lehratlas bietet Ihnen das gesamte Spektrum der Mammasonografie gemäß den Richtlinien von DEGUM und KBV. Zudem berücksichtigt das Werk die Aspekte der niedergelassenen Praxis. Einsteiger und Fortgeschrittene profitieren vom modularen Aufbau in drei Kurseinheiten.

Im Grundkurs Basiswissen aneignen:

• Grundlagen und Techniken
• Sonoanatomie der Brust und Axilla
• standardisierte Befundung

Im Aufbaukurs Kenntnisse vertiefen:

• Systematik der Krankheitsbilder kennenlernen
• jede Abbildung mit Befundungs-Checkliste
• Bildinterpretation im Detail nachvollziehen
• Architekturstörungen beurteilen und Herdbefunde differenzieren
• Ultraschall mit der Mammografie vergleichen

Im Abschlusskurs spezialisieren:

• spezielle Techniken und Interventionen
• Vor- und Nachsorgetechnik
• präoperatives Staging
• 3D-Sonografie
• CARI-Technik
• Dopplersonografie
• Elastografie
• Panorama-Scan
• Sono-CT (Realtime Compound Scan)

Jederzeit zugreifen: Der Inhalt des Buches steht Ihnen ohne weitere Kosten digital in der Wissensplattform eRef zur Verfügung (Zugangscode im Buch). Mit der kostenlosen eRef App haben Sie zahlreiche Inhalte auch offline immer griffbereit.

Leseprobe

Kursbuch Mammasonografie

Ein Lehratlas nach den Richtlinien der DEGUM und der KBV

Helmut Madjar, Silvia Neumann-Schmid

Geleitwort von Jack Jellins

5., unveränderte Auflage

807 Abbildungen

Geleitwort

Der Einsatz des Ultraschalls zur Brustdiagnostik hat in den vergangenen Jahren stetig zugenommen. Die Abklärung abnormer Befunde vor invasiven Eingriffen ist wesentlicher Bestandteil des modernen klinischen Managements. Das Ziel ist die Vermeidung operativer Eingriffe bei Frauen mit benignen Veränderungen, ohne jedoch Krebserkrankungen zu verschleppen und die Therapiechancen zu verschlechtern. Neuere technische Fortschritte haben auf dem Gebiet der Brustdiagnostik hochwertige Studienergebnisse ermöglicht. Hochauflösende Ultraschallbilder erlauben die Abklärung umschriebener Befunde, und durch geeignete Techniken kann die gesamte Brust durchuntersucht werden.

Dr. Madjar arbeitet seit Anfang der 80er Jahre auf diesem Gebiet und hat wesentlich dazu beigetragen, die Möglichkeiten der zweidimensionalen Brustdiagnostik durch ein systematisches Untersuchungsprotokoll zu verbessern. Weiterhin hat er die Einsatzmöglichkeiten der Ultraschalltechnik erweitert, indem er die Durchblutung der Brust und pathologischer Befunde analysiert hat, um die bisherigen diagnostischen Kriterien zu ergänzen. Operative Erfahrungen, Kenntnisse in der Mammografie und Pathologie und seine langjährige Mitarbeit in verschiedenen Fachausschüssen qualifizieren ihn, ein Lehrbuch zum Ultraschall der Brust zu verfassen, das den Richtlinien der Deutschen Gesellschaft für Ultraschall in der Medizin (DEGUM), der International Breast Ultrasound School und der kassenärztlichen Bundesvereinigung gerecht wird.

Das Buch ist so konzipiert, dass es dem dreiteiligen Kurssystem eines Grund-, Aufbau- und Abschlusskurses gerecht wird. Die große Anzahl verschiedener pathologischer Befunde dient dazu, Kenntnisse zu vermitteln, die erforderlich sind, um aufgrund der sonografischen Charakteristika eine Diagnose zu erstellen. Die Nutzung eines standardisierten Interpretationsschemas im Aufbaukurs erleichtert eine sorgfältige schriftliche Befundung und Dokumentation mit Herausarbeitung der kritischen sonografischen Charakteristika. Das tabellarische Format und die Erläuterungen im Text stellen sicher, dass alle wichtigen Details auch in den Abbildungen nachvollziehbar sind. Dieses Buch trägt dazu bei, dass der Leser seine Fähigkeiten in der Befundinterpretation wesentlich verbessert, und stellt die Basis zur besseren Nutzung der Ultraschallmethode dar.

Dr. Madjar hat sich national und international intensiv um die Weiterbildung auf diesem Gebiet bemüht und ist in vielen Ländern als führender Experte anerkannt. Seine Position als DEGUM-Seminarleiter, als Präsident der International Association for Breast Ultrasound (IABU) und als Vizepräsident der International Breast Ultrasound School (IBUS) machen dies deutlich. Auch die Erfahrungen aus vielen eigenen wissenschaftlichen Untersuchungen, die hier eingehen, machen dieses Buch zu einem wichtigen Werkzeug für alle Kliniker, die daran interessiert sind, ihre Fähigkeiten in der Ultraschalldiagnostik der Brust zu verbessern.

Sydney/Australien, im Herbst 1998

Jack Jellins Präsident – IBUS

Anmerkung zur unveränderten 4. Auflage

Seit der letzten, umfassenden Überarbeitung hat die Brust-Ultraschalluntersuchung weiterhin an Akzeptanz und Verbreitung bei Anwendern gewonnen. Inhaltlich ist nichts Neues hinzugekommen. Im Jahre 2014 wurde zwar der neue amerikanische Brust BI-RADS veröffentlicht. Gegenüber der ursprünglichen Fassung sind einige Änderungen jedoch sehr fragwürdig und für den deutschsprachigen Raum nicht akzeptabel, vom ACR (American College of Radiology) wurden allerdings jegliche Änderungen für eine Übersetzung ausdrücklich untersagt. Daher wurde im gleichen Jahr eine interdisziplinäre Arbeitsgruppe von Vertretern der deutschen und österreichischen Röntgengesellschaften, der Gesellschaften für Senologie, Ultraschall sowie der DGGG (Deutsche Gesellschaft für Gynäkologie und Geburtshilfe), der AGO (Arbeitsgemeinschaft für Gynäkologische Onkologie), der EUSOBI (European Society of Breast Imaging), der SIS (Senologic International Society) und der IBUS (International Breast Ultrasound School) gegründet. Diese Arbeitsgruppe (WOBI – Working Group of Breast Imaging) schließt sämtliche Fachgesellschaften, die in Deutschland und Österreich für die Standards und Qualitätssicherung in der Brustdiagnostik verantwortlich sind, ein. Hier wurde nach eingehenden Recherchen und Beratungen empfohlen, die bisherige deutschsprachige BI-RADS-Version weiterzuverwenden, bis eine Lösung für die Problematik gefunden wird. Somit gibt es bislang keine Änderungen an der langjährig bewährten und standardisierten Brustbefundung im deutschsprachigem Raum, die eine Überarbeitung der Befundungsregeln erforderlich machen würde. Mit dieser unveränderten Auflage wollen wir der weiterhin hohen Nachfrage nach dem Kursbuch gerecht werden.

Im Frühjahr 2017,

Prof. Dr. med. Helmut Madjar

Vorwort zur 3. Auflage

Die Mammasonografie wird in dieser 3. Auflage nicht neu erfunden. Es gibt aber eine Vielzahl von Neuerungen, Weiterentwicklungen und Veränderungen, die in dieser Auflage berücksichtigt werden.

Der Brustultraschall hat in den vergangenen Jahren zunehmend an Bedeutung gewonnen und ist aus der kurativen und Früherkennungsdiagnostik nicht mehr wegzudenken. Auch in der aktuellen Überarbeitung der S3-Leitlinie zur Diagnostik und Therapie des Mammakarzinoms wird dies besonders berücksichtigt.

Natürlich ist es wünschenswert, dass gerade in Zusammenhang mit dem inzwischen deutschlandweit etablierten Mammografiescreening der Brustultraschall nicht nur bei der Abklärung auffälliger bzw. unklarer Röntgenbefunde eingesetzt wird. Dichtes Brustgewebe gilt mittlerweile als gesicherter hoher Risikofaktor für die Erkrankung am Mammakarzinom bei gleichzeitig geringer Sensitivität der Mammografie. Die grundsätzliche Information über die ACR-Brustdichte bei den Screeningbefunden könnte es den niedergelassenen Kollegen mit entsprechender Qualifikation ermöglichen, Patientinnen mit ACR-Dichte III–IV eine ergänzende Brustultraschalluntersuchung anzubieten, um dadurch mehr klinisch und mammografisch okkulte Karzinome zu entdecken und die Zahl der Intervallkarzinome zu reduzieren.

Auch in der 3. Auflage möchte ich die noch weniger erfahrenen Kolleginnen und Kollegen motivieren, intensiv diese Methode zu erlernen. Es sind keinesfalls High-End-Ultraschallgeräte erforderlich, um eine sinnvolle Früherkennung auch kleiner Karzinome zu ermöglichen, wenngleich die hochauflösende Gerätetechnik dies erleichtert. Der Aufbau des Buches und die speziellen Kapitel des Aufbau- und Abschlusskurses bieten auch fortgeschrittenen Untersuchern wichtige Informationen, um ihre Kenntnisse weiter zu steigern.

Die Aktualisierung der DEGUM- und KV-Richtlinien in dieser Auflage ist mit einer ganz besonderen Freude verbunden. Seit langem setze ich mich für eine möglichst flächendeckende Mammadiagnostik durch engagierte DEGUM I und II-Ultraschaller ein. Deshalb gilt auch ein besonderer Dank dem Arbeitskreis Mammasonografie der DEGUM, der kürzlich nach intensiver Diskussion die Eingangskriterien für den Erwerb der DEGUM IIStufe geändert hat, so dass auch niedergelassene Ärzte mit hoher Spezialisierung, die jedoch nicht an Brustzentren arbeiten, die Chance haben, diese Qualifikation zu erwerben.

Die 3. Auflage wird ergänzt durch ein Kapitel über Elastografie, die im Rahmen der ergänzenden Diagnostik von Mammatumoren zunehmende Bedeutung gewinnt. Außerdem wird diese Auflage erweitert durch das Kapitel Gynäkomastie und Erkrankungen der männlichen Brust, das Frau Dr. Silvia Neumann-Schmid geschrieben hat. Ihr danke ich auch für die kritische Durchsicht und Korrekturarbeit sowie die vielen wertvollen Anregungen bei der Neubearbeitung des gesamten Buchs. Die intensive Beschäftigung mit der Thematik im Rahmen ihrer gynäkologischen Praxisarbeit und die langjährige Erfahrung durch Fortbildungsaktivitäten haben sicherlich ganz wesentlich dazu beigetragen, dieses Buch auch für den täglichen Gebrauch in der Praxis weiter zu verbessern.

Ich wünsche meinen engagierten Leserinnen und Lesern, dass Ihnen Mammasonografie Spaß macht und Sie alle durch mein Lehrbuch Unterstützung in Ihrer täglichen Arbeit finden.

Herzlichst Helmut Madjar

Wiesbaden, im Sommer 2011

Vorwort zur 2. Auflage

Seit der Erstauflage dieses Buches im Jahre 1999 hat es einige Fortschritte in der Mammasonografie gegeben. Die Gerätetechnik wurde stetig weiterentwickelt. Dies betrifft die weitere Verbesserung der Bildqualität, das Hinzukommen neuer Techniken, insbesondere der Realtime-Compound-Scan und wesentliche Verbesserungen der 3D- und 4D-Technik. Dies musste bei der Neubearbeitung selbstverständlich berücksichtigt werden. Die Weiterentwicklung betrifft jedoch auch die weltweit zunehmende Bedeutung der Untersuchungsmethode. Der Brustkrebs ist eine sehr häufige Erkrankung und seine Bekämpfung stellt einen zentralen Schwerpunkt des politischen und öffentlichen Interesses dar. Um dem gerecht zu werden, wurden in allen Kapiteln Neubearbeitungen und Ergänzungen vorgenommen, dies betrifft selbstverständlich auch die Literaturübersicht.

Zwischenzeitlich wurden in mehreren Regionen in Deutschland Mammografie-Screening-Pilotprojekte durchgeführt. Die flächendeckende bundesweite Einführung steht unmittelbar bevor. Die bisherigen Erfahrungen haben gezeigt, dass der Ultraschall und die ultraschallgezielte interventionelle Diagnostik dabei eine zentrale Rolle zur Differenzierung und definitiven Abklärung unklarer Befunde darstellen. In den meisten Bundesländern wurde die politische Forderung nach Disease-Management- Programmen zur Behandlung des Mammakarzinoms umgesetzt. Dies bedeutet eine Sicherstellung hoher Standards in der Diagnostik, Therapie und Nachsorge des Mammakarzinoms. Auch hierbei spielt der Ultraschall eine wichtige Rolle.

Weiterhin haben sich verschiedene Fachgesellschaften um die Qualitätsverbesserung in der Ultraschalldiagnostik bemüht, da erkannt wurde, dass die Sicherstellung eines hohen Leistungsstandards der Methodik unabdingbar für eine qualitätsgesicherte Patientinnenversorgung ist. Dies sind die Deutsche Gesellschaft für Senologie, die Deutsche Gesellschaft für Gynäkologie und Geburtshilfe, die Krebsgesellschaft und die Deutsche Gesellschaft für Ultraschall in der Medizin. Auf internationaler Ebene wurden Standards durch die International Breast Ultrasound School und das American College of Radiology eingeführt. Dies betrifft die Indikationsstellung, die Diagnosekriterien und die Neueinführung des BI-RADS-Katalogs für die sonografische Dignitätsbeurteilung. All dies dient einer Vereinheitlichung der Mechanismen zur Qualitätsverbesserung und des Vokabulars und wurde bei der Überarbeitung dieses Buches berücksichtigt. Dies hatte auch zur Folge, dass im Bereich des Aufbaukurses sämtliche Abbildungslegenden und Tabellen zur standardisierten Befundinterpretation neu erstellt werden mussten. Die bewährte systematische Befundinterpretation wurde beibehalten und an die neuen Standards angepasst.

Die Abbildungen wurden bereits in der ersten Auflage von 1999 mit der damals neuesten hochauflösenden Ultraschalltechnik erstellt, so dass diese noch heute dem geltenden Standard der bildgebenden Diagnostik entsprechen. Dennoch wurden zur Optimierung dieser Neuauflage über 70 Abbildungen ausgetauscht oder neu aufgenommen, um insbesondere im Bereich Frühdiagnostik der verbesserten Abbildungsqualität bei sehr kleinen Tumorbefunden gerecht zu werden.

Ich möchte mein Vorwort zur Neuauflage von 2005 mit meinem Dank an die Mitglieder des Arbeitskreises Mammasonografie der DEGUM abschließen, die dazu beigetragen haben, eine zügige Bearbeitung der Leitlinien zu ermöglichen, so dass sie in dieser Neuauflage berücksichtigt werden konnten. Dem Georg Thieme Verlag gilt ebenso mein besonderer Dank für die zügige gestalterische Umsetzung der zahlreichen Änderungen und für die Bereitschaft, die relativ große Zahl der Abbildungen auszutauschen und trotz des verlagstechnischen Aufwandes den günstigen Preis beizubehalten. Ich hoffe, dass dieses Buch weiterhin als Standardwerk bei der Erlernung und Vertiefung der Brust-Ultraschalldiagnostik so viel Anklang findet wie in den vergangenen Jahren. Ihnen, liebe Leserinnen und Leser, möchte ich damit ein Werkzeug in die Hand geben, das Sie dabei unterstützen soll, diese wichtige Untersuchungsmethode bei Ihren Patientinnen optimal einzusetzen.

Viel Freude beim aufmerksamen Studium!

Wiesbaden, im Sommer 2005

Helmut Madjar

Vorwort zur 1. Auflage

Die Mammasonografie hat in den letzten Jahren aufgrund der technischen Weiterentwicklung einen starken Wandel erfahren. In den 70er und Anfang der 80er Jahre war die Indikation zur Sonografie auf tastbare Knoten und die Unterscheidung zwischen zystischen und soliden Tumoren beschränkt. Dies lag an der limitierten Kontrastauflösung zur detaillierten Darstellung von Weichteilunterschieden und an der geringen räumlichen Auflösung. Dadurch waren kleine Tumoren nur selten darstellbar. In den letzten Jahren wurden die Geräte erheblich weiterentwickelt. Ende der 80er Jahre galten 5-MHz-Schallköpfe als Standard. Heute werden in der Regel Sonden mit 7,5 MHz und darüber sowie Geräte mit wesentlich besserer Signalverarbeitung verwendet. Das verbessert die Tumordifferenzierung und die Diagnostik von mammografisch und klinisch okkulten Tumoren. Diese Verbesserungen haben eine wichtige Bedeutung erlangt.

Durch weltweit durchgeführte Screeningstudien wurde gezeigt, dass die Früherkennung durch regelmäßig durchgeführte Mammografien die Mortalität des Mammakarzinoms um 30–40 % reduzieren kann. Leider haben die Studienergebnisse bei prämenopausalen Frauen enttäuscht, während postmenopausale Patientinnen von der Vorsorge profitierten. Dies liegt daran, dass bei älteren Frauen der Brustdrüsenkörper involviert ist und Fettgewebe eine höhere Strahlentransparenz als Parenchym hat. Bei älteren Frauen mit Involutionsmammae werden kleine tumoröse Verdichtungen und gruppierte Mikroverkalkungen frühzeitig erkannt. Bei jungen Frauen mit dichtem und strahlenabsorbierendem Drüsenkörper werden jedoch kleine Tumoren und sogar Mikroverkalkungen häufig überlagert, so dass Malignome oft erst im späteren Stadium entdeckt werden. Ein sicher günstiger Effekt der Röntgenmammografievorsorge zeigt sich daher meist erst bei Frauen ab dem 50. Lebensjahr.

Mit einem Anteil von 7–10 % ist der Brustkrebs die häufigste Krebserkrankung bei Frauen. Das Risiko erhöht sich zwar mit zunehmendem Alter, aber 20–30 % der Frauen erkranken bereits prämenopausal. Eine familiäre Belastung und insbesondere das Auftreten bei prämenopausalen Verwandten ersten Grades erhöht das Krebsrisiko. Bei bestimmten Genmutationen (BRCA-1, BRCA-2) wird das Erkrankungsrisiko auf 70–80% geschätzt. Diese Frauen erkranken häufig in jungem Alter am Mammakarzinom, so dass eine intensive und technisch optimale Vorsorge erfolgen muss.

Durch hochauflösende Geräte und durch die physikalischen Eigenschaften des Ultraschalls besteht die Hoffnung, dass diese Methode in der Zukunft die Lücke der Röntgenmammografie bei jungen Frauen schließen kann. Besonders gut wird der Schall im dichten und fettgewebsarmen Parenchym von jungen Frauen fortgeleitet und bietet dort einen guten Gewebekontrast. Die Geräteverordnung der KBV (Kassenärztliche Bundesvereinigung) und die KBV-Ausbildungsrichtlinien gewährleisten jedoch keine ausreichende Qualitätssicherung. Eine Standardisierung der Anforderungen an die Ultraschallgeräte, die Verbesserung der Ausbildung und eine Optimierung der Untersuchungstechnik wären die Voraussetzung, den Ultraschall zur Entdeckung von klinisch und mammografisch okkulten Tumoren routinemäßig einzusetzen. Derzeit sind diese Voraussetzungen in Deutschland noch nicht gegeben. Der Brustultraschall hat jedoch bereits jetzt große Verbreitung erlangt. Er dient bei hinreichender Erfahrung und beim Einsatz von standardisierten diagnostischen Kriterien vielen Ärzten als Interpretationshilfe für unklare Mammografien und verbessert die Differenzialdiagnostik von Brustbefunden.

Die Brust eignet sich aufgrund ihrer oberflächlichen Lage sehr gut für die Ultraschalluntersuchung. Allerdings stellen die heterogenen Gewebestrukturen große Anforderungen an die Fingerfertigkeiten des Untersuchers, um Schallartefakte, die oft zu Fehlinterpretationen führen, zu vermeiden. Hierzu gehört ein Grundverständnis der Physik, die hier in groben Zügen abgehandelt wird. Zur Vertiefung werden größere Lehrbücher empfohlen. Wie bei jeder Untersuchungsmethode gilt: Aller Anfang ist schwer, doch Übung macht den Meister.

Bei den üblichen Anfangsschwierigkeiten in der systematischen Brustdurchuntersuchung und bei der Erkennung der normalen anatomischen Bruststrukturen muss man sich dies immer wieder klar machen, um nicht vorzeitig aufzugeben.

Nach den KV-Richtlinien besteht die Möglichkeit, die Berechtigung zur Mammasonografie durch eine klinikbegleitende Ausbildung oder alternativ durch ein Kurssystem zu erlangen. Für die Kursausbildung sind drei Kurse erforderlich: Grund-, Aufbau- und Abschlusskurs. Außerdem sind 200 unter Aufsicht durchgeführte Untersuchungen abzuleisten. Die KV-Berechtigung stellt eine Mindestanforderung dar, und jeder erfahrene Untersucher wird zugeben, dass er im Laufe der Jahre immer mehr Erfahrungen gewinnt, wenn er die Methode ernst nimmt und die Untersuchungen mit Sorgfalt durchführt.

Die Gliederung dieses Buches ist an das Kurssystem der Bundes- KV und die Ausbildungsrichtlinien der DEGUM (Deutsche Gesellschaft für Ultraschall in der Medizin) angelehnt. Es beginnt mit technischen Grundlagen, Untersuchungstechnik, Sonoanatomie der normalen Brust und Befunderhebung. Im Aufbaukurs wird die systematische Interpretation von benignen und malignen Herdbefunden abgehandelt. Im Abschlusskurs folgen Kapitel über spezielle Anwendungsgebiete wie Vorsorge, Operationsplanung, Mikrokalkdiagnostik und interventionelle Sonografie, was die sonografisch gezielte Feinnadelpunktion und Stanzbiopsietechnik sowie die sonografisch gezielte präoperative Lokalisation und Markierung von nicht tastbaren Tumoren und die Präparatesonografie zum Nachweis der vollständigen Exstirpation kleiner Herdbefunde beinhaltet. Da in den letzten Jahren die 2D-Bild-Rekonstruktion, die 3D-Sonografie und die Dopplersonografie mit Anwendung von Ultraschallkontrastmittel erhebliche Fortschritte gemacht hat, werden diese Themen hier ebenfalls abgehandelt.

Die Gliederung soll dem Anfänger die Einarbeitung erleichtern. Gleichzeitig soll das Buch dem erfahrenen Diagnostiker rasche Interpretationshilfen geben. Das Ziel des Buches ist, die Untersuchungstechnik und die Befundinterpretation weitgehend zu standardisieren, damit der Stellenwert der Mammasonografie verbessert wird.

Freiburg, im Herbst 1998

Helmut Madjar

Inhaltsverzeichnis

Geleitwort

Anmerkung zur unveränderten 4. Auflage

Vorwort zur 3. Auflage

Vorwort zur 2. Auflage

Vorwort zur 1. Auflage

1 Grundlagen der Mammasonografie

1.1 Physik

1.1.1 Wellenlänge

1.1.2 Schallgeschwindigkeit

1.1.3 Impedanz (Schallwiderstand)

1.1.4 Schallabschwächung

1.1.5 Schallverstärkung

1.1.6 Dopplerprinzip

1.2 Gerätetechnik

1.2.1 Gepulste Schallwellen

1.2.2 Scanverfahren

1.2.3 Fokussierung

1.2.4 Transducer

1.2.5 Dopplertechnik

1.2.6 Duplexverfahren

1.2.7 Farbdoppler

1.3 Gerätebedienung

1.3.1 Bildschirmeinstellung

1.3.2 Dokumentationseinheit

1.3.3 Signalverstärkung

1.3.4 Fokussierung

1.3.5 Abbildungsmaßstab

1.3.6 Bilddokument

1.4 Schallkopfauswahl

1.4.1 Schallfrequenz

1.4.2 Bildfeldbreite

1.5 Qualitätskontrolle, Phantomuntersuchungen

1.5.1 Allgemeine Fragestellungen

1.5.2 Merkmale des Testphantoms

1.5.3 Testprotokoll

1.5.4 Testergebnisse

1.5.5 Klinische Relevanz

1.6 KBV-Ausbildungsrichtlinien

1.6.1 Ultraschall-Vereinbarungen der Kassenärztlichen Bundesvereinigung vom 31.10.2008 (auszugsweise)

1.7 Richtlinien zur Dokumentation

1.7.1 Allgemeine Gesichtspunkte

1.7.2 Dokumentation der 200 Untersuchungen am Ende der Kursausbildung

1.8 Richtlinien der DEGUM (Deutsche Gesellschaft für Ultraschall in der Medizin)

1.8.1 Stufeneinteilung der DEGUM I–III

1.9 Geräterichtlinien für die Mammasonografie

1.9.1 Allgemeine Geräteanforderungen

1.9.2 Geräteleistung geprüft am Phantom

1.9.3 Basistests und Routinetests alle 6 Monate

1.9.4 Tägliche Gerätetests

2 Untersuchungstechnik

2.1 Wasserbadscan

2.1.1 Transducer mit Wasserkissen

2.1.2 Immersionstechnik

2.2 Realtime-Untersuchung

2.2.1 Positionierung der Patientin

2.2.2 Haltung des Schallkopfs

2.2.3 Transducerankopplung

2.2.4 Sagittale Schnittführung

2.2.5 Transversale Schnittführung

2.2.6 Radiäre Schnittführung

2.2.7 Tangentiale (antiradiäre) Schnittführung

2.2.8 Echopalpation

2.3 Dynamische Untersuchung

2.3.1 Räumliche Beurteilung

2.3.2 Kompression

2.4 Zusammenfassung

3 Sonoanatomie von Brust und Axilla

3.1 Makroanatomie

3.1.1 Brust

3.1.2 Mammaria-interna-Region

3.1.3 Axilla

3.2 Sonomorphologie

3.2.1 Brust

3.2.2 Mammaria-interna-Region

3.2.3 Axilla

3.3 Gynäkomastie und andere Erkrankungen der männlichen Brust

3.3.1 Grundlagen

3.3.2 Diagnostik

3.3.3 Mammakarzinom des Mannes

4 Standardisierte Befundung

4.1 Anamnese

4.2 Klinischer Befund

4.3 Röntgenbefund

4.4 Andere Untersuchungen

4.5 Ultraschallbefund

4.6 Dignitätseinschätzung

4.7 Schlussbeurteilung und Empfehlung

4.8 Dokumentation

Teil II Aufbaukurs

5 Mastopathie

5.1 Klinische Bedeutung

5.2 Diagnostische Kriterien

5.2.1 Typische Befunde

5.2.2 Atypische Befunde

5.3 Differenzialdiagnose, Fehlermöglichkeiten

5.3.1 Unklarer Mastopathieherd.

5.3.2 Kleine Zyste (linker Bildrand) und erweiterter Milchgang mit Binnenechos bei hämosiderinhaltigem Sekret.

5.3.3 Frühinvasives duktales Karzinom mit unregelmäßigem Milchgang.

5.3.4 Verdacht auf proliferierende Mastopathie bei einer 62-jährigen Patientin

5.3.5 Die Mammografie bei dieser 48-jährigen prämenopausalen Frau ergab in der rechten Brust gruppierten Mikrokalk; sonst war beidseits bei dichtem Drüsenkörper kein auffälliger Befund zu erkennen (10-MHz-Sonde).

5.4 Weiterführende Diagnostik

5.4.1 MRT und Farbdoppler

5.4.2 Punktion

5.4.3 Galaktografie

5.5 Stellenwert des Ultraschalls

5.6 Dokumentation

6 Zysten und intrazystische Tumoren

6.1 Klinische Bedeutung

6.2 Diagnostische Kriterien

6.2.1 Typische Befunde

6.2.2 Atypische Befunde

6.3 Differenzialdiagnose, Fehlermöglichkeiten

6.3.1 Echogene Zysten versus solide Tumoren

6.3.2 Spiegelbildungen

6.3.3 Wiederholungsechos

6.3.4 Malignome

6.4 Weiterführende Diagnostik

6.4.1 Punktionen

6.4.2 Pneumozystografie

6.5 Stellenwert des Ultraschalls

6.6 Dokumentation

7 Prothesen

7.1 Klinische Bedeutung

7.1.1 Mammografie bei Silikonprothese nach Mastektomie mit primärem Wiederaufbau.

7.1.2 Mammografie nach Augmentation mit Silikonprothese.

7.1.3 MRT-Aufnahme nach Augmentation mit Silikonprothesen.

7.1.4 Wasserbad-Immersionsscan bei Silikonprothese, Implantation vom Mamillenrandschnitt.

7.1.5 Realtime-Bild bei Silikonprothese. Sagittalschnitte einer Brust.

7.2 Diagnostische Kriterien

7.2.1 Typischer Befund

7.2.2 Atypischer Befund

7.3 Differenzialdiagnose, Fehlermöglichkeiten

7.3.1 Wundserom nach Mastektomie.

7.4 Weiterführende Diagnostik

7.5 Stellenwert

7.6 Dokumentation

8 Abszesse

8.1 Klinische Bedeutung

8.2 Diagnostische Kriterien

8.2.1 Typischer Befund

8.2.2 Atypischer Befund, Sonderformen

8.3 Differenzialdiagnose, Fehlermöglichkeiten

8.3.1 Inflammatorisches Karzinom mit axillären Metastasen.

8.4 Weiterführende Diagnostik

8.5 Stellenwert des Ultraschalls

8.5.1 Invasiv-duktales Karzinom mit Entzündungsreaktion.

8.5.2 Infizierte Zyste, die durch Punktion und Entleerung behandelt wurde.

8.6 Dokumentation

9 Gutartige solide Tumoren

9.1 Klinische Bedeutung

9.2 Diagnostische Kriterien

9.2.1 Typische Befunde von Fibroadenomen

9.2.2 Atypische Befunde

9.2.3 Andere benigne Tumoren

9.3 Differenzialdiagnose, Fehlermöglichkeiten

9.3.1 Muzinöses Karzinom bei einer 52-jährigen Patientin mit dem sonografischen Erscheinungsbild eines Fibroadenoms.

9.3.2 Ausgedehntes multizentrisches invasiv-duktales Karzinom bei einer 44-jährigen Patientin.

9.3.3 Fettgewebsinfiltration bei einer 42-jährigen Patientin.

9.3.4 Fibroadenom und Lipom bei einer 61-jährigen Patientin.

9.3.5 Darstellung einer Rippe im Querschnitt.

9.3.6 Fettgewebsnekrose bei einer 57-jährigen Patientin nach Brustoperation wegen einer Mastopathie in 2 Ebenen.

9.4 Weiterführende Diagnostik

9.4.1 Granulomatöser Tumor bei Morbus Boeck mit intramammärer Manifestation.

9.4.2 Sicherung eines Fibroadenoms durch Punktion bei einer 50-jährigen Patientin. Der Knoten war im Vergleich zur Voruntersuchung neu aufgetreten.

9.5 Stellenwert des Ultraschalls

9.5.1 Multiple Fibroadenome in einer Brust bei einer 23-jährigen Patientin.

9.6 Dokumentation

9.6.1 Herdbefund bei einer laktierenden Patientin im Alter von 36 Jahren.

9.6.2 Intramammärer Lymphknoten.

10 Narben

10.1 Klinische Bedeutung, diagnostische Probleme

10.1.1 Typischer Befund 2 Jahre nach brusterhaltender Operation.

10.1.2 Verlaufskontrolle einer Narbe nach brusterhaltender Operation und Nachbestrahlung.

10.2 Diagnostische Kriterien, postoperative Verlaufskontrolle

10.2.1 Typischer Befund

10.2.2 Atypischer Befund

10.3 Differenzialdiagnose, Fehlermöglichkeiten

10.3.1 Invasives Mammakarzinom mit ähnlichem Erscheinungsbild wie Narben.

10.3.2 Narbengranulome 1 Jahr nach brusterhaltender Operation.

10.4 Weiterführende Diagnostik

10.4.1 Okklusionszyste nach Exzision eines gutartigen Befundes.

10.4.2 Wundserom mit umschriebenem Hämatom.

10.5 Stellenwert

10.6 Dokumentation

11 Karzinome

11.1 Klinische Bedeutung

11.2 Diagnostische Kriterien

11.2.1 Typischer Befund

11.2.2 Atypischer Befund

11.3 Differenzialdiagnostik, Fehlermöglichkeiten

11.3.1 Narbe nach brusterhaltender Operation mit Nachbestrahlung vor einem Jahr.

11.3.2 Teilorganisiertes Hämatom 4 Monate nach Tumorexzision.

11.3.3 >Unklarer echoarmer Befund bei fibröser Mastopathie.

11.3.4 Radiäre Narbe bei einer 46-jährigen Patientin.

11.3.5 Invasiv-duktales Karzinom bei einer 27-jährigen Patientin.

11.3.6 Multifokales, invasiv-duktales Karzinom unter dem Bild multipler Fibroadenome bei einer 42-jährigen Patientin (Fall 1).

11.3.7 Invasiv-duktales Karzinom, 8 Wochen nach fehlgeschlagener Operation.

11.3.8 Verschleppte Diagnose eines invasiv-duktalen Karzinoms.

11.3.9 Beispiel eines intrazystischen Karzinoms.

11.3.10 Zystische Mastopathie (a, b) mit gleichzeitigem Karzinom (c, d).

11.3.11 Multizentrisches, invasiv-duktales Karzinom und zystische Mastopathie bei einer 45-jährigen Patientin.

11.3.12 Zystische Mastopathie und intrazystisches Karzinom bei einer 45-jährigen Patientin ein Jahr nach Tumorexzision wegen Mastopathie rechts medial.

11.3.13 Nekrotisch zerfallendes Karzinom.

11.3.14 Multizentrisches Mammakarzinom und Zysten.

11.4 Weiterführende Diagnostik

11.4.1 Sicherung eines kleinen Karzinoms durch ultraschallgezielte Feinnadelpunktion bei einer 87-jährigen Patientin.

11.4.2 Stanzbiopsie eines invasiv-duktalen Karzinoms bei einer 88-jährigen Patientin.

11.5 Stellenwert

11.5.1 Invasiv-duktales Frühkarzinom von 5 mm Durchmesser.

11.5.2 Herde eines multizentrischen invasiv-duktalen Karzinoms.

11.6 Dokumentation

12 Lymphknoten

12.1 Klinische Bedeutung

12.2 Diagnostische Kriterien

12.2.1 Typischer Befund

12.2.2 Atypische Befunde

12.3 Differenzialdiagnose, Fehlermöglichkeiten

12.3.1 Frühe Lymphknotenmetastase im Rindenbereich rechte Axilla Level I, transversal.

12.4 Weiterführende Diagnostik

12.5 Stellenwert des Ultraschalls

12.6 Dokumentation

Teil III Abschlusskurs

13 Interventionelle Sonografie

13.1 Klinische Bedeutung

13.2 Punktionstechnik

13.2.1 Falsche Punktionstechnik.

13.2.2 Punktionsphantombild der Nadellage.

13.2.3 Richtige Punktionstechnik.

13.2.4 Punktionsübungen mit dem Punktionsphantom.

13.2.5 Punktionsablauf am Phantom.

13.2.6 Schwierige Punktionstechnik ohne ständige Nadelkontrolle.

13.2.7 Aufsichtsbild bei der Punktionstechnik.

13.3 Feinnadelpunktionszytologie

13.3.1 Punktionszubehör.

13.3.2 Beispiele typischer Zytologiebefunde.

13.4 Stanzbiopsie

13.4.1 Stanzbiopsie.

13.5 Ultraschallgezielte Markierung

13.5.1 Ultraschallgezielte Blaumarkierung.

13.5.2 Ultraschallgezielte Blaumarkierung.

13.5.3 Anordnung der Präparatesonografie zum Nachweis der kompletten Tumorresektion bei nicht tastbaren Befunden.

13.5.4 Invasiv-duktales Frühkarzinom mit einem Durchmesser von 4 mm.

13.6 Präparatesonografie

13.6.1 Präparatesonogramm eines multifokalen Karzinoms mit Nadelmarkierung der Tumorherde unter Ultraschallkontrolle.

13.7 Vakuumbiopsie

13.7.1 Mammotome Handheld-Vakuumbiosiesystem (Fa. Ethicon) im Einsatz am Übungsphantom.

13.7.2 VacuFlash-System (Fa. Bard) im Einsatz zur Resektion eines Fibroadenoms.

13.7.3 Ablauf einer Tumorresektion mit dem Mammotome.

13.8 Zusammenfassung

14 Präoperatives Staging

14.1 Klinische Bedeutung

14.2 Tumorgröße

14.2.1 Invasiv-duktales Karzinom mit unregelmäßiger Kontur, Tumorgröße 5 × 5 mm.

14.2.2 Invasiv-duktales Karzinom mit irregulärer Form und unscharfer Begrenzung.

14.2.3 Intraduktale Komponente im Randbereich eines invasiv-duktalen Karzinoms.

14.2.4 Invasives Karzinom mit zapfenartigem intraduktalem Ausläufer nach lateral.

14.3 Intraduktale Karzinome und intraduktale Komponente

14.3.1 Zystische Mastopathie mit proliferativ erweitertem Milchgang.

14.3.2 Invasiv-duktales Karzinom

14.3.3 Invasiv-duktales Karzinom

14.3.4 Intraduktales Karzinom in zwei mamillennahen Gangsegmenten.

14.3.5 Ausgedehntes Carcinoma lobulare in situ.

14.3.6 Morbus Paget.

14.3.7 >Kleiner Herd eines echoreichen Komedokarzinoms von 5 mm Durchmesser.

14.4 Multifokalität und Multizentrizität

14.5 Operationsplanung

14.5.1 Multifokales Karzinom mit Primärtumor von 6 × 7 mm Durchmesser.

14.5.2 Hochauflösender Ultraschall eines multizentrischen invasiv-duktalen Karzinoms mit multiplen invasiven und In-situ-Herden in der gesamten Brust.

14.5.3 Hochauflösender Ultraschall eines multifokalen invasiv-duktalen Karzinoms.

14.5.4 Asymptomatische prämenopausale Patientin, bei der als Zufallsbefund durch die hochauflösende Sonografie ein ausgedehntes multizentrisches Karzinom entdeckt wurde.

15 Vorsorgediagnostik

15.1 Klinische Bedeutung

15.2 Zielgruppe für eine erweiterte Vorsorge

15.3 Voraussetzungen für eine erweiterte Sonografievorsorge

15.3.1 Multizentrisches Mammakarzinom bei einer 47-jährigen Patientin.

15.3.2 Multifokales Mammakarzinom bei einer 50-jährigen Patientin, die seit mehreren Jahren wegen einer zystischen Mastopathie kontrolliert wurde.

15.4 Bisherige Ultraschall-Erfahrungen

15.4.1 Frühinvasives duktales Karzinom von 5 × 5 × 4 mm Durchmesser bei einer 55-jährigen Patientin mit Involutionsbrust.

15.5 Schlussfolgerungen aus der Vorsorgestudie

15.5.1 Multizentrisches Karzinom bei einer 41-jährigen Patientin.

16 Nachsorge, Rezidive

16.1 Klinische Bedeutung

16.2 Diagnostik lokoregionärer Rezidive

16.2.1 Thoraxwandrezidiv bei Zustand nach Mastektomie rechts.

16.2.2 Sagittalschnitt einer Lymphknotenmetastase der rechten Axilla

16.2.3 Rezidiv im Bereich der linken Thoraxwand und Axilla bei einer 85-jährigen Patientin.

16.2.4 Ausgedehnte axilläre Metastasen links mit Thrombosierung der V. axillaris und unter Einbeziehung der A. thoracodorsalis sowie Hautinfiltration.

16.2.5 Fallbeschreibung: 63-jährige Patientin.

16.2.6 allbeschreibung: 41-jährige Patientin.

16.2.7 Fallbeschreibung: 47-jährige Patientin.

16.2.8 Fallbeschreibung: 49-jährige Patientin.

16.3 Stellenwert im Vergleich zu anderen Methoden

17 3D-Sonografie, Panorama-Scan und Realtime-Compound-Scan

17.1 Klinische Bedeutung

17.2 Technische Grundlagen

17.3 Anwendung der 3D-Sonografie

17.3.1 3D-Darstellung eines Fibroadenoms von 28 × 12 × 20 mm Durchmesser.

17.4 Anwendungsbeispiele des Panorama-Scan-Verfahrens

17.4.1 Panorama-Scan-Verfahren. Invasiv-duktales Karzinom mit intraduktaler Ausdehnung in die Mamillenregion der linken Brust (oben außen).

17.4.2 Multifokales, invasiv-duktales Karzinom mit axillären Metastasen Level I und II.

17.4.3 Wundserom nach brusterhaltender Operation rechts oben außen.

17.4.4 Intraduktales Papillom im normalen Schnittbild und Panoramascan.

17.4.5 Solitäres, invasiv-duktales Karzinom mit axillären Lymphknotenmetastasen im Level I.

17.5 Realtime-Compound-Scan

17.5.1 Schematische Darstellung eines Realtime-Linear-Transducers.

17.6 Diskussion und Ausblick

18 CARI-Technik

18.1 Klinischer Hintergrund

18.2 Gerätetechnik

18.2.1 Beispiel eines tastbaren invasiv-duktalen Karzinoms von 20 mm Durchmesser.

18.3 Klinische Anwendung

18.4 Diskussion

19 Dopplersonografie

19.1 Klinische Grundlagen

19.2 Geschichtliche Entwicklung

19.2.1 Farbdoppler- und Duplexsonografie zur Messung des Blutflusses.

19.3 Untersuchungstechnik

19.4 Befundkriterien

19.4.1 Farbdoppler und Power-Doppler eines zellreichen soliden Karzinoms.

19.5 Flusswerte

19.5.1 Abszedierende Mastitis mit verstärkter Gefäßdichte im Randbereich.

19.5.2 Farbdopplerartefakt und entsprechendes Frequenzmuster bei Mikroverkalkungen.

19.5.3 Invasiv-duktales Karzinom mit sehr niedriger Durchblutung.

19.6 Anwendungsmöglichkeiten

19.6.1 Glatt begrenzte Karzinome

19.6.2 Proliferierende Fibroadenome

19.6.3 Multifokale Tumoren

19.6.4 Narben

19.6.5 Lymphknotendiagnostik

19.6.6 Prognostische Bewertung

19.6.7 Chemotherapie-Verlaufskontrolle

19.7 Echokontrastmittel

19.7.1 Praktische Anwendung

20 Elastografie

21 Prüfungsfragen zur Mammasonografie

22 Weiterführende Literatur

23 Wichtige Internetadressen

Anschriften

Impressum

1Grundlagen der Mammasonografie

1.1 Physik

Schallwellen sind mechanische Wellen, zu deren Ausbreitung ein Medium erforderlich ist. Durch ein Vakuum kann Schall nicht fortgeleitet werden. In verschiedenen Materialien werden Schallwellen entsprechend ihrer physikalischen Schalleigenschaften mehr oder weniger gut fortgeleitet und an ihren Grenzflächen unterschiedlich stark reflektiert. Der Bereich des hörbaren Schalls endet bei einer Frequenz von 20 000 Hz (20 kHz). Jenseits dieser Frequenz ist das menschliche Ohr nicht imstande, den Schall zu hören. Dieser Frequenzbereich wird als Ultraschall bezeichnet. Ultraschallgeräte arbeiten in der Regel mit einer Frequenz von 3–15 Mio. Hz (3–15 MHz). Hohe Schallfrequenzen haben kürzere Wellenlängen und ermöglichen eine bessere räumliche Auflösung und bessere Darstellung von kleinen Gewebestrukturen. Zum Verständnis der Bilderzeugung durch Ultraschall sind Kenntnisse der Physik und der Technik erforderlich. Die wichtigsten Grundbegriffe der Ultraschallphysik betreffen die Schallwellen, die Schallgeschwindigkeit und die Impedanz.

1.1.1 Wellenlänge

Diese kann mit folgender Formel berechnet werden:

Nachfolgend werden Beispiele zur Berechnung der Wellenlänge wiedergegeben: Der Grundton c hat eine Frequenz von 262 Hz. Die Schallausbreitungsgeschwindigkeit in der Luft beträgt 330 m/s. Daraus berechnet sich für den Grundton c die Wellenlänge folgendermaßen:

1.1.2 Schallgeschwindigkeit

Während die Schallgeschwindigkeit zwischen Luft und Gewebe große Unterschiede aufweist, sind die Unterschiede zwischen verschiedenen Geweben gering ( ▶ Tab. 1.1).

Tab. 1.1

 Schallausbreitungsgeschwindigkeiten in verschiedenen Medien.

Medium

Ausbreitungsgeschwindigkeit

Luft

 330 m/s

Wasser

1520 m/s

Fettgewebe

1450 m/s

Muskelgewebe

1580 m/s

Lebergewebe

1560 m/s

Knochen

3800 m/s

1.1.3 Impedanz (Schallwiderstand)

Für die Schallfortleitung und Reflexion spielt außer der Schallausbreitungsgeschwindigkeit auch die Gewebedichte eine große Rolle. Beide physikalischen Gewebeparameter sind für die Impedanz ausschlaggebend. Die Impedanz ist eine physikalische Messgröße, die darüber entscheidet, wie viel Schallenergie an den Grenzflächen des jeweiligen Gewebes reflektiert und wie viel Energie fortgeleitet wird ( ▶ Tab. 1.2). Je größer die Impedanzunterschiede zwischen zwei verschiedenen Geweben sind, desto höher ist der Anteil der reflektierten Energie und desto weniger Schall wird weiter fortgeleitet.

Da der Unterschied bei verschiedenen Weichteilgeweben gering ist, wird jeweils ein kleiner Energieteil reflektiert und der andere weiter fortgeleitet. Dadurch lassen sich im Körper Gewebeunterschiede gut darstellen. Trifft der Schall jedoch auf Luft oder Knochen, ist der Impedanzunterschied so groß, dass nahezu eine Totalreflexion eintritt und praktisch keine Energie fortgeleitet wird. Das bedeutet, dass bei Hindernissen, die Luft oder Knochen enthalten, ein starker Reflex mit dorsalem Schallschatten auftritt. Dadurch lassen sich dahinter liegende Strukturen nicht beurteilen.

Tab. 1.2

 Impedanzen verschiedener Medien.

Medium

Impedanz

Luft

0,0004

Wasser

1,52

Fett

1,38

Muskel

1,70

Leber

1,64

Knochen

7,22

1.1.4 Schallabschwächung

Aufgrund der Interaktionen des Schalls mit dem Gewebe kommt es bei zunehmender Eindringtiefe zur Schallabschwächung. Diese beruht auf der Absorption durch mechanische Energieverluste sowie auf einer Umwandlung der mechanischen Energie in Wärme. Außerdem führt die Reflexion an den verschiedenen Grenzflächen zur Abschwächung der Schallamplitude bei zunehmender Eindringtiefe. Weiterhin kommt es an kleinen oder schräg zur Schallausbreitungsrichtung verlaufenden Strukturen zu Streuungen und Brechungen. Diese Schallanteile kehren nicht zum Schallkopf zurück, so dass ein Energieverlust eintritt, ohne dass Reflexionen an Strukturen sichtbar werden. Die Schallabschwächung ist umso höher, je höher die Schallfrequenz ist. Dies limitiert den Einsatz hoher Frequenzen, die aufgrund der kürzeren Wellenlänge wegen der besseren Strukturauflösung wünschenswert wären. Je größer die erforderliche Eindringtiefe, desto niedriger muss die Frequenz sein. Umgekehrt kann bei der Untersuchung von oberflächlich liegenden Organstrukturen eine höhere Frequenz eingesetzt werden. In der Brustdiagnostik eignen sich in der Regel Frequenzen zwischen 7,5 und 15 MHz.

Schallwellen breiten sich optimal aus, wenn sie im rechten Winkel auf Strukturen auftreffen. Gemäß der Impedanzunterschiede zwischen beiden Strukturen wird ein Teil der Energie zum Schallkopf zurückgeleitet, und ein Teil breitet sich im Gewebe gradlinig aus. Trifft der Schall in einem schrägen Winkel auf Gewebestrukturen, wird ein Teil der Schallamplitude im gleichen Winkel reflektiert. Der andere, in das zweite Medium fortgeleitete Teil wird gebrochen.

Der Brechungswinkel hängt vom Einfallswinkel und von der Schallgeschwindigkeit in den benachbarten Medien ab. Je schräger die Struktur zur Schallrichtung verläuft, desto höher ist die Ablenkung der Schallwelle. Zwischen Haut bzw. Bindegewebe und Fett- bzw. Parenchymstrukturen beträgt der kritische Winkel etwa 50°. Bei diesem Winkel ist die Brechung so stark, dass die Schallwelle die Gewebefläche nicht mehr penetriert. Dadurch ist die dahinter liegende Struktur nicht sichtbar, und es entsteht eine Schallauslöschung. Dies muss durch eine entsprechende Untersuchungstechnik ausgeglichen werden (Kap. 2).

Die verschiedenen Ursachen für die Schallabschwächung erklären leicht, warum hinter Karzinomen mit inhomogener Binnenstruktur oft ein dorsaler Schallschatten zu sehen ist ( ▶ Abb. 1.1). Dieses Artefakt ist ein wichtiges diagnostisches Kriterium. Auch in Narben führen zahlreiche Fasern zu diffusen Schallbrechungen. Dadurch erscheint das Gewebe echoarm und weist einen dorsalen Schallschatten auf ( ▶ Abb. 1.2). Die Kenntnis der Ursache dieses Phänomens ist wichtig, da durch Kompression die Faserstrukturen abgeflacht werden können. Dadurch werden die Brechungsartefakte verringert. Die Binnenstruktur des Narbengewebes wird dadurch sichtbar, und der Schallschatten verschwindet ( ▶ Abb. 1.3). Dies ist ein wichtiges Kriterium zur Abgrenzung gegenüber Karzinomen.

Abb. 1.1Beispiel eines inhomogenen Mammakarzinoms mit dorsaler Schallabschwächung. Die heterogene Binnenstruktur im Tumor führt zur diffusen Schallbrechung. Dadurch resultiert zusammen mit der Schallabsorption im Gewebe ein dorsaler Schallschatten.

Abb. 1.2Beispiel einer Operationsnarbe, die wegen zahlreicher Bindegewebsstrukturen zur diffusen Schallbrechung führt. Dadurch ist der Befund echoarm und hat einen dorsalen Schallschatten.

Abb. 1.3Die gleiche Narbe wie bei ▶ Abb. 1.1, jedoch unter leichter Kompression mit dem Schallkopf. Hierdurch werden die Bindegewebsstrukturen abgeflacht. Schallpenetration und Reflexion werden besser, so dass der Schallschatten abnimmt und die Binnenstrukturen besser zur Darstellung kommen.

1.1.5 Schallverstärkung

Hinter Flüssigkeit und homogenem Gewebe beobachtet man in der Regel eine hellere Darstellung der darunter liegenden Strukturen. Dadurch entsteht der Eindruck einer Schallverstärkung ( ▶ Abb. 1.4, ▶ Abb. 1.5). Im physikalischen Sinn wird die Schallamplitude jedoch nicht verstärkt. In jedem Gewebe erfolgt mit zunehmender Eindringtiefe eine Schallabschwächung. Diese wird am Gerät (S. 11) durch den Tiefenausgleich kompensiert, d. h. reflektierte Schallsignale aus tiefer liegenden Regionen werden im Gerät verstärkt, so dass ein gleichmäßig helles Bild auf dem Bildschirm erscheint. Liegt in Schallausbreitungsrichtung eine Struktur mit geringerer Schallabsorption als im umgebenden Gewebe, so erscheinen die dahinter liegenden Strukturen heller als die Umgebung. Dies ist für Zysten typisch und wird als Schallverstärkung bezeichnet.

Abb. 1.4Typische Zyste mit dorsaler Schallverstärkung. Im umliegenden Parenchym ist die Schallabsorption höher als in der Zyste. Durch den Tiefenausgleich wird die Schallabsorption so korrigiert, dass das Bild gleichmäßig hell bleibt. Dadurch resultiert ein Schallenergieüberschuss hinter der Zyste, da dort die Abschwächung geringer ist. Dies wird als Schallverstärkung bezeichnet.

Abb. 1.5Typisches Fibroadenom. Dieser homogene solide Tumor verursacht weniger Schallabschwächung als das Brustgewebe, so dass sich eine Schallverstärkung ähnlich wie in ▶ Abb. 1.4 zeigt.

1.1.6 Dopplerprinzip

Trifft eine Schallwelle auf bewegte Strukturen, so verändert sich die Frequenz des reflektierten Signals. Dadurch lässt sich der Blutfluss registrieren. Ist die Bewegung auf den Schallkopf zu gerichtet, erhöht sich die Frequenz. Bewegen sich die Erythrozyten von der Sonde weg, hat die reflektierte Schallwelle eine niedrigere Frequenz. Die Differenz zwischen beiden Frequenzen ist der Dopplerfrequenz-Shift. Dieser ist proportional zur Geschwindigkeit, mit der sich der Reflektor bewegt. Die Höhe des registrierten Frequenz-Shifts hängt ebenfalls vom Cosinus des Winkels zwischen Schallstrahl und Flussrichtung (Gefäßverlauf) ab. Dabei gilt folgende Gleichung:

Die Flussgeschwindigkeit des Blutes lässt sich aus dem Dopplerfrequenz-Shift nach folgender Gleichung berechnen:

Dieses physikalische Prinzip kann auf verschiedene Weise eingesetzt werden, um Blutfluss zu registrieren. Zur Kombination von bildgebender und Dopplerdiagnostik sind gepulste Ultraschallgeräte (s. u.) erforderlich.

1.2 Gerätetechnik

1.2.1 Gepulste Schallwellen

Wenn man eine ständige Schallwelle, d. h. einen Dauerton, aussendet, kann man keine Schalllaufzeit errechnen. Um ein Bild zu erzeugen, ist die Aussendung von kurzen Schallpulsen notwendig. In einem Schallkopf wird durch elektronische Impulse ein piezoelektrischer Kristall in Schwingungen versetzt. Eine Dämpfung sorgt dafür, dass diese Schwingung nur von kurzer Dauer ist, so dass nur ein kurzer Schallimpuls ausgesandt wird. Dieser breitet sich im Gewebe aus und wird in unterschiedlichen Tiefen reflektiert. Die zum Schallkopf zurückkommenden reflektierten Schallwellen versetzen den piezoelektrischen Kristall wieder in Schwingungen, die in elektrische Energie umgewandelt werden. Wegen der relativ konstanten Schallausbreitungsgeschwindigkeit im Gewebe ist die Zeitdauer zwischen Aussenden und Empfangen des Signals proportional zur Entfernung des Schallhindernisses.

1.2.2 Scanverfahren

Durch einen Signalimpuls lassen sich Hindernisse entlang einer Linie orten. Die unterschiedlichen Amplituden, die aus verschiedenen Tiefen registriert werden, entsprechen den Impedanzunterschieden im Gewebe. Registriert man die Reflexe entlang der Schallausbreitungsrichtung auf der x-Achse eines Monitors und die Schallamplituden auf der y-Achse, so resultiert eine eindimensionale Darstellung der Schallreflexe. Dabei werden auf der horizontalen Achse die Entfernung und vertikal die unterschiedlichen Amplituden dargestellt ( ▶ Abb. 1.6). Dies wird als A-Mode bezeichnet (Amplituden-Modulation). In den Anfangsjahren der Ultraschallentwicklung war dies die einzige Möglichkeit, Ultraschallsignale zu registrieren. Der Nachteil besteht darin, dass eine räumlich-anatomische Orientierung schwierig ist. Der Vorteil ist, dass unterschiedliche Amplituden exakt beurteilt werden können. Auch Distanzen lassen sich durch die scharfen Amplitudenzacken genau messen.

Abb. 1.6Schematische und Bildschirmdarstellung des A-Mode-Verfahrens (Amplituden-Modulation). Dabei werden auf dem Bildschirm die Echoamplituden entlang einer Bildlinie dargestellt. Es ist eine eindimensionale Darstellung der Schallamplituden. Da der A-Mode keine bildliche Orientierung erlaubt, ist hier ein Beispiel wiedergegeben, bei dem dieses Verfahren mit einem zweidimensionalen Übersichtsbild (B-Mode) der Brust kombiniert ist. Das Bild zeigt eine Zyste. Die eindimensionale Darstellung der Echoamplituden im A-Mode zeigt in der Zyste keine Echos, im davor liegenden Parenchym hohe Echoamplituden. Durch die Schallverstärkung in der Zyste sind die Amplituden dahinter etwas höher. Hohe Amplituden werden im B-Bild hell, niedrige dunkel wiedergegeben.

Anstatt die unterschiedlichen Amplituden eines eindimensionalen Bildes in der vertikalen Achse darzustellen, können diese als Punkte mit unterschiedlicher Helligkeit wiedergegeben werden. Dunkel entspricht einer niedrigen Amplitude, hell einer hohen Amplitude. Bei dieser helligkeitsmodulierten Wiedergabe der Schallamplituden kann die zweidimensionale Darstellung auf dem Bildschirm benutzt werden, um die Zeitachse wiederzugeben. Diese Darstellung wird als M-Mode ([Time] Motion) bezeichnet. Dieses Verfahren wird häufig in der Echokardiografie eingesetzt. Die zweidimensionale Darstellung auf dem Bildschirm zeigt die Bewegungen der unterschiedlichen Gewebestrukturen über eine Zeitachse ( ▶ Abb. 1.7).

Man kann auf dem Bildschirm auch mehrere Schalllinien aneinander reihen. Daraus resultiert ein zweidimensionales Schnittbild aus dem Körperinneren, wobei die unterschiedlichen Grauwerte den reflektierten Schallamplituden entsprechen. Dieses Verfahren wird B-Mode (Brightness-Modulation) genannt.

Abb. 1.7Schematische und Bildschirmdarstellung des M-Mode-Verfahrens ([Time] Motion) am Beispiel des fetalen Herzens. Entlang einer Linie werden über eine Zeitachse Bewegungen registriert. Die Schallamplituden werden in unterschiedlichen Grauwerten wiedergegeben. Die horizontale Darstellung entspricht der Zeitachse.

1.2.3 Fokussierung

Zur Erzeugung eines zweidimensionalen Bildes stehen verschiedene Konstruktionsprinzipien von Schallköpfen (Transducer) zur Verfügung. Für die Auswahl des für das jeweilige Einsatzgebiet geeigneten Schallkopfs ist sein charakteristisches Bildfeld und die Art und Beeinflussbarkeit der Bündelung des Schallstrahls ausschlaggebend. Würde man den Schallstrahl nicht bündeln, so würde sich der Schall kugelförmig ausbreiten, und eine exakte Lokalisation und getrennte Darstellung nebeneinander liegender Strukturen wäre nicht möglich. Die Fokussierung des Schallstrahls ist für die laterale Auflösung ausschlaggebend. Die Art der Fokussierung unterscheidet sich bei verschiedenen Transducern erheblich.

1.2.4 Transducer

Für das zweidimensionale Ultraschallverfahren (B-Mode), das in der medizinischen Diagnostik am meisten verbreitet ist, stehen unterschiedliche Schallköpfe zur Verfügung ( ▶ Abb. 1.8, ▶ Abb. 1.9, ▶ Abb. 1.10, ▶ Abb. 1.11, ▶ Tab. 1.3). Je nach Einsatzgebiet bieten sie Vor- oder Nachteile, die im Folgenden näher erläutert werden.

1.2.4.1 Mechanischer Sektortransducer

Dieser basiert auf dem einfachsten Konstruktionsprinzip ( ▶ Abb. 1.8). Ein Kristall ist auf einer Rotationsachse mit einem Elektromotor verbunden und wird in kleinen Etappen sektor- bzw. kreisförmig bewegt. Bei jeder kleinen Winkeländerung wird ein Schallimpuls ausgesandt und empfangen. Die Schalllinien werden aneinandergereiht, so dass ein sektorförmiges Schnittbild aus dem Körperinneren resultiert. Der Vorteil besteht im einfachen Konstruktionsprinzip. Der Nachteil ist die eingeschränkte Fokussierbarkeit und das ungleichmäßige Bildfeld sowie der Verschleiß durch die mechanisch bewegten Teile.

Abb. 1.8Mechanischer Sektorschallkopf. Schemazeichnung und Bildschirmdarstellung. Der Kristall wird durch einen Elektromotor bewegt. Bei jeder Winkelgradänderung werden Impulse ausgesandt und empfangen, so dass ein sektorförmiges Schallfeld entsteht. Ein Nachteil ist die starke Divergenz der Schalllinien und die eingeschränkte Fokussierbarkeit.

Die Fokussierung erfolgt durch die Krümmung der Kristallwoberfläche oder durch Vorschalten einer Linse, die den Schall bündelt. Die Fokuszone ist in einer bestimmten Eindringtiefe durch das Bauprinzip fest vorgegeben. Der Nachteil besteht darin, dass vor und nach diesem Fokusbereich der Schallstrahl unterschiedlich breit ist und eine variable Fokussierung oft nicht möglich ist. Manche Schallköpfe enthalten 2–3 Kristalle mit unterschiedlichen Krümmungsradien, so dass in gewissen Grenzen eine Fokussierung in verschiedenen Tiefen erreichbar ist.

Ein weiterer Nachteil besteht beim Sektorschallkopf darin, dass das Gewebe zentral durch die Ankopplung komprimiert wird. Durch die ungleiche Druckverteilung besteht die Gefahr, dass mobile Tumoren aus der Bildebene herausgedrückt werden. Außerdem haben Sektorschallköpfe im Nahbereich durch das kleine Schallfenster einen geringeren Überblick als Linearschallköpfe, so dass sie sich nicht zum systematischen Durchmustern der Brust eignen. Wird ein Sektorschallkopf zur Brustdiagnostik eingesetzt, war nach den früheren KBV-Geräterichtlinien von 1993 eine fest adaptierte Vorlaufstrecke erforderlich, um eine breite, lineare Ankopplungsfläche an der Haut zu gewährleisten, so dass bei oberflächennahen Strukturen eine übersichtliche Beurteilung gegeben ist. Außerdem sollte durch die Dicke der Vorlaufstrecke gewährleistet sein, dass der Fokuspunkt in den diagnostisch relevanten Nahbereich des Brustdrüsenkörpers gebracht wird. Nach den neuen Richtlinien von 2008 ist jedoch nur ein Linear-Transducer zugelassen.

Tab. 1.3

 Die wichtigsten Transducertypen.

mechanischer Sektortransducer

Annular-Array-Sektortransducer

elektronischer Sektortransducer

elektronischer Convex-Array-Transducer

elektronischer Convex-Array-Matrix-Transducer

elektronischer Linear-Array-Transducer

elektronischer Linear-Array-Matrix-Transducer

1.2.4.2 Elektronische Linear-Array-Transducer

Diesen liegt ein anderes Konstruktionsprinzip zugrunde. Es handelt sich um einen länglichen Schallkopf, in dem zahlreiche kleine Kristalle aneinandergereiht sind ( ▶ Abb. 1.9). Jeder dieser Kristalle (bzw. je eine kleine Gruppe von Kristallen) wird nacheinander elektronisch angeregt und sendet und empfängt jeweils eine Schalllinie. Durch paralleles Aneinanderreihen der Schalllinien entsteht ein zweidimensionales, rechteckiges Schnittbild. Durch das zeitversetzte Senden von Schallimpulsen aus jeweils kleinen Kristallgruppen lässt sich die Richtung und Bündelung (Fokus) des Schallstrahls steuern ( ▶ Abb. 1.10). Die Kristalle werden durch elektrische Signale so angesteuert, dass die äußeren Kristalle den Schallimpuls zuerst aussenden und die inneren mit einem bestimmten Zeitunterschied angesteuert werden. Daraus resultiert eine konvergente Schallwelle, deren Fokuspunkt variiert werden kann.

Ist der zeitliche Unterschied der Ansteuerung zwischen äußeren und inneren Kristallen größer, so liegt der Fokuspunkt mehr im Nahbereich. Bei geringerem Zeitunterschied liegt der Fokuspunkt der Schallwellenfronten weiter distal. Das zweidimensionale Schnittbild resultiert daraus, dass nicht einzelne Kristalle, sondern jeweils kleine Gruppen von Kristallen angesteuert werden und nach jedem Impuls die Kristallgruppe um einen Kristall weiter lateral versetzt wird. Linie für Linie wird somit jeweils von einer kleinen Gruppe von Elementen erzeugt. Der Vorteil besteht in einer elektronisch variablen Fokussierung sowie in der Möglichkeit, auf verschiedene Tiefen gleichzeitig zu fokussieren (Mehrfachfokus).

Die variable Fokussierung ist ein großer Vorteil bei diesen Sonden. Außerdem ist das Bildfeld durch die parallelen Bildlinien gleichmäßig und bietet im Nahbereich die gleiche Übersicht wie in größerer Tiefe. Die plane Oberfläche ist auch für die Beurteilung oberflächlicher Organe von Vorteil, da der Ankopplungsdruck an die Hautoberfläche relativ gleichmäßig ist. Dadurch wird eine allzu große Deformation der Brust, die eine Beurteilung der anatomischen Strukturen erschweren würde, weitgehend vermieden. Bei elektronischen Linearschallköpfen ist eine Vorlaufstrecke in der Regel nicht erforderlich. Hier kann bei modernen Schallköpfen im Nahbereich bis < 1 cm fokussiert werden. Nur bei älteren oder niederfrequenten Schallköpfen, mit denen keine gute Nahfokussierung möglich ist, sollte zur Beurteilung oberflächennaher Strukturen eine kleine Wasser- oder Kunststoffvorlaufstrecke eingesetzt werden.

Abb. 1.9Schemazeichnung und Bildschirmdarstellung des Linear-Array-Transducers. Dies ist ein elektronischer Multielementschallkopf, der mehrere hundert nebeneinander aufgereihte Schallkristalle enthält. Ein Vorteil ist bei oberflächlichen Organen der gleichmäßige Ankopplungsdruck, das gleichmäßige Bildfeld im Nah- und Fernbereich sowie der parallele Verlauf der Bildlinien.

Abb. 1.10Fokussierung beim Linear-Array-Transducer

Abb. 1.10a Die Abbildung zeigt den Teilausschnitt eines Schallkopfs, der insgesamt 100–300 Einzelkristalle enthält. Jeweils eine Kristallgruppe wird zeitversetzt so angeregt, dass ein konvergierendes, elektronisch fokussiertes Schallbündel resultiert.

Abb. 1.10b Aufbau des Matrix-Array-Transducers, der zusätzlich zur Fokussierung des Schallstrahles in der Bildebene auch senkrecht dazu eine variable Fokussierung der Schichtdicke ermöglicht (mit freundlicher Genehmigung von GE Healthcare).

Ein Nachteil der Linearschallköpfe besteht darin, dass eine variable Fokussierung nur in der Bildebene möglich ist, d. h. in der senkrecht dazu stehenden Ebene resultiert eine größere „Bilddicke“ oder Schichtdicke. Diese beeinträchtigt die räumliche Auflösung, wobei das Ausmaß dieser Beeinträchtigung auf dem zweidimensionalen Schnittbild nicht ohne weiteres erkennbar ist. Bei sektorförmigen Schallköpfen wird die Schallwelle hingegen nicht nur in der Bildebene, sondern zirkulär fokussiert, allerdings mit dem Nachteil, dass die Fokussierung nur auf einen schmalen Bereich erfolgt.

Dieser Nachteil kann durch die Matrixtechnologie ausgeglichen werden, die in den letzten Jahren mehr und mehr Einzug in die Konstruktion von elektronischen Sonden gehalten hat ( ▶ Abb. 1.10). Bei diesen Schallköpfen sind die 1–300 Einzelkristalle, die für den Aufbau der einzelnen Bildlinien und deren Fokussierung erforderlich sind, wie im konventionellen Linear-Transducer nebeneinander angeordnet. Zusätzlich ist der Schallkopf jedoch auch senkrecht dazu durch mehrere Kristallreihen unterteilt, so dass die elektronische Bündelung des Schallstrahles nicht nur in der 2-dimensionalen Bildebene, sondern auch senkrecht dazu, nämlich in der Bild- oder Schichtdicke, möglich ist.

1.2.4.3 Elektronische Convex-Array-Transducer

Sie werden häufig im Abdominalbereich eingesetzt. Die Kristalle sind wie beim Linearschallkopf nebeneinander angeordnet. Der Schallkopf hat jedoch eine gekrümmte Oberfläche. Dadurch resultiert ein trapezförmiges Bild. Der Vorteil gegenüber dem Sektorschallkopf besteht in der elektronischen Beeinflussbarkeit des Bildes. Wie beim Linear-Array kann durch zeitversetztes Ansteuern einzelner Kristallgruppen der Schallstrahl in verschiedenen Tiefen fokussiert werden. Die größere Ankopplungsfläche bietet Vorteile durch das breitere Schallfenster im Nahbereich. Dies ist bei der Beurteilung oberflächennaher Strukturen vorteilhaft. Außerdem ist die Divergenz der Bildlinien geringer, so dass das Bildfeld im Vergleich zum Sektorschallkopf gleichmäßiger ist.

1.2.4.4 Elektronische Sektortransducer

Sie haben eine kleinere Ankopplungsfläche als Konvexsonden. Sie enthalten mehrere Kristalle, die durch zeitversetzte Ansteuerung ein sektorförmiges Bild mit variabler Fokussierung ergeben. Wie bei mechanischen Sektorsonden ist das Bildfeld durch die Kompression der Bildlinien im Nahfeld und durch die niedrige Liniendichte im Fernfeld ungleichmäßig und bietet im Nahbereich wenig Übersicht.

1.2.4.5 Annular-Array-Sektortransducer

Sie stellen eine interessante Variante dar. Bei diesen Sonden werden mehrere ringförmig angeordnete Kristalle in einem Sektorschallkopf integriert ( ▶ Abb. 1.11 ). Dadurch kann durch zeitversetzte Sendeimpulse, wie bei elektronischen Linearsonden, der Schallstrahl elektronisch fokussiert werden. Die gesamte Kristallgruppe ist auf einer mechanisch betriebenen Rotationsachse nach dem Prinzip eines normalen Sektortransducers angeordnet. Hierdurch ergibt sich ein sektorförmiges Schnittbild. Durch die ringförmigen Kristalle kann das Signal zeitversetzt elektronisch gesteuert werden. Dadurch ist wie bei Linearsonden eine Fokussierung in verschiedenen Tiefen sowie eine synchrone Fokussierung auf verschiedene Distanzen möglich.

Der Vorteil bei diesem Schallkopf besteht darin, dass durch die konzentrische Fokussierung eine gleichmäßige Bildqualität in der Bildebene sowie in der räumlichen Ausdehnung des Bildes, nämlich in der Schichtdicke, resultiert. Bei diesen Schallköpfen wird wegen des sektorförmigen Schallfelds zur Verbesserung des Bildfelds im Nahbereich eine fest adaptierte Vorlaufstrecke eingesetzt. Annular-Array-Schallköpfe sind derzeit noch relativ teuer und werden nur von wenigen Herstellern angeboten. Außerdem ist anzumerken, dass diese Sonden zur Mammadiagnostik nicht den neuen Anforderungen der KBV von 2008 genügen.

Abb. 1.11Annular-Array-Transducer. Das Bauprinzip entspricht einem Sektorschallkopf. Statt aus einem Kristall besteht er jedoch aus zahlreichen konzentrisch angeordneten ringförmigen Kristallen, die durch zeitversetzte elektronische Ansteuerung eine variable Fokussierung erlauben. In der Schemazeichnung a Aufsicht auf die ringförmige Kristallanordnung, b Seitenansicht des Transducers. c Das Bildbeispiel zeigt eine kleine Zyste. Hier ist eine Wasservorlaufstrecke vorangeschaltet, so dass im Nahbereich das Bildfeld mehrere Zentimeter breit ist.

1.2.5 Dopplertechnik

Es gibt verschiedene Dopplerverfahren. Die einfachste Technik ist der CW-Doppler (Continuous Wave). Hierbei wird eine Stiftsonde eingesetzt, die zwei Kristalle enthält. Der Sendekristall sendet kontinuierlich eine Schallwelle aus. Der Empfangskristall empfängt kontinuierlich das zurückkommende Signal ( ▶ Abb. 1.12). Dieses Verfahren erlaubt die Registrierung von Blutflüssen, die in Richtung der Schallausbreitung liegen. Eine Ortung in der Tiefe oder bildgebende Darstellung ist nicht möglich. Die Kristalle müssen jedoch nicht gedämpft werden wie bei gepulsten Systemen. Dadurch ist die Methode zum Empfangen geringer Flussbewegungen sehr empfindlich. Da der Winkel des Gefäßverlaufs nicht messbar ist, kann mit diesem Verfahren lediglich der Frequenz-Shift gemessen werden. Dieser ist proportional zur Flussgeschwindigkeit, aber zur genauen Berechnung ist eine Winkelkorrektur nötig.

Abb. 1.12Schematische Darstellung der CW-Doppler-Untersuchung mit der Bleistiftsonde und Frequenzspektrumanalyse auf dem Monitor.

1.2.6 Duplexverfahren

Bei diesem Verfahren wird mit einem bildgebenden Schallkopf ein zweidimensionales Bild erzeugt. Durch ein einstellbares Fenster (Sample Volume) wird simultan in einer bestimmten Zielregion das Frequenzspektrum abgeleitet ( ▶ Abb. 1.13). Dieses Verfahren kann in der Regel nur eingesetzt werden, wenn das Gefäß sichtbar ist. Durch Einstellen des Winkels zwischen Schallstrahl und Gefäß (Winkelkorrektur) kann die Flussgeschwindigkeit berechnet werden. Der Vorteil liegt in der gezielten Messung in Gefäßen, die im Bild sichtbar sind. Der Nachteil besteht darin, dass die meisten Geräte im Duplex-Mode mit einer niedrigeren Frequenz im Vergleich zur Nennfrequenz des Schallkopfs arbeiten. Außerdem sind das Dopplersignal und das bildgebende Ultraschallsignal gepulst. Durch die erforderliche Dämpfung und die niedrigere Frequenz des Dopplersignals im Vergleich zum bildgebenden Signal ist die Empfindlichkeit des Dopplers zur Flussdetektion vermindert.

Abb. 1.13Die schematische Darstellung des Duplexverfahrens zeigt die Kombination von B-Bild und gepulstem Doppler. Im Sample Volume lassen sich in einer definierten Region die Dopplerfrequenzen messen. Da dies parallel zur bildgebenden Diagnostik möglich ist, wird das Verfahren als Duplex-Mode bezeichnet. Allerdings kann es nur sinnvoll eingesetzt werden, wenn das Gefäß im B-Bild sichtbar ist.

1.2.7 Farbdoppler

Diese Methode ermöglicht die zweidimensionale Registrierung des Blutflusses im Realtime-Bild. Die Frequenz-Shifts werden bei diesem Verfahren durch eine Farbkodierung der Bildpixel dargestellt ( ▶ Abb. 1.14 ). Farbton und Farbhelligkeit kodieren die Flussrichtung und die Flussgeschwindigkeit. Eine Messung des Flussprofils erfolgt durch Aktivierung des Duplex-Mode. Der Vorteil liegt darin, dass bei ausreichender Empfindlichkeit des Systems kleine Gefäße geortet werden können, die im B-Bild nicht sichtbar sind. Dies spielt in der Tumordiagnostik eine entscheidende Rolle.

Abb. 1.14Farbdopplerverfahren.

Abb. 1.14a Das Schema zeigt, dass im gesamten Bild Frequenzverschiebungen abgeleitet werden. Diese werden durch eine Farbkodierung dargestellt (b). In der Regel entspricht die blaue Farbe einem negativen Frequenz-Shift, d. h., der Blutfluss ist von der Ultraschallsonde weg gerichtet. Die rote Farbe entspricht einem positiven Frequenz-Shift. Die Helligkeit in der jeweiligen Farbe gibt semiquantitativ die Flussgeschwindigkeit wieder.

Abb. 1.14b Farbdoppler bei einem invasiven Mammakarzinom. Das Bild zeigt einen unscharf und unregelmäßig begrenzten echoarmen Tumor, in den radiär mehrere Gefäße einstrahlen.

Abb. 1.14c Durch Zuschaltung des Duplex-Mode lassen sich in Gefäßen, die mit dem Farbdoppler dargestellt werden, Blutflussanalysen durchführen. Das Beispiel zeigt eine systolische Flussgeschwindigkeit von 60,1 cm/s. Mit dem Verhältnis von Systole und Diastole lassen sich die Frequenzprofile durch Indizes beschreiben.

1.3 Gerätebedienung

1.3.1 Bildschirmeinstellung

Bei der B-Mode-Technik werden die unterschiedlichen Schallamplituden in verschiedenen Grauwerten auf dem Bildschirm wiedergegeben. In der Regel wird bei den Ultraschallgeräten eine Grauwertskala mit mindestens 64 verschiedenen Graustufen am Bildrand eingeblendet. Diese dient dazu, Helligkeit und Kontrast des Bildschirms optimal abzustimmen, so dass die unterschiedlichen Grauwerte voneinander unterschieden werden können. Ist der Bildschirm zu flau oder zu kontrastreich, zu hell oder zu dunkel eingestellt, geht ein Teil der Grauwertinformation verloren ( ▶ Abb. 1.15  und ▶ Abb. 1.16).

Abb. 1.15Unterschiedliche Helligkeitseinstellung am Bildschirm oder Printer.

Abb. 1.15a Zu hell.

Abb. 1.15b Zu dunkel.

Abb. 1.15cNormal.

1.3.2 Dokumentationseinheit

Bei den meisten Geräten erfolgt die Dokumentation direkt digital auf dem Gerätespeicher bzw. einem externen Speichermedium oder durch einen Videothermoprinter. Auch bei diesen Printern gibt es eine Einstellung von Kontrast und Helligkeit ( ▶ Abb. 1.15  und ▶ Abb. 1.16 ). Die korrekte Einstellung muss vor jeder Untersuchung überprüft werden. Zur Orientierung dient die Grauwertskala am Bildrand. Bei falscher Einstellung kann die schlechte Bilddokumentation eine spätere Nachbeurteilung des Befundes nicht gewährleisten. Daher ist die Einstellung der Dokumentationseinheit genauso wichtig wie die Einstellung des Bildschirms. Dies ist auch wegen der von der Kassenärztlichen Bundesvereinigung geforderten Dokumentationspflicht zu beachten. Eine unzureichende Dokumentation berechtigt nicht zur Abrechnung einer Leistung und kann zu Regressen führen. Nicht zuletzt ist sie auch bei forensischen Fragestellungen von großer Bedeutung. Außerdem ist eine korrekte Dokumentation die Voraussetzung für die Prüfung zur Erlangung der KV-Zulassung.

1.3.3 Signalverstärkung

Für die Helligkeit des Bildes sind am Gerät weitere Einstellmöglichkeiten vorhanden. Diese betreffen die Sendeleistung, Empfangsverstärkung und den Tiefenausgleich des Geräts. Je höher die abgestrahlte Schallamplitude ist, desto höher ist die reflektierte Schallenergie, und das Gesamtbild wird heller ( ▶ Abb. 1.17). Dasselbe gilt für die Gesamtverstärkung des empfangenen Signals. Darüber hinaus muss durch den Tiefenausgleich der Energieverlust ausgeglichen werden, der mit größerer Eindringtiefe zunimmt. Da die Entfernung proportional zur Laufzeit ist, kann das empfangene Signal durch einen Zeittrigger in unterschiedlichen Tiefen gezielt verstärkt werden. Dazu dienen Dreh- oder Schieberegler. Werden die tiefen Signale nicht verstärkt, so wird das Bild mit zunehmender Eindringtiefe dunkler. Erfolgt die Verstärkung zu stark, wird das Bild übersteuert (hell).

Abb. 1.16Kontrasteinstellungen am Bildschirm oder Printer.

Abb. 1.16a Zu hoch.

Abb. 1.16b Zu niedrig.

Abb. 1.16c Normal.

Abb. 1.17Einstellung der Ausgangsleistung oder Gesamtverstärkung am Ultraschallgerät.

Abb. 1.17a Zu hoch.

Abb. 1.17b Zu niedrig.

Abb. 1.17c Normal.

Die Grundeinstellung des Geräts sollte in der Brustmitte erfolgen, da hier der größte Parenchymanteil vorhanden ist. Es sollte versucht werden, mit einer mittleren Ausgangsleistung den Tiefenausgleich so einzustellen, dass die Brust im Nah- und Fernbereich gleichmäßig hell erscheint ( ▶ Abb. 1.18 ). Dabei ist zu beachten, dass im Nahbereich das Unterhautfettgewebe unterschiedlich breit ist. Es soll nicht zu hell, sondern entsprechend seiner niedrigen Echoamplitude im Vergleich zum Parenchym dunkelgrau abgebildet werden. Eine gute Orientierung für die Helligkeit geben die Bindegewebsfasern, die sowohl im Unterhautbereich als auch in tieferen Gewebeschichten zu sehen sind. Wenn die Schallenergie trotz maximalem Tiefenausgleich nicht ausreicht, um bis zur Thoraxwand ein ausreichend helles Bild zu liefern, oder wenn durch maximale Einstellung des Tiefenausgleichs ein verrauschtes Bild entsteht, sollte die Ausgangsleistung des Geräts erhöht werden, um mehr Schallenergie in der Tiefe zu erreichen. Gleichzeitig ist dann im Nahbereich die Verstärkung des Tiefenausgleichs zurückzunehmen. Bei modernen Breitbandfrequenztransducern kann alternativ der Frequenzbereich in niedrigere Bereiche heruntergeregelt werden, um die Schallabschwächung zu reduzieren und die Schallpenetration zu verbessern.

1.3.4 Fokussierung

Die Fokuslage ist bei Linear-, Konvex- oder Annular-Arrays und bei manchen konventionellen Sektorsonden variabel. Sie sollte so gewählt werden, dass sie im vorderen bis mittleren Drittel des diagnostisch relevanten Bereichs zwischen Haut und Thoraxwand liegt. Da die Brust in der Regel in Rückenlage mit Ankopplung des Schallkopfs eine Schichtdicke von 2–4 cm hat, ist eine Fokuslage zwischen 1 und 2 cm meist optimal. Besser ist eine Mehrfachfokussierung auf 2–3 Zonen, so dass ein Bereich zwischen 0,5 und 3–4 cm abgedeckt wird. Durch eine noch größere Zahl von Fokuszonen wird die Bildaufbaugeschwindigkeit aber verlangsamt, so dass eine zügige Untersuchung durch den langsamen Bildaufbau nicht möglich ist. Das Bild „schwimmt“ und erschwert eine schnelle Durchuntersuchung.

Abb. 1.18Einstellung des Tiefenausgleichs.

Abb. 1.18a Nahzone zu hoch,

Abb. 1.18b normal,

Abb. 1.18c Fernzone zu hoch,

Abb. 1.18d zu niedrig.

1.3.5 Abbildungsmaßstab

Auch die Eindringtiefe sollte der jeweiligen Brustgröße angepasst werden. Das Bild sollte so weit vergrößert werden, dass die Bildschirmbreite möglichst ausgenutzt wird und dass die Thoraxwand gerade noch auf dem Bildschirm sichtbar ist. Bei höherer Vergrößerung werden die Gewebestrukturen nur unvollständig auf dem Bildschirm abgebildet. Dies ist nur beim gezielten Zoomen von kleinen Herdbefunden sinnvoll. Bei der Durchuntersuchung der Brust sollte es vermieden werden, da die übersichtliche Darstellung des Organs wichtiger ist.

1.3.6 Bilddokument

Vor jeder Untersuchung sollte der Name und das Geburtsdatum der Patientin, ggf. mit Abkürzung oder ID-Nummer, angegeben werden, damit die Bilder der Patientin eindeutig zuzuordnen sind. Außerdem ist bei der Bilddokumentation durch einen Bodymarker festzuhalten, welche Schnittebene abgebildet ist. Alternativ kann die Lokalisation durch Buchstaben R/L (für rechts/links) und die Zahlen 1–12 (im Uhrzeigersinn)sowie die Mamillenentfernung in cm (z. B. 12 Uhr/3 cm) beschrieben werden. Weitere Kürzel dienen einer genaueren Zuordnung: Mamille (M), zentral (Z) und peripher (P). Die Schnittebene kann auch schriftlich angegeben werden: sagittal (sag), transversal (tr) oder radiär (rad). Ohne diese Angaben sind die spätere Reproduktion des Untersuchungsbefundes und der Vergleich des Bilddokuments mit dem schriftlichen Befund kaum möglich.

Die Bilddokumentation erfolgt nach Einfrieren des Realtime-Bildes und nach vorherigem Messen der Herdbefunde. Viele moderne Geräte enthalten eine Memoryfunktion mit so genanntem Cineloop. Dies ist ein Bildspeicher, der eine Serie von Ultraschallschnittbildern über ein bestimmtes Zeitintervall speichert. Im eingefrorenen Zustand kann mit dem „Trackball“ schrittweise durch die letzten Schnittebenen zurückgegangen werden, so dass man vor der eigentlichen Dokumentation das beste Bild heraussuchen kann.

1.4 Schallkopfauswahl

Bereits im Abschnitt Gerätetechnik wurden die Vor- und Nachteile der Sektor-, Linear- und Konvexsonden beschrieben. Dies betrifft das Bildfeld, die Schallkopfankopplung, die Fokussierung und Druckverteilung im Gewebe. Bei Sektorsonden mit kleiner Ankopplungsfläche können durch die ungleiche Druckverteilung im Gewebe mobile Tumoren aus dem Bildfeld weggedrückt und übersehen werden. Auch das ungleiche Bildfeld, die unausgewogene Bildqualität und die ungünstigen Fokussierungseigenschaften sind problematisch.

Gemäß den Bundes-KV-Richtlinien vom Februar 1993 waren nur Schallsonden mit einer Frequenz von 5–7,5 MHz zulässig. Eine höhere Schallfrequenz bietet eine bessere Auflösung. Jedoch war früher die Eindringtiefe bei hohen Frequenzen limitiert. In der Regel bieten heutzutage aber Schallköpfe mit mehr als 7 MHz auch bei größerem Brustvolumen eine ausreichende Eindringtiefe. Da elektronische Linear-Array-Transducer bezüglich Bildfeld, Ankopplung und Fokussierung Vorteile haben, ist nach den neuen KV-Richtlinien von 2008 ein Linear-Array-Transducer mit mehr als 7 MHz als Standard für die Brustdiagnostik anzusehen. Eine Alternative stellten früher Annular-Array-Sektorsonden dar, sofern man eine fest adaptierte Vorlaufstrecke verwendet hat. Wegen des ungünstigeren Bildfelds sind diese jedoch nach den 2008 geänderten KV-Bestimmungen nicht mehr zugelassen.

1.4.1 Schallfrequenz

Die früheren KV-Richtlinien stellten mit der Frequenzvorgabe von 5–7,5 MHz eine erhebliche und nicht nachvollziehbare Einschränkung dar, da es schon seit vielen Jahren höherfrequente Sonden gab, die sich wesentlich besser für die Brustdiagnostik geeignet haben. Dabei ist aber zu beachten, dass mit höherer Frequenz die Schallabsorption in der Tiefe zu- und die Eindringtiefe abnehmen. Daher eignen sich nicht alle hochfrequenten Sonden für den routinemäßigen Einsatz in der Brustdiagnostik. Die üblichen Frequenzbereiche liegen heutzutage bei 7–15 MHz. In der Regel wird dabei eine Breitbandfrequenztechnologie mit regelbaren Frequenzbereichen eingesetzt. Höherfrequente Sonden werden dagegen meist nur gezielt zur Abklärung kleiner, umschriebener, oberflächennaher Herdbefunde benutzt.

1.4.2 Bildfeldbreite

Nach den KV-Richtlinien von 1993 musste die Bildfeldbreite mindestens 5 cm in 1,5 cm Eindringtiefe betragen. Dadurch waren viele hochauflösende Schallköpfe, deren Bildfeld oft nur ca. 4 cm beträgt, die aber eine besonders hochwertige Bildqualität bieten, für die Mammadiagnostik nicht zugelassen. Bei diesen erfolgt die Bündelung des Schallstrahls nicht durch eine kleine Kristallgruppe, sondern durch eine Vielkanaltechnik. Das erfordert einen wesentlich höheren Rechneraufwand, da gegenüber einfachen Geräten ein Vielfaches an Signalinformation verarbeitet werden muss. Dies erklärt den höheren Preis dieser hochauflösenden Geräte.

Ihnen ist derzeit gemeinsam, dass durch den Rechneraufwand und wegen der erforderlichen hohen Liniendichte die Bildfeldbreite meist auf knapp 4 cm limitiert ist. Der Nachteil ist eine geringere Übersicht. Der Vorteil besteht dafür in der wesentlich höheren Bildqualität. Daher wurde von der DEGUM (Deutsche Gesellschaft für Ultraschall in der Medizin) über viele Jahre eine Änderung der KV-Richtlinien gefordert, damit auch hochauflösende Sonden die KV-Zulassung erhalten. Dies wurde endlich im Jahre 2008 mit einer kompletten Überarbeitung der KV-Richtlinien umgesetzt. Allerdings sollte an die Industrie appelliert werden, diese Sonden auch mit größerer Bildfeldbreite von ca. 5–6 cm zu entwickeln, um gleichzeitig zur hohen Bildqualität auch eine bessere Übersicht zu ermöglichen. Noch breitere Schallköpfe bieten zwar bei großem Brustvolumen einen guten Überblick, aber die Ankopplung des Transducers an die Hautoberfläche in ganzer Länge ist schwierig, besonders bei der Untersuchung von kleinen Brüsten und der Axilla.

1.5 Qualitätskontrolle, Phantomuntersuchungen

1.5.1 Allgemeine Fragestellungen

Wie weiter oben erklärt wurde, erlauben Vorschriften über Bildgeometrie und Schallfrequenz keine gute Qualitätskontrolle. Besser wäre eine Prüfung, ob ein Gerät für den Einsatz in einer Organregion geeignet ist. Ein erfahrener Untersucher, der bei einer größeren Zahl von Untersuchungen Geräte nebeneinander vergleicht, kann dies beurteilen. Es ist jedoch zeitaufwendig, und ein vollständiger Überblick über alle angebotenen Geräte ist damit nicht zu erreichen. Auch ist eine solche Beurteilung von subjektiven Eindrücken geprägt. Zur einfachen, objektiven und reproduzierbaren Qualitätskontrolle von Ultraschallgeräten gibt es Testphantome. Mit Preisen von ca. € 2500,– bis 5000,– sind diese relativ teuer, und sie werden selbst in Kliniken mit großer Geräteausstattung nur selten eingesetzt.

Der Vorteil solcher Phantome besteht darin, dass Bildkontrast, laterale und axiale Auflösung, Bildgeometrie, Fokussierung und Bildfeld objektiv beurteilt werden können. Eine solche Überprüfung ist zur Qualitätssicherung besser geeignet als die bisher geltenden Maßstäbe der KBV mit bestimmten Frequenzvorgaben. Verwunderlich ist in diesem Zusammenhang, dass Phantommessungen in der Qualitätskontrolle von Röntgengeräten durchgeführt werden. Im Bereich des Ultraschalls wäre dies genauso wichtig.

Nachfolgend soll an Beispielen gezeigt werden, welche Parameter mit Ultraschallphantomen untersucht werden können und welche Unterschiede verschiedene Geräte aufweisen. Um zu demonstrieren, wie wenig reine Frequenzvorgaben zur Qualitätskontrolle geeignet sind, werden hier Beispiele von Geräten und Schallköpfen aufgeführt, die in der Brustdiagnostik benutzt werden.

1.5.2 Merkmale des Testphantoms

Es gibt mehrere Hersteller von Ultraschallphantomen. Zum Vergleich mit realen Untersuchungsbedingungen ist es wichtig, dass die Materialien physikalische Eigenschaften aufweisen, die den Schalleigenschaften von Körpergewebe ähneln. Wir verwenden das Phantom Modell 550, Multiporpose Breast Scanning and Small Parts Phantom (ATS, Bridgeport, USA). In Deutschland wird es von PTW Freiburg vertrieben ( ▶ Abb. 1.19). Dieses Phantom wurde speziell für hochauflösende Ultraschallgeräte entwickelt, da bei den meisten Standardphantomen die Partikelgröße und die Anordnung der Testobjekte nur für geringer auflösende Schallsonden geeignet sind. Dieses Phantom eignet sich zur Prüfung von Schallköpfen mit einer Frequenz von 7,5 MHz und darüber. Die Besonderheit besteht in den gewebeähnlichen Schalleigenschaften und in der speziellen Anordnung der zur Überprüfung der Gerätequalität integrierten Testobjekte ( ▶ Tab. 1.4).

Das Phantom erlaubt die Überprüfung folgender Merkmale:

Bildfeld (vertikale und horizontale Kalibrierung, Fokuszone)

axiale Auflösung

laterale Auflösung

Sensitivität

funktionale Auflösung

Grauwertwiedergabe der Echoamplituden (Dynamic Range)

Abb. 1.19Schemazeichnung der Zielstrukturen im Testphantom, mit dem die folgenden Abbildungsbeispiele erstellt wurden (mit freundlicher Genehmigung von ATS Laboratories, Bridgeport, CT, USA).

Tab. 1.4

 Technische Daten des Testphantoms.

Grundkörper

Material

Polyurethan

Schallabschwächung

0,504 dB/cm/MHz

Schallgeschwindigkeit

1450 m/s*

Linienstrukturen für Bildfeldbeurteilung

Material

Monofilament Nylon

Durchmesser 0,05 mm

vertikale Gruppe

10 Targets

Abstand 0,5 cm

Tiefe 0,5–5 cm

horizontale Gruppe

9 Targets, 2 Gruppen

Abstand 0,5 cm

Tiefe 2,0–4,5 cm

axial-laterale Auflösungsgruppe

Material

Monofilament Nylon

Durchmesser 0,05 mm

3 Gruppen

10 Targets pro Gruppe

Tiefe 2, 4, 6 cm

axiale Versetzung 1 mm

Distanz 0,5, 1, 2, 3 mm

Zysten

Material

Nichtechogene Zylinder

Durchmesser 1, 2, 3 und 4 mm

4 Zielgruppen

6 Zielstrukturen pro Gruppe

Tiefe 1–6 cm

Abstand 1 cm

Grauwertkontrast

Material

echogene Zylinder

Durchmesser 6 mm

6 Zielstrukturen

Tiefe 2,5 cm

Abstand 1 cm

Kontrast

–15, –6, –3, +3, +6, +15 (dB)

(relativ zum Hintergrund)

* Ultraschallgeräte sind meist auf eine Schallgeschwindigkeit von 1540 m/s geeicht. Um genaue Messungen zu gewährleisten, sind die Test-Targets so positioniert, dass die Unterschiede der Schallgeschwindigkeit korrigiert werden.

1.5.2.1 Bildfeld

Die definierten Abstände erlauben die Überprüfung der Gerätekalibrierung, indem durch die eingebauten Caliper die Abstände im Phantom gemessen werden. Der Vergleich mit dem Soll-Ist-Wert zeigt, ob die Kalibrierung korrekt ist. Diese Überprüfung erfolgt mit der fadenkreuzförmigen Anordnung der vertikalen und horizontalen Linienstrukturen. Wichtig ist die Beurteilung des ganzen Fokusbereichs. Dieser kann an der fadenkreuzartigen Anordnung der vertikalen und horizontalen Linien beurteilt werden. Wenn der Draht als Punkt abgebildet wird, ist die Auflösung optimal. Erscheint er als horizontale Linie, zeigt die Länge der Linie ungefähr die Weite des Schallstrahls an.

1.5.2.2 Axiale und laterale Auflösung