Einfluss von Tissue Harmonic Imaging, Compound Imaging und ... · image quality compared to...

Einfluss von Tissue Harmonic Imaging, Compound Imag ing

und Tissue Harmonic Compound Imaging im Vergleich z u

konventionellem Ultraschall auf die Erkennbarkeit u nd die

Bildqualität verschiedener Läsionen im Kopf-Hals-Be reich

der Medizinischen Fakultät

der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg

zur

Erlangung des Doktorgrades Dr. med. dent.

vorgelegt von

Anne Catherine Loika

aus Kronach

Als Dissertation genehmigt

von der Medizinischen Fakultät

der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg

Tag der mündlichen Prüfung: 29. Mai 2013

Vorsitzender des Promotionsorgans: Prof. Dr. med. Winfried Neuhuber

Gutachter: Priv. Doz. Dr. med. A. Bozzato

Prof. Dr. med. J. Zenk

Inhaltsverzeichnis

Zusammenfassung.................................... .................................... 1

Zusammenfassung englisch ........................... ............................. 2

1. Einleitung...................................... ............................................. 3

1.1 Einleitende Gedanken...................................................................................3

1.2 Geschichte des Ultraschalls..........................................................................4

1.3 Problemdarstellung .......................................................................................7

1.4 Aktuelle Ultraschall-Diagnostik....................................................................10

1.5 Aktuelle Diagnostik in der Hals-Nasen-Ohrenheilkunde .............................12

1.6 Fragestellung ..............................................................................................13

2. Material und Methode............................ .................................. 14

2.1 Material .......................................................................................................14

2.1.1 Grundlagen der Sonographie...................................................................14

2.1.1.1 Definition des Ultraschalls und Schallausbreitung ................................14

2.1.1.2 Der piezoelektrische Effekt – Schallerzeugung und –empfang .............14

2.1.1.3 Abschwächung von Ultraschallwellen ...................................................15

2.1.1.3.1 Reflexion ............................................................................................15

2.1.1.3.2 Streuung ............................................................................................16

2.1.1.3.3 Absorption..........................................................................................17

2.1.1.3.4 Brechung............................................................................................17

2.1.1.3.5 Beugung.............................................................................................17

2.1.1.4 Bildgenerierung.....................................................................................17

2.1.2 Die verwendeten Ultraschall-Modi ...........................................................19

2.1.2.1 B-Mode .................................................................................................19

2.1.2.2 Tissue Harmonic Imaging (THI) ............................................................19

2.1.2.3 Compound Imaging (CI)........................................................................23

2.1.2.4 Tissue Harmonic Compound Imaging (THICI) ......................................24

2.1.3 Das Acuson Antares – Ultraschallsystem ................................................24

2.1.4 Patienten..................................................................................................25

2.2 Methode......................................................................................................26

2.2.1 Bildakquisition ..........................................................................................26

2.2.2 Bildaufbereitung und –analyse.................................................................26

2.2.3 Statistik ....................................................................................................28

3. Ergebnisse...................................... ......................................... 29

4. Diskussion ...................................... ......................................... 38

4.1 Diskussion der Fragestellung......................................................................38

4.1.1 Untersucherabhängigkeit .........................................................................38

4.1.2 Unterschiede zwischen B-SCAN, THI, CI und THICI ...............................38

4.1.3 Zweckmäßigkeit des routinemäßigen Einsatzes in der HNO-Heilkunde ..39

4.1.4 Verbesserung des distalen Schallphänomens bei zystischen Läsionen ..39

4.2 Diskussion von Material und Methode ........................................................39

4.2.1 Die neuen Ultraschall-Modi ......................................................................39

4.2.1.1 Tissue Harmonic Imaging .....................................................................39

4.2.1.2 Compound Imaging...............................................................................40

4.2.1.3 Tissue Harmonic Compound Imaging...................................................41

4.2.2 Acuson Antares........................................................................................41

4.2.3 Patienten..................................................................................................42

4.2.4 Untersuchungskriterien ............................................................................42

4.2.5 Bilderauswertung .....................................................................................43

4.3 Ergebnisdiskussion .....................................................................................43

4.4 Einschränkungen und Kritikpunkte..............................................................46

4.5 Schlussfolgerung ........................................................................................47

Abkürzungsverzeichnis .....................................................................................50

Abbildungsverzeichnis ......................................................................................51

Literaturverzeichnis...........................................................................................52

Anhang .............................................................................................................62

Danksagung......................................................................................................64

1

Zusammenfassung

Einleitung:

Seit einigen Jahren stehen neue sonographisch-technische

Weiterentwicklungen, wie Tissue Harmonic Imaging (THI) und Compound

Imaging (CI), zur Verfügung, die eine deutliche Verbesserung der

Abbildungsqualität versprechen. Vergleichende Beurteilungen zur

systematischen Anwendung im Kopf-Hals-Bereich liegen noch nicht vor.

Material und Methoden:

Es wurden 313 sonographische Veränderungen im Kopf-Hals-Bereich

untersucht. Die Ultraschallaufnahmen erfolgten mit einem modernen

Ultraschallsystem. Jede Läsion wurde mittels konventioneller B-Mode-

Sonographie, THI, CI und Tissue Harmonic Compound Imaging (THICI)

abgebildet und vier kategoriale Unterschiede der Bildqualität von zwei

Auswertern beurteilt.

Ergebnisse:

Für die untersuchten Parameter - Gesamtqualität, Gewebekontrast,

Abgrenzbarkeit der Raumforderung und Echotextur - wurden jeweils

übereinstimmende Ergebnisse beobachtet. CI und THICI wiesen häufig

höhere Beurteilungsränge auf (p < .001) als B-SCAN und THI (p < .001). Die

Bilder im B-SCAN-Modus erhielten häufiger bessere Bewertungen als die

Bilder im alleinigen THI-Modus (p < .001).

Keinen statistisch signifikanten Unterschied wiesen, unabhängig vom

untersuchten Parameter, der Vergleich von CI und THICI auf.

Schlussfolgerung:

Die Anwendung von Compound-Imaging-Techniken steigert die Bildqualität

bei der Halsweichteilbeurteilung und kann als fest aktivierter Modus

empfohlen werden. Außerdem verstärkt die Anwendung von THI das distale

Schallphänomen bei Zysten und kann somit die Charakterisierung

verbessern.

2

Zusammenfassung englisch

Introduction:

In recent years, further technical developments of ultrasound scanning

techniques, such as tissue harmonic imaging (THI) and compound imaging

(CI), have become available and promise considerable improvement in

image quality compared to conventional B-scan-Mode (B-SCAN). No

comparative assessments have yet been made of their systematic use in the

head and neck.

Materials and methods:

We studied 313 lesions of the head and neck detected on ultrasound

scanning. Ultrasound images were obtained using a state-of-the-art scanning

system. Two experts evaluated the images obtained for each lesion with

conventional B-scan mode, THI, CI, and tissue harmonic compound imaging

(THICI) with respect to four different aspects of image quality.

Results:

Largely concordant results were found for each of the parameters studied:

overall image quality, tissue contrast, lesion conspicuity, and internal

structure. Evaluations of CI and THICI were frequently ranked higher

(p<0.001) than B-SCAN and THI (p<0.001). Images obtained in B-SCAN

mode often had better scores than images in THI mode alone (p<0.001).

Comparison of CI and THICI showed no statistically significant differences for

any of the parameters studied.

Conclusion:

After a learning period, compound imaging methods improve image quality of

the soft tissues of neck and may be included in the routine settings of

ultrasound-systems. In addition, the use of THI enhances the distal acoustic

phenomenon of cysts and thus can contribute to the characterization of these

entities.

3

1. Einleitung

1.1 Einleitende Gedanken

Die hochauflösende B-Bildsonographie ist eines der am häufigsten

verwendeten bildgebenden Verfahren bei entzündlichen oder tumorösen

Prozessen in der Hals-Nasen-Ohrenheilkunde und erfüllt hierbei zwei

fundamentale Aufgaben: Identifikation und Charakterisierung einer Läsion.

Sie bietet gegenüber anderen Methoden wie Computertomographie oder

Kernspintomographie viele Vorteile. Diese bestehen einerseits darin, dass

das Verfahren das kostengünstigste aller bildgebenden Verfahren sowie

leicht verfügbar ist und dass es andererseits für den Patienten keinerlei Be-

lastung mit sich bringt, wodurch es beliebig oft wiederholt werden kann [42,

68], was z.B. für Verlaufskontrollen und zur Tumornachsorge von Bedeutung

ist. Aus demselben Grund wird die Ultraschalluntersuchung auch häufig bei

Kindern eingesetzt. [42, 74] Ein weiterer Grund, warum es sich anbietet die

Sonographie in der Hals-Nasen-Ohrenheilkunde zu nutzen, ist, dass viele

Strukturen, die von diagnostischem Wert sein können, relativ oberflächlich

liegen und so den Ultraschallwellen leicht zugänglich sind. [68] In den Anfän-

gen der HNO-Heilkunde musste sich der Arzt vor allem auf den palpatori-

schen Befund verlassen, um Raumforderungen im Kopf-Hals-Bereich wie

vergrößerte Lymphknoten oder Parotistumore erkennen und differenzieren

zu können. Doch sind oberflächlich liegende Lymphknoten erst ab einer Grö-

ße von ungefähr 0,5 cm und tiefer liegende sogar erst ab einer Größe von

ungefähr 1 cm tastbar. [49] Viele Lymphknoten bleiben der Palpation jedoch

schon aufgrund ihrer ungünstigen Lage unzugänglich. [4, 17] Als Konse-

quenz wurden viele vergrößerte Lymphknoten und Raumforderungen in ihren

Anfangsstadien nicht ertastet und entzogen sich dadurch auch der Beurtei-

lung durch den behandelnden Arzt.

Neben der Detektion von nicht palpablen Lymphknoten [17] erlaubt die einfa-

che Handhabung der Ultraschallsonde zusätzlich eine genaue Ausmessung

und Beurteilung der Raumforderung in jeder gewünschten Ebene. [42]

Allerdings weist die konventionelle B-Bildsonographie auch viele Bildsignale

auf, die keine oder keine adäquate Entsprechung im Gewebe haben, so ge-

4

nannte Artefakte. [42] Deshalb wurde die konventionelle Sonographie tech-

nisch weiterentwickelt, was aber erst seit wenigen Jahren möglich ist, da z.B.

für die Weiterentwicklung der Compound Sonographie große Rechnerkapazi-

täten nötig waren. [12, 46]

1.2 Geschichte des Ultraschalls

Die Methodik des Ultraschalls leitet sich aus der Natur ab; einige Tiere haben

gelernt sich mit Ultraschall im Raum zu orientieren. Fledermäuse sind hierbei

wohl die berühmtesten Vertreter. Um herauszufinden, wie sich Fledermäuse

in dunkler Nacht bewegen können, ohne mit Gegenständen zu kollidieren,

blendete Ende des 18. Jahrhunderts der Wissenschaftler L. Spallanzani

Fledermäuse, so dass sie nichts sehen konnten. Dennoch flogen sie

mühelos an Hindernissen vorbei. Als nächstes Experiment verschloss

Charles Jurin Fledermäusen die Ohren ohne sie jedoch zu blenden. Es

stellte sich diesmal heraus, dass diese Fledermäuse ihren Orientierungssinn

verloren hatten. Man schlussfolgerte damals fälschlicherweise, dass der

Orientierungssinn auf dem Tastsinn der Fledermausflügel beruhen muss.

[73]

Erst Mitte des 20. Jahrhunderts gelang Donald R. Griffin zu beweisen, dass

Fledermäuse Hindernisse und Beutetiere mit Hilfe von Ultraschall orten kön-

nen. [29]

Die Geschichte des in der Medizin fest etablierten Diagnostikums Ultraschall

beginnt im Jahre 1880, als die Brüder Pierre und Jacques Curie den piezo-

elektrischen Effekt erstmals beschrieben, der die Grundlage des Ultraschalls

bildet. Somit wurde erstmals künstlich Ultraschall erzeugt. Allerdings geriet

diese Entdeckung wieder in Vergessenheit bis 1912 das Echolot vom deut-

schen Physiker A. Behm erfunden wurde. Es war eine zivile Katastrophe,

nämlich der Untergang der Titanic, die die Entwicklung vorangetrieben hat.

Mit Hilfe des Echolots war es nun möglich auch Hindernisse unterhalb der

Wasseroberfläche zu erkennen, was als Grundlage für die Entwicklung der

Ultraschalltechnik angesehen werden kann. [27]

Die erste diagnostische Anwendung des Ultraschalls in der Medizin fand im

Bereich der Neurologie statt. Es war der österreichische Neurologe K. Th.

5

Dussik, der zusammen mit seinem Bruder, einem Radiotechniker, die Me-

thode der „Hyperphonographie“, mit der man die Gehirnventrikel beschreiben

konnte, entwickelte und sie 1942 erstmals in der „Zeitschrift für die Gesamte

Neurologie und Psychiatrie“ beschrieb. Dabei befanden sich Ultraschallsen-

der und –empfänger auf entgegengesetzten Seiten des Kopfes des Patienten

und waren starr miteinander verbunden. Die auf der Empfängerseite gemes-

senen Signale unterschiedlicher Stärke brachten Lämpchen zum leuchten,

die wiederum eine photographische Platte belichteten. Das Resultat waren

die ersten Ultraschallbilder im Bereich der Medizin nach dem Transmissions-

verfahren. [11, 27, 43]

Grundlage für die Weiterentwicklung des medizinischen Ultraschalls waren

nach dem 2. Weltkrieg die im Krieg entwickelten Sonarsysteme. [73] Feder-

führend war damals noch die A-Sonographie. Da aber die Röntgendarstel-

lung das Maß aller Dinge war, bemühte man sich ein Verfahren zu entwi-

ckeln, das wenige Nebenwirkungen hat und eine röntgenähnliche Bildgebung

ermöglicht. Im Jahr 1950 entwickelten Howard und Bliss den ersten Wasser-

badscanner. Als Wasserbad diente dabei eine Viehtränke. Der Patient muss-

te in das Wasserbad eintauchen und der Schallkopf fuhr auf einer Holzschie-

ne motorgesteuert am Rand der Viehtränke entlang. [27]

1954 wurde diese Methode zum sogenannten Compound-Scanner weiter-

entwickelt. Dieser Compound-Scanner, bei dem die Sonde hin- und herbe-

wegt wurde, ist die historisch-verfahrenstechnische Grundlage des im weite-

ren Verlauf beschriebenen innovativen Verfahrens der Compound Sonogra-

phie (siehe 2.1.2.3) und wird deshalb hier genauer beschrieben. Bei diesem

Verfahren werden Bilder aus verschiedenen Blickwinkeln zu einem Bild inter-

poliert. Der Patient nahm damals wiederum im Wasserbad, das diesmal ein

Bombenauswurfschacht war, Platz und der Scanner fuhr um ihn herum. Da-

bei wurde der Scanner in bestimmten Winkeln hin- und herbewegt. Es ent-

standen dabei echte Schwarz-Weiß-Bilder. Eine Grauwertabstufung konnte

damals noch nicht erzielt werden. Folglich war zwar eine anatomische Orien-

tierung, nicht aber eine Differenzierung der verschiedenen Gewebe, wie man

sie vom A-Scan her kannte, möglich. Eine weitere Einschränkung des dama-

ligen Compound-Scanners war, dass zur Beschwerung des Patienten Blei-

6

platten von Nöten waren und der Patient zur Untersuchung der Kopf-Hals-

Region fast vollständig unter Wasser getaucht werden musste. Kranke und

frisch operierte Patienten zu schallen war demzufolge nicht praktikabel. [27]

Um dies zu ermöglichen wurde der „Half Pan Scanner“ entwickelt. Hierbei

musste der Patient nicht mehr im Wasserbad sitzen. Der halbrunde Wasser-

behälter hatte an der einen Seite eine mit einer Membran versehenen Aus-

buchtung, an die der Patient, nachdem er mit Altöl eingerieben worden war,

befestigt wurde. Für die Untersuchung des Kopf-Hals-Bereiches war auch

diese Anordnung wenig praktikabel. [27]

Erst als 1957 der erste „Kontakt-Compound-Scanner“ von dem Gynäkologen

I. Donald und dem Ingenieur T. Brown in Glasgow entwickelt wurde, war ein

Lösungsansatz für die Kopf-Hals-Sonographie gefunden. Durch diese Erfin-

dung war erstmals eine Ultraschalluntersuchung durchführbar, bei der der

Patient nicht in einem Wasserbad sitzen musste. [10, 27]

Etwa zeitgleich wurde von den Siemenswerken in Erlangen das erste Real-

Time-Ultraschallgerät vorgestellt, das später als Videoson® vertrieben wur-

de. Das Videoson® hatte einen mechanischen Parallelscanner und erzeugte

bereits 16 Bilder pro Sekunde. [27]

Keidel beschrieb zwar 1947 erstmals die Anwendung von Ultraschall im

Kopf-Hals-Bereich, [30] allerdings muss das wohl eher als Ausnahme gezählt

werden. Eine steigende Zahl an Berichten über die Nutzung der Sonographie

in der Kopf-Hals-Region findet sich dann Ende der 1960er, Anfang der

1970er Jahre. Es wird zum Beispiel von Tumordiagnostik und Funktions-

diagnostik von Larynx und Pharynx geschrieben. [21, 32] Auch zur Diagnos-

tik von Nasen-Nebenhöhlenerkrankungen wurde neben dem A-Scan der

Kontakt-Compound-Scanner eingesetzt. Ein wesentlicher Nachteil dabei war

die mangelnde Gewebedifferenzierung aufgrund der fehlenden Grauwertab-

stufung. [27]

In den 70er Jahren wurde von der Arbeitsgruppe um die Australier G. Kossoff

und W. Garrett die Grauwertskala entwickelt, die die Vorteile von A-Scan und

Compound-Scan (anatomische Darstellung) vereinte und somit diese

Schwäche behob. Dadurch war eine bessere Differenzierung und Inter-

pretation von Weichteilen möglich. [27, 36, 57]

7

Auf dieser grauwert-skalierten Technik aufbauend kam ab Anfang der 1980er

Jahre eine neue Generation von Ultraschallgeräten mit besseren Sonden

und einer höheren Rechnerleistung auf den Markt, die im Laufe der Jahre

immer weiter verbessert wurde. [27]

1.3 Problemdarstellung

Bei all den Vorteilen, die die Sonographie mit sich bringt, wie z.B. die Unge-

fährlichkeit von diagnostischen Ultraschallwellen, gibt es auch einige Nach-

teile. Dazu zählt neben der schwierigen Untersuchung gewisser Organe (z.B.

der Lunge) [52] die Herabsetzung der Ultraschallbildqualität durch Bildarte-

fakte. Artefakte sind Bildsignale, die keiner anatomischen Struktur zugeord-

net werden können. Der Untersuchende muss folglich, um Fehldiagnosen zu

vermeiden, solche erkennen und von tatsächlich vorhandenen Strukturen

unterscheiden können. [42] Das Ziel neuerer Ultraschalltechniken ist die Ver-

besserung der Bildqualität durch Reduzierung der Artefaktanfälligkeit, sowie

eine möglichst genaue anatomische Zuordnung zu schaffen. Im Folgenden

sollen einige Artefakte, die die Bildqualität der bisherigen Ultraschallmetho-

den beeinträchtigen, kurz erläutert werden:

Schallschatten

Trifft der Ultraschall auf einen starken Reflektor, d.h. auf eine Struktur mit

hohem Impedanzunterschied zum übrigen Gewebe (z.B. auf Luft) oder auf

Strukturen mit starker Dämpfung (z.B. auf Knochen, Steine, Kalzifizierun-

gen), wird annähernd die ganze Schallenergie reflektiert bzw. absorbiert. Die

verbleibende Energie reicht kaum oder nicht aus, um an dahinter liegenden

Strukturen Echos zu erzeugen. [15, 52] (Abb. 1) Die Regionen hinter dieser

Struktur können entweder nur schwach oder überhaupt nicht abgebildet wer-

den. Das Problem des Schallschattens ist folglich der Informationsverlust

über distal der schattengebenden Struktur liegendes Gewebe, als auch mög-

licherweise falsche Interpretation dieses distal gelegenen Gewebes, da es

als echoarmes Gewebe falsch ausgelegt werden kann. [42]

8

Abb. 1: Schallschatten als Schemazeichnung und Sonogramm [25]

Distale Schallverstärkung

Die distale Schallverstärkung tritt dann auf, wenn der Schall durch eine Lä-

sion mit geringerer akustischer Impedanz, z.B. einem flüssigkeitsgefüllten

Hohlraum, tritt. In diesem Hohlraum wird der Schall weniger abgedämpft als

im umliegenden Gewebe. Deshalb ist die Schallintensität nach dem Aus-

treten aus der Raumforderung im Vergleich zur Schallintensität im direkt um-

gebenden Gewebe höher und wird somit auch stärker reflektiert, was dann

als distale Schallverstärkung zu erkennen ist. [25, 42] (Abb. 2) Die distale

Schallverstärkung zählt zwar auf der einen Seite zu den Artefakten, auf der

anderen Seite ist sie typisch für flüssigkeitsgefüllte Hohlräume, also z.B. für

Zysten, und kann somit zur Charakterisierung dieser Läsionen beitragen. [25]

Abb. 2: Distale Schallverstärkung als Schemazeichnung und Sonogramm [25]

Wiederholungsechos

Wiederholungsechos, auch Reverberationen genannt, entstehen, wenn der

Schall zwischen zwei Grenzflächen mit großen Impedanzsprüngen hin- und

hergeworfen wird, wobei man zwischen äußeren und inneren Reverberatio-

9

nen unterscheiden muss. Bei den äußeren Wiederholungsechos, die an nahe

der Oberfläche gelegenen Raumforderungen mit sehr großen Impedanz-

sprüngen und häufiger als die inneren vorkommen, laufen die Schallwellen

zwischen der Grenzfläche und dem Transducer hin und her, wobei eine Säu-

le zum Schallkopf paralleler Artefaktlinien mit abnehmender Amplitude auf-

gebaut wird. Die inneren Wiederholungsechos entstehen bei hintereinander

liegenden Grenzflächen innerhalb des Gewebes, wie es z.B. bei Zysten der

Fall ist. Hierbei wandert der Schallstrahl zwischen Vorder- und Rückwand hin

und her. [42] (Abb. 3)

Abb. 3: Wiederholungsechos als Schemazeichnung und Sonogramm [25]

Speckle

Speckle sind inhärent auftretende Artefakte, die besonders die räumliche und

die Kontrastauflösung negativ beeinflussen und somit die Detailerkennbarkeit

reduzieren können. [22, 46, 65] Speckle kann also die Fähigkeit zur Differen-

zierung gesunder und maligner Gewebe vermindern. [22, 46] Sie verringern

folglich auch die Erkennbarkeit von kleinen, wenig kontrastierten Läsionen

und können Kalzifizierungen verschleiern, die einen Indikator für mögliche

Malignität darstellen. [22] Jeder Ultraschallanwender kennt diese Artefakte

als grobkörnige, granulierte Darstellung des Gewebes, obwohl es homogen

ist. [22, 46, 65] (Abb. 4)

10

Abb. 4: Speckle-Muster [3]

Clutter

Clutter-Artefakte zählen zu den Bewegungsartefakten und sind Störechos,

die bei langsamer Bewegung starker Reflektoren entstehen. [77] Allerdings

zählen dazu auch Echosignale von starken stationären Reflektoren, die ein

Powersignal imitieren können. [51]

1.4 Aktuelle Ultraschall-Diagnostik

Um eine Verbesserung der Bildqualität zu erreichen, gibt es heutzutage eine

Vielzahl von verschiedenen neuen Ultraschallmethoden, die sowohl die Vi-

sualisierung als auch die Diagnose von Pathologien erleichtern sollen. Um

nur einige zu nennen: Elastographie, Kontrastmittelultraschall, Power-

Doppler-Sonographie, Panoramaultraschall und natürlich auch Tissue Har-

monic Imaging und Compound Imaging, die in dieser Studie untersucht wer-

den.

Elastographie

Die Elastographie ist ein neues bildgebendes Verfahren, das eine Kombina-

tion aus Ultraschall und Palpation des Gewebes darstellt. Es beruht auf der

Tatsache, dass sich die Komprimierbarkeit von Gewebe ändert, wenn es z.B.

durch eine Tumorerkrankung erkrankt ist. Bei diesem Verfahren wird das

Gewebe zusätzlich zur Insonation mit dem Transducer komprimiert, was zu

11

einer verbesserten visuellen Darstellung unterschiedlich „dichter“ Strukturen

führt. [20, 34]

Kontrastmittelultraschall

Beim Kontrastmittelultraschall wird zunächst ein Kontrastmittel injiziert, das

aus kleinen ummantelten Gasbläschen, die meistens sogar kapillargängig

sind, besteht. Bei entsprechend hoher Energie schwingen die Gasbläschen,

was durch die Vibration zu einer ausgeprägten Echogenität dieser Bläschen

führt. Die intravenös verabreichten Kontrastmittel erhöhen somit die Echoge-

nität des Blutes. Auch pathologische Strukturen, die ein bestimmtes Durch-

blutungsmuster aufweisen, können dadurch besser dargestellt werden. [54]

Power-Doppler-Sonographie

In der Power-Doppler-Sonographie wird nachgewiesen, ob sich im Gefäß ein

Fluss befindet. Dies wird als räumliche Verteilung abgebildet. Zwischen

„Fluss“ und „kein Fluss“ kann also optisch schnell differenziert werden. Über

die Flussgeschwindigkeiten und -richtungen gibt die Power-Doppler-Sono-

graphie im Gegensatz zur Farbdoppler-Sonographie keinen Aufschluss. So-

mit sind diese Parameter auch keine Störfaktoren. Das Echosignal ist umso

stärker und die Farbdarstellung umso heller, je größer der Blutfluss ist. [41]

Panoramaultraschall

„Mit dem Panorama-Ultraschall steht eine Technik zur Verfügung, die durch

Speicherung und Rekonstruktion von Daten, die mit einer linearen Bewegung

des Schallkopfes in Echtzeit aufgenommen werden, die Darstellung von Re-

gionen bis zu 60 cm Länge in einer einzelnen Abbildung ermöglicht […].“ [38

S. 714]

Die in dieser Arbeit untersuchten Techniken sind:

Tissue Harmonic Imaging

Tissue Harmonic Imaging basiert auf der nichtlinearen Ausbreitung von Ul-

traschall im Gewebe. Die reflektierten Schallwellen bestehen nicht nur aus

den fundamentalen Wellen, sondern auch aus harmonischen Wellen, die

12

dann zur Bilderzeugung genutzt werden. [19] Etliche Studien konnten bele-

gen, dass die Nutzung von harmonischen Wellen zur Bildgenerierung zur

Verbesserung der Kontrastauflösung und somit auch zur besseren Erkenn-

barkeit von Veränderungen führt. [7, 19, 48, 62]

Compound Imaging

Bei der Compound Sonographie werden Bilder der gleichen Region aus ver-

schiedenen Schallwinkeln erzeugt und mit Hilfe des Computers zu einem Bild

interpoliert, was zur Reduktion von Artefakten führen soll. Compound Ima-

ging verbessert vielen Studien zufolge die Qualität des Ultraschallbildes von

muskuloskeletalen, Brust-, Gefäß- und Hautveränderungen. [13, 14, 22, 35,

39, 70]

Die technischen Grundlagen dieser beiden Verfahren werden im Methoden-

teil ausführlicher dargestellt. (siehe 2.1.2.2 und 2.1.2.3)

1.5 Aktuelle Diagnostik in der Hals-Nasen-Ohrenheil kunde

Auch im Bereich der Hals-Nasen-Ohrenheilkunde stehen seit einigen Jahren

diese neueren, sonographisch-technischen Weiterentwicklungen, wie z.B.

Tissue Harmonic Imaging und Compound Imaging, zur Verfügung, die eine

deutliche Verbesserung der Abbildungsqualität versprechen.

In anderen Fachgebieten, wie in der Gynäkologie und der Inneren Medizin,

wurde bereits der Nutzen dieser Ultraschalltechniken bewiesen. [22, 47, 59,

62, 63]

In der Literatur sind nach unserem Wissen bisher keine prospektiven Studien

zur vergleichenden Anwendung von konventionellem Ultraschall, Tissue

Harmonic Imaging, Compound Imaging und Tissue Harmonic Compound

Imaging im Kopf-Hals-Bereich beschrieben.

13

1.6 Fragestellung

Unsere Studie sollte vier Zielsetzungen bearbeiten:

1. Die Untersucherabhängigkeit bei der Beurteilung eines Ultraschallbild-

datensatzes durch die Auswertung von zwei voneinander unab-

hängigen, erfahrenen Anwendern sollte überprüft werden.

2. Die vorliegende Arbeit sollte Unterschiede zwischen konventioneller

B-Scan-Sonographie (B-SCAN), THI, CI und der Kombination der

neuen Verfahren THI und CI (THICI) anhand verschiedener Kriterien

aufzeigen.

3. Ein weiteres Ziel war es herauszufinden, ob es sinnvoll ist, die neuen

Methoden THI und CI routinemäßig auch bei der Ultraschallunter-

suchung im Kopf-Hals-Bereich einzusetzen.

4. Die verbesserte Darstellung von zystischen Raumforderungen durch

die Anwendung von THI, CI und THICI sollte überprüft werden.

14

2. Material und Methode

2.1 Material

2.1.1 Grundlagen der Sonographie

Um die Möglichkeiten, Grenzen und Indikationsstellungen der Sonographie

zu verstehen, ist die Kenntnis der Grundlagen der Sonographie notwendig.

Deshalb wird kurz auf die physikalischen Prinzipien eingegangen.

2.1.1.1 Definition des Ultraschalls und Schallausbr eitung

Schall ist eine Serie sich wiederholender Druckwellen, deren Ausbreitung an

das Medium, seine Struktur und seine chemischen sowie physikalischen Ei-

genschaften gebunden ist. Das ist der Unterschied zu anderen Energie-

formen wie Licht, Röntgenstrahlen und elektromagnetischen Wellen, deren

Ausbreitung unabhängig von der zu durchdringenden Materie ist. [56]

Die Schallwellen durchdringen Flüssigkeiten, d.h. auch den Körper mit Aus-

nahme der Knochen, als Longitudinalwellen. Das sind Wellen, deren Ausbrei-

tungsrichtung in der Schwingungsebene der Quelle liegt. [40, 56] Die Aus-

breitung resultiert aus dem Schwingen der Moleküle um ihre Ruhelage, wo-

bei es zur Energieübertragung auf die benachbarten Moleküle kommt. [56]

Die Schallwellen breiten sich in der Realität räumlich in Form einer Schall-

keule und nicht wie im Idealfall linear aus. Das führt dazu, dass sich das

Schallfeld senkrecht zur Ausbreitungsrichtung erheblich ändert, wobei drei

Bereiche (Nahfeld, Fokusbereich, Fernfeld) unterschieden werden. [25]

Schall teilt man physikalisch je nach Frequenz in Infraschall (bis 16 Hz), in

Hörschall (mehr als 16 bis 16.000 Hz) und in den Ultraschallbereich (mehr

als 16.000 Hz) ein. In der Medizin finden Frequenzen von etwa 2-30 MHz

Verwendung, wobei hauptsächlich Ultraschallfrequenzen von 2-13 MHz An-

wendung finden. [40]

2.1.1.2 Der piezoelektrische Effekt – Schallerzeugu ng und –empfang

1880 entdeckte Pierre Curie, dass manche Kristalle, sog. Piezokristalle,

elektrische Ladungen bei Deformierung trennen können. [42] Wird auf die

Vorzugsflächen eines Piezokristalls Druck ausgeübt, wird er verformt. Auf

15

den Vorzugsflächen dieses Kristalls werden daraufhin elektrische Ladungen

erzeugt, die auf den zwei Seiten unterschiedliche Polarität besitzen. (Abb. 5)

Über einen Widerstand können diese Ladungen als Spannungsimpuls abge-

griffen werden (direkter Piezoeffekt). [40] „Der piezoelektrische Effekt ist um-

kehrbar: Mit ein und demselben Kristall können einerseits Schallwellen er-

zeugt und andererseits aus dem Körper rückkehrende Echos in elektrische

Signale umgewandelt werden“. [40 S. 333]

Abb. 5: Piezoelektrischer Effekt: Druck auf den Kristall erzeugt Ladungen [56]

(P= auf den Kristall (SiO2) ausgeübter Druck, Si=Silicium, O=Sauerstoff)

Da dieser Effekt umkehrbar ist, kann auch eine Spannung, die angelegt wird,

einen solchen Kristall in Schwingung versetzen (reziproker Piezoeffekt), die

dann in den Körper des Patienten weiter geleitet werden kann. Sowohl den

direkten als auch den reziproken piezoelektrischen Effekt macht man sich bei

der medizinischen Sonographie zunutze. [24, 42]

2.1.1.3 Abschwächung von Ultraschallwellen

Beim Durchdringen von Gewebe wird die Ultraschallwelle abgeschwächt. Der

Umfang der Abschwächung hängt von der Art des Gewebes ab. Die Ab-

schwächung (Dämpfung) der Ultraschallwelle kann als Folge von Reflexion,

Streuung, Absorption, Brechung oder Beugung auftreten. [64]

2.1.1.3.1 Reflexion

„Reflexion entsteht, sobald Schallwellen Medien unterschiedlicher akusti-

scher Impedanz durchlaufen, wobei an den Grenzflächen der Gewebe ver-

schiedener Schallwiderstände die ausgesandten Wellen reflektiert werden.“

[56 S. 12] Bei jedem Impedanzsprung wird ein Teil der Schallwelle reflektiert.

16

Der restliche Anteil der Schallwelle läuft weiter in das zu schallende Gewebe,

wo er an anderen Grenzflächen reflektiert werden kann. Gerichtete Reflexion

findet statt, wenn die Grenzschicht größer als die Wellenlänge des Impulses

ist. [42]

Hierbei gilt folgendes Gesetz: Einfallswinkel gleich Ausfallswinkel (Refle-

xionswinkel). Je dichter das Gewebe ist, auf das die Ultraschallwelle trifft,

desto stärker ist die Reflexion. Bei sehr hohen Dichteunterschieden kommt

es annähernd zur Totalreflexion. [42] Das ist z.B. der Fall, wenn Ultraschall

beim Durchdringen des Körpers auf Luft trifft, da der Schallwellenwiderstand

von Luft gegenüber dem von Weichgewebe vernachlässigbar gering ist. [40]

Der reflektierte Echoimpuls kann den Schallkopf nur dann erreichen, wenn

der Schallstrahl senkrecht oder beinahe senkrecht auf den Impedanzsprung

trifft. Die Echostärke ist dementsprechend „winkelabhängig“. Die Folge ist,

dass das empfangene Echo bei glatten Oberflachen größer als bei rauen

Oberflächen ist, da dort eine Reflexion in mehrere Richtungen stattfindet. [42]

2.1.1.3.2 Streuung

Während an Gewebestrukturen, die wesentlich größer sind als die Wellen-

länge des Ultraschalls, hauptsächlich Reflexion auftritt, findet sich bei Gewe-

bestrukturen, die kleiner oder annähernd so groß sind wie die Wellenlänge,

überwiegend Streuung. Diese Streuechos stellen das charakteristische Echo-

texturmuster parenchymatöser Organe dar. [52] Amplitudengröße und Vertei-

lung der Streuechos sind sowohl organspezifisch als auch abhängig vom

Gesundheits- bzw. Krankheitszustand des Gewebes. Dadurch ist es z.B.

möglich einen Parenchymschaden zu erkennen. [40]

An rauen Grenzflächen werden die Schallwellen in Form einer Kugelwelle

gestreut und nicht gerichtet reflektiert. Streuung entsteht an Gewebezell-

verbänden diffus nach allen Seiten mit jedoch geringer Energie. Es kommt

daher zu einer weniger hellen bildlichen Darstellung, wenn der Schallstrahl

die Grenzfläche nur tangential und nicht senkrecht trifft, aufgrund der Infor-

mation lediglich aus der diffusen Rückstreuung. [52]

17

2.1.1.3.3 Absorption

Die Bewegungsenergie einer Ultraschallwelle wird infolge innerer Reibung

der Moleküle im Ausbreitungsmedium in Gewebeverformung und Wärme

transformiert und nimmt entlang ihrer Ausbreitungsrichtung ab, was bedeutet,

dass die Schallwelle absorbiert wird. Die Absorption der Schallwelle ist fre-

quenzabhängig. Das heißt, dass mit steigender Frequenz der Schallimpulse

die Absorption zu- und folglich die Eindringtiefe abnimmt. [15, 42, 52, 56]

2.1.1.3.4 Brechung

Weiterhin tritt an Grenzflächen unterschiedlicher Impedanz auch Brechung

auf. Dabei tritt ein Teil der Schallwellen an Grenzflächen unterschiedlich

dichter Medien in das andere Medium über. Eine Zunahme der Dichte und

folglich auch eine Zunahme der Schallgeschwindigkeit im darauf folgenden

Medium führt zu einer Brechung zum Lot hin, bei kleinerer Dichte und somit

kleinerer Schallgeschwindigkeit vom Lot weg. Dies kann zur Folge haben,

dass der Ort und die Größe einer dargestellten Struktur falsch eingeschätzt

werden. [52]

2.1.1.3.5 Beugung

Wird eine Schallwelle z.B. durch eine Objektkante in ihrer geradlinigen Aus-

dehnung gestört, wird sie um die Kante herum gebeugt. Die Schallwellen

erreichen dadurch auch Strukturen hinter der Objektkante, die im Grunde im

Schallschatten liegen sollten. [52]

2.1.1.4 Bildgenerierung

Die Bildgenerierung beim Ultraschall basiert auf dem Impuls-Echo-Prinzip,

welches besagt, dass vom Schallkopf ausgesendete Ultraschallimpulse an

Grenzflächen ganz oder teilweise reflektiert und vom Transducer wieder in

Empfang genommen werden. [42, 61, 56] Die Kristalle in Ultraschallsonden

werden durch eine alternierende Spannung von mehreren hundert Volt zum

Ausdehnen und Schrumpfen gebracht. Dadurch entstehen Druckwellen, die

von den Kristallen ausgesendet werden. Nach Abgeben der Schallwelle wird

über einen gewissen Zeitraum keine weitere Spannung angelegt, der Kristall

„wartet“ auf Echosignale. Die rückkehrenden Druckwellen der Echos verfor-

men den Kristall, wodurch Spannungen im Bereich von 0.01-1000 mV ent-

18

stehen, die dann abgegriffen, verstärkt und zu einem B-Bild generiert wer-

den. Der im Transducer vorkommende stetige Wechsel zwischen “Senden“

und „Empfangen“ ist Bedingung für die Ultraschallbildgenerierung. [42]

In der medizinischen Sonographie werden Ultraschallfrequenzen von etwa

2–30 MHz angewendet, wobei hauptsächlich Frequenzen im Bereich von 2–

13 MHz genutzt werden. [40, 56] Die Entfernung zur reflektierenden Grenz-

fläche wird aus der Ausbreitungsgeschwindigkeit und der Dauer bis zum

Empfang des reflektierten Echos errechnet. [42]

„Je größer der Impedanzunterschied zwischen den schallleitenden Medien

ist, an deren Grenzfläche das Echo entsteht, desto höher ist der reflektierte

Anteil der ausgesandten Schallwelle und damit die Intensität des zurück-

laufenden Echos. Der restliche Schallanteil breitet sich weiter in den echo-

bildenden Strukturen aus.“ [56 S. 11]

Bevor ein Ultraschallsignal auf einem Monitor dargestellt wird, durchläuft es

eine Reihe von Prozessen, die eine verbesserte Darstellung ermöglichen.

Pre-processing nennt man die Signalverarbeitung vor dem Einspeichern in

den Bildspeicher. Dabei können die Signale dynamisch verstärkt oder durch

spezielle Filter verändert werden (z.B. zur besseren Erkennbarkeit von Kon-

turen oder zur Glättung des Bildes). Dadurch kann, je nach Fragestellung der

Untersuchung, eine relativ hohe Verstärkung von schwachen Echos erreicht

oder auch schwächere Echos unterdrückt werden. Postprocessing1 werden

die nachfolgenden Signalverarbeitungsschritte auf dem Weg vom Bildspei-

cher zum Monitor genannt. Im Gegensatz zum Preprocessing kann Post-

processing auch noch am „eingefrorenen Bild“ Veränderungen vornehmen.

Dieses Verfahren kann zum Beispiel dazu verwendet werden, Befunde für

Demonstrationszwecke hervorzuheben. [33] Weiterhin bietet das Post-

processing auch die Möglichkeit Strukturen auf dem Bildschirm zu vermes-

sen. [42]

1 Beim Postprocessing wird den bereits im Bildspeicher vorhandenen Amplitudenwerten ein Grauwert

auf dem Monitor zugeordnet. Dadurch, dass dies auch nicht-linear möglich ist, können z.B. kleine Sig-

nalamplituden gezielt verstärkt werden. [67]

19

2.1.2 Die verwendeten Ultraschall-Modi

2.1.2.1 B-Mode

Die zweidimensionale Darstellung der echobildenden Strukturen wird durch

das B-Bildverfahren (B=Brightness, Helligkeit) ermöglicht. [56] In der konven-

tionellen B-Mode-Sonographie werden nur die reflektierten Echosignale des

Grundfrequenzbandes ausgewertet, so dass die Sendefrequenz und die

Empfangsfrequenz der Ultraschallsignale identisch sind. [19] Dabei werden

die Amplituden des Ultraschallechos als Helligkeit eines Bildpunktes kodiert,

wodurch grauwert-skalierte zweidimensionale Schichtbilder entstehen. [56]

Je stärker der Echoimpuls ist, umso heller ist der Bildpunkt. [42]

„Erfolgt bei der B-Bild-Sonographie der Bildaufbau mit einer Bildwieder-

holungsfrequenz von über 25-30 Hz, so entsteht beim Untersucher ein ruck-

freies Bild, d.h., die Ultraschallbilder laufen als bewegte Bildfolge […] ab

(Real-time B-Mode).“ [42 S. 11]

2.1.2.2 Tissue Harmonic Imaging (THI)

Das neue Verfahren „“Tissue Harmonic Imaging“ (THI) […] verwendet die

Nichtlinearität des im Gewebe propagierenden Schalls und ermöglicht eine

Korrektur der defokussierenden Effekte.“ [19 S. 56]

THI basiert auf dem Effekt, dass Ultraschallwellen beim Durchdringen von

Gewebe, das unterschiedliche akustische Eigenschaften aufweist, verzerrt

werden. Eine Schallwelle ist eine Druckwelle, die das Gewebe beim Durch-

dringen komprimiert und relaxiert. Wird Gewebe komprimiert, erhöht sich die

Schallleitungsgeschwindigkeit und die positiven Anteile der Schallwelle wer-

den nach vorne gezogen. Entspannt sich das Gewebe, sinkt die Geschwin-

digkeit. Folglich bewegen sich die negativen Anteile der Druckwelle lang-

samer. Diese Verzerrung der Wellenform ist der Grund für das Entstehen der

harmonischen Echofrequenzen. [19, 54]

Das Auftreten von harmonischen Schwingungen in der Ultraschalldiagnostik

wurde anfänglich in Verbindung mit der Verwendung von Ultraschall-

kontrastmitteln entdeckt. [8, 19, 46, 23] Die Echoschallwelle bei der Kon-

trastmittelsonographie enthält nicht nur die ursprüngliche Sendefrequenz,

sondern auch zusätzliche, durch Schwingung der injizierten Kontrastmittel-

bläschen erzeugte Frequenzen. [1]

20

Der Effekt der nichtlinearen Reflexion ist aber nicht nur auf die Anwendung

von Ultraschallkontrastmittel beschränkt, sondern kann auch vom Körperge-

webe erzeugt werden. [19, 23] Eine vom Körpergewebe aus der Tiefe reflek-

tierte Schallwelle besteht nicht nur aus ihrer eigentlichen Grundfrequenz

(Fundamentalfrequenz), sondern ihr sind auch harmonische Schwingungen

(Harmonics) beigemischt, die dem Vielfachen der Grundfrequenz entspre-

chen. Dieses physikalische Phänomen macht sich Tissue Harmonic Imaging

zunutze. [19, 66] Im Gegensatz zum konventionellen Ultraschall werden bei

den Harmonic Imaging Techniken nur die harmonischen Echofrequenzen (=

harmonische Obertonschwingungen) zur Bildgenerierung verwendet. [19, 23]

(Abb. 6) Als Folge entstehen grauskalierte Schichtbilder unter Auslassung

der fundamentalen Frequenzen.

Abb. 6: Verwendung der harmonischen Frequenzen zum Bildaufbau [54]

f=Fundamentalfrequenz, 2f=Harmonische Frequenz (doppelte Fundamentalfrequenz)

Der Effekt ist akkumulativ und nimmt mit der Eindringtiefe zu, was bedeutet,

dass die Amplituden der harmonischen Echosignale mit fortschreitender Tie-

fe größer werden. Deshalb zeigt Tissue Harmonic Imaging seine beste Wir-

kung bei mittleren bis höheren Eindringtiefen, bis hin zu der Tiefe, an der die

Absorption zum limitierenden Faktor wird. [19] Die damit erreichte bessere

Kontrastierung und reduzierte Artefaktanfälligkeit hat zur Verwendung in ver-

schiedenen Fachgebieten geführt. [31, 47, 58]

Folgende Vorteile des Tissue Harmonic Imagings gegenüber dem fundamen-

talen B-Mode können genannt werden: Reduzierung von Artefakten aus dem

Hautbereich, sowie Unterdrückung von Störechos aus dem Randbereich der

Schallkeule. [23]

21

Es resultieren unter anderem aufgrund von reduzierten Nebenkeulen2 B-

Bilder mit deutlicher Verbesserung des Kontrasts und der räumlichen Auflö-

sung, die die Leistungsfähigkeit des konventionellen B-Scans übersteigen.

[19, 26, 66]

Man kann zwei Methoden des Tissue Harmonic Imagings unterscheiden.

Das Verwenden der doppelten Grundfrequenz zur Bildgenerierung wird als

„Second Harmonic Imaging“ (Schmalband) und die Verwendung von Mehr-

fachfrequenzen als „Wide-Band Harmonic Imaging“ (Breitband) bezeichnet.

[19]

Beim konventionellen frequenzbasierenden „Second Harmonic Imaging“

(auch Native Tissue Harmonic Imaging genannt) sendet die Ultraschallsonde

Impulse in den Körper. Zusätzlich zu der Fundamentalfrequenz werden vom

Gewebe die zweiten und dritten harmonischen Echoschallwellen mit jedoch

kleinerer Amplitude erzeugt. Beim Empfang der reflektierten Schallwellen

werden die doppelten Sendefrequenzen aus dem Empfangssignal herausge-

filtert. [19] Häufig kommt es zu einer Überlappung des Grundfrequenzbandes

mit dem Frequenzband der harmonischen Schwingung, was dazu führt, dass

ein gewisser Teil der Energie des grundfrequenten Bandes im Bereich der

harmonischen Schwingungen übertragen wird. Dadurch, dass die schwäche-

ren Signale der harmonischen Frequenzen des Gewebes von den Grundfre-

quenzen aufgrund ihrer höheren Energie überdeckt werden, kommt es zu

einer Verschlechterung der Gewebedarstellung. Um eine gute Bildqualität bei

harmonischer Bildgebung zu erreichen, darf keine Überlappung von Grund-

und harmonischer Frequenz vorliegen, so dass man die Grundfrequenz von

den Harmonischen trennen kann. [55] Es muss folglich eine schmale Sende-

frequenzbandbreite gewählt werden, was allerdings zu einer reduzierten

Kontrastauflösung führt. Ein Hochpass- oder schmaler Bandpassfilters muss

verwendet werden, um die starken fundamentalen von den schwachen har-

monischen Echoanteilen trennen zu können. Dies führt aufgrund der zwangs-

läufigen Überlagerung des grundfrequenten mit dem harmonischen Signals

2 Ultraschall wird von der Sonde nicht nur in der Hauptkeule ausgesandt, sondern auch in kleinen

schräg verlaufenden Nebenkeulen. Erreicht das Nebenkeulenecho mit genügender Energie den Emp-

fänger, wird es bei der Bildverarbeitung auf das Bild des Hauptstrahles projiziert. [2]

22

zu einer verringerten Kontrastauflösung. Die Nachteile der herkömmlichen

Methode des Tissue Harmonic Imagings sind deshalb sowohl eine reduzierte

räumliche, als auch eine verminderte Kontrastauflösung. [19]

Im Gegensatz zu der konventionellen Methode des Tissue Harmonic

Imagings wird beim „EnsembleTM Tissue Harmonic Imaging“ eine „Wide-

Band-Harmonic Imaging“ - Methode verwendet, die sich die „Phaseninver-

sionstechnik“ (auch Pulsinversions-Verfahren) zunutze macht. Mit dieser

Phaseninversionstechnik kann die volle Bandbreite der Ultraschallsonde ge-

nutzt werden, um alle Echosignale dynamisch optimiert zu erhalten. So kann

die beste Bildqualität in jeder Bildtiefe erreicht werden. [19] (Abb. 7)

Abb. 7: Sende- und Empfangsfrequenzen von Second und Wide-Band-Harmonic Imaging

[19] f=Fundamentalfrequenz, 2f=Harmonische Frequenz (doppelte Fundamentalfrequenz)

Das Ultraschallsystem hat bei der Technik der Phaseninversion die Fähigkeit

zur digitalen Signalverarbeitung. Der Schallkopf sendet zwei aufeinander

folgende Signale in den Körper, wobei die Phase des zweiten Pulses zur

Phase des ersten um 180 Grad phaseninvertiert ist. Wenn die reflektierten

Signale vom Transducer wieder empfangen werden, werden diese beiden

Echoimpulse addiert. Dabei heben sich die linearen (fundamentalen) Echo-

impulsanteile gegenseitig auf, während sich die nichtlinearen Echos nicht

aufheben. (Abb. 8) Aufgrund der Phasenverschiebung um 180 Grad werden

folglich die fundamentalen und die ungeraden harmonischen Anteile unter-

drückt, während die geraden harmonischen Signalanteile, besonders die

zweiten harmonischen Anteile verstärkt und zur Generierung des Bildes ver-

wendet werden. [19, 54]

23

Abb. 8: Echos aus linearen und nicht-linearen Anteilen bei Phaseninversion und Summation

[19]

2.1.2.3 Compound Imaging (CI)

Beim Compound Imaging handelt es sich ebenfalls um eine neuere Weiter-

entwicklung der B-Bildsonographie.

Bei dieser Methode wird das Ultraschallbild nicht wie bei der konventionellen

B-Bildsonographie nur aus parallelen, zum Schallkopf senkrecht verlaufen-

den Schalllinien generiert, sondern ein Einzelbild wird aus mehreren, ver-

schiedenen Bildern aus unterschiedlichen Schallebenen und -winkeln zu-

sammengesetzt. [46, 50] Generell kann man sagen: je mehr coplanare

Schnittbilder zur Bildgenerierung genutzt werden, desto besser ist die Bild-

qualität. [46] Die Scans werden mit Hilfe großer Rechnerleistung überlappt

und so entsteht ein ortsrichtiges Gesamtbild in Echtzeit, [65] das die anato-

mischen Gegebenheiten realistischer darstellt, da Echos von echten Struktu-

ren aufsummiert werden, während zufällige und artifizielle nicht summiert

werden. [31, 46] (Abb. 9)

Abb. 9: Schemazeichnung Compound Imaging [64]

links: konventioneller Ultraschall; rechts: Compound-Ultraschall

24

Dies führt letztlich zu einer höheren Bildschärfe, einer besseren Detailauflö-

sung und einer deutlichen Verringerung des Speckle-Artefakts. [65] „Speckle-

reduktion [kann] als Methode zur verbesserten sinnesphysiologischen Verar-

beitung des Bildeindruckes verstanden werden. Diese neue innovative Tech-

nik führt somit zur scharfen Darstellung und hohen Lateralauflösung[.]“ [65 S.

102] Dadurch, dass die zu schallenden Läsionen aus unterschiedlichen Rich-

tungen angeschallt werden und sich die Schallwellen überkreuzen, werden

die Strukturen mit einer höheren Auflösung dargestellt und auch Gewebe

distal von schallauslöschenden oder stark schallreflektierenden Strukturen

besser abgebildet. [50]

Bereits anfangs der 70er Jahre des letzten Jahrhunderts gab es Ultraschall-

scanner mit der so genannten „Compound-Technik“. Dabei wurde mit einem

Single-line-Ultraschall-Schallkopf ein Bild generiert und dann die Position des

Schallkopfes geändert und erneut ein Bild angefertigt, bis alle Bilder erzeugt

waren. Anschließend wurden die einzelnen Bilder zu einem Compound-Bild

überlappt. [50] Der Nachteil dieser Technik war, dass sie sehr zeitaufwändig

und nicht in Echtzeit möglich war, weshalb sie zu Gunsten der Echtzeit-

Sonographie zurückgedrängt wurde. [75] Aufgrund der hohen Rechenleis-

tung der aktuellen Ultraschallsysteme und neueren Computer ist die Darstel-

lung der zusammengesetzten Bildinformation jetzt in Echtzeit möglich. [12,

46]

2.1.2.4 Tissue Harmonic Compound Imaging (THICI)

Bei dieser Methode wird Tissue Harmonic Imaging mit Compound Imaging

kombiniert. Durch Kombination werden theoretisch die Vorteile beider Modi

miteinander vereint.

2.1.3 Das Acuson Antares – Ultraschallsystem

Das Acuson Antares Ultraschallgerät ist ein modernes state-of-the-art Ultra-

schallsystem von Siemens Medical Solutions USA, Inc.. Bei diesem System

hat man die Möglichkeit zwischen konventioneller B-Bildsonographie, Com-

pound Imaging und Tissue Harmonic Imaging umzuschalten und sie auch

miteinander zu kombinieren. Beim Acuson Antares können im Compound-

Modus bis zu 13 Schallkopf-Sichtlinien verwendet werden. Beim THI kommt

25

das „EnsembleTM Tissue Harmonic Imaging“ mit der Phaseninversions-

technik zum Einsatz. Als Ultraschallschallkopf fand ein VF10-5 Linearscanner

(5 bis 10 MHz, Siemens Medical Solutions USA, Inc.) Verwendung. Die

Technologie von THI und CI, die in diesem Siemenssystem integriert ist, wird

jetzt auch von anderen Ultraschallgeräteherstellern angeboten.

Diese Linearscanner besitzen bis zu 512 Wandlerelemente, die in einer Rei-

he, wie es der Name schon sagt, linear angeordnet sind. Die Elemente wer-

den elektronisch in Gruppen zeitlich versetzt nacheinander angeregt und er-

möglichen somit eine geometriegenaue Abtastung. Diese Art von Schallköp-

fen ist sinnvoll zur Darstellung oberflächennaher Strukturen und zeichnet sich

bei zunehmender Tiefe durch eine gleich bleibende Bildqualität aus. Nachtei-

le dieser Scanner sind die relativ große, unbedingt notwendige Kontaktfläche

mit der Haut, die oft nicht den anatomischen Gegebenheiten entspricht und

die sich daraus ergebenden „blinden Stellen“ im Untersuchungsgebiet. [33]

2.1.4 Patienten

Für diese Studie wurden von August bis November 2008 169 Patienten un-

tersucht. Davon waren 63 Frauen und 103 Männer. Die Patienten entstamm-

ten dem Patientengut der Hals-Nasen-Ohren-Klinik Kopf-Hals-Chirurgie der

Universität Erlangen-Nürnberg. Sie wurden zufällig ausgewählt, waren im

Alter von 7 bis 90 Jahren (Durchschnittsalter 51 Jahre) und wiesen 313 im

Ultraschall sichtbare Veränderungen auf. Diese Veränderungen, die unter

anderem Zysten, Tumore, Lymphknoten und solide Raumforderungen der

Schild- und Kopfspeicheldrüsen waren, können vier verschiedenen Gruppen

zugeordnet werden. (siehe Tabelle 1) Allerdings handelte es sich dabei um

vorläufige Diagnosen, die histologisch nicht bestätigt wurden, bzw. falls ein

histologischer Befund vorlag, wurde dieser nicht berücksichtigt.

Tabelle 1: Anzahl der verschiedenen Veränderungen

Veränderungen Anzahlentzündliche Veränderung der Halsweichteile 5solide Veränderung der Halsweichteile 252entzündliche Veränderung der Speicheldrüsen 14solide Veränderung der Speicheldrüsen 42

26

2.2 Methode

2.2.1 Bildakquisition

Zur Untersuchung wurden die Patienten in Rückenlage gelagert. Sie erfolgte

mit dem Acuson Antares-Ultraschallsystem. Für alle Aufnahmen wurde der-

selbe Multifrequenz-Linearscanner verwendet (VF10, Siemens, Healthcare,

Erlangen).

Nach einer orientierenden sonographischen Halsuntersuchung wurden die

Läsionen in folgender Reihenfolge untersucht: Konventionelle B-Mode-Sono-

graphie, Tissue Harmonic Sonographie, Compound Imaging und Tissue

Harmonic Compound Imaging. Ein einziger Schalter auf dem Bedienfeld der

Konsole diente zum Wechseln der verschiedenen Aufnahmemodi während

die Veränderung gescannt wurde.

Um möglichst identische Bilder zu erhalten, wurde die Insonationsebene so

konstant wie möglich gehalten. Ebenso wurden auch die Ultraschall-Basis-

Parameter bis auf eine Optimierung des Gains durch den Untersucher nicht

verändert.

Die Ultraschallaufnahmen wurden digital sowohl auf dem Ultraschallsystem,

als auch in der Patientenarchivierungssoftware Clinic WinDataTM 6.07.17

(E&L Medical Computer Systems, Germany) gespeichert. Vor der Unter-

suchung lag das Einverständnis der Patienten vor, die Daten zu erheben und

auszuwerten. Die Studie erhielt ein positives Votum der Institutsleitung.

2.2.2 Bildaufbereitung und –analyse

Zur Vorbereitung der Datensätze wurden die Bilder anonymisiert, so dass

nicht erkennbar war, welcher Modus dargestellt wurde. Danach wurden die

Bilder eines Bilddatensatzes in zufälliger Anordnung untereinander in ein Ex-

cel-Tabellenblatt (Microsoft Office ExcelTM 2003) eingefügt und mit Drop-

Down-Menüs für die zu bewertenden Kriterien versehen.

Beurteilt wurden folgende Kriterien:

„Gesamtqualität des Bildes“, „Gewebekontrast“, „Abgrenzbarkeit der Raum-

forderung“ und „Echotexturbeurteilung“ einer Veränderung, sowie für zysti-

sche Veränderungen das Kriterium „Distales Schallphänomen“.

27

1. Die „Gesamtqualität“ wurde als generelle Bewertung der räumlichen

Auflösung, der Detailgenauigkeit und des Hintergrundrauschens defi-

niert. Ferner war hier auch die Beurteilung technischer Artefakte (Wie-

derholungsechos, Speckles, Clutter) eingeschlossen.

2. Die Abbildungsqualität von Gewebe unterschiedlicher Impedanz (z.B.

Muskel, Faszie, Gefäß, Knochen) wurde durch das Kriterium „Gewe-

bekontrast“ bewertet.

3. Die „Abgrenzbarkeit der Raumforderung“ bewertete die Kontrastierung

einer Veränderung vom benachbarten Gewebe und dessen klare Dar-

stellung.

4. Die Güte der Beurteilung der Binnenechogenität einer Veränderung

wurde durch das Kriterium „Echotexturbeurteilung“ definiert.

5. Für die 22 zystischen Raumforderungen wurde noch das Kriterium

„Distales Schallphänomen“ hinzugefügt, welches definiert wurde als

übermäßig hell dargestelltes Gewebe distal einer Struktur, die wenig

dämpft.

Weiterhin wurde jedem Bilddatensatz der jeweilige Befundbericht, sofern ei-

ner vorlag, hinzugefügt. Jedes einzelne Tabellenblatt einer Veränderung

wurde mit dem Haupttabellenblatt, in dem alle Läsionen einzeln aufgeführt

waren, verbunden.

Ausgewertet wurden die Bilder retrospektiv von zwei erfahrenen, DEGUM-

(‘‘Deutsche Gesellschaft für Ultraschall in der Medizin’’) (Stufe III)3 zertifizier-

ten Ultraschallanwendern unabhängig voneinander.

Die Untersucher bewerteten die Gesamtqualität des Bildes, den Gewebekon-

trast und die Echotextur mittels einer Rangskala von 1 bis 4, wobei 1 =

„schlecht“, 2 = „mäßig“, 3 = „gut“ und 4 = „exzellent“ beurteilbar definiert wur-

de. Die Rangskala für die „Abgrenzbarkeit der Raumforderung“ wurde mit 1 =

„schlecht“, 2 = „mäßig“, 3 = „gut“ und 4 = „sehr gut“ festgelegt.

Das Kriterium „Distales Schallphänomen“ für zystische Läsionen wurde defi-

niert mit 0 = „kein Schallphänomen“, 1 = „schlecht sichtbar“, 2 = „mäßig

sichtbar“ und 3 = „gut sichtbar“.

3 DEGUM Stufe III repräsentiert die höchste Qualifikation auf dem jeweiligen Fachgebiet

28

Vorab erhielten die beiden Untersucher eine Excel-Tabelle mit jeweils zehn

Läsionen um sich an das vom normalen B-Bild abweichende THI-, CI- und

THICI-Bild gewöhnen zu können und um sich mit der Auswertungsmodalität

vertraut zu machen.

2.2.3 Statistik

Die statistische Auswertung erfolgte auf Basis von Office 2003, Format

Excel, mit dem Statistikprogramm SYSTAT 12 (SYSTAT Software Inc., San

Jose, CA). Zur Textverarbeitung wurde das Softwarepaket Microsoft Office

2003 von der Microsoft Corporation (Redmond, USA) genutzt.

Die Interobserver-Reliabilität wurde anhand der Kappa-Statistik nach Co-

hen untersucht.

Um die Übereinstimmung der zwei Untersucher zu überprüfen, wurde der

Kappa-Wert (κ) nach Cohen mit begleitendem 95%-Konfidenzintervall (KI)

bestimmt. „Der Kappa-Koeffizient nach Cohen ist ein Maß für die Überein-

stimmung zweier verbundener kategorialer Stichproben.“ [76] Kappa quantifi-

ziert dabei den Grad der Übereinstimmung. [76] Bei einem κ-Wert von 1 liegt

eine vollständige Übereinstimmung der beiden Untersucher vor. Ein Wert von

κ > 0.75 wurde als starke, Werte zwischen 0.40 und 0.75 als mittlere und

Werte < 0.40 als schwache Übereinstimmung gewertet.

Für die qualitative Bewertung der verschiedenen sonographischen Techniken

(Beurteilung eines der Untersucher) wurde als nicht-parametrischer Test der

Friedman-Test mit paarweisen post hoc Vergleichen mittels Wilcoxon-

Vorzeichen-Rangsummen-Tests herangezogen.

Es wurden ausschließlich nicht-parametrische Tests verwendet, da alle Da-

ten nicht normalverteilt waren.

Die (Null-) Hypothese wurde definiert als „alle Modi sind gleich gut“.

Bei p < .05 wurde die (Null-) Hypothese abgelehnt, ebenso in ggf. folgenden

paarweisen Vergleichen (= beide Modi sind gleich).

29

3. Ergebnisse

Tabelle 2 zeigt die Übereinstimmung beider Untersucher bei der Beurteilung

der Befundqualität der vier Darstellungsmodi, die mit Hilfe der Kappa-Statistik

ermittelt wurde, wobei κ > 0.75 als starke, Werte zwischen 0.40 und 0.75 als

mittlere und Werte von κ < 0.40 als schwache Übereinstimmung gewertet

werden.

Tabelle 2: Interobserver-Übereinstimmung der Befundung Bildkriterien, quantifiziert durch

Cohen´s Kappa (in Klammern ist das 95%-Konfidenzintervall angegeben)

n=313 B-SCAN THI CI THICIGesamtqualität des Bildes

0.312 (0.206-0.419)

0.330 (0.239-0.422)

0.490 (0.410-0.570)

0.414(0.328-0.500)

Gewebekontrast 0.350 (0.240-0.460)

0.288 (0.212-0.364)

0.218 (0.158-0.279)

0.558 (0.473-0.642)

Abgrenzbarkeit der Raumforderung

0.349 (0.265-0.433)

0.284 (0.195-0.372)

0.274 (0.201-0.324)

0.618 (0.530-0.707)

Echotexturbeurteilung0.285

(0.188-0.382)0.373

(0.274-0.472)0.548

(0.461-0.634)0.503

(0.417-0.589)

B-SCAN = B-Scan Mode, THI = Tissue Harmonic Imaging Mode, CI = Compound Imaging Mode, THI-

CI = Tissue Harmonic Imaging Mode kombiniert mit Compound Imaging Mode.

Insgesamt wurde eine geringe bis mittlere Übereinstimmung durch beide un-

abhängige Auswerter erreicht, die ihr Maximum bei Gewebekontrast und

Abgrenzbarkeit der Raumforderung im THICI-Modus von jeweils 0.558

(95%-Konfidenzintervall: 0.473-0.642) bzw. 0.618 (95%-Konfidenzintervall:

0.530-0.707) aufwies.

Bei der B-SCAN-Modalität war die Übereinstimmung der Auswerter bei den

Beurteilungskriterien Gesamtqualität und Echotexturbeurteilung am ge-

ringsten.

Sowohl bei der Anwendung von CI, als auch bei der Anwendung von THICI

wurden stärkere Übereinstimmungen von κ > 0.4 beobachtet. Allerdings

findet sich bei der CI-Modalität bei den Kriterien Gewebekontrast und Ab-

grenzbarkeit der Raumforderung auch die insgesamt schwächste Überein-

stimmung von κ = 0.218 bzw. κ = 0.274. (siehe Tabelle 2)

30

Tabelle 3: Vergleichende Bewertung der vier Ultraschall-Modi des Untersuchers 1 in Pro-

zent. n = 313

1 2 3 4Gesamtqualität

des Bildes15,02% 66,77% 17,89% 0,32%

Gewebekontrast 14,38% 73,16% 12,14% 0,32%


16,29% 41,53% 39,30% 2,88%

Echotexturbeurteilung 28,75% 59,42% 11,50% 0,32%


des Bildes46,01% 48,88% 4,79% 0,32%

Gewebekontrast 56,23% 42,49% 0,96% 0,32%


20,13% 48,24% 30,03% 1,60%



des Bildes0,00% 0,32% 12,78% 86,90%

Gewebekontrast 0,00% 0,32% 14,06% 85,62%


0,32% 4,15% 19,17% 76,36%



des Bildes0,00% 0,96% 10,22% 88,82%

Gewebekontrast 0,32% 0,96% 13,74% 84,98%


0,32% 1,92% 18,53% 79,23%


THICI

Untersucher 1B-SCAN

THI

CI



Gesamtqualität des Bildes, Gewebekontrast, Echotexturbeurteilung: 1 = schlecht, 2 = mäßig, 3 = gut,

4 = exzellent beurteilbar

Abgrenzbarkeit der Raumforderung: 1 = schlecht, 2 = mäßig, 3 = gut, 4 = sehr gut

31

Tabelle 4: Vergleichende Bewertung der vier Ultraschall-Modi des Untersuchers 2 in Pro-

zent. n = 313

1 2 3 4

Gesamtqualität des Bildes

15,65% 78,91% 5,43% 0,00%

Gewebekontrast 11,50% 79,55% 8,95% 0,00%


22,04% 53,67% 23,32% 0,96%


1 2 3 4


25,56% 71,25% 3,19% 0,00%

Gewebekontrast 20,77% 74,44% 4,79% 0,00%


15,34% 51,12% 31,31% 2,24%


1 2 3 4


0,32% 10,86% 47,60% 41,21%

Gewebekontrast 0,64% 13,42% 44,73% 41,21%


0,32% 16,93% 49,52% 33,23%



des Bildes0,32% 10,54% 43,13% 46,01%

Gewebekontrast 0,32% 13,74% 41,21% 44,73%


0,32% 8,63% 29,39% 61,66%


B-SCAN

THI

CI

THICI

Untersucher 2



Gesamtqualität des Bildes, Gewebekontrast, Echotexturbeurteilung: 1 = schlecht, 2 = mäßig, 3 = gut,

4 = exzellent beurteilbar

Abgrenzbarkeit der Raumforderung: 1 = schlecht, 2 = mäßig, 3 = gut, 4 = sehr gut

32

Die kategoriale Beurteilung der Befundungsqualität zeigt Tabelle 5:

Tabelle 5: Friedman-Test für den Methodenvergleich der vier Darstellungsmodi

n= 313 B-SCAN THI CI THICIGesamtqualitätdes Bildes

1,71 1,31 3,48 3,50

Gewebekontrast 1,76 1,26 3,50 3,48

Abgrenzbarkeitder Raumforderung

1,68 1,49 3,38 3,45

Echotexturbeurteilung 1,61 1,43 3,47 3,48



Für die untersuchten Parameter - Gesamtqualität, Gewebekontrast, Abgrenz-

barkeit der Raumforderung und Echotextur - wurden für den jeweiligen Scan-

Modus im Friedman-Test jeweils annähernd übereinstimmende Ergebnisse

beobachtet.

CI und THICI wiesen dabei deutlich häufiger höhere Beurteilungsränge auf

(CI: 3,38 bis 3,50; THICI: 3,45 bis 3,50) als B-SCAN und THI (B-SCAN: 1,61

bis 1,76; THI: 1,26 bis 1,49) (p < .001). Die Bilder im B-SCAN-Modus erhiel-

ten für jeden Parameter bessere Bewertungen (1,61-1,71) als die Bilder im

alleinigen THI Modus (1,31 bis 1,49) (p < .001).

Keinen statistisch signifikanten Unterschied wies, unabhängig vom unter-

suchten Parameter, der Vergleich von CI und THICI auf. Alle untersuchten

Kriterien zeigten hierfür einen p-Wert von deutlich mehr als p = .05 (p = .635

bis .840) auf, was bedeutet, dass die Nullhypothese „alle Modi sind gleich

gut“ nicht abgelehnt wurde. Das bedeutet, dass CI und THICI gleich gut wa-

ren. THICI wies mit Ausnahme des Kriteriums Gewebekontrast in allen ande-

ren Parametern einen höheren Beurteilungsrang auf als CI. Nur bei dem Kri-

terium Gewebekontrast wies CI eine häufig höhere Bewertung als THICI auf.

Der Wilcoxon-Vorzeichen-Rangsummen-Test demonstrierte die Überlegen-

heit von B-SCAN über THI und die noch bessere Bildqualität von Modi mit

CI-Anwendung, wobei THICI und CI gleichwertig waren. (Tabelle 6)

33

Tabelle 6: Statistischer Vergleich der vier verwendeten Methoden mit dem Wilcoxon-

Vorzeichen-Rangsummen-Test

Gesamtqualität des Bildes THI < B-SCAN << CI = THICI

Gewebekontrast THI < B-SCAN << CI = THICI

Abgrenzbarkeit der Raumforderung THI < B-SCAN << CI = THICI

Echotexturbeurteilung THI < B-SCAN << CI = THICI B-SCAN = B-Scan Mode, THI = Tissue Harmonic Imaging Mode, CI = Compound Imaging Mode, THI-


Bei den Modi mit CI ist uns außerdem aufgefallen, dass die Ultraschallsonde

wesentlich langsamer bewegt werden musste, um eine gewisse Bewegungs-

unschärfe (Motion Blurring) auszugleichen.

Abb. 10: 74-jährige Patientin mit einem Warthin Tumor der linken Gl. Parotis

UK=Unterkiefer

Oben links in Abbildung 10 ist das transversale B-SCAN-Bild durch den kau-

dalen Drüsenpol der 74-jährigen Patientin mit einer rundlichen echoarmen

34

Raumforderung. Oben rechts erkennt man auf dem korrespondierenden THI-

Bild die bessere Kontrastierung der Binnenechos und die deutlichere Darstel-

lung des distalen Schallphänomens. Das THI-Sonogramm stellt sich aber

grobkörniger dar. Demgegenüber befindet sich unten links in dieser Abbil-

dung das Compound-Bild mit verbesserter Abgrenzbarkeit und Binnentextur-

darstellung der Raumforderung. Unten rechts sieht man im Vergleich dazu

wenig Anhebung der Bildqualität durch die Kombination von THI und CI

(THICI).

Abb. 11: 27-jähriger Patient mit dem sonographischen Bild einer akuten Lymphadenitis colli

rechts in Level II

In Abbildung 11 sieht man oben links ein transversales B-SCAN-Bild durch

die Halsweichteile, das einen polyzyklisch konfigurierten Lymphknoten mit

Hiluszeichen zeigt, der an der medialen Unterseite des M. sternocleido-

mastoideus situiert ist. Im Vergleich dazu befindet sich oben rechts das kor-

respondierende THI-Bild mit gering verbesserter Abgrenzbarkeit des Knotens

von der Umgebung aber mit grobkörniger Gewebedarstellung. Unten links ist

35

das Compound Image mit verbesserter Abgrenzbarkeit, Gewebekontrast und

Binnentexturdarstellung der Raumforderung. Unten rechts lässt THICI den

Lymphknotenhilus und die noduläre Binnentextur noch klarer hervortreten.

Tabelle 7 und Tabelle 8 zeigen die Auswertung des zusätzlichen Kriteriums

„Distales Schallphänomen“ für die 22 zystischen Läsionen für jeden Unter-

sucher separat.

Tabelle 7: Prozentuale Verteilung der Erkennbarkeit des distalen Schallphänomens aufge-

teilt in die verschiedenen Modi für den Untersucher 1 in Prozent

Untersucher 1 (U1) B-SCAN THI CI THICI

kein Schallphänomen 4,55 4,55 4,55 0,00

schlecht sichtbar 9,09 4,55 27,27 18,18

mäßig sichtbar 18,18 18,18 22,73 18,18

gut sichtbar 68,18 72,73 45,45 63,64

Tabelle 8: Prozentuale Verteilung der Erkennbarkeit des distalen Schallphänomens aufge-

teilt in die verschiedenen Modi für den Untersucher 2 in Prozent

Untersucher 2 (U2) B-SCAN THI CI THICI

kein Schallphänomen 36,36 31,82 50,00 40,91

schlecht sichtbar 22,73 4,55 13,64 9,09

mäßig sichtbar 27,27 13,64 36,36 22,73

gut sichtbar 13,64 50,00 0,00 27,27

Es ist zu erkennen, dass bei den Modi mit THI gegenüber B-SCAN und der

alleinigen Anwendung von CI die Möglichkeit „gut sichtbar“ bei beiden Unter-

suchern häufiger gewählt wurde.

Beim THICI-Modus bei Untersucher 2 ist es nicht so deutlich.

Ebenso wird deutlich, dass CI bei beiden Untersuchern schlechter ab-

schneidet als der konventionelle B-SCAN.

Die Abbildungen 12 und 13 stellen grafisch für jeden Untersucher getrennt

die Auswertung für das „Distale Schallphänomen“ bei zystischen Verän-

derungen in Prozent dar.

36

Zysten-Distales Schallphänomen (U1)

0

20

40

60

80

100

B-SCAN THI CI THICI

kein Schallphänomen

schlecht sichtbar

mäßig sichtbar

gut sichtbar

Abb. 12: Grafische Darstellung der Erkennbarkeit des distalen Schallphänomens für Unter-

sucher 1



Zysten-Distales Schallphänomen (U2)

0

20

40

60

80

100

B-SCAN THI CI THICI

kein Schallphänomen

schlecht sichtbar

mäßig sichtbar

gut sichtbar

Abb. 13: Grafische Darstellung der Erkennbarkeit des distalen Schallphänomens für Unter-

sucher 2



37

Abb. 14: 72-jährige Patientin mit Verdacht auf mediane Halszyste

In Abb. 14 befindet sich oben links das transversale Ultraschall-Bild im kon-

ventionellen B-Modus kranial des Os Hyoideum, das eine rundliche, echoar-

me Raumforderung mit distaler Schallverstärkung darstellt. Rechts daneben

ist das korrespondierende THI-Bild mit besserer Erkennbarkeit (Verstärkung)

des distalen Schallphänomens. Unten links wird deutlich, dass die distale

Schallverstärkung im Compound-Modus weniger gut dargestellt ist. Die deut-

lichere Darstellung des distalen Schallphänomens im THICI-Modus im Ver-

gleich zum Compound-Bild sieht man unten rechts.

38

4. Diskussion

Ultraschall ist ein Standardverfahren zur Erkennung und Diagnose von Ver-

änderungen im Kopf-Hals-Bereich. [26] Die vorliegende Studie vergleicht die

qualitative Bewertung von konventioneller B-Scan-Sonographie mit Tissue

Harmonic Imaging, Compound Imaging und deren Kombination im Nahfeld

der Halsweichteile. Eine mögliche Verbesserung der Bildqualität sollte durch

die Auswertung von zwei unabhängigen Untersuchern geprüft werden.

Größere Untersuchungen zur Beurteilung von Raumforderungen im Kopf-

Hals-Bereich im Vergleich zwischen B-Bildsonographie, Tissue Harmonic

Imaging, Compound Imaging und Tissue Harmonic Compound Imaging

liegen bisher nicht vor.

4.1 Diskussion der Fragestellung

4.1.1 Untersucherabhängigkeit

Die Sonographie gilt als ein untersucherabhängiges Verfahren. [16, 24]

Entscheidend für die Verlässlichkeit eines Untersuchungsverfahrens im klini-

schen Alltag ist folglich eine möglichst geringe Abweichung bei wiederholten

Untersuchungen desselben Behandlers bzw. bei wiederholten Untersuchun-

gen wechselnder Behandler. [69]

Die Inter-Untersuchervariabilität ist hierbei eine der kennzeichnenden Grö-

ßen.

4.1.2 Unterschiede zwischen B-SCAN, THI, CI und THICI

Es ist weiterhin sinnvoll zu wissen, welche Methode sich bei verschiedenen

Fragestellungen, z.B. nach der Abgrenzbarkeit der Raumforderung oder

nach der Gesamtqualität des Bildes, am besten eignen könnte.

Deshalb wurde die Fragestellung bearbeitet, welche Unterschiede es zwi-

schen den verschiedenen Techniken gibt.

39

4.1.3 Zweckmäßigkeit des routinemäßigen Einsatzes in der HNO-

Heilkunde

Aus den vorherigen Fragestellungen unserer Studie ergibt sich zum Schluss

die Frage, ob der routinemäßige Einsatz der neuen Techniken auch im Kopf-

Hals-Bereich sinnvoll ist.

4.1.4 Verbesserung des distalen Schallphänomens bei zystischen

Läsionen

Das Artefakt der distalen Schallverstärkung kann bei flüssigkeitsgefüllten

Hohlräumen zur Identifikation beitragen. [25] Deshalb haben wir uns zusätz-

lich die Frage gestellt, ob eine der genannten Methoden das distale Schall-

phänomen bei zystischen Veränderungen verstärkt.

4.2 Diskussion von Material und Methode

4.2.1 Die neuen Ultraschall-Modi

4.2.1.1 Tissue Harmonic Imaging

Tissue Harmonic Imaging ist eine relativ neue Methode, die auf der nicht-

linearen Ausbreitung von Schallwellen im Gewebe beruht. Beim Durchdrin-

gen entstehen vom Gewebe selbst generierte harmonische Echoschallwel-

len, die zur Bildgenerierung benutzt werden. [8, 19, 26]

Verschiedene Studien haben gezeigt, dass der Einsatz von THI in vielen ver-

schiedenen Fachbereichen, wie z.B. der abdominellen Sonographie [6, 62]

und der Mammasonographie [7, 28, 47, 63] sinnvoll ist.

Choudhry et al. haben in ihrer Arbeit bei 100 erwachsenen Patienten 202

verschiedene abdominelle Läsionen der Leber, der Niere, des Gallensystems

und anderer Organe in fundamentaler Bildgebung und THI untersucht. Die

Untersucher werteten die Bilderpaare im direkten Vergleich aus. Die THI-

Bilder wurden in 62% besser, in 26% gleich gut und in 12% schlechter als die

B-Scan-Bilder bewertet, was sich im Wilcoxon-Test als signifikant heraus-

stellte. Aufgrund dieser Studie schließt Choudhry, dass THI gegenüber dem

fundamentalen B-Scan besonders im Bereich zystischer Strukturen, darzu-

40

stellender Luft, Abgrenzung der Schallschatten und bei echodichtem Gewebe

Vorteile in der Bildbetrachtung hat. [6]

4.2.1.2 Compound Imaging

Compound Imaging basiert auf dem Prinzip, mehrere koplanare Schichtbilder

aus verschiedenen Einschallwinkeln zu einem kombinierten Bild zu inter-

polieren. Erkennbarkeit einer Raumforderung, Abbildungsqualität und Arte-

faktreduzierung können hierdurch verbessert werden. [31] Der Nutzen von

Compound Imaging wurde schon in vielen Studien in vielen Fachgebieten

bewiesen.

Huber et al. haben in ihrer Studie 50 gutartige Veränderungen der Mamma

unter standardisierten Untersuchungsbedingungen sowohl mit konventio-

nellem B-Scan als auch mit Real-Time Spatial Compound Imaging geschallt.

Die Sonogramme wurden von drei Untersuchern bewertet. Sie stellten fest,

dass Spatial Compounding Speckle reduzierte und somit zu einer Ver-

besserung der Gewebsdifferenzierung führt. Compounding verbessert wei-

terhin die Erkennbarkeit von wenig kontrastreichen Läsionen, verstärkt die

Auffälligkeit von kapsulären Begrenzungen und stellt die Echotextur von Zys-

ten besser dar. [22]

Für den Hals-Bereich gibt es eine Studie, die belegt, dass der Einsatz des

Compound Imaging auch in diesem Bereich von Nutzen ist. Shapiro et al.

zeigten 2001, dass die Spatial Compound Sonographie beim Schallen der

Glandula Thyroidea in 90 % der Fälle dem fundamentalen B-Scan in Bezug

auf das Nicht-Vorhandensein von Artefakten und in 74 % bei der Erkennbar-

keit von Knoten überlegen ist. [60]

Auch in anderen Studien war Compound Imaging dem fundamentalen

B-Mode überlegen. [12, 31, 46, 58, 71]

Ein Nachteil der Compound-Sonographie ist das Problem des „Motion Blur-

ring“, das durch eine zu schnelle Sondenbewegung hervorgerufen wird, [22]

da der Computer für den Generierungsprozess eines Bildes aus mehreren

Bildern verschiedener Blickwinkel mehr Zeit benötigt als zum Anfertigen ei-

nes Einzelbildes. [46] Es ist folglich umso stärker ausgeprägt, je mehr Ein-

zelbilder zum Einsatz kommen. [22] Deshalb muss im Zusammenhang mit

der Real-Time-Untersuchung erwähnt werden, dass beim Compounding eine

41

langsame Schallkopfbewegung notwendig ist. Dieses „Motion Blurring“ ge-

reicht der Methode hauptsächlich dann zum Nachteil, wenn sie, wie es üblich

ist, im Real-Time-Verfahren durchgeführt wird. Allerdings kann auch ein

Standbild verschwommen dargestellt werden, wenn genau in dem Moment

ein Standbild angefertigt wird, in dem der PC noch beim Generierungspro-

zess ist.

4.2.1.3 Tissue Harmonic Compound Imaging

Tissue Harmonic Compound Imaging vereint die beiden Verfahren Tissue

Harmonic Imaging und Compound Imaging. Somit lässt sich vermuten, dass

sich deswegen von beiden Methoden die Vorteile summieren. Einige Autoren

untersuchten in ihren Studien Ultraschallbilder dahingehend.

Oktar et al. schallten in ihrer Arbeit abdominelle und pelvine Veränderungen

mit vier verschiedenen Methoden: B-Mode, THI, CI und THICI. Sie fanden

heraus, dass die Tissue Harmonic Compound Sonographie bei allen Kriterien

(Gesamtqualität des Bildes, Erkennbarkeit der Läsion und Elimination von

unerwünschten Artefakten) signifikant allen anderen Methoden überlegen

war. [46]

Eine weitere Arbeitsgruppe, die sich mit Tissue Harmonic Compound Ima-

ging beschäftigte, ist die Gruppe um Kim. Sie können das Ergebnis, das Ok-

tar et al. bei Läsionen im Becken- und Bauchraum gefunden haben für Le-

berveränderungen bestätigen. Bei den Kriterien „Erkennbarkeit der Läsion“,

„Begrenzung“, „interne Zystenartefakte“ und „Gesamtqualität des Bildes“

schnitt THICI am besten ab. Lediglich bei dem Kriterium „Distales Schallphä-

nomen“ für zystische Läsionen steht Harmonic Imaging an erster Stelle und

erst an zweiter THICI. [31]

4.2.2 Acuson Antares

Wir verwendeten in unserer Studie das Ultraschallgerät Acuson Antares von

Siemens Medical Solutions USA, Inc.. Mittlerweile gibt es auch andere Ultra-

schallgeräte, mit denen Untersuchungen sowohl im Tissue Harmonic Ima-

ging-, als auch im Compound Imaging-Modus durchführbar sind und die dazu

fähig sind, innerhalb von Sekundenbruchteilen zwischen den verschiedenen

Modi zu wechseln. (z.B. Mindray M7, Philips ATL HDI 5000) Die Geräteein-

42

stellungen und Ergebnisse können aber nicht zwangsläufig auf andere So-

nographiegeräte übertragen werden.

4.2.3 Patienten

Die teilnehmenden Probanden stammten alle aus dem Patientengut der

Hals-Nasen-Ohren-Klinik Kopf-Hals-Chirurgie der Friedrich-Alexander-

Universität Erlangen-Nürnberg. Es gab keine Ausschlusskriterien. Das dar-

aus folgende heterogene Patientenkollektiv war nötig, um viele Bereiche der

Hals-Nasen-Ohren-Medizin abzudecken und somit eine möglichst hohe re-

präsentative Aussagekraft der Studie für ein Alltagskollektiv der HNO-

Heilkunde zu erzielen.

4.2.4 Untersuchungskriterien

Bei der Suche nach den zu untersuchenden Kriterien fiel die Wahl auf: Ge-

samtqualität des Bildes, Gewebekontrast, Abgrenzbarkeit der Raumforde-

rung und Echotexturbeurteilung sowie distales Schallphänomen für zystische

Läsionen. Andere Autoren verwendeten bei der Beurteilung ihrer Bilder ver-

gleichbare Kriterien. [45, 47, 58, 63]

Die Qualität der sonographischen Untersuchung wird am meisten, neben der

Erfahrung des Sonographeurs, von der Bildqualität beeinflusst. [53] Wie auch

der Online-Ausgabe der Ärzte Zeitung vom 12.11.2010 zu entnehmen ist, ist

das Bildrauschen der Sonographie, das sogenannte „Schneegestöber“, ein

störender, unerwünschter Faktor, der die Untersuchung beeinträchtigt. [72]

Ein guter Gewebekontrast ist für eine gute und schnelle Erkennung sowohl

anatomischer als auch pathologischer Strukturen wichtig.

Die Erkennung der Grenzen einer Raumforderung, die mit dem Kriterium

„Abgrenzbarkeit einer Raumforderung“ beurteilt werden sollte, ist im Hinblick

auf die Dignität von Läsionen entscheidend. Ein Tumor, der benachbarte

Strukturen infiltriert, ist als maligne anzusehen. [37] Daher ist es wichtig die

Grenzen deutlich darstellen zu können, um dahingehend eine korrekte Aus-

sage treffen zu können. Auch die Operabilität oder zumindest die Opera-

tionsplanung kann entscheidend von der Infiltration des Tumors in benach-

barte Gewebe (z.B. in die großen Halsgefäße) abhängen. [26]

43

Die Echotextur des Gewebes kann ebenfalls Informationen liefern, da sie

sich durch eine Erkrankung verändern kann. [18] Die Echotexturbeurteilung

bei der Ultraschalluntersuchung ist folglich von Bedeutung und wurde des-

halb als Kriterium ausgewählt.

Für zystische Läsionen wurde zusätzlich noch das Kriterium „Distales Schall-

phänomen“ ausgewählt, da eine distale Schallverstärkung zur Charakterisie-

rung dieser flüssigkeitsgefüllten Raumforderungen beitragen kann. [12]

4.2.5 Bilderauswertung

Der Vergleich von randomisierten und anonymisierten Bilderquartetten den

fundamentalen Sonographie-Modus, Tissue Harmonic Imaging, Compound

Imaging und Tissue Harmonic Compound Imaging betreffend, ist schon an

mehreren Organen durchgeführt worden.

So haben Oktar et al. Bilderquartette von pathologischen Strukturen im ab-

dominellen und Beckenbereich miteinander verglichen, [46] Kim et al. sowie

Yen et al. im Bereich der Leber. [31, 71]

Oktar et al. haben in ihrer Studie 150 randomisierte Bilddatensätze zu je vier

Bildern in fundamentaler Bildgebung, Compound Imaging, THI und Tissue

Harmonic Compound Sonographie von verschiedensten abdominellen und

pelvicalen Läsionen nebeneinander auf einem Computerbildschirm platziert.

Diese wurden anschließend von zwei Untersuchern ausgewertet. [46]

Mesurolle hat ebenfallls Bildersätze zu je vier Bildern (B-Scan, THI, zweimal

CI) im Bereich der Mamma untersucht. Bei dieser Studie von Mesurolle et al.

von 2007 haben die Untersucher Zugang zu jeweils einem Satz von vier Ul-

traschallbildern in zufälliger Anordnung. Für jedes Bild wurden verschiedene

Kriterien, wie z.B. Gesamtqualität des Bildes, mit einer 5-Punkte-Skala be-

wertet. [45]

4.3 Ergebnisdiskussion

Die Übereinstimmung der Bildauswertung (Tabelle 2) wies eine zufrieden-

stellende bis gute Interobserverübereinstimmung der Untersuchung auf, die

auch von anderen Arbeitsgruppen in diesem Umfang beobachtet wurde. [5,

44

31] Die durch die multiplen Einzelbilder gewonnenen Compoundaufnahmen

unterschieden sich deutlich von den durch B-SCAN und THI generierten

Abbildungen. (Abb. 10) Bei den Bildmodi CI und THICI wurden im Inter-

observervergleich deutlich bessere Übereinstimmungen der Bildbewertung

erreicht als bei B-SCAN und THI.

Auffällig war die von beiden Untersuchern unterschiedliche Bewertung des

Parameters Gewebekontrast mit CI, die die schwächste Übereinstimmung

zeigte. Nach Sichtung der Daten vergab Auswerter 1 im CI-Modus in ca. 86%

der Fälle die höchste Bewertung, während der zweite Auswerter dies nur in

41% tat. (Tabellen 3 und 4) Die „subjektiv“ und aufgrund der eigenen Erfah-

rung empfundene Definition der „Kontrastierung“ von Geweben unterschied-

licher akustischer Impedanz kann diese Abweichung erklären. Ein weiterer

und damit verbundener Aspekt war die individuelle Lernkurve der Untersu-

cher, die mit den Bildern im THI- und CI-Modus konfrontiert wurden.

Die ultrasonographische Darstellung der Gewebestruktur in THI- und CI-

Bildern unterscheidet sich von der „gewohnten“ Ansicht. Tissue Harmonic

stellt die Gewebestrukturen kontrastreicher dar, was besonders bei kontrast-

armen Strukturen wichtig ist. [20, 56] Mit THI können zervikale Lymphknoten

eindeutiger erkannt werden. Auch Details, wie Kapsel- und Binnenstrukturen

sowie die Abgrenzung zu angrenzenden Organen und Gefäßen können laut

Jecker deutlicher dargestellt werden. [26]

Auch Kim et al. hatten teilweise ähnliche Werte für die Interobserver-

Reliability. Sie fanden für den Compound-Modus im Kriterium „Erkennbarkeit

der Läsion“ ebenfalls mit Hilfe der Kappa-Statistik eine Übereinstimmung von

0.353 für den B-Scan von 0.418. [31]

Von beiden Beurteilern wurde übereinstimmend die geringere „Körnigkeit“

des Bildeindrucks im Compound-Modus als Vorteil angegeben, um Gewebe-

elemente detaillierter darzustellen. (Abb. 11)

Die Resultate dieser Arbeit (Tabellen 5 und 6) zeigen, dass die Anwendung

von CI und THICI eine deutliche Verbesserung der Bildbeurteilungskriterien

Gesamtqualität, Gewebekontrast, Abgrenzbarkeit von Raumforderungen und

Binnentexturbeurteilung von Läsionen bietet. Damit werden Beobachtungen

aus Studien anderer Fachrichtungen [46, 71] und die theoretisch zu erwar-

tenden Vorteile von CI und THICI bestätigt.

45

Auffällig war die schlechtere Bewertung des solitären Einsatzes von THI in

allen Parametern. Die Informationen des THI, generiert durch nichtlineare

„harmonische“ Gewebereflexionen, zeigten häufig ein abgeschwächtes,

hypoechogenes Bild. Bei einigen Patienten konnten trotz Anwendung von

THI im Nahfeld (von maximal 45 mm) tiefe Areale nur schlecht abgebildet

werden. Mögliche Gründe für die subjektiv schlechter empfundene Abbil-

dungsqualität von THI werden von Mesurolle et al. und Cha et al. genannt.

Bei Untersuchungen im Nahfeld waren Raumforderungen mit THI und einem

fettgewebehaltigen Hintergrund deutlich besser sichtbar; fehlte dieser, war

die Methode nicht überlegen. [5, 45] Auch Szopinski et al. bestätigen, dass

vor einem fettgewebshaltigen Hintergrund die Kontrastverbesserung deutlich

größer ist als vor einem glandulären. [63] Der geringere Frequenzanteil des

THI führt zu einem Verlust von axialer Auflösung, besonders bei im Halsbe-

reich verwendeten hohen Frequenzbereichen. Ferner erzeugt THI ein grob-

körnigeres Bild und ist anfälliger für Bewegungsartefakte als der B-Scan

Mode, wie auch Mesurolle und Seo feststellten. [44, 58]

In ihrer Studie weisen Rosenthal et al. daraufhin, dass THI-Bilder kontrast-

reicher sind, was in der Detektion und Charakterisierung bestimmter flüssig-

keitsenthaltender Areale von Vorteil sein kann. Jedoch mache es diese Ge-

gebenheit laut Rosenthal auch erforderlich, neue diagnostische Standards -

das normale sonographische Erscheinungsbild fester Strukturen betreffend -

zu erlernen. [23, 48]

Compounding war in der Lage bei einem Großteil der Bildbefunde eine Quali-

tätsverbesserung zu erreichen. In Zusammenhang mit der Real-Time-

Untersuchung muss erwähnt werden, dass auch beim Compounding eine

langsame Sondenbewegung notwendig ist. Das Potential der Methode Arte-

fakte (z.B. Speckles und Clutter) zu reduzieren und eine bessere Echotextur

und Gewebekontrastierung zu ermöglichen, konnten wir verifizieren. Die

Reduzierung von Speckle-Artefakten spiegelt sich in verbesserter Grenzdar-

stellung und besserer Visualisierung wenig kontrastierter Regionen oder

echodichter Strukturen, wie Mikrokalzifikationen, wider. Ebenso war das

Clutter-Artefakt durch die technische Bildgenerierung aus verschiedenen

Winkeln und der Mittelung der entstandenen Einzelbilder reduziert. Beson-

46

ders im Halsbereich, wo viele anatomische Strukturen auf engem Raum

situiert sind, ist eine detaillierte Abgrenzung von Vorteil, die den Einsatz von

CI rechtfertigt.

Unter dem Aspekt einer fehlenden Überlegenheit von THI gegenüber B-

SCAN verwunderte es nicht, dass die Kombination von CI mit THI keinen

weiteren Vorteil verglichen mit dem Compound Modus erbrachte.

Allerdings wurde die deutlichere Darstellung einer distalen Schallverstärkung

bei zystischen Veränderungen bei Modi mit THI positiv bewertet. (Tabelle 7

und Tabelle 8) (siehe Abb. 14) Diese Einschätzungen teilen auch Seo et al.

bei der Untersuchung von Knoten in der Mamma unter Anwendung von THI.

[58]

Auch Kim et al. bestätigen bei der Lebersonographie, dass THI und THICI

bei zystischen Raumforderungen dem B-Scan und auch dem alleinigen Ein-

satz von Compound Imaging beim Kriterium „Distales Schallphänomen“ bei

zystischen Raumforderungen überlegen ist. Compound Ultraschall ist dabei

tendenziell sogar schlechter als der fundamentale B-Scan. [31]

Huber et al. kommen bei ihren Untersuchungen zum Compound-Ultraschall

zu ähnlichen Ergebnissen bezüglich der distalen Schallverstärkung bei zysti-

schen Läsionen. Auch hier bringt CI im Vergleich zum konventionellen B-

Scan keine Verbesserung, sondern eher eine Verschlechterung. [22]

Diese Ergebnisse, gemeinsam mit unseren Beobachtungen, lassen den

Schluss zu, dass THI bei Verdacht auf zystische Läsionen zur besseren Vi-

sualisierung zugeschaltet werden sollte.

4.4 Einschränkungen und Kritikpunkte

Wir verwendeten nur ein Ultraschallsystem; die Geräteeinstellungen und

Ergebnisse können nicht zwangsläufig auf andere Geräte übertragen

werden. Dies gilt insbesondere für die in diesem Fall auffälligen, negativen

Ergebnisse bei der alleinigen Verwendung von THI; je nach Art der Generie-

rung der Harmonics werden unterschiedliche Auflösungen beschrieben. [48]

Die retrospektive Auswertung von statischen Einzelbildern bildet ferner nicht

die Situation einer Real-Time-Untersuchung ab, da der Auswerter nicht die

Möglichkeit hat, die Einstellung in der gesamten Untersuchungssituation

47

differenziert zu beurteilen oder für seine Sehgewohnheiten zu optimieren. Für

die Ultraschalluntersuchung ist es aber wichtig, dass die Bilder an die jeweili-

gen Schallgewohnheiten angepasst sind, denn nur ein mit diesen Bildern

Vertrauter sieht eventuell vorhandene Vorteile und Möglichkeiten. [54] Wenn

also die Ultraschallbilder, wie eben die THI-, CI- und THICI-Bilder, sehr vom

konventionellen B-Bild abweichen, bedarf es einer Eingewöhnung. Es könnte

sein, dass die Eingewöhnungsphase (zehn Bilddatensätze) zu gering war.

Der Parameter „Gewebekontrast“ wurde von beiden Auswertern bei THI und

CI nur schwach übereinstimmend klassifiziert. Hier lag eine mögliche Schwä-

che in der Definition von kontrastierter Darstellung. Das grobkörnigere THI

härtet Impedanzunterschiede stärker auf als CI und stellt Grenzflächen präg-

nanter dar.

Eine weitere Möglichkeit, wie sich die teilweise geringe Interobserver-

Übereinstimmung erklären ließe, ist, dass Untersucher 1 etwa zehn Jahre

nach Untersucher 2 mit dem Erlernen der Ultraschalluntersuchung ange-

fangen hat. Das bedeutet, dass bei Untersucher 1 die Ultraschalltechnik wei-

terentwickelt war und er die Untersuchung überwiegend mit weichzeichnen-

den Bildern erlernte, wohingegen sich Untersucher 2 die Untersuchung zehn

Jahre zuvor mit grobkörnigeren Bildern aneignete. Somit ist Auswerter 2

vermehrt an das grobkörnigere Bild gewöhnt, das eher durch THI dargestellt

wird, während Auswerter 1 mit dem weichzeichnenden Bild, also dem CI-

Bild, vertraut ist.

Auch die vollständige Anonymisierung der Bilder stellte ein Problem dar. Es

waren zwar die Daten der Bilder für beide Untersucher unkenntlich gemacht,

aber die THI-, CI- und THICI-Bilder unterscheiden sich sehr, dass die Mög-

lichkeit besteht, dass man sie auch ohne die Daten der Bilder zu wissen er-

kennen kann, wie auch schon Kim et al. festgestellt haben. [31] Diesen me-

thodischen Bias zu verhindern ist jedoch unserer Ansicht nach kaum zu ver-

meiden.

4.5 Schlussfolgerung

In der Zusammenschau unserer Ergebnisse ist festzuhalten, dass eine solitä-

re Verwendung von Tissue Harmonic Imaging im Halsbereich nicht von Vor-

teil zu sein scheint. Die Anwendung von Compound Imaging oder die Kombi-

48

nation von Tissue Harmonic Imaging mit Compound Imaging verbesserte die

Bildbeurteilungsqualität in unserem Studienkollektiv jedoch deutlich, was

auch zu einer besseren Erkennbarkeit von Läsionen führt. Die bessere Bild-

beurteilungsqualität könnte auch zu einer besseren Dignitätsbestimmung

führen, was aber in anderen/weiteren Studien erst evaluiert werden muss.

Des Weiteren ist die gute Beurteilung von Läsionen auch von wirtschaftlicher

Bedeutung, da weiterführende Untersuchungen mit teureren bildgebenden

Verfahren vermieden werden könnten. [54]

Die Ergebnisse legen nahe, dass der Vorteil der hochauflösenden Com-

pound-Sonographie eine weitere Evaluierung im Kopf-Hals-Bereich verdient

und weitere klinische Studien darüber Aufschluss bringen sollten.

Die Studie zeigt aber auch, dass bei Verdacht auf eine zystische Läsion die

Verwendung von THI und THICI zur besseren Bestimmung der Läsion durch

Verstärkung des distalen Schallphänomens beitragen kann.

Für die Patienten wird sich während der Untersuchung mit Compound

Imaging oder Tissue Harmonic Compound Imaging kaum ein Unterschied

ergeben. Eventuell ist durch die bessere Erkennbarkeit und die bessere

Kontrastierung der unterschiedlichen Gewebe mit einer verkürzten Untersu-

chungszeit zu rechnen, die vom Patienten positiv bemerkt werden könnte.

Aufgrund der vorliegenden Ergebnisse und korrespondierend zu den Arbei-

ten anderer Fachbereiche ist der Einsatz von Compound Imaging und Tissue

Harmonic Compound Imaging auch im Kopf-Hals-Bereich sinnvoll. So sollte

CI und THICI im Standard-Untersuchungsprotokoll implementiert werden und

THI bei Verdacht auf zystische Läsionen zugeschaltet werden können.

49

Teile dieser Arbeit wurden auf dem Deutschen HNO-Kongress 2010 publi-

ziert.

Bozzato A, Loika A, Hornung J, Koch M, Zenk J, Uter W, Iro H (2010) Com-

parison of conventional B-scan, tissue harmonic imaging, compound imaging

and tissue harmonic compound imaging in neck lesion characterisation. Eur

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50

Abkürzungsverzeichnis

Abb. Abbildung

A-Scan Amplituden-Scan

B-Scan Brightness-Scan

CI Compound Imaging

cm Zentimeter

et al. et alii

DEGUM Deutsche Gesellschaft für Ultraschall in der Medizin

d.h. das heißt

HNO Hals-Nasen-Ohren

Hz Hertz

κ Kappa

MHz Megahertz

mm Millimeter

p P

S. Seite

THI Tissue Harmonic Imaging

THICI Tissue Harmonic Compound Imaging

UK Unterkiefer

U1 Untersucher 1

U2 Untersucher 2

z.B. zum Beispiel

51

Abbildungsverzeichnis

Abb. 1: Schallschatten als Schemazeichnung und Sonogramm [25] ............. 8

Abb. 2: Distale Schallverstärkung als Schemazeichnung und Sonogramm

[25]................................................................................................................. 8

Abb. 3: Wiederholungsechos als Schemazeichnung und Sonogramm [25]... 9

Abb. 4: Speckle-Muster [3]........................................................................... 10

Abb. 5: Piezoelektrischer Effekt: Druck auf den Kristall erzeugt Ladungen [56]

(P= auf den Kristall (SiO2) ausgeübter Druck, Si=Silicium, O=Sauerstoff) .. 15

Abb. 6: Verwendung der harmonischen Frequenzen zum Bildaufbau [54]

f=Fundamentalfrequenz, 2f=Harmonische Frequenz (doppelte Fundamental-

frequenz)...................................................................................................... 20

Abb. 7: Sende- und Empfangsfrequenzen von Second und Wide-Band-

Harmonic Imaging [19] f=Fundamentalfrequenz, 2f=Harmonische Frequenz

(doppelte Fundamentalfrequenz) ................................................................. 22

Abb. 8: Echos aus linearen und nicht-linearen Anteilen bei Phaseninversion

und Summation [19]..................................................................................... 23

Abb. 9: Schemazeichnung Compound Imaging [64] links: konventioneller

Ultraschall; rechts: Compound-Ultraschall ................................................... 23

Abb. 10: 74-jährige Patientin mit einem Warthin Tumor der linken Gl. Parotis

UK=Unterkiefer ............................................................................................ 33

Abb. 11: 27-jähriger Patient mit dem sonographischen Bild einer akuten

Lymphadenitis colli rechts in Level II............................................................ 34

Abb. 12: Grafische Darstellung der Erkennbarkeit des distalen Schallphäno-

mens für Untersucher 1 ............................................................................... 36

Abb. 13: Grafische Darstellung der Erkennbarkeit des distalen Schallphäno-

mens für Untersucher 2 ............................................................................... 36

Abb. 14: 72-jährige Patientin mit Verdacht auf mediane Halszyste.............. 37

Abb. 15: Ein Tabellenblatt aus der Auswertungstabelle für die beiden

Untersucher ............................................................................................... 632

52

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Zusätzliches Material

77 DEGUM-CD, Ausbildungsmaterial für das Kurssystem, Physikalische

Grundlagen und Technik der Sonographie

62

Anhang

63

Abb. 15: Ein Tabellenblatt aus der Auswertungstabelle für die beiden Untersucher

64

Danksagung

Für die Ermöglichung dieser Promotionsarbeit an der Hals-Nasen-Ohren-

Klinik Kopf-Hals-Chirurgie der Universität Erlangen-Nürnberg danke ich dem

Direktor der Klinik Herrn Prof. Dr. H. Iro und dem leitenden Oberarzt und Lei-

ter des Ultraschalllabors Herrn Prof. Dr. J. Zenk.

Mein besonderer Dank gilt Herrn PD Dr. A. Bozzato für die Bereitstellung des

Themas und die vorbildliche Betreuung meiner Arbeit. Er stand mir stets mit

fachlichem Rat, konstruktiver Kritik und umfassendem Wissen zur Seite.

Mein Dank gilt weiterhin den Mitarbeitern des Ultraschalllabors für die Unter-

stützung bei der Ultraschallbild-Akquise, Herrn Dr. J. Hornung für die Bewer-

tung, sowie Frau Ursprung aus der HNO-Bibliothek für die Hilfe bei der Lite-

raturrecherche.

Außerdem möchte ich Herrn Dr. Wolfgang Uter großen Dank für die Hilfe bei

der statistischen Auswertung aussprechen.

Ganz herzlich möchte ich mich bei Christina Brandl und Manuel Grosser für

das Korrekturlesen bedanken als auch bei Henri Schnell für einige wertvolle

Computer-Tipps.

Bedanken möchte ich mich schließlich noch bei meiner Familie, insbesonde-

re bei meinen Eltern, für ihre ermutigenden Worte während der Promotion

sowie für ihre Unterstützung während der Zeit des Studiums.

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