Systemdesign und Patientenlagerung bei der dedizierten ... · opening diameter proved to be bene5cial. Je rotation to a side prone position had no signi5cant e=ect. Patient comfort

I

Systemdesign und Patientenlagerung bei der dedizierten Brust-Computertomogra�e Inaugural-Dissertation zur Erlangung der Doktorwürde der Medizinischen

Fakultät der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg

vorgelegt von Felix Altho), Erlangen

Aus dem Institut für Medizinische Physik

der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg

Direktor: Univ. Prof. Dr. habil. Dr. med. h. c. mult. Willi A. Kalender, Ph. D.

Gedruckt mit Erlaubnis der Medizinischen Fakultät

der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg

Dekan: Prof. Dr. med. Dr. h.c. J. Schüttler

Klinik für Anästhesiologie

Referent: Prof. Dr. Dr. med. h. c. mult. W. A. Kalender

Institut für Medizinische Physik

1. Korreferent: PD Dr. med. E. Wenkel

Lehrstuhl für Diagnostische Radiologie

2. Korreferent: Prof. Dr.-Ing. J. Franke

Lehrstuhl für Fertigungsautomatisierung

und Produktionssystematik

Tag der mündlichen Prüfung: 15. April 2013

V

Inhaltsverzeichnis Zusammenfassung 1

Abstract 5

1 Einleitung 9

1.1 Motivation 9

1.1.1 Brustkrebs 9

1.1.2 Historie der Brustkrebsbekämpfung 10

1.1.3 Mammogra�e als Früherkennungsverfahren 11

1.1.4 Dedizierte Computertomogra�e der Brust 15

1.1.5 Potential der dedizierten Computertomogra�e der Brust 21

1.2 Ziel dieser Arbeit 23

2 Grundlagen 27

2.1 Anatomie und Pathologie der Brust 27

2.1.1 Anatomie der weiblichen Brust 27

2.1.2 Pathologie der weiblichen Brust 31

2.2 Bildgebungsgestützte Di)erentialdiagnose 32

2.3 Brustkrebsscreening 36

2.3.1 Ablauf und Organisation 36

2.3.2 Qualitätssicherung 36

2.4 Untersuchungsverfahren 37

2.4.1 Bildgebende Verfahren 37

2.4.2 Interventionelle Verfahren 43

2.5 Dedizierte Brust-CT 44

3 Systemkonzept 49

3.1 Stand der Technik 49

3.1.1 Brust-CT im Stehen 50

3.1.2 Brust-CT im Liegen 51

3.2 Systemkonzept der Spiral-Brust-CT 52

4 Bildgebungssystem 55


4.1.1 Koning breast CT 57

4.1.2 Bodega 58

4.1.3 SPECT/CT Mammotomogra�e-System 59

4.2 Ziele und Anforderungen 60

4.2.1 Vollständige 3D-Darstellung 60

Inhaltsverzeichnis

VI

4.2.2 Gute Weichgewebsdi)erenzierung 62

4.2.3 Exakte Bestimmung der Dichte des Gewebes 63

4.2.4 Dynamische kontrastmittelgestützte Bildgebung 64

4.2.5 Hohes, isotropes OrtsauCösungsvermögen 64

4.2.6 Niedrige Parenchymdosis 65

4.2.7 Patientenkomfort 66

4.2.8 Integrierte Biopsiemöglichkeit 66

4.2.9 Niedrige Kosten 67

4.2.10 Weitere Anforderungen 67

4.2.11 Anforderungsliste 69

4.3 Anordnungsbestimmende Gestaltung 70

4.3.1 Torus 70

4.3.2 U-Anordnung 72

4.3.3 Bewertungskriterien und -verfahren 75

4.3.4 Bewertung 76

4.4 Komponentenauswahl und Integration 78

4.4.1 Röntgenröhre 78

4.4.2 Detektor 80

4.4.3 Time Delayed Summation und Focal Spot Control 84

5 Patientenlagerung 89

5.1 Motivation und Ziele 89

5.1.1 Klinische Erfahrungen 89

5.1.2 Ziele 90

5.1.3 Anforderungen 91


5.2.1 Brust-CT 92

5.2.2 Andere bildgebende Verfahren 96

5.2.3 Artverwandte Verfahren 97

5.3 Materialien und Methoden 99

5.3.1 Liegenmodell 100

5.3.2 MRT-System und Sequenz 103

5.3.3 Studienkollektiv 104

5.3.4 Studienablauf 104

5.3.5 Fragebogen 106

5.3.6 Auswertung und statistische Tests 107

5.4 Ergebnisse 108

5.4.1 EinCuss der Kegelabsenkung 112

5.4.2 EinCuss des Ö)nungsdurchmessers 113

5.4.3 EinCuss der kontralateralen Hochlagerung 115

5.4.4 Lagerungskomfort und Schmerzpunkte 116

5.4.5 Darstellung anatomischer Landmarken 119

5.5 Diskussion 120

5.5.1 Verbesserung der Abdeckung von Brustwand und Axilla 121

5.5.2 Lagerungskomfort 124

5.5.3 Schwächen der Studie 125

5.5.4 Anforderungsgerechte Umsetzung 126

Inhaltsverzeichnis

VII

6 Brustimmobilisierung 129

6.1 Motivation und Ziele 129

6.1.1 Klinische Erfahrungen 129

6.1.2 Anforderungen 130

6.1.3 Vorarbeiten 132

6.1.4 Ziele 133


6.2.1 Bestehende Systeme 133

6.2.2 Schutzschriften 134

6.2.3 Artverwandte Verfahren 136

6.3 Materialien und Methoden 137

6.3.1 Unterdrucksystem 137

6.3.2 Stereotaxietisch und Liegenaufbau 139

6.3.3 Messmittel 140

6.3.4 Studienkollektiv 140

6.3.5 Studienablauf 141

6.3.6 Fragebogen 142

6.3.7 Auswertung und statistische Tests 143

6.4 Ergebnisse 144

6.4.1 Zuverlässigkeit des Unterdrucksystems 145

6.4.2 Erreichte Unterdruckwerte 146

6.4.3 Komfort des Unterdrucksystems 147

6.4.4 Wirksamkeit des Unterdrucksystems am Stereotaxietisch 148

6.4.5 Wirksamkeit des Unterdrucksystems am Liegenmodell 149

6.5 Diskussion 152

6.5.1 Zuverlässigkeit 152

6.5.2 Erreichte Unterdruckwerte 153

6.5.3 Komfort des Unterdrucksystems 154

6.5.4 Wirksamkeit des Unterdrucksystems 154

6.5.5 Schwächen der Studie 155

6.5.6 Gestaltungsvorschlag der Saugschalenform 155

6.5.7 Anforderungsgerechte Umsetzung 157

7 Schlussfolgerung 159

7.1 Zusammenfassung 159

7.2 Fazit 161

Literaturverzeichnis 163

Glossar 179

Danksagungen 183

Nachwort 185

1

Zusammenfassung

Hintergrund und Ziele

Brustkrebs ist die häu5gste Krebserkrankung und -todesursache bei Frauen der

westlichen Welt. Angesichts steigender Inzidenz, ist in Abwesenheit von adäquaten

primären Präventionsmaßnahmen die Mammogra5e derzeit als einziges anerkann-

tes Verfahren in der Lage prognostisch günstige Vorformen des Mammakarzinoms

im Rahmen ;ächendeckender Früherkennungsprogramme bei Frauen mit norma-

lem Brustkrebsrisiko zu entdecken und die Mortalität zu senken. Jedoch unterliegt

die Mammogra5e bekannten Nachteilen, wie Überlagerungse=ekten, massiv redu-

zierter Sensitivität bei dichtem Brustgewebe und schmerzha>er Kompression.

Die dedizierte CT der Brust scheint geeignet, diese Probleme zu überwinden, blieb

allerdings bisher den Beweis adäquater Bildqualität insbesondere für den Nachweis

präinvasiver Frühformen schuldig. Ein am Institut für Medizinische Physik verfolg-

tes, neuartiges Konzept weist in Simulationen und Experimenten erstmals die ge-

forderten Leistungswerte auf. Kritisch und stets in Frage gestellt bei Entwicklungs-

bestrebungen zur Brust-CT ist hierbei die Darstellung des brustwandnahen Anteils

der Brust und des axillären Ausläufers als mögliche Primärmanifestation von Meta-

stasen.

Das Ziel dieser Arbeit besteht in der Erarbeitung eines Gestaltungsentwurfs für

dieses neuartige Brust-CT-System. Dabei gilt es die Vorgaben aus den Simulationen

zu übertragen und einzubeziehen, sowie die ungeklärten Problemstellungen zu

lösen. Nach Gestaltung des Bildgebungssystems liegt der Schwerpunkt auf der Neu-

entwicklung eines Lagerungssystems bestehend aus Patientenliege und Brustimmo-

bilisierung. Auf Basis theoretischer Überlegungen sollen Probandenstudien an Ver-

suchsmodellen entscheidende Impulse liefern.

Zusammenfassung

2

Methoden

Nach Präzisierung der relevanten Anforderungen wurden zwei Alternativen zur an-

ordnungsbestimmenden Gestaltung des Bildgebungssystems erstellt und bewertet.

Die kritischen Parameter der Patientenlagerung wurden identi5ziert und mögliche

Gestaltungsvarianten des Lagerungssystems in einem Versuchsmodell realisiert.

Anhand mittels MRT gewonnener Schichtbilder wurde an 25 Probandinnen die

Wirksamkeit sowie der Ein;uss verschiedener Lagerungsparameter überprü>; zu-

dem wurden der Komfort beurteilt und eventuelle Schmerzpunkte identi5ziert.

Für die Brust-CT neuartig, wurde ein Konzept zur Brustimmobilisierung durch

Unterdruck entwickelt, und der Nachweis der Konzepttauglichkeit in zwei Studien

– eine am Versuchsmodell der Lagerung, eine an einem Stereotaxietisch – an insge-

samt 49 Probandinnen erbracht. Neben der Funktion wurden Komfort und Akzep-

tanz des Systems für sich und im Vergleich zur Mammogra5e evaluiert und die

Ergebnisse in Gestaltungsvorgaben umgesetzt. Die Auswertung erfolgte einerseits

auf Basis von MRT-Daten und andererseits anhand von Fotogra5en.

Ergebnisse

Das favorisierte Anordnungskonzept zeichnet sich neben der höheren und ausge-

glicheneren Gesamtbewertung durch eine hohe zu erwartende Systemgenauigkeit,

eine gute Zugänglichkeit zur Brust und eine leistungsfähige und kostengünstige

Drehübertragung aus.

Durch die spezielle Liegengestaltung konnte signi5kant mehr brustwandnahes

Brustgewebe in das Messfeld verlagert werden. Sowohl eine Absenkung der Liegen-

;äche als auch eine Vergrößerung des Ö=nungsdurchmessers erwiesen sich als

vorteilha>. Eine Rotation des Körpers entlang der Längsachse hatte keinen signi5-

kanten E=ekt. Der Lagerungskomfort konnte durch Absenkung der Liegen;äche

verbessert werden. Hier zeigte sich die Körperrotation sogar nachteilig.

Das verwendete Versuchsmodell zur Unterdruckbrustimmobilisierung stellte sich

in 85 Prozent der Fälle als zuverlässig heraus. Fehlerquellen wurden identi5ziert

und Gestaltungsverbesserungen erarbeitet. Durch Einsatz des Immobilisierungssys-

tems konnte eine signi5kante Verlagerung weiteren posterioren Brustgewebes in

das Messfeld erreicht werden. 94 Prozent der Probandinnen würden die Unter-

druckbrustimmobilisierung der Kompression bei der Mammogra5e vorziehen.

Zusammenfassung

3

Schlussfolgerungen

Die durchgeführten Untersuchungen dokumentieren, dass bei Gestaltung nach den

erarbeiteten Vorgaben, die in der Simulation ermittelte Bildqualität in einem dedi-

zierten Brust-CT-System an die klinischen Anforderungen adaptiert werden kann.

Bei entsprechender Formung der Liege ist eine Darstellung der Brust inklusive des

posterioren Aspekts bis hin zur Brustwand möglich. Durch Einsatz einer Unter-

druckbrustimmobilisierungsvorrichtung kann die Abdeckung der Brust noch wei-

ter verbessert werden. Mit angepasster Formgestaltung ist die Erfassung des zum

Primärstaging wichtigen axillären Ausläufers denkbar. Angesichts der positiven,

den Komfort betre=enden Untersuchungsergebnisse ist eine hohe Patientenakzep-

tanz der dedizierten Brust-CT zu erwarten.

5

Abstract

Aims

Breast cancer is the most common cancer and number one cause for cancer related

deaths among women in the western hemisphere. Facing growing incidence and in

absence of adequate primary prevention, mammography currently is the only tech-

nique capable of detecting preinvasive cancers associated with a favorable prognosis

within a screening program of women at average risk for breast cancer and reducing

mortality. However, mammography subjects several well known drawbacks like

superimposition e=ects, massively limited sensitivity in dense breast tissue and

painful breast compression.

Dedicated breast CT might potentially overcome theses problems, but has not yet

proven to provide adequate image quality especially for the detection of preinvasive

early stage breast cancer. For the 5rst time, a new approach followed by the Institute

of Medical Physics, shows the demanded performance in simulation studies and

experiments. Crucial and always questioned concerning development attempts at

breast CT is the coverage of the breast tissue near the chest wall and the axillary tail

as the 5rst site of metastasis.

Je aim of our work was the design realization of this novel breast CT system.

Jerefore the requirements derived from the simulations have to be transferred and

included as well as the remaining open issues have to be solved. A>er structuring

the imaging system the development was focussed on a patient positioning system

consisting of patient table and breast immobilization device. On the basis of theo-

retic considerations volunteer studies using prototypes should deliver key impulses.

Materials and Methods

A>er speci5ing the relevant requirements two alternative dra>s for the layout struc-

ture of the imaging system were created and evaluated. Critical parameters of the

patient position were identi5ed and a mockup of the patient positioning system

Einleitung — Motivation

6

mimicking potential design variants was realized. E=ectiveness and in;uence of

each single parameter were determined using MRI in a 25 volunteer study. Futher-

more patient comfort was assessed and areas of discomfort were identi5ed.

Novel to breast CT, a concept for immobilizing the breast using depression was

developed and the feasibility proved in two volunteer studies (one using the

mockup of the positioning system and one at a biopsy table) comprising a total of

49 volunteers. Besides e=ectiveness, both comfort and acceptance were evaluated

independently and in comparison to mammography. Je results were adapted in

design guidelines. Analyses were conducted using both MRI data and photographs.

Results

Je preferred layout concept features besides a higher and more balanced overall

score, an expected high system accuracy, a broad access to the breast and a compre-

hensive and cost-eNcient rotation transmission.

Dedicated table design shi>ed signi5cantly more breast tissue near the chest wall

into the 5eld of measurement. Both lowering the table surface and increasing the

opening diameter proved to be bene5cial. Je rotation to a side prone position had

no signi5cant e=ect. Patient comfort could be improved by lowering the table sur-

face. Here body rotation turned out to be adverse.

Je prototype used for breast immobilization by depression worked reliably in

85 percent of the cases. Sources of defects were identi5ed and design improvements

prepared. Using the immobilization device a signi5cant shi> of further posterior

breast tissue into the 5eld of measurement was achieved. 94 percent of the study

volunteers would prefer the depression immobilization to the compression used for

mammography.

Conclusions

Je studies document that the image quality determined in simulation studies can

be adapted to a dedicated breast CT under clinical circumstances when applying the

developed design concept. A table shape according to the guidelines enables for

imaging the breast including the most posterior aspect. Using the depression im-

mobilization device the coverage of the breast can be further improved. Jank to

re5nements in shape including the axillary tail important for primary staging seems

Abstract

7

possible. Given the positive results concerning patient comfort a high patient ac-

ceptance of dedicated breast CT can be anticipated.

9

1 1 Einleitung

1.1 Motivation

1.1.1 Brustkrebs

Brustkrebs – genauer gesagt das invasive Mammakarzinom – ist unter der weibli-

chen Bevölkerung in Deutschland und den Vereinigten Staaten von Amerika (USA)

mit einem Anteil von etwa 30 Prozent die dominierende bösartige Neubildung. In

Deutschland werden jährlich etwa 72 000 invasive und weitere 6 500 präinvasive

Mammakarzinome diagnostiziert. Statistisch erkrankt derzeit jede achte Frau im

Laufe ihres Lebens an Brustkrebs und ein Viertel dieser Frauen erliegt der Krank-

heit. Deutschlandweit ist damit das Mammakarzinom die häu5gste Todesursache

unter den bösartigen Neubildungen. Männer sind mit einem Verhältnis von etwa

1 zu 100 wesentlich seltener von Brustkrebs betro=en als Frauen. [4][5][170]


10

Geschlechterübergreifend stellt ein hohes Lebensalter, neben der genetischen Dis-

position, den größten Risikofaktor der Brustkrebserkrankung dar. Weitere Kriterien

wie ein ungesunder Lebensstil oder ein höheres Alter bei der Geburt des ersten

Kindes spielen eine weitaus geringere Rolle. [5][170] Sowohl die Brustkrebsinzi-

denz als auch die Mortalität steigen mit zunehmendem Lebensalter an. So treten in

Deutschland und den USA über 95 Prozent der Neuerkrankungen und Sterbefälle

bei Frauen ab dem 40. Lebensjahr auf. [4][170] Das Medianalter der deutschen

Frauen bei Diagnosestellung beträgt derzeit 65 Jahre. [170] Auch der Großteil des

Anstiegs der Neuerkrankungsrate lässt sich auf diese Weise erklären. So stieg in den

Jahren 1980 bis 2008 die rohe Erkrankungsrate kontinuierlich an und verdoppelte

ihren Wert. Die standardisierte Erkrankungsrate – unter Berücksichtigung des de-

mogra5schen Wandels der Bevölkerung – wuchs jedoch im gleichen Zeitraum nur

um etwa 50 Prozent. Die Zunahme der Brustkrebsfälle wird folglich größtenteils

durch das allgemein höhere Lebensalter der Bevölkerung und nur zu kleinem Teil

durch den veränderten Lebenswandel der modernen Gesellscha> hervorgeru-

fen. [97][132] [170][199]

1.1.2 Historie der Brustkrebsbekämpfung Der Blick in die Vergangenheit zeigt, dass Brustkrebs keineswegs eine zivilisatori-

sche Erkrankung der Neuzeit ist. Erste Hinweise gibt es bereits in der altägyptischen

Medizin, detailliertere Beschreibungen der Pathogenese lassen sich dem auf das

fün>e Jahrhundert v. Chr. datierten Corpus Hippocraticum entnehmen. [51] [134]

Angesichts unverändert hoher Sterberaten attestierten BAILAR et al. noch 1986 den

amerikanischen Bemühungen im „Krieg gegen Krebs“ sowohl im Allgemeinen als

auch gegen Brustkrebs im Speziellen „eine Niederlage“ [12]. Dabei machten zu

jener Zeit Patientenstudien, wenn auch in kleinem Umfang, bereits bedeutsame

Fortschritte deutlich. Denn die im New York der sechziger Jahre begonnene Health-

Insurance-Plan-Studie (HIP) zur Bestimmung des Nutzens regelmäßiger Untersu-

chungen1 bei der Brustkrebsfrüherkennung, hatte in der Testgruppe erstmals erfolg-

reich eine langfristige Reduktion der Mortalität um etwa 25 Prozent nachgewiesen.

1 Kombination von Mammogra5e und Tastuntersuchung


11

Neue Verfahren im Bereich der Chemo- und Hormontherapie konnten ebenfalls

signi5kant reduzierte Sterberaten belegen. [33][57][186]

Die Brustkrebssterberate in den USA blieb dennoch bis Ende der achtziger Jahre

auf konstant hohem Niveau. In direktem Zusammenhang mit dem Mitte der achtzi-

ger Jahre eingeführten Mammogra5escreening zeigten sich erste Erfolge zunächst

in einem unerwarteten Anstieg der Brustkrebsinzidenz. [12][97] Dieser ließ sich

dadurch erklären, dass zur vorhandenen Hintergrundinzidenz nun frühzeitig weite-

re Tumoren entdeckt wurden, die ohne Screening klinisch erst in den Folgejahren

diagnostiziert worden wären. [201] Nach einigen Jahren begann mit Verzögerung

ein ebenso abrupter Abfall der Sterberate. In den USA führte dieser bis heute anhal-

tende Trend in den Jahren 1990 bis 2005 zu einer 25-prozentigen Reduktion der

Brustkrebssterblichkeit. [5][97] In Deutschland und anderen europäischen Ländern

ist eine ähnliche Entwicklung zu beobachten. [96][185] Ein besonders o=enkundi-

ger Indikator für den positiven E=ekt des Brustkrebsfrüherkennungsprogramms ist

der Anstieg des Anteils der prognostisch deutlich günstigeren Karzinome in situ an

der Gesamtzahl der entdeckten Tumoren um den Faktor 12 von nur etwa 2,4 Pro-

zent vor Anbeginn des Screenings bis auf fast 28 Prozent in Jahr 2001. [202] Jedoch

ist in Abwesenheit einer zuverlässigen Methode zur Brustkrebsprävention auch

heute noch die Früherkennung die einzige Möglichkeit einen nachhaltigen Progress

im Kampf gegen den Brustkrebs zu erzielen, aber keine endgültige Lösung des Pro-

blems. [4][97]

1.1.3 Mammogra�e als Früherkennungsverfahren Ein Früherkennungsverfahren, fordert KOPANS, „muss in der Lage sein, Maligno-

me bei kleinerem Ausmaß und in einem früherem Stadium zu detektieren als es

ohne Anwendung [des Verfahrens] möglich gewesen wäre“ [97]. Diese Aussage

begründet sich in der gegebenen positiven Korrelation zwischen Tumorgröße

(größter Durchmesser) und Brustkrebsmortalität. MICHAELSON et al. beschreiben

diesen Zusammenhang durch eine komplexe exponentielle Gleichung. Diese lässt

sich näherungsweise durch eine einfache lineare Abhängigkeit beschreiben. Jede

Vergrößerung des Tumors um einen Millimeter entspricht demnach einer Steige-

rung der Sterberate um einen Prozentpunkt. Ein Früherkennungsverfahren, das es


12

ermöglicht die Detektionsgröße der Tumoren beispielsweise von 20 mm auf 10 mm

zu reduzieren, ist somit in der Lage die Langzeitmortalität von 20 Prozent auf

10 Prozent zu verringern – also e=ektiv zu halbieren. [129][131]

Neben der Detektion von Verdichtungen – also des eigentlichen Tumors – gilt die

Darstellung von Mikrokalk als wichtigste Anforderung an Früherkennungsverfah-

ren. Mikrokalk stellt insbesondere in Absenz von Herdbefunden oder tastbaren

Tumoren einen wichtigen Indikator dar. [189] Etwa die Häl>e der invasiven Karzi-

nome und fast drei Viertel der duktalen Karzinome in situ (DCIS) weisen Mikro-

kalk auf. [58][181][190][208] Bei 75 bis 85 Prozent der DCIS sind klinisch okkulte

Mikroverkalkungen ohne Herdbefund das Leitsymptom. [209] Darüber hinaus

stellt die Mikrokalkstrukturanalyse ein essenzielles Werkzeug bei der Di=erentialdi-

agnose dar. Hier wird sowohl die Form und Größe der Verkalkungen als auch deren

Anzahl und Verteilungsmuster beurteilt. Maligne Mikrokalzi5kationen weisen übli-

cherweise eine Größe von 400 µm bis 600 µm auf. [181] Dementsprechend sieht die

Bundesärztekammer in ihrer Leitlinie zur Qualitätssicherung in der Radiologie die

Darstellung von Strukturdetails von 200 µm als erforderlich an. [30][58][181]

Nach der erfolgreichen Anwendung der Mammogra5e als Untersuchungsverfahren

im HIP-Projekt wurde sie Ende der siebziger bzw. Anfang der achtziger Jahre in

zahlreichen Screeningerprobungen in Europa und Amerika eingesetzt. Auch wenn

sich die einzelnen Studien teilweise bei Alter der Testgruppe, Screeningintervall

oder Anzahl der Projektionen unterschieden, konnten sie durchwegs eine deutliche

Reduzierung der Sterblichkeit zwischen 25 und 50 Prozent nachweisen. [57][92]

[97][183][185] Aus dem Breast Cancer Detection Demonstration Project (BCDDP),

der umfangreichsten dieser Studien, liegen detaillierte Daten vor. Von allen im

BCDDP gefundenen Tumoren entdeckte die Mammogra5e allein über 90 Prozent.

50 Prozent der Tumoren in frühen Stadien und 42 Prozent aller Tumoren konnten

nur mit Hilfe der Mammogra5e detektiert werden. Die Mammogra5e unterstrich

jedoch nicht nur ihre Fähigkeit frühzeitig Tumoren zu entdecken, sondern wies

auch Schwächen auf. Etwa 20 Prozent der Tumoren blieben, wahrscheinlich wegen

ihrer geringen Größe, sowohl für die Mammogra5e als auch für die klinische Tast-

untersuchung verborgen. [97]


13

Noch heute stellt die Mammogra5e – wenn auch mit stetig weiterentwickelter

Technologie – die Standardmethode im Brustkrebsscreening von Nicht-Hoch-

risiko-Patientinnen dar. [35] Sie ist als Einzige der etablierten bildgebenden Verfah-

ren in der Lage, die diagnostisch richtungsweisenden Mikrokalzi5kationen darzu-

stellen. Aber auch die Mammogra5e nach dem derzeitigen Stand der Technik stößt

an ihre Grenzen. Erst ab einer Größe von 12 mm entdeckt sie zuverlässig vier von

fünf invasiven Karzinomen; die klinische Tastuntersuchung jedoch sogar erst ab

etwa 20 mm. [130][167]

MICHAELSON et al. untersuchten darüber hinaus die notwendige Größe einer 50-

prozentigen Entdeckungswahrscheinlichkeit in Abhängigkeit von der Brustdichte.

Bei überwiegend fetthaltigen Brüsten der Typen ACR I2 und ACR II ermittelten sie

eine Größe von 7 mm. Für heterogen dichte Brüste (ACR III) stieg der Wert auf

10 mm und für extrem dichte Brüste (ACR IV) sogar auf 12 mm an; er blieb jedoch

stets unter dem der Tastuntersuchung von etwa 15 mm. [130][181] Auch Sensitivi-

tät und Spezi5tät der Mammogra5e sinken zum Teil stark mit steigender Dichte des

Drüsengewebes ab (vgl. Tabelle 1). [35][94] Dies ist insofern von besonders großer

Bedeutung für die Brustkrebsfrüherkennung als Brüste der Dichtetypen ACR III

und ACR IV auch in höherem Alter häu5ger vorkommen als allgemein angenom-

men wird (vgl. Abbildung 1). Laut KOPANS gehören im Alter von 50 Jahren bei

Eintritt in die Screeningpopulation noch drei von vier Frauen dieser Gruppe

an. [97]

Darüber hinaus weist die Mammogra5e einen niedrigen positiven Vorhersagewert

zwischen 10 und 43 Prozent auf. Somit erweisen sich sechs bis neun von zehn Biop-

sien, die aufgrund eines positiven Mammogra5ebefundes durchgeführt werden, als

negativ und verursachen lediglich unnötige Schmerzen der Patientinnen, unter

Umständen Angst vor Folgeuntersuchungen und hohe Kosten im Gesundheitssys-

tem. [68][161][165]

2 Klassi5kation der weiblichen Brust nach Dichte des Brustgewebes durch das ACR (American Col-lege of Radiology) (vgl. Tabelle 1)


14

Tabelle 1 Abhängigkeit der mammogra�schen Leistungsfähigkeit beschrieben durch Sensitivität, Spezi�tät und Tumorgröße mit hoher, zu erwar-tender Detektionszuverlässigkeit vom nach ACR klassi�zierten Dichte-typ sowie insgesamt [35][58][94][160]

ACR Sensitivität in % Spezi�tät in % Detektierbare

Tumorgröße in mm

Typ I (überwiegend lipomatös) 88 – 98 97 > 5

Typ II (verstreut �broglandulär)

82 – 83 93 > 10

Typ III (heterogen dicht)

64 – 69 91 > 15

Typ IV (extrem dicht) 48 – 62 90 > 20

Gesamt 75 – 78 92 > 12

Abbildung 1 Anteil der Frauen mit Dichtetyp ACR I & II (blau) sowie ACR III & IV (grün) in Abhängigkeit des Lebensalters (Adaptiert von Kopans) [97]

ACR III & IV

ACR I & II

0 %

20 %

40 %

60 %

80 %

100 %

30 40 50 60 70 80

An

teil

de

r F

rau

en

mit

Dic

hte

typ

Lebensalter in Jahren


15

1.1.4 Dedizierte Computertomogra�e der Brust De5zite des Leistungsvermögens bei besonders dichtem Gewebe sind kein mam-

mogra5einhärentes Problem, sondern ein Phänomen mit dem alle röntgenstrahlba-

sierten Durchleuchtungsverfahren in der medizinischen Bildgebung zu kämpfen

haben. Die aufgenommene Projektion bzw. jeder einzelne Bildpunkt dieser Projek-

tion spiegelt das entlang eines vom Fokuspunkt ausgehenden Strahls gebildete Li-

nienintegral über die Schwächungswerte der dabei durchstrahlten Objektbestand-

teile wider. Die Projektionsdaten stellen folglich stets die Überlagerung aller absor-

bierenden Strukturen des durchstrahlten Objektes dar. [90]

Für die Mammogra5e, insbesondere bei der Untersuchung dichter Brüste, bedeutet

dies einerseits, dass geringe Kontrastunterschiede, wie sie beispielsweise zwischen

Tumor und Drüsengewebe bestehen, nicht wahrgenommen werden können, falls

sie von den großen Schwächungswerten des dichten Drüsengewebes überlagert und

dominiert werden. Andererseits können sich aber auch Drüsengewebestrukturen

derart überlappen, dass in der Projektionsaufnahme fälschlicherweise der Eindruck

einer Läsion entsteht. Einen Ausweg stellt in der klassischen Radiogra5e seit Mitte

der siebziger Jahre die Computertomogra5e (CT) dar. Sie ist als schichtbildgeben-

des Verfahren in der Lage, sich überlagernde Strukturen einzeln und bei vollem

Kontrast darzustellen. [90]

Unter technologischen Gesichtspunkten lässt sich die Entwicklungsgeschichte der

dedizierten Brust-CT in drei Evolutionsstufen einteilen. Erste klinische Studien mit

zwei Prototypensystemen der Firma General Electric (GE) gab es nahezu zeitgleich

mit der Einführung der klinischen CT Mitte der siebziger Jahre, lange vor der Im-

plementierung ;ächendeckender Mammogra5escreeningprogramme. Das AuZom-

men großer, digitaler Flachdetektoren in derRöntgenbildgebung führte Anfang des

21. Jahrhunderts zur Entwicklung sogenannter Cone-Beam-Breast-CT (CBBCT)-

Systeme. Diese ermöglichen vollständige Volumenaufnahmen innerhalb nur einer

Rotation, da sich die komplette Brust im Messfeld be5ndet. Ein völlig neuer Ansatz

wird seit 2006 am Institut für Medizinische Physik (IMP) unter Leitung von WILLI

KALENDER verfolgt. Hier sollen dedizierte Bildgebungskomponenten kombiniert

mit dem Spiral-CT-Verfahren der Brust-CT zum endgültigen Durchbruch verhel-

fen. Im Folgenden werden die charakteristischen Eigenscha>en dieser CT-Systeme


16

kurz hinsichtlich ihrer klinischen Leistungsfähigkeit – insbesondere einer potentiel-

len Eignung als Screeningverfahren – dargestellt. [68][90]

1.1.4.1 Computed Tomographic Mammography

Unter dem Namen Computed Tomographic Mammography (CT/M) startete GE

1975 parallel am University of Kansas Medical Center und der Mayo Clinic and Ma-

yo Foundation in Rochester die mit insgesamt 2349 Probandinnen bis heute größte

klinische Studie zur dedizierten Brust-CT. Verglichen mit Mammogra5e war eine

von 90 Prozent auf 68 Prozent signi5kant reduzierte Sensitivität der CT/M für ma-

ligne Läsionen festzustellen. [65] Wie CHANG et al. demonstrierten, konnte kon-

trastmittelgestützt eine deutliche Steigerung der Sensitivität erzielt werden. Von

78 Karzinomen wurden mittels Kontrastmittel (KM)-CT/M zwei, mittels Mammo-

gra5e hingegen 18 nicht detektiert. Drei Herdbefunde wurden mit KM-CT/M

fälschlicherweise als benigne eingestu>. Die resultierenden Detektionsraten von

94 Prozent bzw. 78 Prozent zeigten die kontrastmittelgestützte CT/M der Mam-

mogra5e klar überlegen. Bei besonders dichten Brüsten 5el die Mammogra5e noch

stärker ab. Hier detektierte sie nur drei von zwölf vollständig durch CT/M nach-

weisbarer Karzinome. [38]

Bei einer Ortsau;ösung der CT/M (10-Prozent-Wert der MTF3) von etwa 3 LP/cm

(1,67 mm) ist eine adäquate Darstellung von Mikrokalzi5kationen unwahrschein-

lich (vgl. Abbildung 2). [37] CT/M diagnostizierte Läsionen von 2 mm bis 9 cm

Durchmesser. Eine der bei CHANG et al. mittels CT/M verfehlten Läsionen blieb

wegen ihrer geringen Größe von 1 mm unentdeckt. Die Andere lag – außerhalb des

durch das Messfeld erreichbaren Bereichs – tief im posterioren Aspekt der Brust.

Diese De5zite bezüglich Ortsau;ösung und Patientenlagerung identi5zierten

CHANG et al. als entscheidende Einschränkungen des Systems, deren Behebung

eine erhebliche Leistungssteigerung bewirken würde. [38]

3 Die Modulation Transfer Function (MTF) beschreibt die Übertragungseigenscha>en eines Systems von Detailkontrast des Objektes in Detailkontrast des Abbildes. Die Ortsfrequenz bei der der Objekt-kontrast nur noch zu 10 Prozent wiedergegeben wird entspricht der Grenzfrequenz.


17

Die Notwendigkeit eines Kontrastmittels, die geringe Ortsau;ösung, hohe Untersu-

chungskosten und nicht zuletzt Bedenken zur Strahlendosis machten das CT/M für

den Einsatz im Screening ungeeignet, sodass es nie zu einer Markteinführung kam

und die Prototypen Ende der siebziger Jahre von GE zurückgerufen wur-

den. [38][68]

Abbildung 2 links: koronare Schichtansicht eines Mammakarzinoms mit dem CT/M vor Kontrastmittelgabe, rechts: nach Kontrastmittelgabe, die Kon-trastanreicherung des Tumors beträgt 37 HU [38]

1.1.4.2 Cone-Beam-Breast-CT

Namensgebend für die Brust-CT-Systeme der zweiten Generation sind die Kegel-

strahlgeometrie und die dafür notwendigen großen, digitalen Flachdetektoren. Für

diese Entwicklung sind zwei US-amerikanische Forschungsgruppen um JOHN

BOONE und RUOLA NING richtungsweisend. Die einzigen Verö=entlichungen über

klinische Studien und Erfahrungen mit dieser Technologie stammen ebenfalls aus

diesem Umfeld; zwei Studien aus der Gruppe um BOONE mit insgesamt 115 Pro-

bandinnen und eine Studie aus der Gruppe um NING mit 36 Probandinnen. Da die

in den Studien verwendeten Scanner bezüglich Systemdesign, Bildgebungskompo-

nenten, Abbildungsgeometrie und applizierter Strahlendosis vergleichbar sind, wer-

den sie zunächst gemeinsam, stellvertretend für das Kegelstrahlverfahren betrach-

tet. [110][151][153][163] Eine detaillierte Gegenüberstellung der Systeme 5ndet

sich in Tabelle 3 (S. 56).


18

War die Darstellung von Mikrokalzi5kationen mit CT/M noch unmöglich und die

Detektionsrate von Läsionen ohne den Einsatz von Kontrastmittel der Mammogra-

5e deutlich unterlegen, so zeigt sich die CBBCT mit etwa 90 Prozent detektierter

Läsionen der Mammogra5e nahezu ebenbürtig. [110][151] Trotz einer Ortsau;ö-

sung von lediglich 320 µm (1,56 LP/mm, 10-Prozent-Wert der MTF) detektierten

O’CONNELL et al. 86,5 Prozent der in der Mammogra5e präsenten Mikrokalzi5ka-

tionen mit dem CBBCT-System. Fünf der sieben verfehlten Kalzi5kationen waren

einzelne Kalzi5kationen von einer Größe geringer als 1 mm. Verdichtungen wurden

in CBBCT und Mammogra5e gleichermaßen zuverlässig erkannt, die Sichtbarkeit

war bei der CBBCT jedoch signi5kant besser (vgl. Abbildung 3). [151] LINDFORS

et al. belegen ebenfalls eine signi5kante Überlegenheit der Mammogra5e in der

Detektion von Mikrokalk, aber auch der CBBCT für die Darstellung von Verdich-

tungen. Sie schlossen zwei Läsionen aus ihrer Studie aus, da sich diese außerhalb

des Messfeldes der CBBCT befanden. [110]

Abbildung 3 links: koronare Schichtaufnahme mit dem CBBCT bei (273 µm)³ Voxel-größe, rechts: 3D-gerenderte Ansicht [151]

PRIONAS et al. bewiesen, dass auch die Leistungsfähigkeit der CBBCT durch Kon-

trastmitteleinsatz gesteigert werden kann. Ihre Ergebnisse weisen eine signi5kant

erhöhte Visualisierung maligner Läsionen im Vergleich zu nativer CBBCT und

Mammogra5e auf. Die Sichtbarkeit maligner Kalzi5kationen und duktaler Karzi-

nome in situ entsprach dem Niveau der Mammogra5e. Da sich generell maligne


19

Läsionen besser sichtbar zeigten als benigne Läsionen und zudem eine signi5kante

Di=erenz zwischen deren CT-Werten von 38 HU nachgewiesen werden konnte,

wird eine Steigerung der Spezi5tät der Kegelstrahl-Brust-CT durch Kontrastmitte-

leinsatz erwartet. [163] Für den Einsatz in einem ;ächendeckenden Früherken-

nungsprogramm sind allerdings kontrastmittelbasierte Verfahren aufgrund des

erhöhten Risikos und Aufwands für gewöhnlich ungeeignet.

1.1.4.3 Spiral-Brust-CT

Gestützt auf seine jahrzehntelange Erfahrung im Bereich der Computertomogra5e

und veri5ziert durch zahlreiche Messungen und Simulationen verfolgt WILLI KA-

LENDER vom Institut für Medizinische Physik in Erlangen einen di=erenzierteren

Ansatz. Neben dem Einsatz zur Früherkennung und der dynamischen Bildgebung

zur kontrastmittelgestützten Di=erentialdiagnose sieht er weitere Anwendungsfälle

der dedizierten Brustbildgebungsverfahren in der bildgestützten Navigation für

Biopsie- und Jerapieverfahren sowie der Operationsplanung. Die gesetzten An-

forderungen (vgl. Tabelle 2) an das „perfekte Brustbildgebungsverfahren“ [91] sieht

er durch das in KALENDER et al. beschriebene Konzept für ein dediziertes Spiral-

Brust-CT-System gelöst. Eine Erfüllung der ersten vier gelisteten Anforderungen ist

naheliegend und wurde bereits in den vorgenannten Studien sowie von PERRONE

et al. nachgewiesen. Anforderung Nummer 5 und 6 entstammen den Qualitätsvor-

gaben für die Mammogra5e (vgl. Abschnitte 2.3.2.2 und 2.4.1.1). Der Nachweis

dieser Maßgaben ist entscheidend für die praktische Eignung des Verfahrens und

bisher unerreicht von den zuvor beschriebenen Brust-CT-Systemen. [87][91][158]

KALENDER et al. beschreiben ein Konzept und belegen demzufolge die Erfüllung

der Anforderungsliste mit Simulationsergebnissen. Es wird beabsichtigt neue Bild-

gebungskomponenten einzusetzen, die gegenüber der Kegelstrahl-Brust-CT ent-

scheidende Vorteile mit sich bringen; hocheNziente, direkt konvertierende Detekto-

ren und eine Hochleistungsfeinfokusröhre, sowie neuartige, modellbasierte,

iterative Rekonstruktionsverfahren (MBIR) machen den Unterschied. KALENDER

et al. erreichen eine Ortsau;ösung (10-Prozent-Wert der MTF) von über 6 LP/mm

(83 µm). Mikroverkalkungen einer Größe von 150 µm und Verdichtungen einer

Größe von 2 mm sind bei einer mittleren Parenchymdosis von 3 mGy klar sichtbar.


20

Anwendungsbezogen werden für Verdichtungs- bzw. Kalkdarstellung angepasste

Rekonstruktionsparameter verwendet (vgl. Abbildung 4). [91]

Tabelle 2 Anforderungen an das perfekte Brustbildgebungsverfahren [91]

1. Vollständige 3D-Darstellung

2. Gute Weichgewebsdi)erenzierung

3. Exakte Bestimmung der Dichte des Gewebes

4. Dynamische konstrastmittelgestützte Bildgebung

5. Hohes, isotropes OrtsauCösungsvermögen von 100 µm

6. Niedrige Patientendosis mit einer mittleren Parenchymdosis (AGD) unter 5 mGy

7. Patientenkomfort ohne Brustkompression

8. Integrierte Biopsiemöglichkeit

9. Niedrige Kosten

Abbildung 4 links: rekonstruierte Schicht (MBIR) eines Phantom-Inserts aus Simula-tionsergebnissen in Weichgewebsdarstellungsmodus (Voxelgröße (150 µm)³, C - 50, W 500), die 2-mm-Läsion ist klar zu erkennen rechts: rekonstruierte Schicht (MBIR) des Inserts aus Simulationser-gebnissen in Mikrokalkdarstellungsmodus (Voxelgröße (50 µm)³, C 5 000, W 15 000), die 150-µm-Kalzi�kationen sind klar zu erkennen [91]

σ = 630 HU σ = 19 HU

5 mm

2 mm

1 mm

200 µm

150 µm

100 µm


21

Die Simulationsergebnisse von KALENDER et al. legen nahe, dass ein dediziertes

Brust-CT-System nach ihren Vorgaben entwickelt werden kann, das die gelisteten

Anforderungen einschließlich der Nummern 5 und 6 einhalten kann. Ein Nachweis

über die Erfüllung der Anforderungen 7 bis 9 wird allerdings nicht geführt. Diese

können nicht im Rahmen von Simulationen behandelt werden, sondern betre=en

Problemstellungen des Systemdesigns.

1.1.5 Potential der dedizierten Computertomogra�e der Brust Wohl wissend, dass der in Abschnitt 1.1.3 aufgezeigte, von MICHAELSON et al.

beschriebene Zusammenhang zwischen Langzeitsterblichkeit (15-Jahre) und Tum-

orgröße eine erhebliche Vereinfachung 4 der Pathogenese und Mortalität des

Mammakarzinoms darstellt, soll er an dieser Stelle dennoch herangezogen werden,

um das Potential der dedizierten Brust-CT als bildgebendes Verfahren zur Brust-

krebsfrüherkennung anzudeuten.

An gleicher Stelle wurde ebenfalls gezeigt, dass die Mammogra5e verglichen mit

der klinischen Tastuntersuchung eine erhebliche Verbesserung der Brustkrebsfrüh-

erkennung darstellt. Sie ermöglicht es einen Großteil der Tumoren in früheren Sta-

dien bereits bei einer Größe von 12 mm (Palpation 20 mm) zu entdecken. Betrach-

tet man zugleich die Entwicklung der Langzeitmortalität in Folge der Einführung

des Mammogra5escreenings in den USA sind Parallelen festzustellen. Sowohl die

15-Jahres-Sterblichkeit als auch die Tumorgröße bei Diagnose sanken um ein nahe-

zu identisches Maß von etwa 40 Prozent (vgl. Abbildung 5). Dennoch be5ndet sich

die Sterblichkeit auf einem weitaus höheren Niveau, als sie es MICHAELSON et al.

zu Folge sein müsste. Dies ist mehreren Faktoren zuzuschreiben. Einerseits gibt es

einen Bruchteil von Tumoren, die mit den genannten Modalitäten nicht entdeckt

werden können, und andererseits nehmen derzeit nur etwa zwei von drei Frauen

der betre=enden Altersgruppe am Screening teil. Intervallkarzinome spielen eben-

4 Michaelson et al. beschreiben ebenfalls einen komplexeren Zusammenhang unter Einbezug der Anzahl befallener Lymphknoten als zusätzlichem Scharparameter in der exponentiellen Gleichung. Approximiert addiert jeder Lymphknotenbefall weitere 6 Prozentpunkte absolut zur Langzeitsterb-lichkeit. [131]


22

falls eine Rolle. Die eingangs angesprochene Vereinfachung trägt darüber hinaus

auch zu einer Überschätzung des Reduktionsvermögens bei. [2][4][130][131][167]

Abbildung 5 Abhängigkeit der 15-Jahres-Sterblichkeit von der Tumorgröße, grün (×): Tumorgröße bei Entdeckung durch entsprechende Modalität, ocker (+): Brustkrebslangzeitsterblichkeit in den USA, grau (Ж): Erwar-tete Leistungsfähigkeit der Brust-CT [2][4][91][130][131][167]

Es ist schwierig zu beurteilen, inwiefern das Screeningprogramm an sich, beispiels-

weise durch eine Steigerung der Teilnahmerate, noch ungenutztes Potenzial zur

Senkung der Mortalität bietet. Legt man allerdings die von KALENDER et al. ver-

ö=entlichten Zahlen zum Leistungsvermögen der dedizierten Spiral-Brust-CT zu

Grunde (vgl. Abschnitt 1.1.4.3 und Abbildung 4 links) und führt den vorab be-

schriebenen Entwicklungstrend in Folge der Einführung der Mammogra5e fort, so

scheint eine verfahrensbedingte, frühzeitigere Entdeckung der Tumoren durch die

dedizierte Brust-CT wahrscheinlich und ein zukün>ige Reduktion der Brustkrebs-

langzeitsterblichkeit sehr aussichtsreich.

Mammografie

Palpation

Mortalität 2008

Mortalität 1984

Brust-CT

0 %

20 %

40 %

60 %

0 10 20 30 40 50

15

-Ja

hre

s-S

terb

lich

ke

it

Tumorgröße in mm

Einleitung — Ziel dieser Arbeit

23

1.2 Ziel dieser Arbeit

Im vorhergehenden Abschnitt konnte gezeigt werden, dass ein dediziertes Brust-

CT-System gemäß den Vorgaben von KALENDER et al. wahrscheinlich in der Lage

sein wird, die Brustkrebssterblichkeit zu reduzieren. Allerdings beschränkten sich

die Arbeiten am IMP bisher auf Simulationsstudien und Experimente vorwiegend

zur Klärung grundlegender Fragestellungen der Bildgebung wie beispielsweise

Strahlendosis und Bildqualität. Die Erfüllung der ingenieurstechnischen Anforde-

rungen Nummer 7 bis 9 aus Tabelle 2 konnten daher noch nicht abschließend ge-

klärt werden. [91]

Ziel dieser Arbeit ist die Erarbeitung konkreter Vorgaben zur Systemgestaltung. Die

zentrale Entwicklungsaufgabe dabei ist jedoch nicht explizit in der Anforderungslis-

te von KALENDER et al. enthalten, sondern ergibt sich implizit aus der de5nierten

Zweckbestimmung des Systems. Essentiell für ein dediziertes Brustbildgebungssys-

tem ist es, die Brust komplett abzubilden. Dies bedeutet, dass das System derart

gestaltet sein muss, dass alle Teilbereiche der weiblichen Brust zumindest während

eines gewissen Segments der Aufnahme innerhalb des Messfeldes des Bildgebungs-

systems liegen müssen, um anschließend dargestellt werden zu können.

Entscheidend für diese Problemstellung ist neben der Gestaltung der eigentlichen

Bildgebungseinheit vor allem die der Patientenlagerung. Beide Komponenten müs-

sen einander bestmöglich angepasst werden, wobei das Bildgebungssystem der Pa-

tientenlagerung und diese wiederum den anatomischen Gegebenheiten und der

Zweckbestimmung folgen sollte. In diesem Fall ist jedoch die optimale Abbildungs-

geometrie, wie bei KALENDER et al. nachzulesen, bereits festgelegt, sodass sie eine

Randbedingung für die folgende Gestaltung des Bildgebungssystems darstellt. Da-

her wird in dieser Arbeit in umgekehrter Reihenfolge verfahren. Das Bildgebungs-

system wird basierend auf der Vorgabe derart ausgeführt, dass es eine möglichst

freie Gestaltung der Patientenlagerung zulässt. Die Gestaltung der Patientenlage-

rung inklusive einer Vorrichtung zur Immobilisierung der Brust folgt im Anschluss

daran.


24

Eine vollständige Ausarbeitung des Bildgebungssystems ist im Rahmen dieser Ar-

beit weder vom Umfang her möglich noch für die Vorgabe von Gestaltungsrichtli-

nien erforderlich. Das anordnungsbestimmende Grobgestalten der Hauptkompo-

nenten als zentrale Phase des Entwicklungsprozesses sowie die Auswahl der Bild-

gebungskomponenten rücken in den Mittelpunkt. Ausgehend vom bei KALENDER

et al. beschriebenen Konzept werden geeignete Entwürfe erarbeitet, bewertet und

anschließend ausgewählt. Weitere Entwicklungsvorgaben ergeben sich aus Präzisie-

rung und Anpassung der Anforderungsliste, sowie der Berücksichtigung der Mess-

feldabdeckung.

Bei der Gestaltung des Patientenlagerungssystems gilt es zunächst bestehende Sys-

teme des ermittelten Stands von Wissenscha> und Technik auf Eignung und Lö-

sungsimpulse zu analysieren. Darauf au_auend sollen verschiedene Lösungsvarian-

ten erarbeitet werden, die im Rahmen einer Probandenstudie auf Praxistauglichkeit

getestet werden. Dies beinhaltet sowohl eine Überprüfung der Funktionsweise als

auch eine Bewertung des Patientenkomforts. Anhand der Studienergebnisse wird

die am besten bewertete Variante ausgewählt und gegebenenfalls notwendigen An-

passungen unterzogen.

Als zentrales Element der Patientenlagerung ist die Vorrichtung zur Brustimmobili-

sierung von sehr großer Bedeutung, sodass sie separat betrachtet werden soll. Eine

derartige Vorrichtung ist in bestehenden Brust-CT-Systemen noch nicht existent

und daher eine komplette Neuentwicklung. Au_auend auf theoretischen Überle-

gungen soll zunächst durch Probandenuntersuchungen ein Nachweis der Konzept-

tauglichkeit des erarbeiteten Ansatzes erbracht werden. Funktionsweise, Patienten-

akzeptanz und -komfort stellen die Gütefaktoren dar. Anhand der Studien-

ergebnisse und der gewonnenen praktischen Erkenntnisse soll abschließend ein

Gestaltungsvorschlag erarbeitet werden.

Inhalt dieser Arbeit ist die detaillierte Darstellung der folgenden Aufgabenstellun-

gen:

• Strukturierendes und anordnungsbestimmendes Grobgestalten der system-

relevanten Hauptkomponenten des Bildgebungssystems

• Auswahl der Bildgebungskomponenten Röntgenröhre und Detektor


25

• Umfassende Literaturrecherche der relevanten Dokumente zur Patientenla-

gerung im Allgemeinen und Brustimmobilisierung im Speziellen sowie die

Bewertung des Stands der Technik

• Jeoretische Überlegungen und Entwicklung eines Patientenlagerungssys-

tems angepasst an die Gegebenheiten zur lückenlosen Darstellung des rele-

vanten Brustgewebes

• Untersuchung des entwickelten Lagerungssystems auf Funktionsweise und

Komfort sowie Identi5kation kritischer Parameter für Weiterentwicklungen

• Anwendung derselben Vorgehensweise bestehend aus Literaturrecherche

und theoretischen Vorüberlegungen bei der Entwicklung eines Brustim-

mobilisierungssystems

• Untersuchung des entwickelten Immobilisierungssystems auf generelle

Wirksamkeit, Patientenakzeptanz und -komfort sowie Vorgabe von Gestal-

tungstrends

27

2 2 Grundlagen

Das folgende Kapitel gibt einen Überblick über die grundlegenden medizinischen

Zusammenhänge und soll zu einem besseren Verständnis der Arbeit beitragen. Dies

umfasst zunächst eine kurze Beschreibung von Anatomie und Pathologie der weib-

lichen Brust, sowie die diagnostischen Leitsymptome der häu5gsten Karzinome.

Der zweite Teil des Kapitels gibt einen Überblick über das Screeningprogramm als

solches und die gängigen bildgebenden Verfahren.

2.1 Anatomie und Pathologie der Brust

2.1.1 Anatomie der weiblichen Brust Die weibliche Brust ist eine modi5zierte Hautdrüse und dient primär dem Stillen

von Säuglingen mit Muttermilch. Sie liegt an der Brustwand zwischen dem Schlüs-

Grundlagen — Anatomie und Pathologie der Brust

28

selbein und der sechsten bis achten Rippe, sowie dem Brustbein und der Medioaxil-

larlinie5. Für gewöhnlich lässt sich Brustgewebe auch im axillären Ausläufer, in sel-

tenen Fällen bis in die Achselspitze 5nden. Der Großteil der weiblichen Brust liegt

anterior des großen Brustmuskels (Musculus pectoralis major), sie kann sich aber

auch lateral über den Rand des Muskels hinaus erstrecken. [97]

Die wesentlichen Bestandteile der Brust sind subkutanes und retromammäres Fett-

gewebe sowie der eigentliche Drüsenkörper, der wiederum ebenfalls aus Fett-, Bin-

degewebe und Parenchym besteht. Ausprägung, Form und Zusammensetzung der

einzelnen Komponenten variieren intra- und interindividuell stark. Neben ethni-

scher Zugehörigkeit, Genetik, Ernährung und Konstitution spielt vor allem das

Lebensalter eine zentrale Rolle. Bei nahezu gleichbleibendem Anteil des Bindege-

webes, erfährt das Parenchym im Anschluss an die stärkste Ausprägung in der drit-

ten Dekade eine abnehmende und das Fettgewebe von der Geschlechtsreife an übli-

cherweise eine zunehmende Tendenz (vgl. Abbildung 6). [15][58][97]

Abbildung 6 Altersabhängige Progression und Degression des Anteils von blau: Fett, grün: Bindegewebe und ocker: Parenchym am Drüsenkörper (Adaptiert von Prechtel) [162]

5 Die Medioaxillarlinie ist ein gedachtes Lot durch die Mitte der Achselhöhle.

0 %

10 %

20 %

30 %

40 %

50 %

60 %

70 %

20 30 40 50 60 70

An

teil

am

Drü

sen

kö

rpe

r

Lebensalter in Jahren

Bindegewebe

Fett

Parenchym


29

Ausgehend von der Brustwarze (Mamille) ist die weibliche Brust von einem baum-

artig verzweigten System aus Milchgängen (Ductus lactiferi), die die Mamille mit

den Drüsenlappen (Lobi) verbinden, durchzogen (vgl. Abbildung 7). Jeder Drü-

senlappen für sich besteht aus einer weiteren Baumstruktur, den in den Drüsen-

läppchen (Lobuli) endenden terminalen Ductuli. Die Einheit aus terminalen Duc-

tuli und zuführenden Anteilen wird als terminale duktolobuläre Einheit bezeichnet

und gilt als Ursprung der meisten Karzinome. Die Grenzschicht zwischen dem

Drüsen- und dem umgebenden Bindegewebe wird von der Basalmembran gebildet.

[15][97]

Abbildung 7 Sagittaler Schnitt durch die gesunde weibliche Brust [113]

Der Lymphab;uss der weiblichen Brust erfolgt zu 75 Prozent über axilläre Lymph-

knoten. In den übrigen Fällen drainiert er medial über die parasternalen, und kra-

nial über die klavikularen Lymphknoten. Die axillären Lymphknoten werden in

Bezug auf den kleinen Brustmuskel (Musculus pectoralis minor) in Level I lateral,

Milchgang

Retromammäres Fettgewebe

Brustwarze

Subkutanes Fettgewebe

Brustwand

Drüsenlappen

Großer Brustmuskel

Haut


30

Level II innerhalb des medialen und lateralen Randes und Level III medial des

Muskels gegliedert (vgl. Abbildung 8). Für gewöhnlich sind sie einige Millimeter

bis Zentimeter groß und weisen eine ovale oder runde Form auf. [15][97]

Abbildung 8 Lymphatisches System und Lymphknoten der weiblichen Brust [138]

Trotz zahlreicher Erhebungen von Volumendaten liegen nur wenige Informationen

zu Brustdurchmesser und Brustlänge, insbesondere in Bauchlage vor. Diese Arbeit

stützt sich auf die von BOONE et al. publizierten Daten. Im Rahmen von Mammo-

gra5euntersuchungen ermittelten sie an der Brustwand einen mittleren Durchmes-

ser von 14 cm, sowie eine Untergrenze von 10 cm und eine Obergrenze von 18 cm

für den anthropometrisch bedeutsamen 95-Prozent-Bereich. Darüber hinaus neh-

men sie die Brust in grober Näherung als Zylinder an, wobei die Länge dem 1,5-

fachen des Radius entspricht. [18] CHEN et al. verwenden hingegen die Form eines

halbierten Rotationsellipsoids. Zwei der drei Halbachsen sind gleich lang und bil-

Parasternale Lymphknoten

Axilläre Lymphknoten Level III

Axilläre Lymphknoten Level II

Axilläre Lymphknoten Level I

Kleiner Brustmuskel (durchtrennt)


31

den die kreisförmige Grund;äche. Der Durchmesser des Kreises stimmt mit der

Länge der dritten Halbachse überein. [39]

2.1.2 Pathologie der weiblichen Brust Neben den üblichen physiologischen Veränderungen der Brustdrüse, die sich bei-

spielweise während der Gravidität, Laktation oder Menstruation vollziehen, unter-

liegt die Mamma auch pathologischen Vorgängen und Störungen. Glücklicherweise

sind etwa 90 Prozent dieser Prozesse gutartig. Die häu5gsten Erkrankungen sind

hier die 5brozystische Mastopathie und das Fibroadenom. Von diesen Veränderun-

gen ist jede zweite bzw. fün>e Frau betro=en. [154]

An dieser Stelle soll der Fokus allerdings auf dem Mammakarzinom, der häu5gsten

malignen Neoplasie, liegen. Generell werden Mammakarzinome nach ihrem Ent-

stehungsort in den Drüsenlappen (lobulär) oder Milchgängen (duktal) und ihrem

Ausbreitungsmuster innerhalb des duktal-lobulären Drüsenkörpers (in situ) oder –

nach Durchbruch der Basalmembran – außerhalb (invasiv) unterschieden. Die

meisten Mammakarzinome und deren Vorstufen können in lobuläre (LCIS) und

duktale Karzinome in situ (DCIS), sowie invasive lobuläre (ILC) und invasive

duktale Karzinome (IDC) eingeteilt werden. [16]

Die invasiven Formen machen etwa 80 bis 90 Prozent aller Mammakarzinome aus,

wobei das duktale Karzinom um den Faktor 8 häu5ger vorkommt als das lobuläre.

Das IDC wird häu5g als Knoten von den Patientinnen selbst ertastet. In etwa

40 Prozent der Fälle ist Mikrokalk mit dem invasiven duktalen Karzinom assoziiert.

Invasive Mammakarzinome metastasieren o> frühzeitig und breiten sich lympho-

gen oder hämatogen aus. Bei lymphogener Ausbreitung sind vorherrschend die

axillären Lymphknoten des Level I, bei hämatogener Ausbreitung das Skelettsystem,

die Lunge oder die Leber von Metastasen betro=en. Existenz und Anzahl von Meta-

stasen der axillären Lymphknoten stellen einen aussagekrä>igen prognostischen

Parameter für den Krankheitsverlauf dar. [16][58][181]

Bei deutlich besserer Prognose gelten die Karzinome in situ als unmittelbare Vor-

formen der invasiven Mammakarzinome. Zu 95 Prozent sind sie dem DCIS zuzu-

ordnen. Ihre Ausbreitung erfolgt o> ohne Raumforderung, makroskopisch un-

au=ällig entlang des Drüsenbaums. Pathologisch manifestiert sich das DCIS

Grundlagen — Bildgebungsgestützte Di)erentialdiagnose

32

überwiegend durch duktalen Mikrokalk, der mittels Mammogra5e, lange bevor

tastbare Tumoren entstehen, detektiert werden kann. Derzeit werden bis zu 85 Pro-

zent der DCIS über korrelierten Mikrokalk diagnostiziert. [4][16][209]

Zur Veranschaulichung der statistischen Verteilung der Tumorlokalisationen in der

weiblichen Brust wird diese üblicherweise, ausgehend von der Brustwarze, durch

eine horizontale und eine vertikale Ebene in vier Quadranten geteilt. Der obere

laterale Quadrant enthält, aufgrund seiner Größe und der stärksten Ausprägung des

Drüsenkörpers, die Häl>e der Karzinome. Auch der axilläre Ausläufer als häu5gste

Lokalisation für akzessorisches Brustgewebe gehört zu diesem Quadranten. Die

verbleibenden 50 Prozent verteilen sich mit etwa 20 Prozent auf den Bereich um die

Brustwarze und zu gleichen Teilen (je circa 10 Prozent) auf die übrigen drei Quad-

ranten. Abgesehen von der Zuordnung zu den Quadranten be5nden sich fast drei

Viertel aller Karzinome in einem etwa 1 cm breiten, peripheren Randbereich des

Drüsenkörpers, direkt unterhalb des retromammären und subkutanen Fettgewebes

(vgl. Abbildung 7). Auch hier ist die Häu5gkeit der starken Ausprägung des Drü-

senkörpers zuzuschreiben. [16][97]

Primäres Ziel bei der Gestaltung des dedizierten Brust-CT-Systems ist es, alle für

die Diagnose entscheidenden Teilbereiche der weiblichen Brust abzubilden. Wie aus

dem voranstehenden Abschnitt hervorgeht, ist hierbei die Abdeckung der Periphe-

rie, insbesondere des posterioren Aspekts, einschließlich des brustwandnahen, ret-

romammären Fettgewebes, von besonderer Bedeutung. Nicht weniger wichtig ist

die Darstellung des axillären Ausläufers, bestenfalls bis zur Axilla. Er ist Teil des am

häu5gsten von Tumoren betro=enen oberen, lateralen Quadranten und zudem

Lokalisation der prognostisch richtungsweisenden axillären Lymphknoten.

2.2 Bildgebungsgestützte Di)erentialdiagnose

Die digitale Mammogra5e ist als primäres bildgebendes Verfahren in der Brustbild-

gebung etabliert und gilt derzeit als Goldstandard. Als einziges Verfahren trägt sie

nachweislich dazu bei, die Brustkrebsmortalität zu senken. Da die Brust-CT eben-

falls auf Schwächung von Röntgenstrahlen basiert, ist es naheliegend davon auszu-

gehen, dass sich die in Abschnitt 2.1.2 beschriebenen Brustläsionen auf identische


33

Art und Weise manifestieren werden. Im Fokus stehen hier Herdbefunde – also

Verdichtungen, die sich in mindestens zwei Aufnahmeebenen zeigen – und Mikro-

kalzi5kationen. [58]

Bei der Charakterisierung von Herdbefunden sind die Merkmale Form, Begren-

zung und Dichte entscheidend (vgl. Abbildung 9). Hierbei unterliegen Form und

Begrenzung ähnlichen Kriterien. Regelmäßige Formen und glatte Begrenzungen

sprechen für benigne Veränderung, während irreguläre, unscharfe oder spikulierte

Konturen auf einen malignen Befund hindeuten. Unter der Beurteilung der Dichte

wird die vergleichende Analyse des Absorptionsverhaltens des Herdes mit dem

umgebenden Drüsengewebe verstanden. Die Wahrscheinlichkeit eines malignen

Tumors nimmt mit steigender Dichte zu. [58]

Abbildung 9 links: Zyste, lobuliert, glatt begrenzter Herd rechts: IDC, runder Herd mit Spikulae [58]

Verkalkungen werden prinzipiell in Makro- und Mikroverkalkungen eingeteilt,

wobei die genaue Zuordnung uneinheitlich ist. Verbreitet scheint jedoch bei Parti-

keln einer Größe über 500 µm bis 1 mm von Makrokalk und darunter von Mikro-

kalk gesprochen zu werden. [58][181] Während Makrokalk typischerweise auf gut-

artige Prozesse hinweist, wird die Dignität von Mikrokalk bei der Mikrokalkstruk-

turanalyse nach Morphologie und Verteilungsmuster beurteilt (vgl. Abbildung 10).


34

Hinsichtlich der Morphologie – also der Gestalt der Kalkpartikel – steigt die Wahr-

scheinlichkeit eines malignen Befundes von rund (niedrig), über pleomorph bis zu

linear-verästelt (hoch) an. Darüber hinaus zeichnen sich maligne Prozesse durch

linear oder segmental angeordnete Verkalkungen aus. Benigne Veränderungen wei-

sen zumeist ein di=uses Verteilungsmuster auf. [16][58]

Abbildung 10 links: Adenose, monomorphe, di)us verteilte Mikroverkalkungen rechts: DCIS, linear verästelter Mikrokalk [58]

Wie von PRIONAS et al. gezeigt, ergibt sich bereits durch den Vergleich der absolu-

ten Höhe der Kontrastanreicherung in der Brust-CT ein einfaches Hilfsmittel der

Di=erentialdiagnose (vgl. Abschnitt 1.1.4). [163] Berücksichtigt man allerdings, wie

PERRONE et al., auch den zeitlichen Verlauf der Anreicherung, erreicht die kon-

trastmittelgestützte CT aufgrund des unterschiedlichen An;utungsverhaltens be-

nigner und maligner Läsionen eine Sensitivität von 93 Prozent und eine Spezi5tät

von 100 Prozent (vgl. Abbildung 11). Mit einem berechneten Schwellwert von

90 HU nach einminütiger An;utungszeit sind in ihrer Studie alle benignen und mit

einer Ausnahme alle malignen Läsionen korrekt diagnostiziert worden. [158]


35

Abbildung 11 Zeitlicher Verlauf der mittleren CT-Schwächungswerte von blau: ma-lignen und grün: benignen Läsionen 0, 1, 3 und 8 Minuten nach Kon-trastmittelinjektion [158]

Die di=erentialdiagnostischen Fragestellungen unterstreichen nachdrücklich die

Bedeutung der ersten fünf von KALENDER et al. formulierten Anforderungen (vgl.

Tabelle 2, S. 20). Zur zuverlässigen Detektion eines Herdes ist bereits eine vollstän-

dige 3D-Darstellung notwendig. Ferner erleichtert sie die Beschreibung von Form

und Begrenzung des Herdbefundes erheblich. Diese morphologischen Details kön-

nen jedoch nur dann akkurat beurteilt werden, wenn sie sich auch bei geringen

Kontrastunterschieden gut di=erenzieren lassen. Kann zusätzlich noch die Dichte

des Gewebes exakt bestimmt werden, sind alle di=erentialdiagnostischen Merkmale

zur Analyse von Herdbefunden abgedeckt. [58][91]

Für eine zuverlässige Mikrokalkstrukturanalyse sind insbesondere die Anforderun-

gen Nummer 1 und 5 relevant. Denn erst durch die 3D-Darstellung der Computer-

tomogra5e ist es möglich, Kalk-Cluster eindeutig zu identi5zieren und von arti5zi-

ellen Pseudo-Clustern zu unterscheiden. Will man nicht nur die Präsenz oder

räumliche Verteilung, sondern auch die Gestalt der Kalkpartikel analysieren, ist

zugleich eine hohe isotrope Ortsau;ösung obligatorisch. [58][91]

Die dynamische CT stellt, wie zuvor beschrieben, möglicherweise das zuverlässigs-

te, wohl aber auch ein aufwändigeres bildgebendes Verfahren zur Di=erentialdiag-

nose dar. [158]

0

25

50

75

100

125

150

0 1 3 8

CT

-We

rt in

HU

Zeit in min

Grundlagen — Brustkrebsscreening

36

2.3 Brustkrebsscreening

2.3.1 Ablauf und Organisation Brustkrebsfrüherkennung unter Zuhilfenahme der Mammogra5e wird mittlerweile

in vielen Ländern systematisch durchgeführt. Da sich diese Programme bei Ziel-

gruppe und Intervall zum Teil unterscheiden, wird hier beispielha> das deutsche

Programm auf Basis der S3-Leitlinie beschrieben. Diese Leitlinie hat es zum Ziel,

eine durchgängig hohe Qualität in der Brustkrebsfrüherkennung zu sichern. [109]

Abhängig von Alter und Risikofaktoren der Patientin sieht die Leitlinie eine Kom-

bination verschiedener Verfahren für die Diagnosekette vor. Diese umfassen Anam-

nese, Inspektion, Palpation, Mammogra5e, Sonogra5e, Magnetresonanztomogra5e

und Biopsie. Die drei erstgenannten Verfahren sind feste Bestandteile des Algo-

rithmus; im Screeningfall folgt die Mammogra5e und zumeist, insbesondere bei

dichten Brüsten, die Sonogra5e. Kernspintomogra5e (MRT) und Biopsie dienen

gegebenenfalls der weiteren Abklärung. Die Biopsie erfolgt hierbei bildgesteuert; je

nach Befund sonogra5sch, stereotaktisch oder unter MRT. [109]

Das qualitätsgesicherte Mammogra5escreening richtet sich in zweijährigen Abstän-

den an Frauen zwischen 50 und 69 Jahren, da diese Altersgruppe das beste Verhält-

nis zwischen Reduktion der Mortalität und sich aus der Strahlendosis ergebendem

Risiko aufweist. [109]

2.3.2 Qualitätssicherung Als Goldstandard der Brustbildgebung und röntgenstrahlbasiertes Verfahren bietet

die Mammogra5e eine Reihe von Qualitätsstandards, die für die Brust-CT adaptiert

werden können. Neben den in Deutschland gültigen Richtlinien der European Refe-

rence Organisation for Quality Assured Breast Screening and Diagnostic Services

(EUREF) sollen an dieser Stelle die in den USA angewendeten ACR-Guidelines

skizziert werden.

2.3.2.1 Patientenpositionierung

Das Ziel der Patientenpositionierung ist eine möglichst umfassende, artefaktfreie

Darstellung des Brustgewebes. Es wird gefordert, dass der Röntgenstrahl die Brust

brustwandseitig tangential schneidet. [6] Zudem sollen Röntgenstrahl und Detektor

Grundlagen — Untersuchungsverfahren

37

derart gestaltet sein, dass die Lücke zwischen Brustwand und Messfeld minimiert

wird. Sie sollte in keinem Fall 7 mm (ACR) bzw. 5 mm (EUREF) überschreiten. Der

Brustmuskel ist nach kaudal bis mindestens auf Höhe der Brustwarze darzustellen.

Die inframammäre Falte soll ebenso wie der mediale Rand der Brust präsent sein.

Der laterale Aspekt der Brust ist so vollständig wie möglich abzubilden. [9][159]

2.3.2.2 Bildqualität

Weder die Richtlinie der EUREF noch die des ACR halten Anforderungen für die

Ortsau;ösung der digitalen Mammogra5e bereit. Dies liegt möglicherweise daran,

dass bisher kein System die für die Film-Folien-Technik geltende Mindestanforde-

rung von 12 LP/mm (EUREF) erreichen konnte, und wird zudem durch ein überle-

genes Dynamikverhalten der digitalen Technik gerechtfertigt. Die Leitlinie der

Bundesärztekammer weicht mit der Forderung eines maximalen Pixelpitches von

100 µm ebenfalls einer konkreten Ortsau;ösungsvorgabe aus. [30][159]

2.4 Untersuchungsverfahren

Im Folgenden soll ein kurzer Überblick über die etablierten instrumentellen Ver-

fahren zur Brustkrebsdiagnose gegeben werden. Zudem werden die charakteristi-

schen Eigenscha>en und die Einsatzmöglichkeiten der Verfahren beschrieben.

2.4.1 Bildgebende Verfahren

2.4.1.1 Digitale Mammogra�e

Die digitale Mammogra5e hat die Film-Folien-Mammogra5e fast vollständig abge-

löst und kommt sowohl im Screening als auch diagnostisch zum Einsatz. Neben der

Möglichkeit der Bilddatennachverarbeitung und -speicherung sowie computerge-

stützter Verfahren und dynamischer Aufnahmen, bietet sie vor allem eine höhere

Bildqualität bei niedrigerer Dosis. Auch bei der Detektion von Mikrokalzi5kationen

und DCIS zeigt sie sich überlegen. [59][80][217]

Die Röhre-Detektor-Einheit eines Mammogra5esystems ist in der Vertikalen dreh-

bar gelagert, damit Projektionsaufnahmen aus verschiedenen Richtungen aufge-


38

nommen werden können. Die Brust wird nach Positionierung durch den Untersu-

cher mittels einer transparenten Kompressionsplatte an den Detektor gepresst. Auf

diese Weise können Bewegungsartefakte vermieden und überlagerte Strukturen

besser separiert werden. Die Verringerung der Brustdicke erlaubt ferner eine Re-

duktion der Strahlendosis sowie des Streustrahlanteils. [9]

Üblicherweise wird die Mammogra5e im Stehen durchgeführt. Es werden zwei

Projektionsaufnahmen der Brust erstellt; eine mit kraniokaudalem (CC) und eine

mit mediolateral-obliquem (MLO) Strahlengang. Bei der MLO wird der Detektor

zum Teil posterior des mobilen Aspekts des Pectoralis major im vierten Quadranten

positioniert, um eine größtmögliche Gewebeabdeckung zu erreichen (vgl. Abbil-

dung 12)

Derzeit beträgt der durchschnittliche Dosiswert für die digitale Mammogra5e etwa

3,7 mGy pro Brust6 und liegt damit innerhalb der Vorgaben von ACR (6 mGy) bzw.

EUREF (5 mGy). [7][80][159][224]

Abbildung 13 zeigt beispielha> die über beide Raumrichtungen der Bildebene ge-

mittelten Modulationsübertragungsfunktionen dreier Mammogra5esysteme mit

unterschiedlicher Detektortechnologie. Erwartungsgemäß weist das System auf

Basis eines CsI-Szintillators wegen des größten Pixelversatzes von 100 µm und der

Lichtausbreitung im Kristall die geringste Ortsau;ösung auf. Dank direkter Konver-

sion mittels amorphem Selen und 70 µm Pixelpitch erreicht das zweite System fast

die geforderten 12 LP/mm. Beim dritten System kommt ein direkt konvertierender,

photonenzählender Streifendetektor auf Siliziumbasis mit entsprechender Kollimie-

rung zum Einsatz. Dieser hat für sich, bei 50 µm Pixelversatz, das höchste Orts-

au;ösungsvermögen und erfüllt die Anforderungen der EUREF exakt, muss aller-

dings aufgrund seiner geringen Breite ein Vielfaches dieser Dimension bewegt wer-

den, um das erforderliche Messfeld abzudecken. Dies führt fast zu einer Halbierung

der Ortsau;ösung in Bewegungsrichtung und einer erheblichen Reduktion des

gemittelten Wertes. [133]

6 Der Wert bezeichnet die Dosis pro Brust bei einer Zwei-Ebenen-Mammogra5e – also die Summe der applizierten Dosen aus kraniokaudaler und mediolateral-obliquer Projektionsaufnahme.


39

Abbildung 12 Digitales Mammogra�esystem mit komprimierter Brust zur Aufnahme der mediolateral-obliquen Projektion [193]

Abbildung 13 Modulationsübertragungsfunktionen (planar gemittelt) digitaler Mammogra�esysteme mit unterschiedlicher Detektortechnologie, blau: CsI-Szintillator, grün: amorphes Selen, ocker: Photonenzählen-der Silizium-Streifendetektor (Adaptiert von Monnin et al.) [133]

0,1

0

0,2

0,4

0,6

0,8

1

0 2 4 6 8 10 12 14

MT

F

Ortsfrequenz in LP/mm


40

2.4.1.2 Digitale Brusttomosynthese

Die digitale Brusttomosynthese (DBT) ist eine Weiterentwicklung der digitalen

Mammogra5e mit dem Ziel, Überlagerungse=ekte zu verringern. Dabei wird wäh-

rend einer isozentrischen Bewegung der Röntgenröhre um den stationären Detek-

tor eine Sequenz mehrerer Projektionsaufnahmen erstellt. Bei zumeist kontinuierli-

cher Akquisition werden so etwa 9 bis 25 Projektionen innerhalb von 4 s bis 25 s

über einen Winkelbereich von 15° bis 60° erzeugt. Gerätetechnisch unterscheiden

sich moderne, digitale Mammogra5e- und Tomosynthesegeräte nur geringfügig.

[79][184]

Die Tomosynthese wird derzeit lediglich als komplementäres Verfahren zur Mam-

mogra5e eingesetzt. Ihr klinischer Wert muss noch endgültig ermittelt werden. Da

in der mediolateral-obliquen Ausrichtung mehr Brustgewebe dargestellt werden

kann und die Tomosynthese die zusätzliche Tiefeninformation liefert, wird keine

kraniokaudale Positionierung vorgenommen. Die zulässige Gesamtdosis der Zwei-

Ebenen-Mammogra5e kann so auf die Projektionssequenz der DBT verteilt werden.

GOOD et al., TEERTSTRA et al. und GENNARO et al. konnten in ihren klinischen

Untersuchungen keinen signi5kanten Unterschied zur digitalen Mammogra5e bei

der Detektion von Brustkrebs feststellen. Weitere Studien von KOPANS et al. bzw.

SPANGLER et al. wiesen die DBT der Mammogra5e jeweils einmal als über- und

einmal als unterlegen zur Detektion von Mikrokalzi5kationen auf. [64][74][98]

[198][204]

2.4.1.3 Sonogra�e

Abgesehen von besonderen Indikationen, wie beispielsweise Gravidität, kommt die

Sonogra5e in der Regel ergänzend zur Mammogra5e bei der Di=erentialdiagnose

solider Herdbefunde und der Untersuchung der axillären Lymphknoten zum Ein-

satz. Insbesondere bei dichten Brüsten kann durch Kombination der Verfahren eine

Steigerung der Sensitivität um 30 bis 50 Prozentpunkte erreicht werden; allerdings

nicht ohne auch die Zahl der falsch positiven Befunde wesentlich zu erhöhen.

[14][50][94]

Zur Erzeugung des Bildkontrasts macht sich die Sonographie Unterschiede des

Re;exionsverhaltens verschiedener Bruststrukturen auf applizierte Schallwellen zu

Nutze. Bei der etablierten Vorgehensweise be5ndet sich die Patientin in seitlicher


41

Rückenlage und der Schallkopf wird von der untersuchenden Person manuell über

die Brust geführt.

Neue, kommerziell verfügbare Gerätetechnologien sehen eine automatisierte Ultra-

schallaufnahme der Brust vor. Auf diese Weise soll eine untersucherübergreifend

reproduzierbare, hohe Bildgebungsqualität sichergestellt werden. Anhand der Be-

wegungstrajektorie können hier Linienscanner und tomogra5sche Ultraschallsys-

teme unterschieden werden. Bei Erstgenannten erfolgt die Untersuchung in Rü-

ckenlage mit dem ipsilateralen Arm über dem Kopf. Das Scanmodul wird mit

leichter Kompression aufgesetzt, die Schalleinkopplung mittels Ultraschallgels ver-

bessert und die Brust unter Frequenzanpassung in mehreren Ebenen mit einem

Linienschallkopf abgescannt (vgl. Abbildung 14 links). Für die tomogra5sche Un-

tersuchung hängt die Brust der bäuchlings liegenden Patientin frei in ein mit Ultra-

schallgel gefülltes Gefäß. Der Schallkopf kann als Ringarray oder rotierbar gelagert

ausgeführt sein und be5ndet sich für eine optimale Einkopplung ebenfalls im Flüs-

sigkeitsbad (vgl. Abbildung 14 rechts). Die axillären Lymphknoten können nicht

automatisiert dargestellt werden und müssen daher im Anschluss manuell geschallt

werden. [54][83][195][210][211][219][220]

Das Ortsau;ösungsvermögen der Sonogra5e beträgt bestenfalls etwa 200 µm, ist

stark anisotrop und zudem Prinzip bedingt von der Eindringtiefe abhängig. Zysten

sollen ab 2 mm, Tumoren ab 5 mm zuverlässig dargestellt werden; Mikrokalk bleibt

sonogra5sch zumeist verborgen. Sowohl automatisiert als auch manuell dauert eine

Brustsonogra5e etwa 10 bis 15 Minuten. [50][53][195][210]

Abbildung 14 links: Linienscanner, rechts: Ultraschalltomogra�e [210][84]


42

2.4.1.4 Kernspintomogra�e

Wie bei der Computertomogra5e werden mit der Kernspintomogra5e Schnittbilder

erzeugt. Der Bildkontrast entsteht aufgrund unterschiedlicher Relaxationszeiten

verschiedener Gewebearten nach Anregung durch magnetische Wechselfelder. Ne-

ben der Abklärung unklarer Befunde, ergänzend zu den bisher beschriebenen Ver-

fahren, wird die MRT wegen einer bemerkenswert hohen Sensitivität im Screening

von Hochrisikopatientinnen eingesetzt. Diese gilt allerdings nur für aggressive Tu-

moren (auch DCIS) mit Neovaskularisation, da die MRT in der diagnostischen

Brustbildgebung ausnahmslos mit Kontrastmittel betrieben wird. Durch Akquisiti-

on dreier, zeitlich versetzter Volumendatensätze (einer vor und zwei nach KM-

Gabe) ist anhand der KM-Kinetik auch eine di=erentialdiagnostische Einordnung

möglich. Adipositas, Platzangst, metallische Implantate und Gravidität (wegen des

Kontrasmitteleinsatzes) gelten als Kontraindikationen der MRT. [101][117][175]

[176][177]

Abbildung 15 Patientin in Bauchlage auf spezieller Brustspule zu Untersuchung im Kernspintomogra�esystem [191]

Bei der MRT werden zumeist beide Brüste gleichzeitig untersucht. Die Patientin

be5ndet sich in Bauchlage – ihre Brüste jeweils in einer Schleife der Brustspule nur

durch ihre Oberbekleidung immobilisiert (vgl. Abbildung 15). Ist zusätzlich die


43

Analyse der axillären Lymphknoten erwünscht, kann das Signal der Körperspule

mit verwendet werden. Die Gesamtuntersuchungsdauer beträgt etwa 30 Minuten;

die Verweildauer im Magneten selbst etwa 15 Minuten. In dieser Zeit werden drei

Serien von 30 bis 40 jeweils 1 mm bis 3 mm dicken Schichten einer Pixelgröße von

(0,5 mm)² bis (1 mm)² in einer 512 x 512 Matrix erzeugt. Die Untersuchung kann

mit jedem beliebigen Hochfeldkernspintomografen durchgeführt werden – ledig-

lich eine dedizierte Brustspule ist obligatorisch. [100][117]

Verglichen mit den bereits beschriebenen Verfahren ist die MRT mit den höchsten

Kosten verbunden, was sowohl am hohen Anscha=ungspreis und den Betriebskos-

ten als auch an der langen Untersuchungsdauer liegt. [86]

2.4.2 Interventionelle Verfahren Ist in der Bildgebung kein endgültiger Befund möglich, wird mittels Stanz- oder

Vakuumbiopsie Gewebe zur histopathologischen Diagnosesicherung entnommen.

Es ist stets das bildgebende Verfahren zu wählen, mit dem die Läsion am besten

darstellbar ist, wobei hier der Stellenwert von Sonogra5e über Stereotaxie zu MRT

sinkt. Während die sonogra5sch navigierte Stanzbiopsie typischerweise vollständig

manuell ausgeführt wird, sind unter systemtechnischen Gesichtspunkten Vakuum-

biopsien mit Hilfe von MRT oder Stereotaxie maßgeblich für die Brust-CT-Ent-

wicklung. [52][109]

Beiden Verfahren ist die Fixierung der Brust durch Kompressionsplatten mit ent-

sprechenden Fenstern für die Zugänglichkeit zur Brust gemein. Die Kompression

kann je nach Lokalisation kraniokaudal oder mediolateral erfolgen (vgl. Abbildung

16). Bei der Wahl der Biopsierichtung ist stets der kürzeste Weg von der Hautober-

;äche zur Läsion zu wählen. Die Navigation der Nadel erfolgt bei der MRT auf

Basis der akquirierten Volumendaten. Im Falle der Stereotaxie werden zunächst

eine Aufnahme aus der Ursprungslage (0°) sowie zwei um ±15° versetzte Stereoauf-

nahmen erzeugt. Anhand von Markierungen der Läsion in beiden Zielaufnahmen

durch den Untersucher können die Zielkoordinaten im Raum bestimmt werden.

Nach Positionierung des Punktionsgerätes und Inzision der Haut erfolgt der Nadel-

vorschub rein manuell. Da es durch Einbringen der Nadel zu Gewebeverschiebun-

gen in der Brust kommen kann, wird vor der Gewebeentnahme eine Kontrollauf-

nahme durchgeführt. Ist die Entnahme abgeschlossen, wird durch die Hohlnadel

Grundlagen — Dedizierte Brust-CT

44

ein Markierungsclip eingebracht. In Anschluss erfolgt je nach Verfahren eine Zwei-

Ebenen-Mammogra5e oder MRT-Aufnahme zur Dokumentation. [8][180]

Abbildung 16 Stereotaktischer Biopsietisch mit Brust in kraniokaudaler Kompression zur Vakuumbiopsie [193]

2.5 Dedizierte Brust-CT

Entgegen der Untersuchung der Brust mit einem herkömmlichen, klinischen CT-

System, die in der Brustbildgebung nur einen geringen Stellenwert hat, wird bei der

dedizierten Brust-CT nur die Brust selbst dargestellt. Hierzu liegt die Frau bäuch-

lings auf einer horizontalen Patientenliege und die zu untersuchende Brust hängt

frei durch eine Liegenö=nung. Das Röhre-Detektor-System be5ndet sich unterhalb

der Liege, die Rotationsachse entspricht der Liegennormalen und ist koaxial zur

Liegenö=nung angeordnet. Der Röntgenstrahl ist als Halbkegel ausgeprägt und wird

oberseitig durch die Liegenebene begrenzt. Für gewöhnlich wird die Brust komplett

vom Messfeld erfasst und kann innerhalb einer Rotation aufgenommen werden. So

können beide Brüste nacheinander abgebildet werden, ohne andere Körperteile


45

Röntgenstrahlung aussetzen zu müssen oder durch sie Bildartefakte zu induzieren.

Nach Einstellung des CT/M-Projektes durch GE in den siebziger Jahren vergingen

über zwanzig Jahre bis die dedizierte Brust-CT anfang des zwanzigsten Jahrhun-

derts erneut forciert wurde. Soweit dem Autor bekannt, erforschen derzeit zehn

akademische Gruppen, zum Teil mit Firmenausgründungen, verschiedene Aspekte

der Systemgestaltung. [22][68]

Abbildung 17 Boones dritter Prototyp Cambria [63]

Als Vorreiter ist JOHN BOONE von der University of California in Davis zu nennen.

Er begann im Jahr 2000 die Entwicklung seines ersten Prototypen Albion. Darauf

folgten Bodega sowie die Integration der Positronenemissionstomogra5e (PET) in

Zusammenarbeit mit RAMSEY BADAWI. [25][26][221] Das dritte Gerät namens

Cambria (vgl. Abbildung 17) wurde im April 2012 fertiggestellt und man arbeitet

derzeit bereits am Nachfolger Doheny. [62][63] Aus der Gruppe um BOONE gibt es

zahlreiche Verö=entlichungen zu Systemgestaltung [21][22][25], diversen Aspekten

der Bildqualität [17][20][102][103][126][222][225][226][227] und Strahlendosis

[17][18][19]. Wie bereits in Abschnitt 1.1.4.2 erwähnt, wurden zwei Patientenstu-

dien [110][156][163] durchgeführt aus deren Daten zudem Informationen über die


46

Brustanatomie gewonnen wurden [82][137][223]. Inzwischen beläu> sich die Zahl

der klinischen Probandinnen auf über 400. [63]

Abbildung 18 Koning breast CT mit Bedienkonsole [71]

RUOLA NING von der University of Rochester bzw. genauer gesagt die von ihm in

den USA gegründete Koning Corporation vertreibt das bisher einzige kommerziell

verfügbare7 dedizierte Brust-CT-System namens Koning breast CT (KBCT) (vgl.

Abbildung 18). [71] Die Gruppe um NING hatte zunächst die Machbarkeit und

Systemgestaltung untersucht [39][139][140] und forscht derzeit überwiegend an

Jemen der Bildqualität [112][142][231][232]. Ein Prototyp steht am University of

7 Die Verfügbarkeit beschränkt sich derzeit auf Europa, da nur eine CE-Zerti5zierung vorliegt; eine FDA-Zulassung steht noch aus. [71] Drei klinische Studien sind bei den National Institutes of Health (NIH) gemeldet (NCT00972413, NCT01043497, NCT01107860). [136] Bei den bekannten Installationen handelt es sich um Prototypen.


47

Rochester Medical Center. Die bisher einzige klinische Studie [150][151][153]

stammt von einer Installation bei Elizabeth Wende Breast Care (Rochester); an ei-

nem weiteren Gerät an der Emory University in Atlanta [182] wurde die Pa-

renchymdosis ermittelt. [152] Eine dritte Installation an der University of Massachu-

setts könnte bald folgen. [70] Koning (Tianjin) Medical Equipment eine chinesische

Tochtergesellscha> der Koning Corporation installierte zudem bereits zwei Geräte in

China. [168]

Die dritte Gruppe von der bekannt ist, dass sie an einem klinischen Prototypen

arbeitet stammt von der Duke University in Durham. Unter Leitung von MARTIN

TORNAI wird dort an einem Einzelphotonenemissionstomogra5e (SPECT)/CT-

System geforscht [116]. Zahlreiche Verö=entlichungen zum Systemdesign [207],

insbesondere zu Bildgebungstrajektorien [46][115][120][122] und Patientenlage-

rung [43][44][157], aber auch dem Röntgenspektrum [45][118][119] und der

Strahlendosis [47][121] sind entstanden. Der Fokus lag allerdings auf der Charakte-

risierung des SPECT-Systemteils [11][27][28][29][48][206]. Erste Ergebnisse von

einer Patientenstudie an zwei Probandinnen liegen ebenfalls vor [114]. Das zur

kommerziellen Nutzung der Technologie ausgegründete Unternehmen Zumatek

Incorporated berichtet zudem von einer klinischen Studie an 25 Probandinnen

[123].

Die Arbeitsgruppe von PAOLO RUSSO aus Neapel stützt ihre Ergebnisse zu Aspek-

ten der Bildqualität [107][127][128] und Dosis [171][173] auf Untersuchungen an

einem Tischlaborau_au [172][174]. Ebenfalls vorwiegend experimentell mit einem

stationären Au_au, aber auch mit Simulationen betreibt STEVEN GLICK von der

University of Massachusetts seine Forschungen. Schwerpunkt ist hierbei neben Fra-

gen der Läsionssichtbarkeit [72][73] und Streustrahlung [41] insbesondere die

spektrale Optimierung [66][67][69]. Auch CHRIS SHAW von der Univeristy of Texas

stützt seine Ergebnisse sowohl auf Experimente als auch Simulationen. Diese um-

fassen Fragen der Machbarkeit und Systemgestaltung [77][187][228][229], sowie

die spektrale Optimierung zur Darstellung von Kalzi5kationen [104][105] und Vol-

ume-of-Interest (VOI)-Bildgebung zur Dosisreduktion [40][106]. Am IMP wurde

unter Leitung von WILLI KALENDER intensiv an der Machbarkeit eines Brust-

Spiral-CT-Systems gearbeitet [87][91], sowie verschiedene Aspekte der Bildgebung,

wie Bildaufnahme [148], Spektrum [218] und Bildrekonstruktion [13] hinsichtlich


48

bestmöglicher Dosisausnutzung optimiert. Zudem wurde die CT Imaging GmbH

unter Geschä>sführung von WILLI KALENDER ausgegründet, um die Technologie

einer kommerziellen Nutzung zuzuführen.

MARTIN YAFFE von der University of Toronto und ANDREW KARELLAS von der

Emory University forschen ebenfalls vermehrt an dedizierter Brust-CT. [68][22]

Von einer japanischen Gruppe um HIROSHI FUJITA von der Gifu University ist

lediglich eine erste Verö=entlichung bekannt. [205]

49

3 3 Systemkonzept

Wie bereits in Abschnitt 1.2 beschrieben, ist es das Ziel dieser Arbeit ein dediziertes

Spiral-Brust-CT gemäß den bei KALENDER et al. erarbeiteten Vorgaben technisch

umzusetzen. Kapitel 3 befasst sich mit dem Systemkonzept, das die Grundlage für

die Entwicklung von Bildgebungssystem, Patientenlagerungssystem und Brustim-

mobilisierungssystem in den Folgekapiteln darstellt.

3.1 Stand der Technik

Kennzeichnend für die dedizierte Brust-CT ist, dass im Gegensatz zur klinischen

Brust-CT die Brüste einzeln und exklusiv – also ohne Strahlenbelastung des umge-

benden Gewebes – dargestellt werden. Aktuelle Systemkonzepte für die dedizierte

Brust-CT können nach dem Stand der Technik in Konzepte zur Untersuchung im

Stehen und im Liegen eingeteilt werden. Beide Konzepte sollen im Folgenden kurz

erläutert und analysiert werden.

Systemkonzept — Stand der Technik

50

3.1.1 Brust-CT im Stehen Ein derartiger Scanner wird in der Schutzschri> EP 2 168 489 B1 o=enbart und

entspricht vom Grundau_au her im Wesentlichen Mammogra5e- oder Tomosyn-

thesesystemen. Die Brust der stehenden Patientin wird durch eine Ö=nung in der

vertikalen Gehäusewand in das System eingebracht und dort gehalten. Hinter der

Gehäusewand be5ndet sich das Bildgebungssystem. Dieses besitzt eine horizontale

Drehachse mit einer Vorschubeinrichtung entlang der Achse, sodass im Wechsel

auch eine weitere Brust einer anderen Patientin auf der gegenüberliegenden Sys-

temseite untersucht werden kann (vgl. Abbildung 19 links). Die Anpassung von

Ö=nungsposition und Brusthöhe erfolgt entweder durch ein höhenadaptierbares

Trittbrett oder eine Höhenverstellung der Rotationsachse (vgl. Abbildung 19

rechts). [88]

Abbildung 19 Dediziertes Brust-CT-System zur Untersuchung im Stehen, links: Sys-temaufbau, rechts: höhenadaptierbares Trittbrett [88]

Die Brustuntersuchung im Stehen passt sich gut in den etablierten Work;ow bei

der Mammogra5e ein. Durch den zweiseitigen Zugang kann das System sehr eN-

zient genutzt und ausgelastet werden. Nachteilig zeigt sich vor allem die Brustlage-

rung in der Horizontalen. In dieser Ausrichtung wird die Brust nicht durch die

Schwerkra> von der Brustwand in Richtung des Messfeldes abgehoben, sodass dies

instrumentell erfolgen muss. Darüber hinaus lässt sich der Forderung nach einem

brustwandseitig tangential schneidenden Randstrahl (vgl. Abschnitt 2.3.2.1) für

Systemkonzept — Stand der Technik

51

beide Patientinnen technisch nur schwer nachkommen. Bei einer möglichen Ver-

einfachung des Ansatzes mit lediglich einseitigem Zugang stellt diese Forderung

jedoch kein Problem dar.

3.1.2 Brust-CT im Liegen Alle in Abschnitt 2.5 beschriebenen kommerziellen oder experimentellen Brust-CT

Systeme führen derzeit die Brust-CT im Liegen durch. Die Patientin wird auf einer

horizontalen Liege mit einer Ö=nung gelagert. Die Brust der Patientin hängt frei in

diese Ö=nung und wird durch die Schwerkra> von der Brustwand gelöst. Das Bild-

gebungssystem be5ndet sich unterhalb der Liege und wird derart positioniert, dass

die Rotationsachse mit der Längsachse der Brust zusammenfällt. Je nach Größe der

Kollimierung wird eine Verschiebung zwischen Liege und Bildgebungssystem vor-

genommen, um die Brust in voller Länge darzustellen. Auf eine Vorrichtung zur

Fixierung oder Immobilisierung der Brust wird bei den meisten Systemen verzich-

tet.

Diese Anordnung geht auf das erste dedizierte Brust-CT-System CT/M der Firma

GE zurück. Allerdings wies dieses System im Vergleich zu den heutigen Systemen

noch eine Besonderheit auf. Um leichter auf die Patientenliege zu gelangen, konnte

diese vertikal aufgestellt werden. Diese Funktion wurde ebenfalls zur Umlagerung

beim Brustwechsel eingesetzt. [10][166]

Abbildung 20 Dediziertes Brust-CT-System zur Untersuchung im Liegen, links: Sys-temaufbau, rechts: Funktionsweise der Kippliege [166]

Systemkonzept — Systemkonzept der Spiral-Brust-CT

52

Besonders vorteilha> an der Untersuchung im Liegen ist die Schwerkra>unterstüt-

zung bei der Verlagerung des Brustgewebes in das unter der Liege be5ndliche Mess-

feld. Ferner kann, aufgrund der stabilen Lagerungsposition, unter Umständen auf

eine Immobilisierung der Brust verzichtet werden. Folgt der Brust-CT eine Biopsie,

so stellt die Bauchlage bei einer möglichen Synkope eine gute Lagerungsposition

dar. Da die Strahlentherapie der Brust vermehrt ebenfalls in Bauchlage durchge-

führt wird, erleichtert sie zudem die Jerapieplanung.

3.2 Systemkonzept der Spiral-Brust-CT

Das Grundkonzept für ein dediziertes Spiral-Brust-CT-Gerät wurde am IMP im

Rahmen einer Diplomarbeit entwickelt. Eine überarbeitete Version des Konzepts

wurde im Rahmen dieser Promotion zum Patent angemeldet. [3][91]

Abbildung 21 Systemkonzept für die dedizierte Spiral-Brust-CT in links: Seitenan-sicht, rechts: Draufsicht

Auch bei der Spiral-Brust-CT wird die Untersuchung im Liegen durchgeführt, so-

dass das System ebenfalls über eine horizontale Patientenliege mit einer Brustö=-

nung sowie ein darunter koaxial mit der Liegenö=nung angeordnetes, drehbar gela-

gertes Bildgebungssystem verfügt. Darüber hinaus bietet das System gegenüber dem

Stand der Technik weitere Vorteile. So sind beispielsweise Patientenliege und Bild-


53

gebungssystem an zwei seitlich angebrachten Linearführungssäulen aufgehängt

(vgl. Abbildung 21). Das damit verbundene große Bewegungsspektrum erlaubt

sowohl sehr niedrige Liegenpositionen für einen leichten Aufstieg selbst für kleine

Patientinnen als auch eine sehr hohe Liegenposition für ein ergonomisches Arbei-

ten bei interventionellen Verfahren. Zudem schränken die schmalen Säulen die

Zugänglichkeit zu Patientin und Brust nur in sehr geringem Ausmaß ein.

Zwei separate Antriebe, beispielsweise ein Hubspindeltrieb mit einer zusätzlichen

angetriebenen Mutter, erlauben die unabhängige Bewegung von Liege und Bildge-

bungssystem, wie es für die Translationsbewegung der Spiraltrajektorie erforderlich

ist. Die Anordnung der beiden Führungssäulen an gegenüberliegenden Seiten und

der Schwerpunkte von Bildgebungssystem und Liege direkt auf bzw. nahe der Ver-

bindungslinie zwischen den Säulen bildet, insbesondere im Bereich des Messfeldes,

einen biegesteifen Au_au. Dies ist erforderlich, um möglichst geringe Distanzen

zwischen Bildgebungssystem und Patientenliege erzielen zu können.

Um zu verhindern, dass die Führungssäulen trotz ihres geringen Durchmessers die

Zugänglichkeit zur Brust bei einer bestimmten Lokalisation der zu biopsierenden

Läsion verhindern, ist es möglich den Tisch in einem begrenzten Winkelbereich um

die Rotationsachse zu rotieren. Hierzu ist beispielsweise eine Teilkreisbogenführung

zwischen der Trägerkonstruktion und dem Tischrahmen geeignet. Aufgrund der

Bewegung senkrecht zur Gravitation kann die Bewegung manuell ausgeführt wer-

den. Dies stellt sowohl unter dem Kostenaspekt als auch dem Aspekt der Ge-

brauchstauglichkeit eine vorteilha>e Ausführung dar. Ein Winkelsensor zur Be-

stimmung der Relativposition zum Bildgebungssystem ist allerdings erforderlich.

Der kinematische Au_au des dedizierten Spiral-Brust-CT-Systems ist in Abbil-

dung 22 dargestellt. Die verwendete Symbolik ist an die Symbole der VDI-Richt-

linie VDI 2861 zur Darstellung der Kinematik von Industrierobotern angelehnt. Die

oberen Abbildungen zeigen die Translationsbewegungen von Patientenlagerung

und Bildgebungssystem; links simultan mittels des Hubspindeltriebs und rechts die

unabhängige Bewegung des Bildgebungssystems mittels der angetriebenen Mutter.

Die Rotation des Bildgebungssystems bildet die dritte Achse (vgl. Abbildung 22

links). Die vierte Achse als Schwenkbewegung der Patientenlagerung ist optional

(vgl. Abbildung 22 rechts). [216]


54

Abbildung 22 Kinematikkonzept des Spiral-Brust-CT-Systems (obere Ansichten von hinten, untere Ansichten von oben) [216] oben links: Erste Linearachse ○1 zur simultanen Translation von Pati-entenlagerung und Bildgebungssystem oben rechts: Zweite Linearachse ○2 zur Translation des Bildgebungs-systems relativ zur Patientenlagerung unten links: Erste Rotationsachse ○3 zur Rotation des Bildgebungssys-tems konzentrisch zur Ö)nung der Patientenlagerung unten rechts: Zweite Rotationsachse ○4 als Teilkreisbogenführung zur Rotation der Patientenlagerung relativ zur Liegenö)nung bzw. den Linearführungen

3604545 90901515

○1

○2

○3

○4

55

4 4 Bildgebungssystem


Als relevanter Stand der Technik werden im Folgenden kurz die Bildgebungssyste-

me der klinischen Prototypen Koning breast CT (NING), Bodega (BOONE) und des

SPECT/CT-Systems von der Duke University (TORNAI) genauer betrachtet. Das

Bildgebungssystem des CT/M darf aufgrund der verwendeten Komponenten als

veraltet und nicht relevant angesehen werden.

Tabelle 3 gibt einen Überblick über die Abbildungsgeometrien, verwendete Rönt-

genröhren und Detektoren sowie die Akquisitionsparameter. Allen Systemen ge-

mein ist die Kegelstrahlgeometrie mit großem Flachdetektor. Der Kegelstrahl ist

hierbei, wie in der ACR-Richtlinie für Mammogra5e gefordert, asymmetrisch, so-

dass der liegennahe Randstrahl parallel zur Liegenebene verläu>. Die beiden ver-

wendeten Flachdetektortypen sind indirekt konvertierend mit CsI-Szintillatoren.

Bildgebungssystem — Stand der Technik

56

Die Ausleserate dieser Flachdetektoren ist vergleichsweise niedrig und im Allge-

meinen von der verwendeten Binning-Einstellung abhängig. Die native Au;ösung

ist bei voller Ausleserate in der Regel nicht verfügbar.

Tabelle 3 Übersicht der dedizierten Brust-CT-Bildgebungssysteme [21][110] [114][142][151][214][215]

Parameter KBCT Bodega SPECT/CT

Geometrie Fokus-Isozentrum 650 mm 468 mm 381 mm

Fokus-Detektor 923 mm 889 mm 600 mm

Typ Varian Rad 71 SP Comet Varian Rad 94

Fokusgrößea (300 µm)² (400 µm)² (400 µm)²

Röntgenröhre Spannung 49 kV 80 kV 60 kV

Filterung 1,6 mm Al 0,3 mm Cu 0,508 mm Ce

Betrieb gepulst (8 ms) kontinuierlich gepulst (25 ms)

Detektor

Typ Varian PAXSCAN 4030CB (CsI:Ti)

Varian PAXSCAN 4030CB (CsI:Ti)

Varian PAXSCAN 2520 (CsI:Ti)

Pixelgröße (194 µm)² 2x2 Binningb

(194 µm)² 2x2 Binningb

(127 µm)² 2x2 Binningb

Ausleserate 30 fps 30 fps 5 fps

Akquisition

Messfeld- durchmesserc

273 mm 204 mm 210 mmd

Messfeldlängec 210 mm (+200 mm)e

157 mm 124 mm

Projektionszahl 300 500 240

Aufnahmedauer 10 s 16,6 s 11 min

Mittlere Dosis 6,5 mGy 6 mGy –

Zu dem mit – gekennzeichneten Parameter liegen keine Informationen vor. a Nennwert nach IEC 60336 b Binning bezeichnet das elektronische Zusammenfassen mehrerer Pixelwerte im Detektor. c Die Werte wurden rechnerisch aus Abbildungsgeometrie und Detektorformat ermittelt. d Für ein größeres Messfeld wurde der Detektor seitlich um 50 mm versetzt. e Das Bildgebungssystem kann axial verschoben werden, um das Messfeld zu verlängern.


57

4.1.1 Koning breast CT Das Bildgebungssystem des Koning breast CT be5ndet sich, komplett verkleidet,

unterhalb der Patientenliege. Durch ein weiteres, an der Liege befestigtes Gehäuse-

element wird auch die Brust vor beweglichen Teilen geschützt. Die Patientenliege

kann angehoben werden, damit der anteriore Aspekt einer besonders langen Brust

in einem zweiten Kreisscan dargestellt werden kann. [142]

Abbildung 23 Bildgebungssystem des Koning breast CT [23]

Besonders au=ällig, da für die Kegelstrahlgeometrie nicht unbedingt erforderlich,

ist der Einsatz eines Schleifrings zur Drehübertragung, der eine kontinuierliche

Rotation des zahnriemengetriebenen Bildgebungssystems erlaubt. Die verwendete

Mammogra5e-Drehanodenröhre wird gepulst bei der Detektorauslesefrequenz von

30 Hz und einer Pulslänge von 8 ms betrieben. Die resultierende mittlere Röhren-

leistung bei aktiver Ölkühlung beträgt 2,35 kW. Durch den gepulsten Betrieb kann

die Bewegungsunschärfe in den Projektionen reduziert werden. Bei einer Spannung


58

von 49 kV ergibt sich bei der installierten Filterung von 1,6 mm Aluminium ein

vergleichsweise weiches Spektrum mit einer Halbwertsdicke8 von 1,39 mm Alumi-

nium. Der Röhrenstrom wird anhand von zwei orthogonalen Niedrigdosisaufnah-

men festgelegt. Der Fokuspunkt be5ndet sich 69 mm unterhalb der Röhrengehäu-

seoberseite (vgl. Abbildung 23). Trotz der theoretisch erreichbaren Messfeldlänge

von 210 mm (vgl. Tabelle 3) wird das System nur mit einer Messfeldlänge von

160 mm angegeben. Möglicherweise wird diese Einschränkung vorgenommen, um

den negativen E=ekten großer Kegelwinkel vorzubeugen. [141][142][213][214]

4.1.2 Bodega Auch bei Bodega sind die beweglichen Teile des Bildgebungssystems durch ein Ge-

häuse vor dem Eingri= von außen geschützt. Die Brust hängt allerdings frei im Sys-

tem. Die Drehübertragung erfolgt mittels Kabel und erlaubt lediglich 420° kontinu-

ierlicher Rotation (vgl. Abbildung 24 links) in einer Drehrichtung. Die Rotation

wird durch einen Drehtisch unterhalb des Rotorarms bewerkstelligt. [19]

Abbildung 24 Bildgebungssysteme von links: Albion (Boones erster Prototyp, nahe-zu baugleich mit Bodega), rechts: SPECT/CT Mammotomogra�e-System der Duke University [19][114]

8 Die Halbwertsdicke bezeichnet die Dicke eines durchstrahlten Materials, die die Strahlungsintensität auf die Häl>e reduziert. Sie hängt sowohl von der Strahlungsart und -energie als auch vom Material selbst ab. Verwendet man stets das gleiche Material (beispielsweise Aluminium), so stellt die Halb-wertsdicke ein Maß für die Härte des Röntgenspektrums – also die Fähigkeit der Röntgenstrahlen Gewebe zu durchdringen – dar.


59

BOONE verwendet eine Industrie-Stehanodenröhre einer maximalen Leistung von

1 kW mit aktiver Wasserkühlung. Sie wird kontinuierlich betrieben und verfügt

über einen endnahen Fokus mit 44 mm Distanz zur Gehäuseoberseite. Bei 80 kV

und 0,3 mm Kupfer5lterung ergibt sich ein vergleichsweise hartes Spektrum mit

einer Halbwertsdicke von etwa 5,7 mm Aluminium. Die Belichtung wird über ei-

nen Shutter vor der Röntgenröhre gesteuert. Die Röntgenröhre kann parallel zur

Rotationsachse verschoben werden und erlaubt so spezielle Bildgebungstrajektori-

en. Der 2012 fertiggestellte Nachfolger Cambria hebt sich von Bodega im Wesentli-

chen nur durch den gepulsten Betrieb der Röntgenröhre und den Verzicht auf De-

tektorpixel-Binning ab. [19][21][24][25][62]

4.1.3 SPECT/CT Mammotomogra�e-System Das Bildgebungssystem des SPECT/CT-Systems der Duke University besitzt kein

Schutzgehäuse; die Patientin wird lediglich durch die Liege geschützt. Auch hier ist

der Rotorarm auf einem Drehtisch montiert (vgl. Abbildung 24 rechts). Je nach

Setup kann – entgegen der Abbildung – auch das CT-Bildgebungssystem auf einem

Goniometer befestigt werden, um durch spezielle Sattel- oder verkippte Trajektori-

en die Darstellung des posterioren Aspekts und des axillären Ausläufers zu verbes-

sern. Die Drehübertragung erfolgt kabelgebunden. Zur Strahlerzeugung kommt

eine aktiv lu>gekühlte Fluoroskopie-Drehanodenröhre mit 15 kW Spitzenleistung

zum Einsatz. Durch ein Filtermaterial hoher Ordnungszahl (Cerium, Z = 58) wird

versucht, ein nahezu monochromatisches Spektrum (Halbwertsdicke 3,2 mm Alu-

minium) zu erzeugen. Auf diese Weise werden Strahlauhärtungse=ekte minimiert,

wovon man sich eine verbesserte Sichtbarkeit geringer Schwächungsunterschiede

erhoi. Wegen des kleinen Kegelwinkels wird die Röhre nach unten geneigt ver-

baut, sodass bei horizontalem, oberem Randstrahl der volle Bereich nutzbar bleibt.

In dieser Einbaulage ragt das Röhrengehäuse 94 mm über den Fokuspunkt hinaus.

Der vergleichsweise kleine Detektor wird seitlich 50 mm relativ zum Zentralstrahl

versetzt, sodass ein Kern- und ein peripheres Messfeld entstehen. Diese Anordnung

wir auch „shi>ed detector“ genannt. Da so die Projektionszahl in der Peripherie

halbiert wird, muss in diesem Bereich zur Messfeldvergrößerung ein Au;ösungs-

verlust hingenommen werden. [44][114][115]

Bildgebungssystem — Ziele und Anforderungen

60

4.2 Ziele und Anforderungen

Gemäß dem methodischen Vorgehens werden im Folgenden die in Tabelle 29 auf-

geführten Anforderungen einzeln auf Relevanz und Anwendbarkeit für das Bildge-

bungssystem geprü> und gegebenenfalls präzisiert und übertragen. Anschließend

werden die ermittelten Einzelanforderungen zusammengeführt, Redundanzen oder

Widersprüche bereinigt und eine Gesamtanforderungsliste für das Bildgebungssys-

tem aufgestellt. [155]

Tabelle 2 Anforderungen an das perfekte Brustbildgebungsverfahren [91]

1. Vollständige 3D-Darstellung

2. Gute Weichgewebsdi)erenzierung

3. Exakte Bestimmung der Dichte des Gewebes

4. Dynamische konstrastmittelgestützte Bildgebung

5. Hohes, isotropes OrtsauCösungsvermögen von 100 µm

6. Niedrige Patientendosis mit einer mittleren Parenchymdosis unter 5 mGy

7. Patientenkomfort ohne Brustkompression

8. Integrierte Biopsiemöglichkeit

9. Niedrige Kosten

4.2.1 Vollständige 3D-Darstellung Die geforderte volle 3D-Darstellung ist durch die Spiral-CT gegeben. Für die Aus-

führung der Spiraltrajektorie benötigt das Bildgebungssystem, neben dem in den

seitlichen Führungen realisierten translatorischen, einen rotatorischen Freiheits-

grad. Die Rotation sollte hierbei idealerweise kontinuierlich, d. h. mit einer beliebi-

gen Anzahl von Umdrehungen, erfolgen können. Dies setzt den Einsatz eines Dreh-

9 Zur Steigerung der Übersichtlichkeit wurde Tabelle 2 (S. 20) an dieser Stelle erneut abgedruckt.


61

übertragers für die Energie-, Signal- und Sto=übertragung zwischen Stator und

Rotor voraus.

Interpretiert man „vollständig“ in Anforderung 1 (vgl. Tabelle 2) als „ganzheit-

lich“ kommt hier auch der in Abschnitt 1.2 beschriebene Aspekt der Messfeldabde-

ckung zum Tragen. Nach medial und lateral bzw. kranial und kaudal kann dies

durch entsprechende Wahl des Systemfächerwinkels sichergestellt werden. Nach

anterior muss der translatorische Verfahrweg ausreichend groß gewählt werden.

Zur Abdeckung des entscheidenden, posterioren Bereichs ist es einerseits wichtig,

Bildgebungssystem und Lagerungssystem einander bestmöglich anzupassen, ande-

rerseits aber auch das Messfeld relativ zum Bildgebungssystem möglichst am oberen

Ende anzuordnen. Darüber hinaus ist es erforderlich, vor Beginn der Spirale in der

Position am Liegenbrett zunächst einen Kreis- bzw. Teilkreisscan von mindestens

180° + Fächerwinkel zu vollziehen, um auch den brustwandnahen Aspekt vollstän-

dig rekonstruieren zu können.

Tabelle 4 Spezi�kation zur Erfüllung von Anforderung 1

Item Wert

1.1 Rotation

1.2 Distanz Fokus zu Röhrengehäuseoberseite

1.3 Messfelddurchmesser

1.4 Messfeldlänge

1.5 Distanz Fokus zu Isozentrum

1.6 Distanz Detektor zu Isozentrum

1.7 Fächerwinkel

kontinuierlich

minimal

200 mm

250 mm

300 mm

150 mm

39°

Gemäß den von BOONE et al. ermittelten Werten beträgt die Spanne der Brust-

durchmesser 80 mm bis 180 mm (vgl. Abschnitt 2.1.1), sodass der Durchmesser des


62

Messfeldes auf 200 mm festgelegt wird. Eine Messfeldlänge von 250 mm wurde als

ausreichend erachtet.10 Die Abbildungsgeometrie soll kompakt gehalten werden, um

die Röhrenleistung besser ausnutzen zu können. Ein Mindestabstand von 150 mm

zwischen Fokuspunkt und Haut muss allerdings gemäß DIN EN 60601-2-44 stets

gewährleistet sein. In den Simulationen wurde daher eine Distanz zwischen Fokus

und Isozentrum (SOD) von 300 mm und eine Distanz zwischen Detektor und Iso-

zentrum (OID) von 150 mm verwendet. Der Fächerwinkel ergibt sich aus Mess-

felddurchmesser und SOD zu 39°. Diese drei Werte werden direkt in die Anforde-

rungsliste für das Bildgebungssystem übernommen. [147]

4.2.2 Gute Weichgewebsdi)erenzierung Die Di=erenzierbarkeit des Weichgewebes hängt im Wesentlichen vom resultieren-

den Bildkontrast und dem Rauschlevel ab. WEIGEL et al. haben den dosisnormier-

ten Quotienten dieser beiden Größen in Abhängigkeit von der Brustdicke unter-

sucht und das optimale Röntgenspektrum ermittelt. [218]

Bei einer Filterung von 3 mm Aluminium liegen die optimalen Röhrenspannungen

zur Darstellung von Weichgewebsläsionen zwischen 32 kV und 47 kV, zur Darstel-

lung von Kalzi5kationen zwischen 30 kV und 37 kV und iodbasierten Kontrastmit-

teln bei 52 kV bis 54 kV, wobei größere Durchmesser höhere Spannungswerte be-

nötigen. [218]


Item Wert

2.1 Vor�lterung

2.2 Röhren-Spannungsbereich

3 mm Aluminium

30 – 54 kV

10 Bei nur 157 mm Messfeldlänge entging Lindfors et al. in ihrer Patientenstudie eine anteriore Läsion einer sehr großen Brust. [110] Merchant et al. legten ihren Au_au zur Brustbestrahlung sogar auf eine Brustlänge von 300 mm aus. [125]


63

4.2.3 Exakte Bestimmung der Dichte des Gewebes Mit der Computertomogra5e wird der lineare SchwächungskoeNzient jedes Volu-

menelements des Objektes bestimmt. Dieser ist das Produkt von Dichte und Mas-

senschwächungskoeNzienten des Gewebes. Da der MassenschwächungskoeNzient

von der Photonenenergie abhängig ist, kann die Dichte dennoch ermittelt werden,

wenn zwei Aufnahmen bei unterschiedlicher Energie akquiriert werden. Diese Me-

thode wird auch Dual-Energy (DE)-CT genannt. Die einfachste Implementierung

der DECT ergibt sich durch Einsatz eines photonenzählenden Detektors mit einer

zusätzlichen Energieschwelle. Dieser erlaubt es Bilddaten zweier separater Photo-

nenenergiebereiche simultan aufzunehmen.

Voraussetzung für die DECT sind exakte CT-Werte, sodass parasitäre E=ekte wie

Strahlauhärtung und Streustrahlung beherrscht werden müssen. Unter anderem

aus diesem Grund wurde die Spiral-CT gewählt, da hier die Streustrahlung wegen

des vergleichsweise kleinen Kegelwinkels eine geringere Rolle spielt. Der Kegelwin-

kel sollte dabei 10° nicht überschreiten, sodass sich bei der in Tabelle 4 gegebenen

Abbildungsgeometrie eine maximale Detektorhöhe von 80 mm ergibt. [90]


Item Wert

3.1 Dual-Energy-Akquisition

3.2 Kegelwinkel

3.3 Detektorhöhe

Photonenzählender Detektor

≤ 10°

≤ 80 mm

Um geringe Dichteunterschiede lediglich darzustellen, würde es reichen hohe Pho-

tonenenergien zu verwenden, da sich im hohen Energiebereich die Massenschwä-

chungskoeNzienten annähern und der Bildkontrast von Dichteunterschieden do-

miniert wird. Geeignete Spannungen liegen hier aber mit über 100 kV deutlich über

den in Tabelle 5 festgelegten Werten. [90]


64

4.2.4 Dynamische kontrastmittelgestützte Bildgebung Bei der dynamischen kontrastmittelgestützten Bildgebung liegt der Fokus auf der

Zeitau;ösung und weniger auf der Ortsau;ösung. Da das Objekt bei der Spiral-CT

sequentiell aufgenommen wird, ist es unmöglich, komplette Volumendaten zu dis-

kreten Zeitpunkten zu erzeugen. Eine dynamische Aktorik und eine möglichst gro-

ße Kollimierung helfen, dieses Problem nicht zu groß werden zu lassen. Kontrast-

mittelgestützte bzw. dynamische Verfahren benötigen mindestens zwei bzw. drei

Datensätze. Damit die Strahlenbelastung für die Patientin nicht zu hoch wird, kön-

nen bei diesen Aufnahmen eine schlechtere Ortsau;ösung und ein höheres Rau-

schen in gewissem Umfang in Kauf genommen werden.

4.2.5 Hohes, isotropes OrtsauCösungsvermögen Das maximale Ortsau;ösungsvermögen eines CT-Systems wird, neben der Fokus-

größe und dem Detektorpixelabstand, vor allem durch die Abbildungsgeometrie

(vgl. Tabelle 4) und die Projektionszahl bestimmt. Auch hier werden die bereits in

den Simulationen verwendeten Werte – wie bei KALENDER et al. vorgegeben –

übernommen (vgl. Tabelle 7).


Item Wert

5.1 Detektorpixelgröße

5.2 Fokusgröße

5.3 Anzahl der Projektionen pro Rotation

5.4 Rotationszeit

(100 µm)²

(100 µm)² und (300 µm)²a

2000

2 s

a Optische Fokusgröße real gemessen, nicht Nennwert nach IEC 60336

Für gewöhnlich gilt dieser Au;ösungsgrenzwert nur in einem kleinen zentralen

Bereich des Messfeldes und nimmt aufgrund schlechterer Abtastung und Bewe-


65

gungsunschärfe zur Peripherie hin ab. In diesem Fall gilt die Vorgabe an das Au;ö-

sungsvermögen allerdings für das komplette Messfeld. Ferner sind ein stabiles

Tragwerk, ein spielfreies Lager und vibrationsarme Antriebe erforderlich, um ein

Ortsau;ösungsvermögen von 100 µm erreichen zu können.

4.2.6 Niedrige Parenchymdosis Dosisreduktion ist ein stets aktuelles Jema in der Röntgenbildgebung. Allerdings

muss der Fokus dieser Diskussion von der Reduktion an sich auf die Optimierung

der Ausnutzung gelenkt werden. Aus instrumenteller Sicht kann dies durch Anpas-

sung des Spektrums, Einsatz von geometrisch eNzienten und absorptionseNzienten

Detektoren und gezielte Einblendung des Messfeldes erreicht werden.


Item Wert

6.1 Geometrische Detektorekzienz

6.2 Absorptionsekzienz

6.3 Röhrenleistung

≥ 99 %

≥ 99 %

3,5 kW bei 47 kV

WEIGEL et al. ermittelten neben dem optimalen Spektrum auch die bei diesem

Spektrum benötigte Dosis, um eine ausreichende Läsionssichtbarkeit zu gewähr-

leisten. Grundlage war hierbei das Rose-Kriterium11. Der benötigte Röhrenstrom

bzw. die Röhrenleistung, um den erforderlichen Photonen;uss bei einer zweise-

kündigen Rotation zu erzeugen, wurde ebenfalls berechnet. So ergab sich zum Bei-

spiel für die 14-cm-messende Durchschnittsbrust bei der optimalen Spannung von

42 kV (3 mm Aluminium-Filterung) eine Dosis von 2,9 mGy, was vergleichbar mit

11 Das Rose-Kriterium geht von einer Erkennbarkeit aus, wenn das Signal-zu-Rausch-Verhältnis einen Wert von 5 oder höher annimmt. [32]


66

der der Mammogra5e ist (vgl. Abschnitt 2.4.1.1). Die erforderliche Röhrenleistung

betrug in diesem Fall 1,7 kW; der Maximalwert von 3,5 kW ergab sich für die 18-

cm-Brust.

4.2.7 Patientenkomfort Der Aspekt des Patientenkomforts ist bei der Gestaltung des Bildgebungssystems

von untergeordneter Bedeutung. Lediglich die Akquisitionsdauer als Teil der Ge-

samtuntersuchungszeit spielt eine Rolle. Diese soll auch für große Brüste möglichst

unter 10 s liegen. Sollten atmungsinduzierte Bewegungsartefakte die Bildqualität

beein;ussen, kann davon ausgegangen werden, dass eine zehnsekündige Akquisiti-

on auch in Atemanhaltetechnik ausgeführt werden kann. [111]


Item Wert

7.1 Mittlere Akquisitionsdauer < 10 s

4.2.8 Integrierte Biopsiemöglichkeit Bei der Integration einer Biopsiemöglichkeit kommt es darauf an, die Vorteile der

Computertomogra5e bei der Lokalisation und Navigation mit dem bewährten

Equipment und den vertrauten Arbeitsabläufen der stereotaktischen Biopsie zu

verbinden. Von entscheidender Bedeutung ist die Zugänglichkeit der Brust für den

Untersucher. Diese muss für beliebige Lokalisationen gegeben sein. Darüber hinaus

müssen die etablierten Planungs-, Kontroll- und Dokumentationsaufnahmen ak-

quiriert werden können ohne dabei in Kon;ikt mit dem Biopsieequipment zu

kommen. Das Bildgebungssystem hierbei nur rotatorisch und nicht zusätzlich

translatorisch bewegen zu müssen, stellt dabei eine erhebliche Vereinfachung dar.

Eine Detektorhöhe von mindestens 50 mm wie bei Stereotaxiesystemen üblich wird

dazu als ausreichend erachtet; unter Berücksichtigung des Abbildungsverhältnisses

bevorzugt sogar 75 mm. [81][197]


67


Item Wert

8.1 Detektorhöhe > 50 mm

4.2.9 Niedrige Kosten

Bei der Betrachtung der Kosten muss zwischen Anscha=ung und Betrieb unter-

schieden werden. Üblicherweise werden die Anscha=ungskosten von den Kern-

komponenten wie Röntgenröhre, Detektor und Drehübertrager dominiert. Bei den

Betriebskosten spielen sowohl Verschleiß und Wartung als auch der Einsatz von

Eimalprodukten eine Rolle.

4.2.10 Weitere Anforderungen Die hohen Anforderungen an das Ortsau;ösungsvermögen verursachen auch ein

erhebliches Bilddatenvolumen. Durch die geforderte Isotropie herrscht zwischen

der Kantenlänge der Au;ösungselemente und dem Rohdatenvolumen annähernd-

ein indirekter kubischer Zusammenhang. Eine Abschätzung der Obergrenze ergibt

sich unabhängig von der Detektorhöhe aus der Multiplikation von Pixelzahl pro

Großprojektion12, Projektionszahl pro Rotation und Grauwerttiefe der Detektorpi-

xel von 12 bit13 (vgl. Tabelle 7).

Rohdatenvolumen = Pixelzahl�� ∗ Projektionszahl ∗ Grauwerttiefe��#�$ (1)

12 Projektion der kompletten Messfeldbreite und -länge

13 In der klinischen CT werden die CT-Werte typischerweise von -1024 HU bis +3072 HU angegeben. Die Grauwerttiefe typischer Detektoren liegt zum Teil sogar darüber. Für diese Abschätzung ist ein Wert von 12 bit pro Pixel allerdings ausreichend. [90]


68

Pixelzahl�� = ProjektionsgrößePixelgröße (2)

Die Projektionsgröße kann vereinfacht für einen Flachdetektor aus Messfeldradius,

Messfeldlänge und Abbildungsverhältnis berechnet werden (vgl. Tabelle 4).

Projektionsgröße = ( ∗ Länge+�,,-�$. ∗/SOD+ OID5²

SOD ∗ tansin78 9R+�,,-�$.SOD : (3)

Die Obergrenze für das Rohdatenvolumen ergibt sich dann durch Einsetzen von (3)

und (2) in (1) als etwa 286 Gbit bzw. 35,8 GB. Diese müssen mittels des Drehüber-

tragers von dem sich auf dem Rotor be5ndenden Detektor zur Rekonstruktion auf

den Stator übertragen werden. Es ist nach dem Stand der Technik nicht üblich, die-

se Daten auf dem Rotor zwischen zu pu=ern, da dies mit erheblichem Aufwand

verbunden ist und das Rotorsystem so einfach wie möglich gehalten werden sollte.

In diesem Fall muss diese Übertragung simultan zur Akquisition erfolgen. Für eine

geplante Akquisitionsdauer von maximal 10 s folgt daraus eine erforderliche Daten-

übertragungsrate von mindestens 28,6 Gbit/s.

Tabelle 11 Weitere Anforderungen an die Brust-CT-Neuentwicklung

Item Wert

10.1 Datenübertragungsrate

10.2 Detektorausleserate

≥ 28,6 Gbit/s

1000 fps

Die Ausleserate des Detektors ist implizit schon in den Anforderungen 5.3 und 5.4

in Tabelle 7 enthalten. Sie ergibt sich aus der Division von Projektionszahl pro Ro-

tation und Rotationszeit zu 1000 frames per second (fps).


69

4.2.11 Anforderungsliste Durch Kombination der Teilspezi5kationen (vgl. Tabelle 4 bis Tabelle 10) sowie der

weiteren, abgeleiteten Anforderungen (vgl. Tabelle 11) ergibt sich die Gesamtan-

forderungsliste an das Bildgebungssystem. Anforderung 3.3 und 8.1 spezi5zieren

zwar den gleichen Parameter, de5nieren aber jeweils eine Ober- und eine Unter-

grenze. Da sie sich nicht widersprechen, werden beide in die Liste aufgenommen

(vgl. Tabelle 12).

Tabelle 12 Anforderungsliste für das Bildgebungssystem der Brust-CT Neuent-wicklung

Parameter Wert

1.1 Rotation

1.2 Distanz Fokuspunkt zu Röhrengehäuseoberseite

1.3 Messfelddurchmesser

1.4 Messfeldlänge

1.5 Distanz Fokus zu Isozentrum (SOD)

1.6 Distanz Detektor zu Isozentrum (OID)

1.7 Fächerwinkel

kontinuierlich

minimal

200 mm

250 mm

300 mm

150 mm

39°

2.1 Vor�lterung

2.2 Röhren-Spannungsbereich

3 mm Aluminium

30 – 54 kV


3.2 Kegelwinkel

3.3 Detektorhöhe

Photonenzählender Detektor

≤ 10°

≤ 80 mm

5.1 Detektorpixelgröße

5.2 Fokusgrößen

5.3 Anzahl der Projektionen pro Rotation

5.4 Rotationszeit

(100 µm)²

(100 µm)² und (300 µm)²

2000

2 s

Bildgebungssystem — Anordnungsbestimmende Gestaltung

70

Tabelle 12 Fortsetzung



6.3 Röhrenleistung

≥ 99 %

≥ 99 %

3,5 kW bei 47 kV

7.1 Mittlere Akquisitionsdauer < 10 s

8.1 Detektorhöhe > 50 mm

10.1 Datenübertragungsrate

10.2 Detektorausleserate

≥ 28,6 Gbit/s

1000 fps

4.3 Anordnungsbestimmende Gestaltung

Das Grundkonzept sowie die Systemanordnung für die Brust-CT-Neuentwicklung

wurden bereits in Kapitel 3 beschrieben. Für die gestalterische Umsetzung des Bild-

gebungssystems sind zwei alternative Anordnungsentwürfe vorgesehen. Diese be-

handeln dabei lediglich das Bildgebungssystem, inklusive Gehäuse, Rotationsan-

trieb und Drehübertragung, sowie die Anbindung an die seitlichen Führungssäulen.

Im Folgenden werden die Entwürfe kurz ausgeführt und im Anschluss auf Ihre

Eignung überprü> und bewertet.

4.3.1 Torus

Bei der torischen Anordnungsvariante be5ndet sich das Bildgebungssystem kom-

plett verkapselt in einem ringförmigen Gehäuse (vgl. Abbildung 25). Durch seine

Rotationssymmetrie kann das Gehäuse bezogen auf die Rotation statisch ausgeführt

werden. Die Brust be5ndet sich bei der Untersuchung in der freien Ringmitte. Die

Röntgenstrahlung tritt jeweils vor und nach der Durchstrahlung der Brust durch

die Gehäusewand, sodass das Gehäusematerial mit Bedacht auf Strahlauhärtung

und Streustrahlung gewählt werden muss. Der übrige Gehäuseteil sollte aus Strah-

lenschutzgründen mit hochschwächendem Material ausgekleidet sein.


71

Da die Distanz zwischen Haut und Detektor im ungünstigsten Fall nur 50 mm be-

trägt, ist ein seitlicher Zugang für die Biopsie nicht gewährleistet. Die Zugänglich-

keit ist folglich nur in einem begrenzten, konischen Bereich von unten möglich.

Aus diesem Grund muss das Bildgebungssystem bei dieser Anordnungsvariante

insbesondere in Brustnähe so ;ach wie möglich gehalten werden, um einen großen

Zugangsraumwinkel zu erzielen.

Abbildung 25 links: Isometrische Schnittansicht des torischen Bildgebungssystems (Gehäuse teiltransparent), rot: Röntgenröhre, grün: Detektor rechts: vergrößerte Schnittansicht des Bildgebungssystems nach Torus-Konzept, türkis: Dünnringlager, blau: Schleifring, gelb: Riemen-scheibe, grün: Encoder

Für die Drehübertragung kommen in einem torischen Bildgebungssystem nur

Drehübertrager mit großem freiem Innendurchmesser in Frage. Diese werden auch

in klinischen CT-Systemen eingesetzt. Energie kann bis zu Spannungen von etwa

1 kV übertragen werden, sodass die Hochspannungserzeugung der Röntgenröhre

auf dem Rotor platziert werden muss. Die Übertragung erfolgt mittels Kohlebürsten

auf Kupferschlei_ahnen, die auf einem Kunststoiräger koaxial angeordnet wer-

den. Zur Übertragung großer Datenvolumina werden kapazitive Datenstrecken

eingesetzt (vgl. Abbildung 26 links). Diese arbeiten unidirektional und können pro

Modul bis zu 10 Gbit/s übertragen. Für das dedizierte Brust-CT-System müssen

also drei dieser Module parallel betrieben werden, um die benötigte Datenübertra-

gungsrate zu erreichen. [178]


72

Abbildung 26 links: Drehübertrager mit freiem Innendurchmesser, die stirnCächig angeordneten Schleifbahnen sowie der mantelCächig angebrachte, kapazitive Drehübertrager sind gut zu erkennen rechts: Gantry eines klinischen CT-Systems mit Drehübertrager mit freiem Innendurchmesser (in diesem Bild mit Bürstenblock) und Rie-menantrieb [178]

Das Tragwerk des Rotors kann als Fachwerkring mit Taschen für die einzelnen

Komponenten sehr stabil ausgeführt werden, ohne die rotierende Masse zu groß

werden zu lassen. Als Drehlager bietet sich bei den geringen Rotationsgeschwindig-

keiten ein vorgespanntes 4-Punkt-Dünnringlager an, das sowohl axial als auch ra-

dial Krä>e aufnehmen kann. Ein vorgespanntes Lager weist neben einer genaueren

Führung auch eine höhere Stei5gkeit und mitunter höhere Lebensdauer auf. Um

Bauhöhe einzusparen, werden Rotor und Stator konzentrisch angeordnet, sodass

der Stator unmittelbar an den seitlichen Linearführungen befestigt werden kann.

Zur Erzeugung der Rotation wird ein Keilriemenantrieb verwendet, da er vibrati-

onsarm ist und am Rotor selbst weniger Bauraum benötigt als ein Direktantrieb. Als

Encoder kann bei den erforderlichen Durchmessern nur ein Encoder-Band benutzt

werden, das auf einer de5nierten Funktions;äche aufgebracht und verspannt wird.

Dieses Vorgehen ist wegen der aufwändigen Herstellung vergleichsweise teuer.

4.3.2 U-Anordnung Bei der U-Anordnung bilden Röntgenröhre, Detektor und Tragwerk in der Seiten-

ansicht ein U (vgl. Abbildung 27). Die Schenkel des U sind dabei lang genug ge-

wählt, um auch einer 250 mm messenden Brust Platz zu gewähren. In der Drauf-

sicht ist das Bildgebungssystem seitlich des Strahlfeldes möglichst schmal gehalten,

um die Distanz zur Brust bei einer Biopsie zu minimieren. Oberhalb des Querträ-

gers, der die Basis des U bildet, be5nden sich seitlich neben Röhre und Detektor

keine weiteren Komponenten. Auf diese Weise ergibt sich der größtmögliche Win-


73

kelbereich für die Zugänglichkeit bei einer Anordnung dieser Art. Der Querträger

ist bei dieser Anordnung hohen Belastungen (vor allem Querkra> und Torsion)

ausgesetzt, sodass er für eine hochau;ösende Bildgebung am besten als geschlosse-

nes Fachwerkpro5l ausgeführt werden sollte.

Abbildung 27 Isometrische Schnittansicht des Bildgebungssystems in U-Anordnung rot: Röntgenröhre, grün: Detektor, türkis: Drehlager, blau: Drehüber-trager, gelb: Riemenscheibe, grün: Encoder

Da diese Anordnung nicht rotationssymmetrisch ist, kann kein einzelnes Schutzge-

häuse zum Kollisions- und Strahlenschutz von Patientin und Untersucher verwen-

det werden. Für die Patientin übernimmt diese Rolle die Patientenliege. Diese muss

derart gestaltet sein, dass sie entsprechende Risiken minimiert. Eine vorzugsweise

zwei;üglig gestaltete Schiebetür kann, falls erforderlich, den längsseitigen Eingri=

verschließen und so die Streustrahlung erheblich reduzieren. Zusätzlich kann der

Untersucher durch eine zwischen System und Bedienpult angebrachte Strahlen-

schutzwand und eine Zweihand-Bedienung e=ektiv geschützt werden.

Weitere Komponenten wie Drehübertrager, Lager, Rotationsantrieb und Encoder

be5nden sich unterhalb der Basis des U-Rahmens. Da bei dieser Anordnung kein

freier Innendurchmesser erforderlich ist, können achsnahe Ausführungen verwen-

det werden. Auf der Achse selbst übernimmt ein bidirektionaler, faseroptischer

Drehübertrager die Übertragung der Bilddaten. Ein derartiger Übertrager erlaubt


74

Datenübertragungsraten von bis zu 30 Gbit/s (vgl. Abbildung 28 links). Die

Schlei_ahnen des kontaktierenden Energieübertragers werden parallel auf der

Mantel;äche des Trägers angeordnet (vgl. Abbildung 28 rechts). Angesichts des

verfügbaren Bauraums und der Röhrenleistungsanforderung scheint die Übertra-

gung eines Kühlmediums erforderlich. Diese kann mittels einer Mediendrehdurch-

führung realisiert werden. Ein Konzept zur Hochspannungs-Drehübertragung für

die Röntgenröhre wurde in einer Bachelorarbeit untersucht, aber aufgrund der

Notwendigkeit großer Isolationsstrecken verworfen. Demzufolge muss auch bei

dieser Anordnung die Hochspannungserzeugung auf dem Rotor Platz 5nden. [61]

Abbildung 28 links: Axialer, faseroptischer Drehübertrager rechts: Axiale Drehübertragereinheit aus faseroptischem Drehüber-trager (blau eingefärbt) und kontaktierendem Drehübertrager [61]

Auch der Lagerdurchmesser kann bei dieser Variante deutlich geringer ausfallen,

was den Vorteil hat, dass hochgenaue Lager dieser Größe noch zur Standardbaurei-

he gehören und somit kostengünstig sind. Da bei der U-Anordnung die rotierenden

Massen weit außerhalb der Lagerebene liegen, bietet sich der Einsatz eines Lager-

paars in O-Anordnung an. Aufgrund der deutlich längeren Stützbasis kann die O-

Anordnung höhere Kippmomente als die X-Anordnung aufnehmen. Die Drehver-

bindung wird statorseitig an einem Querträger befestigt der zwischen den seitlichen

Führungen gelagert wird.

Der Einsatz eines Direktantriebs ist bei der U-Anordnung wegen der geringen

Durchmesser denkbar. Da allerdings keine Erfahrungen mit den starken elektri-

schen Feldern in unmittelbarer Nähe des Rotors vorlagen, 5el die Wahl – nicht auch


75

zuletzt wegen der Kosten – auf die etablierte Technik mit Keilriemenantrieb. Für die

Kontrollaufnahmen während der Biopsie bietet es sich an, den Motor stromlos zu

schalten bzw. einen drehmomentunterstützenden Modus vorzusehen, damit das

Bildgebungssystem manuell durch den Benutzer positioniert werden kann. Dies

stellt eine sehr intuitive Bedienungsweise ähnlich den Stereotaxie-Systemen dar und

erlaubt den Verzicht auf kollisionsüberwachende Sensoren.

Ferner kann, dank der geringen Durchmesser bei der U-Anordnungsvariante, ein

einfacher Encoder mit Eigenlagerung eingesetzt werden.

4.3.3 Bewertungskriterien und -verfahren Bevor die zuvor beschriebenen Entwürfe bewertet und der bevorzugte ausgewählt

werden kann, müssen die Bewertungskriterien – also der Maßstab anhand dessen

bewertet werden soll – bestimmt werden. Für gewöhnlich leiten sich diese Kriterien

von der Anforderungsliste der Entwicklungsaufgabe ab.

Das erste Kriterium ist die Systemgenauigkeit und bringt Anforderung Nummer 5

(vgl. Tabelle 2) zur Anwendung. Kritisch ist hier vor allem eine hohe Wiederholge-

nauigkeit. Systematische Fehler werden in der CT-Bildgebung üblicherweise in

Kalibrierungsaufnahmen ermittelt und in der Rekonstruktion korrigiert. Die Ge-

nauigkeit des Bildgebungssystems bzw. dessen Trajektorie wird vorwiegend von der

Stabilität des Tragwerks und den Lagertoleranzen bestimmt.

Das zweite Kriterium leitet sich von der geforderten Biopsiemöglichkeit (Anforde-

rung Nummer 8) ab. Von besonderer Bedeutung sind dabei die umfassende Zu-

gänglichkeit zur Brust, sowie die Anwendbarkeit des etablierten Arbeitsablaufs und

des Equipments.

Teil der ersten Anforderung ist der Einsatz eines Drehübertragers zwischen Rotor-

und Statorsystem. Dieser sollte mindestens eine Datenübertragungsrate von

28,6 Gbit/s (vgl. Tabelle 12, 10.1) bereitstellen, um die erzeugten Bilddaten simul-

tan übertragen zu können. Ferner ist eine Energieübertragung zur Leistungsversor-

gung der Rotorkomponenten gefordert. Da für die Brust-CT hohe Röhrenleistun-

gen bei kleinen Fokus- und Gehäuseabmessungen gefordert sind, erscheint die

Notwenigkeit einer aktiven Röhrenkühlung äußerst wahrscheinlich. Um das Rotor-

system einfach und kompakt halten zu können, ist die bidirektionale Übertragung

eines Kühlmediums wünschenswert.


76

Die Systemsicherheit ist nicht Teil der bei KALENDER et al. formulierten Anforde-

rungen, da sie keine besondere Forderung für die Brustbildgebung darstellt. Jedoch

ist die Sicherheit von Patienten, Anwendern oder Dritten eine grundlegende An-

forderung der Medizinprodukterichtlinie (MDD) und somit auch für ein dedizier-

tes Brust-CT-System obligatorisch. Bei der Beurteilung der Anordnungskonzepte

stehen vor allem Röntgensicherheit und mechanische Sicherheit im Fokus. [56]

Anforderung Nummer 9 verlangt ein kostengünstiges System. In erster Linie wer-

den die Kosten des Brust-CT-Systems von den Anscha=ungskosten der Hauptkom-

ponenten bestimmt. Von den bei den Anordnungsvarianten behandelten Kompo-

nenten verursachen Drehübertrager, Encoder und Antrieb die größten Kosten.

Die Bewertung der Varianten wird nach dem Bewertungsschema der VDI 2225

vollzogen. Dieses sieht fünf Abstufungen des Erfüllungsgrades der Bewertungskri-

terien von „nicht erfüllt“ bis „voll erfüllt“ vor (vgl. Tabelle 13). Die Kriterien selbst

werden alle als gleichwertig angesehen. Daher wird auf eine Gewichtung verzichtet.

Die wirtscha>liche Wertigkeit wird nicht getrennt betrachtet, sondern stellt eines

der fünf Bewertungskriterien dar. [155]

4.3.4 Bewertung Die erste Anordnungsvariante ist wegen des geschlossenen, stabilen Tragwerks als

gut bezüglich der Systemgenauigkeit zu beurteilen. Die Zugänglichkeit ist von un-

ten eingeschränkt gegeben. Posterior lokalisierte Läsionen bleiben allerdings –

wenn überhaupt – nur durch einen langen Einstichkanal erreichbar. Eine hierfür

erforderliche, auf den Jorax zeigende Nadelführung ist grundsätzlich zu vermei-

den. Die Drehübertragung kann bis auf die gewünschte Mediendurchführung auch

bei freiem Innendurchmesser realisiert werden. Allerdings sind für die Bilddaten-

übertragung mehrere kapazitive Drehübertrager erforderlich. Hinsichtlich der ge-

forderten Kollisions- und Strahlensicherheit stellt das komplett verkapselte Design

die Ideallösung dar. Die Systemkosten sind, hervorgerufen durch den freien Innen-

durchmesser, vergleichsweise hoch. Insbesondere der Drehübertrager aber auch die

aufwändige Herstellung des Tragwerks tragen dazu bei (vgl. Tabelle 13).


77

Tabelle 13 Bewertungsliste der beiden Anordnungsvarianten für das Bildge-bungssystem der Brust-CT-Neuentwicklung

Torus U-Anordnung

Bewertungskriterien Eigenschaft Wert Eigenschaft Wert

Hohe Systemgenauigkeit Stabiles Tragwerk ◕ Steife Lageranordnung ◕

Gute Zugänglichkeit

Nur von unten, kritische Nadelführung

◔ Umfassende Zugänglichkeit

●

Einfache Drehübertragung

Datenübertragung aufwändig, Medien-übertragung nicht

möglich

◑ Robuste Datenübertra-gung, Mediendurchfüh-

rung möglich ◕

Hohe Sicherheit

Vollständige Kapselung des Bildgebungs-

systems ●

O)ene Anordnung, zusätzliche Sicher-

heitsmaßnahmen er-forderlich

◑

Geringe Kosten

Teurer Drehübertrager mit freiem Innen-

durchmesser ◔

Kostengünstige axiale Übertragung

◑

Gesamt ◑ ◕

Kriterium wird ● voll ◕ weitgehend ◑ teilweise ◔ kaum ○ nicht erfüllt.

Die O-Anordnung des Drehlagers der zweiten Anordnungsvariante verspricht eine

hohe Stei5gkeit. Allerdings erfährt der Querträger als zentrales Element hohe Belas-

tungen. Sollten dessen Durchbiegung oder Torsion zu groß ausfallen, kann ein zum

Patent angemeldetes Korrekturverfahren Abhilfe scha=en. Die Zugänglichkeit zur

Brust für die Biopsie entspricht der Idealvorstellung. Das Bildgebungssystem kann

entsprechend der Lage der Läsion positioniert werden und die Brust ist stets senk-

recht zum Zentralstrahl aus einem großen Winkelbereich auf voller Länge zugäng-

lich. Die optische Drehübertragung auf der Rotationsachse stellt ein robustes und

günstiges Verfahren zur Datenübertragung dar. Selbst eine Mediendrehdurchfüh-

Bildgebungssystem — Komponentenauswahl und Integration

78

rung kann achsnah integriert werden. Aufgrund der o=enen Systemgestaltung ist

keine integrierte Sicherheit gegeben, sodass zusätzliche Schutzmaßnahmen er-

gri=en werden müssen. Bezüglich der Kollisionssicherheit kann die Patientin durch

entsprechende Liegengestaltung und der Benutzer durch beispielsweise Zweihand-

bedienung geschützt werden. Zum Schutz vor Röntgenstrahlung müssen entspre-

chende Materialien bei Liegenau_au, den seitlichen Schiebetüren und der Strahlen-

schutzwand der Bedienkonsole verwendet werden. Insgesamt stellt sich die U-

Anordnungsvariante dennoch, insbesondere wegen des günstigeren Drehübertra-

gers, als vergleichsweise kostengünstig dar (vgl. Tabelle 13).

In Summe erfüllt die U-Anordnung die gesetzten Anforderungen besser als der

Torus und enthält darüber hinaus keine Schwachpunkte (keine unterdurchschnittli-

chen Bewertung eines oder mehrerer Kriterien). Diese Variante ist daher zu bevor-

zugen und stellt die Grundlage der folgenden Entwicklungsschritte dar.

4.4 Komponentenauswahl und Integration

4.4.1 Röntgenröhre Angesichts der an die Bildgebungskomponenten – Röntgenröhre und Detektor – in

Tabelle 12 gestellten Anforderungen wird klar, dass dedizierte Komponenten zum

Einsatz kommen müssen. Für die Röhre sind Spannungen zwischen 30 kV und

54 kV bei einer Leistung von bis zu 3,5 kW und (100 µm)² bzw. (300 µm)² Fo-

kusabmessung gefordert. Der Abstrahlwinkel muss in Fächerrichtung mindesten

39°, in Kegelrichtung mindesten 10° betragen. Darüber hinaus soll die Röhre über

eine kompakte Bauform und einen endnahen Fokuspunkt verfügen.

Eine entsprechende Röntgenröhre ist, soweit dem Autor bekannt, derzeit nicht ver-

fügbar. Allerdings arbeiten momentan mit Varian Medical Systems (Abbildung 29)

und Siemens Healthcare zwei der weltweit größten Röhrenhersteller an dedizierten

Röntgenröhren für die Brust-CT. [31][212] Die Spezi5kationen dieser Röhren sind

nicht bekannt. Allerdings darf beispielsweise davon ausgegangen werden, dass der

Einsatz einer geerdeten Anode die Distanz des Fokuspunktes zur Gehäuseoberseite

bei einer dedizierten Entwicklung erheblich reduzieren kann. Tabelle 14 listet tech-


79

nische Daten wie sie für eine derartige Entwicklung nach dem Stand der Technik

realistisch erscheinen.

Abbildung 29 Varian M-1500 ausgestellt auf der Industrieausstellung des Annual Meeting of the Radiological Society of North America (RSNA) 2010 [89]

Die zu erwartenden Fokusgrößen entsprechen wahrscheinlich nicht den Forderun-

gen, da die zulässigen Größen nach der Norm IEC 60336 mit erheblichen Toleran-

zen von etwa 50 Prozent ausgehend vom Nennwert nach oben versehen sind, die

für gewöhnlich ausgenutzt werden. Dies hat allerdings keinen Ein;uss auf das Er-

reichen der erwünschten Ortsau;ösung, da in den Simulationen der geforderte

Wert auch mit einem (300 µm)²messenden Fokus nachgewiesen wurde, der in je-

dem Fall größer ist als ein Fokus mit (100 µm)² Nennwert nach IEC 60336. [145]

Bezüglich maximaler Röhrenleistung und Hochspannung muss im Einzelfall je

nach Indikation abgewogen werden, ob es sinnvoll ist die Spannung anzuheben, um

über mehr Leistung verfügen zu können. 60 kV scheinen einen guten Kompromiss

aus Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis, DosiseNzienz und verfügbarer Röhrenleistung

darzustellen. [218]


80

Tabelle 14 Gegenüberstellung möglicher technischer Daten einer dedizierten Brust-CT-Röhre und der vorab de�nierten Anforderungen

Parameter Erwarteter Wert

Geforderter Wert

Entspricht Anforderung

1.2 Distanz Fokuspunkt zu Röhrengehäuseoberseite

1.7 Fächerwinkel

22 mm

≥ 40°

minimal

39°

◑

●

2.2 Röhren-Spannungsbereich 30 – 70 kV 30 – 60 kV ●

3.2 Kegelwinkel > 10° ≤ 10° ●

5.2 Fokusgrößen (100 µm)² und (300 µm)²a

(100 µm)² und (300 µm)²

◑

6.3 Röhrenleistung 3 kW bei 60 kVb 3,5 kW bei 60 kV ◑

Anforderung wird ● erfüllt ◑ teilweise ○ nicht erfüllt.

a Optische Fokusgrößen erwartet: Nennwert nach IEC 60336, gefordert: real gemessen b Maximalleistungen bei (300 µm)² Fokusgröße

4.4.2 Detektor Da kein kommerziell verfügbarer Detektor den gesetzten Anforderungen bezüglich

Pixelgröße, ENzienz und Ausleserate entspricht, wird derzeit von der CT Imaging

GmbH, einer Ausgründung des Instituts für Medizinische Physik, im Rahmen des

durch das Bundesministerium für Bildung und Forschung (BMBF) geförderten Spit-

zenclusters Medical Valley EMN ein neuartiger dedizierter Detektor entwickelt.

Dieser hat eine hundertprozentige geometrische ENzienz und eine hundertprozen-

tige AbsorptionseNzienz zum Ziel.

Eine derart hohe geometrische ENzienz kann bei der angestrebten hohen Au;ö-

sung nur auf Basis eines direkt konvertierenden Halbleiterkristalls erreicht werden.

Indirekt Konvertierende büßen entweder durch die Lichtausbreitung im Szintillator

zwischen den Detektorelementen an Ortsau;ösung ein oder verlieren durch eine

Strukturierung des Szintillators durch Septen zwischen den Pixeln, die die Licht-


81

ausbreitung verhindern sollen, an aktiver Fläche und somit geometrischer ENzienz.

[31][90]

Die AbsorptionseNzienz des Halbleiterkristalls hängt sowohl von der Energie der

zu absorbierenden Photonen als auch der Materialdicke ab. Bereits ab einer Dicke

von 1 mm beträgt die ENzienz des verwendeten Cadmiumtellurid (CdTe) im Ener-

giebereich kleiner 60 kV nahezu 100 Prozent (vgl. Abbildung 30). Das in der Ab-

bildung dargestellte Absorptionsverhalten von Cadmiumzinktellurid (CdZnTe) ist

dem von CdTe sehr ähnlich. [91][203]

Abbildung 30 Absorptionsekzienz von CdZnTe auf γ-Quanten verschiedener Ener-gien in Abhängigkeit der Materialdicke (logarithmisch), blau: 10 keV, grün: 60 keV und ocker: 100 keV (Adaptiert von Szeles) [203]

Der Detektor arbeitet photonenzählend. Es wird also nicht die deponierte Energie

der Photonen als Pixelwert gespeichert, sondern die Zahl der Photonen, deren

Energieeintrag über einer de5nierten Schwelle lag. Dank dieser Technologie kann

durch Einsatz einer frei kon5gurierbaren Energieschwelle das Signal-zu-Rausch-

Verhältnis gesteigert werden, indem niederenergetische Streustrahlung unterhalb

der festgelegten Energieschwelle nicht berücksichtigt und das elektronische Rau-

schen nahezu eliminiert wird. Mit Hilfe einer weiteren Schwelle, oberhalb der be-

schriebenen ersten Energieschwelle, können anforderungsgemäß Dual-Energy-Auf-

nahmen akquiriert werden. Hochenergetische Photonen einer Energie oberhalb

0 %

20 %

40 %

60 %

80 %

100 %

120 %

0,1 1 10

Ab

sorp

tio

nse

ffiz

ien

z

Dicke des CdZnTe in mm


82

dieser zweiten Schwelle tragen dann zur High-Energy-Aufnahme und Photonen

einer Energie zwischen den beiden Schwellen zur Low-Energy-Aufnahme bei.

CdTe ist in der klinischen Röntgenbildgebung noch nicht sehr verbreitet. Es gibt

derzeit nur eine Quelle, die ein akzeptables Niveau der Kristallgüte für die medizi-

nische Bildgebung erreicht hat. [179] Ein Detektor der angestrebten Größe kann

keinesfalls nur aus einem Kristall hergestellt werden, sondern muss aus mehreren

Kacheln zusammengesetzt werden. Da die Ausbeute und somit auch der Preis von

Kristallkacheln überproportional mit der Kachelgröße ansteigen, muss zwischen

der Anzahl von Stößen zwischen den Kacheln und den Gesamtkosten abgewogen

werden. Die gewählte Größe von 25,6 mm Breite und 12,8 mm Höhe scheint einen

guten Kompromiss darzustellen. Ferner erlaubt es die Teilung der Gesamtdetek-

tor;äche in einzelne Kacheln, von der suboptimalen Flachdetektorform abzuwei-

chen. Um das Übersprechverhalten und die e=ektive Interaktionslänge im Halb-

leiterkristall über den Fächerwinkel möglichst gleichmäßig zu halten, werden die

Kristallkacheln entlang eines Kreisbogens um den Röhrenfokus mit Radius 450 mm

(vgl. Tabelle 12) angeordnet. Entsprechend der Forderungen 3.3 und 8.1, sowie 1.8

aus Tabelle 12 ergibt sich dann eine Anordnungsmatrix von 6 Kacheln in der Verti-

kalen und unter der Voraussetzung, dass die zentrale Kachelspalte mittig auf dem

Zentralstrahl platziert wird, 13 Kacheln in der Horizontalen. Die Gesamtdetektor-

;äche misst dann 76,8 mm in der Höhe und 332,8 mm in der Breite. Nimmt man

an, dass bei jedem Stoß ein Spalt von 100 µm entsteht ergibt sich eine geometrische

ENzienz von etwa 99 Prozent (vgl. Abbildung 31 links). Durch teilweise Überlap-

pung der Kacheln in der Vertikalen kann eine Reduktion der Stöße und somit eine

noch höhere geometrische ENzienz von 99,4 Prozent erzielt werden (vgl. Abbil-

dung 31 rechts). Die hierfür erforderliche Abweichung von der idealen Bogenan-

ordnung ist lediglich gering und stellt kein Problem dar. [149]

Tabelle 15 zeigt einen Auszug der Spezi5kation der Detektor-Neuentwicklung und

bestätigt, dass alle an die Detektorentwicklung gestellten Anforderungen erwar-

tungsgemäß erfüllt werden können.


83

Abbildung 31 links: Detektor in idealer Bogenanordnung rechts: Detektor in Bogenanordnung mit vertikaler Überlappung

Tabelle 15 Gegenüberstellung der technischen Daten der Detektor-Neuent-wicklung für das dedizierte Brust-CT und der vorab de�nierten Anfor-derungen

Parameter Erwarteter Wert

Geforderter Wert

Entspricht Anforderung


3.3 Detektorhöhe

Photonenzählend

76,8 mm

Photonenzählend

≤ 80 mm

●

●

5.1 Detektorpixelgröße (100 µm)² ≤ (100 µm)² ●



99,4 %

~ 99 %

≥ 99 %

≥ 99 %

●

●

8.1 Detektorhöhe 76,8 mm > 50 mm ●

10.2 Detektorausleserate 1000 fps ≥ 1000 fps ●

Anforderung wird ● erfüllt ◑ teilweise ○ nicht erfüllt.


84

4.4.3 Time Delayed Summation und Focal Spot Control Wie bereits in Abschnitt 2.4.1.1 bei der Zeilendetektortechnik in der Mammogra5e

festgestellt, führt die Relativbewegung zwischen Bildgebungssystem und Objekt

während der Akquisition zu Bewegungsunschärfe und somit Ortsau;ösungsverlus-

ten. Dies ist insbesondere bei schnell rotierenden Systemen und hohen Au;ösungs-

anforderungen ein Problem. Wenn keine ausreichende Anzahl an Projektionen auf-

genommen werden kann, kommt es in der Peripherie des Objektes zu einem Abfall

des Ortsau;ösungsvermögens (vgl. Abbildung 32). Eine beliebige Erhöhung der

Detektorausleserate ist sowohl aus technischer Sicht nicht realisierbar als auch mit

einer kaum zu bewältigenden Zunahme des Datenvolumens und der Datenrate

verbunden. [133][148]

Um diesem E=ekt zu begegnen, kommt bei der Detektorneuentwicklung eine Tech-

nik namens Time Delayed Summation (TDS) zum Einsatz. Diese Technik erlaubt

es, während der Projektionsaufnahme die Pixelwerte des Detektors entlang der

Detektorzeilen zu verschieben und so der Detektorbewegung entgegenzuwirken.

Das Bild wird auf diese Weise virtuell nahezu ortsfest zur Brust gehalten. Intern

werden die Pixelwerte in einer Art Schieberegister repräsentiert. Anzahl (TDS-

Faktor) und Frequenz der Shi>s des Registers ergeben sich aus Bahngeschwindig-

keit und Ausleserate des Detektors.

Voller Nutzen kann aus diesem Verfahren jedoch nur dann gezogen werden, wenn

auch der Fokuspunkt der Röntgenröhre während der Projektionsaufnahme ortsfest

im Brustkoordinatensystem gehalten wird. Dies kann durch Ablenkung des Elekt-

ronenstrahls zwischen Kathode und Anode erreicht werden. Eine derartige Ablen-

kung mittels starker elektrischer Felder ist unter dem Namen Flying Focal Spot

(FFS) in modernen Röntgenröhren etabliert und wird vorwiegend zur Erhöhung

der räumlichen Abtastung eingesetzt. Die bei der Brust-CT erforderliche azimutale

Ablenkung entgegen der Bewegungsrichtung stellt einen Spezialfall dar und soll im

Folgenden mit Focal Spot Control (FSC) bezeichnet werden. [148]

Entscheidend für einen e=ektiven Einsatz von TDS und FSC ist die Synchronisie-

rung der Verfahren durch die Systemsteuerung. So sollte die Auslesezeit des Detek-

tors genutzt werden, um den Fokuspunkt der Röntgenröhre vom Endpunkt der

Ablenkung auf die Ausgangsposition für die nächste Projektionsaufnahme zu len-

ken. Da weder eine Shutterbewegung noch eine Abschaltung der Hochspannung


85

mit der Aufnahmefrequenz von 1 kHz erfolgen kann, sollte diese Rückführung des

Fokuspunktes idealerweise durch Ablenkung des Elektronenstrahls in einer zweiten

Raumrichtung hinter einer Blende erfolgen, um keine ungenutzte Strahlendosis zu

applizieren. Darüber hinaus müssen sowohl TDS als auch FSC an die Rotationsge-

schwindigkeit des Bildgebungssystems angepasst werden.

Die Wirksamkeit der beschriebenen Verfahren wurde anhand von Simulationen

nachgewiesen. Hierzu wurde ein Brust-CT-System mit einer Abbildungsgeometrie

gemäß den Vorgaben aus Tabelle 12 (Fokusgröße (100 µm)²) in der Simulation-

sumgebung ImpactSim (CT Imaging GmbH) nachgebildet und entsprechende Funk-

tionen für TDS und FSC integriert. Das Ortsau;ösungsvermögen wurde an einem

Wasserphantom mit einem Aluminiumdraht von 50 µm Durchmesser ermittelt. In

der Simulation wurde der Abstand des Drahts vom Zentrum in 5 Prozent Schritten

von 5 Prozent bis 90 Prozent des maximalen Brustradius von 90 mm variiert.

Die Akquisition wurde mit vier unterschiedlichen Parametersätzen durchgeführt

und anschließend jeweils der 10-Prozent-Wert der MTF errechnet. Die ersten drei

Simulationen wurden mit je 2 000 Projektionen bei zweisekündiger Rotation und

alternierend kontinuierlicher Akquisition, TDS (TDS-Faktor 5) und FSC oder Step-

and-Shoot14 durchgeführt. Die Letzte erfolgte bei kontinuierlicher Akquisition ent-

sprechend des TDS-Faktors mit 10 000 Projektionen bei zweisekündiger Rotation –

also einer tatsächlichen Erhöhung der Projektionszahl.

Wie in Abbildung 32 zu erkennen ist, sinkt die Ortsau;ösung bei kontinuierlicher

Akquisition von 2 000 Projektionen bei 68 mm Distanz unter die geforderten

5 LP/mm (100 µm). Allerdings kann bereits ab etwa 30 mm durch Einsatz von TDS

und FSC das Au;ösungsvermögen in der Peripherie verbessert werden. Unter Zu-

hilfenahme beider Verfahren wurde über das komplette Messfeld eine Ortsau;ö-

sung von mehr als 6,2 LP/mm erzielt. Dieser Wert liegt nur etwa 0,5 LP/mm unter

dem der Akquisition im Step-and-Shoot-Verfahren bzw. der fün=achen Projekti-

onszahl, aber noch immer 1,2 LP/mm über dem Wert aus der Anforderungsliste.

14 Bei der Step-and-Shoot-Akquisition werden Projektionsaufnahmen nur bei Stillstand des Bildge-bungsystems erzeugt. Die Bewegung erfolgt zwischen den Projektionsaufnahmen.


86

Abbildung 32 Simulation des 10-Prozent-Wertes der MTF des dedizierten Brust-CT-Systems in Abhängigkeit des Abstands des Drahtphantoms zum Zent-rum, blau: kontinuierliche Akquisition, grün: Time-Delayed-Sum-mation-Akquisition, ocker: Step-and-Shoot-Akquisition, grau: kontinu-ierliche Akquisition mit 5-fach erhöhter Projektionszahl

Es ist bemerkenswert in welchem Maß TDS und FSC in der Lage sind das

Ortsau;ösungsvermögen in der Peripherie aufrechtzuerhalten, ohne dabei das Da-

tenvolumen durch zusätzliche Projektionen zu erhöhen. Jedoch muss zentral auch

ein Verlust von etwa 0,5 LP/mm gegenüber den übrigen Akquisitionen in Kauf

genommen werden. Dieser lässt sich erklären, wenn man die Funktionsweise von

TDS und FSC genau analysiert. FSC ist ein sowohl zeitlich als auch räumlich konti-

nuierlicher Prozess der den Fokuspunkt im Objektkoordinatensystem ideal ortsfest

hält. TDS hingegen läu> zeitlich diskret in einer Anzahl von Subprojektionen ab

und kann räumlich nur in einem Vielfachen der Detektorpixelgröße abgebildet

werden. Auf diese Weise entsteht, wenn auch in deutlich geringerem Maße als in

der Peripherie ohne TDS zu beobachten, künstlich induzierte Bewegungsunschärfe

über den kompletten Detektor. Also auch im Bereich des Zentrums, das sonst ideal

abgebildet wird.

Ferner ist die Detektoranordnung, wie in Abschnitt 4.4.2 beschrieben, auf einem

Kreisbogen um den Fokuspunkt gewählt. Dies führt dazu, dass Detektorelemente

mit Zunahme des Fächerwinkels größere Bahngeschwindigkeiten haben und somit

unterschiedliche TDS-Parameter benötigen. Der gegenwärtig verwendete TDS-

Faktor von 5 liegt knapp über dem Optimum einer zweisekündigen Rotation für

4

5

6

7

0 20 40 60 80

10

%-W

ert

de

r M

TF

in L

P/m

m

Abstand des Drahts vom Zentrum in mm


87

das Detektorzentrum von 4,7. Daraus ergibt sich nach peripher eine leichte Verbes-

serung des Au;ösungsvermögens. Für gewöhnlich wird das Au;ösungsvermögen

eines Systems für das Zentrum optimiert, sodass hier bei identischer Detektorausle-

serate und angepasster Projektionszahl die Rotationszeit auf 1,88 s erhöht (TDS-

Faktor 5) bzw. 2,36 s erniedrigt (TDS-Faktor 4) werden müsste.

Die vorausgehende Betrachtung von TDS und FFS bezieht sich auf ein CT-System

mit Kreistrajektorie. Bei der Spiral-CT ist dieser Rotationsbewegung eine Translati-

onsbewegung überlagert, die ebenfalls zu Bewegungsunschärfe führt. Allerdings ist

der während einer Projektionsaufnahme überstrichene Weg des Detektors bei ei-

nem Pitch15 von 1 in axialer Richtung etwa um den Faktor 20 kleiner als in azimuta-

ler Richtung, sodass mit der Limitierung TDS nur unidirektional, alternativ in

Richtung der Detektorspalten oder -zeilen ausführen zu können, eine Implementie-

rung von TDS und FFS in azimutaler Richtung ausreichen ist.

15 Der Pitch-Faktor beschreibt das Verhältnis zwischen dem axialen Vorschub des Bildgebungssys-tems während einer Rotation und der Strahlkollimierung in axialer Richtung.

89

5 5 Patientenlagerung

5.1 Motivation und Ziele

5.1.1 Klinische Erfahrungen

Die besondere Bedeutung der Patientenlagerung und der wechselseitigen Anpas-

sung an das Bildgebungssystem für die Optimierung der Brustabdeckung durch das

Messfeld, insbesondere für den bedeutsamen posterioren Aspekt und den axillären

Ausläufer, wurde zuvor in Kapitel 1 und Kapitel 2 dargestellt.

Bereits in den siebziger Jahren zeigten die ersten klinischen Studien von CHANG et

al. mit dem CT/M-System am University of Kansas Medical Center die Probleme

hierbei auf. Er befand damals das Tischdesign für verbesserungswürdig, da es „sehr

schwierig [sei] den unteren posterioren Aspekt der Brust bei Frauen mit großen

protuberanten Abdomen und die obere posteriore Brust bei Frauen mit einer

schweren Kyphose der Brustwirbelsäule zu untersuchen“ [38]. Eine der Läsionen im

unteren posterioren Aspekt der Brust konnte sogar überhaupt nicht durch das

Patientenlagerung — Motivation und Ziele

90

Messfeld abgedeckt werden. [37] LINDFORS et al. bestätigen diese Probleme, denn

sie schlossen sogar eine Frau aus ihrer Studie aus, da sich ihre Läsion im axillären

Ausläufer der Brust außerhalb des Messfeldes befand. [110]

O’CONNELL et al. wiesen in ihrer klinischen Studie am Koning breast CT eine be-

merkenswerte Abdeckung nach, die an allen Rändern sowie posterior der Mammo-

gra5e mindestens ebenbürtig war und lediglich bei der Darstellung des axillären

Ausläufers große De5zite aufwies. Allerdings o=enbaren die Aufnahmen erhebliche

Artefakte, sodass davon ausgegangen werden muss, dass die Patientenliege teilweise

mit durchstrahlt wurde (vgl. Abbildung 33 links). Darüber hinaus gaben in der

Studie fast 96 Prozent der Patientinnen Beschwerden bei der Lagerung an. Ange-

sichts der in Abbildung 33 (rechts) dargestellten Lagerungsposition sind die am

häu5gsten genannten Schmerzpunkte erwartungsgemäß Nacken, Schulter und Rip-

pen. [151]

Abbildung 33 links: sagittale Schichtaufnahme mit dem Koning breast CT, oben rechts ist klar eine stark schwächende Struktur mit Strahlaufhärtungs-artefakt zu erkennen [152] rechts: Nachgestellte Lagerungsposition des Koning breast CT zur Aufnahme der rechten Brust [23]

5.1.2 Ziele

Die bisher dokumentierten Erfahrungen aus dem klinischen Umfeld zeigen deut-

lich, dass die Patientenlagerung ein entscheidender Aspekt der Systemgestaltung ist.

Bestehende Lösungen weisen entweder Probleme bei der Abdeckung des Brustge-

Patientenlagerung — Motivation und Ziele

91

webes oder Artefakte sowie Beschwerden bezüglich des Lagerungskomforts auf.

Das Ziel dieses Kapitels der Arbeit ist, ein Lagerungssystem zu entwickeln, das den

Gegebenheiten des Spiral-Brust-CT-Systems entspricht und diese Probleme über-

windet.

5.1.3 Anforderungen Im Gegensatz zu Kapitel 3 sollen die von KALENDER et al. in Tabelle 2 (S. 20) gege-

benen Anforderungen im Folgenden nur kurz analysiert, auf Relevanz geprü> und

gegebenenfalls übertragen werden. Das Ergebnis stellt eine Anforderungsliste für

das Patientenlagerungssystem bestehend aus rein qualitativen Merkmalen dar. Die-

se werden im weiteren Verlauf dargestellt und präzisiert.

Die Hauptfunktion der Patientenlagerung ist die Scha=ung und Aufrechterhaltung

einer de5nierten Position und Lage der Patientin im Brust-CT-System. Diese Lage-

rungsposition muss folgerichtig die Bildgebung der kompletten Brust erlauben. Um

gemäß Anforderung 5 hochau;ösende CT-Aufnahmen akquirieren zu können,

müssen durch Patientenbewegungen hervorgerufene Artefakte vermieden werden,

sodass eine stabile Lagerungsposition obligatorisch ist.

Jedoch ist auch der Lagerungskomfort entscheidend, damit diese Lage entspannt

und während der gesamten Untersuchung beibehalten werden kann. Besondere

Bedeutung kommt dem Komfort bei länger andauernden Prozeduren wie Interven-

tion, Jerapie oder dynamischer Bildgebung zu. Daneben wird die Bereitscha> zur

regelmäßigen Teilnahme an Screeninguntersuchungen nicht zuletzt vom Komfort

beein;usst.

Nicht nur für die zur Erfüllung von Anforderung 3 notwendige quantitative CT,

sondern insbesondere zur Vermeidung von Bildartefakten, die zu Fehldiagnosen

führen können, ist es erforderlich jegliche streustrahlungserzeugende oder strahl-

auhärtende Struktur im Strahlengang zu vermeiden. Dies gilt natürlich auch für die

Patientenlagerung. Vielmehr sollte sie die Patientin vor zusätzlicher Strahlenbelas-

tung durch Primär- und Sekundärstreuung schützen.

Ferner ist aufgrund der Festlegung auf die U-Anordnung für das Bildgebungssys-

tem auch der Schutz vor Kollisionen mit diesem zu gewährleisten.

Patientenlagerung — Stand der Technik

92

Tabelle 16 Anforderungen an das Patientenlagerungssystem

1. Vollständige Darstellung des posterioren Aspekts und des axillären Ausläufers

2. Stabile Lagerungsposition

3. Komfortable Lagerungsposition

4. Komplett außerhalb des Primärstrahlbereichs

5. Schutz vor ionisierender Strahlung, insbesondere Streustrahlung

6. Schutz vor Kollisionen mit dem Bildgebungssystem

Durch die seitliche Anbindung des Patientenlagerungssystems an die Führungs-

schienen ergibt sich eine klare Systemschnittstelle zum Gesamtsystem, sodass im

Folgenden der Fokus auf die Gestaltung der tatsächlichen Patientenliege bzw. Lage-

rungsposition gerichtet werden kann. Hierbei ergibt sich die einzige einschränken-

de Randbedingung aus der oberseitigen Ausformung des Bildgebungssystems.


Eine Vielzahl medizinischer Verfahren, nicht nur in der Bildgebung, grei> auf die

Patientenlagerung in Bauchlage zurück. Nachstehend werden diese auf Eignung

und Adaptierbarkeit für die Liegengestaltung des dedizierten Spiral-Brust-CT-

Systems untersucht. In erster Linie sind das die übrigen Brust-CT-Systeme, aber

auch weitere bildgebende Verfahren wie Stereotaxie sowie artverwandte Systeme

aus der Bruststrahlentherapie.

5.2.1 Brust-CT Wie bereits in Abschnitt 4.1 beschrieben, sind die Distanzen zwischen Röntgenröh-

rengehäuseoberseite und Fokuspunkt und somit dem oberen Randstrahl des Mess-

feldes bei den derzeit verwendeten Röntgenröhren zum Teil erheblich. Um zu ver-

hindern, dass dieser Abstand die Darstellung des posterioren Aspekts der Brust

unmöglich macht, werden zwei verschiedene Techniken angewendet.


93

Sowohl bei GEs CT/M (vgl. Abbildung 34) als auch bei BOONEs System Bodega ist

im Bereich der Liege um die Brustö=nung eine ;exible Membran eingebracht. Die-

se Membran wird aufgrund des Körpergewichts der Patientin nach unten ausge-

dehnt und erlaubt so eine Verlagerung des gesamten Jorax und der anhängigen

Brust in das Messfeld. Nachteilig bei dieser Variante sind die Abhängigkeit der Ver-

lagerung vom Körpergewicht sowie die Instabilität der Lagerungsposition. Ferner

kann eine ;exible Membran mechanisch keine Schutzfunktion übernehmen. Zu-

sätzlich zu der bezüglich Strahlenschutz als unwirksam einzustufenden Membran

sind keine weiteren Maßnahmen bekannt. [38][68]

Abbildung 34 Patientenlagerungssystem des CT/M [38][166]

Beim SPECT/CT-System der Duke University besitzt die Patientenliege um die

Brustö=nung eine 94 mm messende Vertiefung in Form eines achteckigen Pyrami-

denstumpfs mit 15° Neigungswinkel (vgl. Abbildung 35 links). Um die Belastung

auf den Nacken zu reduzieren, wurde der Kop>eil der Liege um 52 mm abgesenkt,

sodass lediglich noch der Detektor unterhalb des Kop>eils Platz 5ndet (vgl. Abbil-

dung 35 rechts). Nachteilig hierbei ist, zumindest für die Spiral-CT, dass an der

Liege keine komplette Rotation mehr ausgeführt werden kann. Die Distanz vom

Ö=nungszentrum zum Fuß der Pyramide am Kop>eil beträgt 229 mm; zu den üb-

rigen Seiten 406 mm. [43]


94

Die Liege ist aus 3,2 mm Edelstahl mit 1,6 mm Bleibeschlag gefertigt, sodass sie

sowohl vor Kollisionen als auch ionisierender Strahlung schützt. [43]

Abbildung 35 Patientenliege des SPECT/CT-Systems der Duke University [44]

Das Koning breast CT verfügt ebenfalls über ein um die Brustö=nung vertie>es,

formstabiles Liegenbrett; allerdings in Stufenform. Wie in Abbildung 36 zu sehen,

sind die Stufen so gewählt, dass sie jeweils den nicht nutzbaren Bereich oberhalb

von Röntgenröhre und Detektor überwinden. Die zugehörigen Abmessungen wur-

den nachträglich durch den Autor in Abbildung 36 eingefügt, um ein besseres Ge-

fühl für die Dimensionen zu bekommen und sie mit den Abmessungen der Neu-

entwicklung in Relation setzen zu können. Die zu überwindenden Höhendi=eren-

zen sind mit 70 mm bzw. 37,5 mm wegen des Einsatzes von Standardkomponenten

beträchtlich, müssen allerdings auch im Verhältnis zu den – verglichen mit der

Spiral-Brust-CT etwa doppelt so großen – Abständen zum Drehzentrum gesehen

werden. Eine Reduzierung der Distanz oberhalb des Detektors auf etwa 20 mm

wird in NINGs Patent US 6,987,831 B2 in Aussicht gestellt. Welche Kon5guration

bei O’CONNELL et al. verwendet wurde ist jedoch nicht bekannt. [141][151]

Das Liegenmaterial ist augenscheinlich glasfaserverstärkter Kunststo= (GFK) (vgl.

Abbildung 37 rechts). Durch Verwendung des zusätzlichen Bechereinsatzes um die

Brust ist der Schutz vor Kollisionen mit dem Bildgebungssystem gewährleistet. Die

Strahlenschutzeigenscha>en von GFK sind aufgrund der geringen e=ektiven Ord-

nungszahl als vergleichsweise schlecht einzustufen. Weitere Strahlenschutzmaß-

nahmen sind nicht bekannt. [23]


95

Abbildung 36 CAD-Darstellung der Patientenliege des Koning breast CT [141][151]

Die Formen und Durchmesser der einzelnen Liegenö=nungen sind nicht von allen

Systemen bekannt. Die ;exible Membran des CT/M weist einen Ö=nungsdurch-

messer von 200 mm auf. Die Tischö=nung des Koning breast CT misst 390 mm,

kann aber mit Einsätzen verschiedener Ö=nungsformen und -größen ausgestattet

werden (vgl. Abbildung 37). Bei O’CONNELL et al. maß die Ö=nung des Einsatzes

200 mm in der Breite und 260 mm in der Länge. [150]

Abbildung 37 links: Draufsicht des Einsatzes der Brustö)nung des Koning breast CT rechts: Ansicht von unterhalb der Liege [23]

273 mm 650 mm

37,5 mm 70 mm


96

5.2.2 Andere bildgebende Verfahren Unter den etablierten, in Abschnitt 2.4 beschriebenen Untersuchungsverfahren

weisen die Stereotaxiesysteme die größte Ähnlichkeit zur Brust-CT auf. Dies liegt

nicht zuletzt an der horizontalen Patientenliege mit Brustö=nung und dem darun-

ter angeordneten Bildgebungssystem. Auch hier wurden Methoden entwickelt, die

es möglich machen, den posterioren Aspekt sowie den axillären Ausläufer der Brust

darzustellen.

Zur Darstellung des axillären Ausläufers wird der ipsilaterale Arm durch die Lie-

genö=nung gesteckt und die Schulter so unterhalb der Liegenebene gebracht (vgl.

Abbildung 38 links). Auf diese Weise wird der Brustmuskel entspannt und der

mobile Teil kann ähnlich einer MLO zwischen den Kompressionsplatten immobili-

siert werden. Da bei der Stereotaxie lediglich Einzelprojektionen aus einem be-

grenzten Winkelsegment aufgenommen werden, kann der Arm außerhalb des

Messfeldes positioniert werden und verursacht somit keine Artefakte. Der diagnos-

tische Nutzen überwiegt das Risiko der Belastung des Arms durch Streustrahlung.

Die Darstellung des posterioren Aspekts wird durch die Reduzierung des nicht

nutzbaren Bereichs zwischen Messfeld und Liegenunterseite begünstigt. Hierzu

wird die Röntgenröhre außerhalb der Liege;äche positioniert, da sie so nach oben

über die Liegenebene hinausragen kann (vgl. Abbildung 38 links). Eine andere

Möglichkeit besteht in der Absenkung der Liege im Bereich um die Brustö=nung

wie es von einigen Brust-CT-Systemen bekannt ist (vgl. Abbildung 38 rechts).

Abbildung 38 Patientenlagerung bei der Stereotaxie [81][194]


97

Die Liegenabmessungen der in Abbildung 38 dargestellten Stereotaxiesysteme

MammoTest der Firma Siemens Healthcare (vgl. Abbildung 38 links) und MultiCare

Platinum der Firma Hologic (vgl. Abbildung 38 rechts) können Tabelle 17 ent-

nommen werden.

Tabelle 17 Liegenabmessungen der Stereotaxiesysteme [81][197]

MammoTest MultiCare Platinum

Durchmesser Brustö)nung 280 mm 250 mm

Breite der LiegeCäche 720 mm 710 mm

Länge der LiegeCäche 1880 mm 2210 mm – 2690 mma

a Die Liege kann von zwei Seiten aus benutzt werden – daher die große Länge. Die variable Länge ergibt sich aus ausziehbaren Fußstützen zu beiden Seiten.

5.2.3 Artverwandte Verfahren Auch die Strahlentherapie der Brust weist Analogien zu den Problemstellungen der

Brust-CT auf. Ziel ist es hier, nach der Tumoroperation durch Bestrahlung der

kompletten Brust bzw. der Resektionsränder, Zellreste zu eliminieren und so das

Risiko eines Rezidivs zu senken. Die therapeutisch eingesetzte, hochenergetische

Strahlung stellt ein erhebliches Schädigungspotential für gesundes Gewebe dar.

Folglich muss die Durchstrahlung anderer Körperteile außerhalb des Zielvolumens

vermieden werden. Darüber hinaus 5ndet die Strahlentherapie üblicherweise in

Teilbestrahlungen von etwa 25 Sitzungen statt, sodass die Reproduzierbarkeit der

Lagerungsposition von Sitzung zu Sitzung die Jerapieplanung erheblich beein-

;usst. [135]

Seit Mitte der neunziger Jahre wird im klinischen Umfeld mit prototypischen Auf-

bauten zur Bruststrahlentherapie in Bauchlage experimentiert. Die Bauchlage stellt

insbesondere bei sehr großen Brüsten eine Verbesserung dar, da diese in Rückenla-

ge nur schwierig in ihrer Position oberhalb des Jorax gehalten werden können.

Mittlerweile sind auch kommerzielle Lagerungshilfen verfügbar. Im Folgenden wird


98

beispielha> ein Überblick über die Gestaltungsmerkmale der Lagerungshilfen sowie

deren Vorzüge und Einschränkungen gegeben. [42][125][164]

Die Mehrzahl der experimentellen Au_auten verfügen über zwei separate Lage-

rungs;ächen oberhalb der Brust für Kopf und Schultern und unterhalb für Hü>e

und Beine. Die kontralaterale Brust wird auf einem Keilkissen gelagert, das gleich-

zeitig für eine leichte Körperrotation um die Körperlängsachse sorgt (vgl. Abbil-

dung 39 links). Der ipsilaterale Arm wird seitlich, oberhalb der Brust 5xiert; teil-

weise ist ein Handgri= dafür vorgesehen (vgl. Abbildung 39 rechts). Auf diese

Weise ist der Brustmuskel entspannt und der Arm verdeckt nicht den lateralen As-

pekt der Brust. [75][200]

Abbildung 39 links: experimenteller Aufbau zur Lagerung bei der Bruststrahlenthe-rapie [200] rechts: Patientin auf experimentellem Aufbau zur Bestrahlung der lin-ken Brust (Adaptiert von Grann) [75]

Vorteilha> bei der Strahlentherapie in Bauchlage ist, verglichen mit der in Rücken-

lage, einerseits die Eliminierung von Atemein;üssen auf die Position der Brust und

andererseits das schwerkra>begünstigte Abheben der Brust von der Brustwand.

Darüber hinaus kann durch die leichte Körperrotation der laterale Aspekt der Brust

besser bestrahlt werden (vgl. Abbildung 40 links). Allerdings besteht die Gefahr,

dass zu lange Brüste auf der unteren Plattform der Liege au;iegen und den positi-

ven E=ekt des Schwerkra>ein;usses verringern (vgl. Abbildung 40 rechts). [1][60]

Patientenlagerung — Materialien und Methoden

99

Abbildung 40 CT-Aufnahmen der simulierten Lagerung in Bauchlage, links: durch Körperrotation wandert der lateral Aspekt der Brust in das Strahlen-feld, rechts: eine sehr lange Brust (180 mm) liegt anterior auf der Platt-form des Lagerungsaufbaus auf [1]

5.3 Materialien und Methoden

Um genaueren Aufschluss über den Ein;uss der zahlreichen beschriebenen Gestal-

tungsparameter der Patientenliege sowie der Lagerungsposition der Patientin zu

gewinnen, wurde eine Probandenstudie durchgeführt. Das Ziel der Studie war es,

verschiedene Gestaltungsvarianten auf ihre Wirksamkeit und den damit einherge-

henden Patientenkomfort zu überprüfen. Die Wirksamkeit sollte hierbei objektiv

anhand des Brustvolumens im Messfeld und der Komfort subjektiv durch die Pro-

bandinnen beurteilt werden.

In die zu untersuchenden Gestaltungsvarianten wurden die Absenkung der Liege-

;äche, der Ein;uss verschiedener Ö=nungsdurchmesser und die von der Strahlen-

therapie bekannte seitliche Hochlagerung einbezogen. Variationen der Lage von

Kopf und ipsilateralem Arm wurden in einer Voruntersuchung betrachtet und da-

rauhin von weiteren Untersuchungen ausgeschlossen.

Für die Studie wurde ein Liegenmodell erstellt, das in seiner Ausgestaltung um die

Brustö=nung durch verschiedene Einsätze verändert und zur Beurteilung in einem

Kernspintomografen platziert werden kann. Die Kernspintomogra5e liefert als

schichtbildgebendes Verfahren vollständige Volumendaten, die es erlauben, nicht


100

nur die Quantität, sondern auch die Art des Gewebes im Messfeld zu beurteilen.

Darüber hinaus eignet sie sich gut für Probandenstudien, da sie ohne ionisierende

Strahlung auskommt. Im Folgenden werden die bei der Durchführung der Studie

verwendeten Au_auten, der Ablauf der Studie sowie das Studienkollektiv und die

Methoden zur Auswertung erläutert.

5.3.1 Liegenmodell Oberstes Gebot bei der Erstellung des Liegenmodells war die möglichst detailge-

treue Nachbildung der Gegebenheiten des neuentwickelten Brust-CT-Systems.

Allerdings mussten konstruktive Einschränkungen, insbesondere bezüglich Bau-

raum und Materialauswahl, aufgrund der Analyse in einem MRT-System berück-

sichtigt werden.

Es wurde demzufolge keine komplett eigenständige Liege konstruiert, sondern le-

diglich eine Plattform als Aufsatz für die bestehende Liege des verwendeten MRT-

Systems (vgl. Abbildung 41). Die Abmessungen der Plattform wurden so gewählt,

dass sie die beengten Verhältnisse in der Ö=nung des MRT-Systems bestmöglich

ausnutzt. So ergeben sich eine Breite der Liege;äche von 550 mm und eine Platt-

formhöhe von 207 mm. Die Länge der Liege;äche wurde mit 1300 mm so bemes-

sen, dass sie unterhalb der Knie der Probandinnen endet. Auf diese Weise kann

vermieden werden, dass es bei kleinen Probandinnen zu einer unangenehmen

Überstreckung der Fußgelenke kommt.

Im vorderen Teil der Liege;äche wurde ein Ausschnitt vorgesehen, in den verschie-

dene Einsätze zur Nachbildung der Liegenö=nung eingebracht werden können.

Aufgrund der geringen Breite der Liege;äche wurde dieser Ausschnitt zur Seite der

Liege;äche hin verschoben angeordnet, damit neben der Ö=nung genügend Platz

zur Lagerung verbleibt. Dieser Teil der Liege;äche wurde lösbar gestaltet, sodass

durch Rotation um die Liegenlängsachse die Ö=nung alternativ für beide Brüste

verwendet werden kann.

Der Au_au wurde komplett aus Acrylglashalbzeugen hergestellt. Dies hat nicht nur

den Vorteil, dass es kein Signal in der Kernspintomogra5e erzeugt und somit keine

Bildartefakte hervorru>, sondern erleichtert auch aufgrund der Transparenz die

Positionierung der Probandinnen auf der Liege;äche. Auf eine aufwändige ergo-

nomische Ausgestaltung wurde zunächst verzichtet, um die Auswirkungen der ein-


101

zelnen Parameter möglichst unbeein;usst zu erfassen. Lediglich ein 5 mm dickes

Schaumsto=polster wurde im Bereich von Becken und Hü>e auf das Modell gelegt.

Abbildung 41 Isometrische CAD-Darstellung der Liegennachbildung zum Einsatz in der Lagerungsstudie

Bei der durchgeführten Lagerungsstudie wurden fünf verschiedene Einsätze für den

Liegenausschnitt verwendet. Drei ebene Einsätze mit Ö=nungsdurchmessern von

140 mm, 180 mm und 240 mm, sowie zwei zur Ö=nung hin abgesenkte Kegelein-

sätze mit 140 mm und 180 mm Ö=nungsdurchmesser; 140 mm entspricht exakt

dem mittleren, von BOONE et al. ermittelten Brustdurchmesser, 180 mm dem Ma-

ximalwert (vgl. Abschnitt 2.1.1). Die Tiefe der Kegeleinsätze beträgt 32 mm und

entspricht der Summe aus der Distanz, die es bei der Röntgenröhre nach Tabelle 14

(S. 80) zu überwinden gilt, sowie einer ersten Annahme für die Dicke der Liege und

den Sicherheitsabstand zwischen Röhrenoberseite und Liegenunterseite. Der Au-

ßendurchmesser der Kegel;äche wird durch die Vorderkante des Röhrengehäuses

de5niert (vgl. Abbildung 42 rechts). Hier wurde eine Distanz von 60 mm zwischen

Fokuspunkt und Strahlaustrittsfenster angenommen. Verglichen mit den bestehen-

den Systemen von NING und TORNAI, die ebenfalls über eine Kegelausformung


102

verfügen, ergibt sich so ein relativ kleiner Außendurchmesser von 480 mm. Durch

die Absenkung reduziert sich die maximal zulässige Brustlänge des Au_aus von

197 mm auf 165 mm.

Abbildung 42 Links: Schematische Darstellung eines ebenen Liegeneinsatzes, blau: potentiell nicht darstellbarer Bereich Rechts: Schematische Darstellung eines abgesenkten Liegeneinsatzes, blau: LiegeCäche

Da auch die Einsätze aus Acrylglas gefertigt wurden, können sowohl Einsätze als

auch Liegenplattform in den MRT-Bildern nicht als Referenz zur Beurteilung der

Lagerungsposition eingesetzt werden. Zu diesem Zweck wurden in jedem der Ein-

sätze drei Marker (Nitrolingual-Kapseln) eingebracht, die die Liegenebene eindeutig

de5nieren (vgl. Abbildung 43 links).

Abbildung 43 Liegenmodell mit eingelegten Lokalspulen links: ebener Einsatz zur Untersuchung der linken Brust (die roten Nit-rolingual-Kapseln sind in der Abbildung gut zu erkennen) rechts: Kegeleinsatz zur Untersuchung der rechten Brust


103

Da auch der E=ekt der Rotation des Oberkörpers entlang der Körperlängsachse

durch kontralaterale Hochlagerung in eine seitliche Bauchlage, insbesondere in

Hinblick auf eine mögliche Verbesserung der Abdeckung des axillären Ausläufers,

untersucht werden sollte, wurden MRT-kompatible Keilkissen bereitgestellt.

5.3.2 MRT-System und Sequenz Alle Messungen der Studie wurden an einem Magnetom Verio 3T MRT-System der

Firma Siemens Healthcare im Imaging Science Institute (ISI) des Universitätsklini-

kums Erlangen durchgeführt (vgl. Abbildung 44). Dieses System wurde ausgewählt,

da es den größten bei Kernspintomogra5egeräten verfügbaren Ö=nungsdurchmes-

ser von 700 mm aufweist. Als Empfangsspulen wurden beide Lokalspulen des 4-

Kanal Immobilisations- und Biopsiesystems MR-BI320-PA der Firma Noras verwen-

det. Jede dieser Spulen wurde im Inneren der Plattform in einem eigens angefertig-

ten Einschub integriert (vgl. Abbildung 43).

Zur Bildaufnahme wurde eine T1-gewichtete FLASH-Sequenz mit einer kurzen

Aufnahmedauer von 22 s verwendet. Es wurden 64 transversale Schichten einer

Dicke von 3 mm mit jeweils 220 x 220 Bildpunkten von 1 mm Kantenlänge akqui-

riert.

Abbildung 44 Liegenmodell mit Probandin, aufgesetzt auf der Patientenliege des Magnetom Verio 3T


104

5.3.3 Studienkollektiv Das Studienkollektiv umfasste 25 Probandinnen und rekrutierte sich im Wesentli-

chen aus Probandinnen des Osteoporoseforschungszentrums (OFZ) der Universität

Erlangen und Studentinnen der Studienrichtung Medizintechnik der Universität

Erlangen. Die Teilnahme an der Studie erfolgte auf freiwilliger Basis. Verfügten die

potentiellen Teilnehmerinnen über einen Body Mass Index (BMI) größer als 31

kg/m², Platzangst, metallische Implantate, Herzschrittmacher oder Gravidität, so

wurde von einer Aufnahme in das Studienkollektiv abgesehen. Waren bereits im

Voraus Probleme bei der Positionierung in Bauchlage bekannt, wurde gleicherma-

ßen verfahren.

Alle Probandinnen wurden darauf hingewiesen, dass es sich um eine Studie mit

freiwilliger Teilnahme ohne diagnostischen Nutzen handelte und über die mögli-

chen Risiken und Kontraindikationen einer MRT-Untersuchung aufgeklärt. Beides

wurde durch schri>liche Einverständniserklärung bestätigt. Die Aufnahme und

Auswertung der Daten erfolgte pseudonymisiert.

5.3.4 Studienablauf Der Studienablauf bzw. der Versuchsablauf setzte sich wie in Abbildung 45 darge-

stellt aus mehreren Versuchsreihen zusammen. Nach AuZlärung und Einholung

der Einverständniserklärung wurden zunächst Körpergröße und Körpergewicht der

Probandinnen erfragt, sowie der Brustumfang und der Unterbrustumfang mit Hilfe

eines Maßbandes in aufrechter Position ermittelt. Um im Rahmen der Auswertung

beurteilen zu können, inwiefern die Büstenhalter (BH)-Größe relevante Aussagen

hinsichtlich Form und Größe der Brust in der Brust-CT tre=en kann, wurde diese

ebenfalls aufgenommen und mit Hilfe der in DIN EN 13402-3 gegebenen Zuord-

nungstabelle die korrekte BH-Größe errechnet. [144]

Obwohl der Au_au die Untersuchung beider Brüste zuließ, wurde zur besseren

Vergleichbarkeit stets die linke Brust untersucht. Während der Umlagerung zwi-

schen den einzelnen Gestaltungsvarianten bzw. Lagerungspositionen wurden ent-

sprechend des Fragebogens der Lagerungskomfort erfragt (vgl. Abschnitt 5.3.5). Bei

der Lagerung selbst wurde stets darauf geachtet, dass die Probandin stabil und ent-

spannt gelagert war; der Oberkörper auf den drei Punkten Schulter, Brustbein und

Rippenbogen. Der ipsilaterale Arm befand sich am Körper und konnte im Inneren


105

des MRT-Systems an die Gehäusewand gelegt werden. Der Kopf lag auf der Seite,

mit Blick zur kontralateralen Seite. Besonderes Augenmerk lag darauf, dass die

Brust frei in die Ö=nung hing und nicht durch Hautfalten oder -spannungen be-

ein;usst wurde.

Abbildung 45 Vereinfachter Studienablauf der Lagerungsstudie (die Versuchsreihe zur Unterdruckbrustimmobilisierung wurde ausgegraut, da sie Be-standteil der Untersuchungen in Kapitel 6 ist)

Die erste Gestaltungsvariante galt der absoluten Vermessung der Brust in Bauchla-

ge, um Volumendaten für weitere Auswertungen zu gewinnen. Zu diesem Zweck

wurde der größte ebene Einsatz mit 240 mm Ö=nungsdurchmesser verwendet.

Im Anschluss daran wurden zwei Messungen mit dem 140 mm messenden ebenen

Einsatz vorgenommen. Zunächst ohne, dann mit jeweils einem Keilkissen unter der

kontralateralen Schulter sowie dem kontralateralen Beckenknochen. Die Messung

Aufnahme der Stammdaten

ebener und abgesenkter Einsatz 140 mm mit und ohne Kissen

Versuchsreihe „Unterdruck-brustimmobilisierung“

ebener und abgesenkter Einsatz 180 mm

Fragebogen:

- Bewertung des Lage-rungskomforts in Schulnoten

- Bestimmung eventu-eller Schmerzpunkte

Ø < 130 mm

T < 40 min

Versuchsende

Nein

Nein

Ja

Ja


106

mit dem ebenen Einsatz mit 140 mm-Ö=nung galt als Referenz für die übrigen

Varianten.

War der Brustdurchmesser augenscheinlich nicht zu groß16, so wurden zu diesem

Zeitpunkt Messungen mit dem ebenen Einsatz mit 140 mm-Ö=nung und einem

Versuchsmodell zur Unterdruckbrustimmobilisierung durchgeführt. Näheres zu

dieser Versuchsreihe, den verwendeten Materialien und Methoden, sowie den Er-

gebnissen 5ndet sich in Kapitel 6.

Bei der darauf folgenden Versuchsreihe wurden die Messungen des ;achen Einsat-

zes mit 140 mm-Ö=nung, mit dem Kegeleinsatz identischen Ö=nungsdurchmessers

wiederholt.

Wurde wegen des Brustdurchmessers keine Versuchsreihe mit der Unterdruck-

brustimmobilisierung durchgeführt oder waren nach der Versuchsreihe weniger als

40 Minuten seit Beginn des Versuchs vergangen, so wurde eine weitere Versuchs-

reihe jeweils mit den Einsätzen mit 180 mm Ö=nungsdurchmesser durchgeführt.

Auf diese Weise wurden die Versuchsreihen mit den ebenen und den abgesenkten

Einsätzen von 140 mm Ö=nungsdurchmesser und den Hochlagerungsvarianten bei

allen 25 Probandinnen, die Versuchsreihe zur Unterdruckbrustimmobilisierung bei

19 Probandinnen und die unter Verwendung der Einsätze mit 180 mm Ö=nungs-

durchmesser bei 14 Probandinnen durchgeführt.

5.3.5 Fragebogen Parallel zu den einzelnen Lagerungsversuchen wurde mit Ausnahme der absoluten

Vermessung in der ersten Versuchsreihe während der Umlagerung zur nachfolgen-

den Variante die vorhergehende bewertet. Hierzu wurde eine Schulnote von 1 (sehr

gut) bis 6 (ungenügend) für den Lagerungskomfort erfragt und auf dem Fragebo-

gen dokumentiert. Falls Schmerzen durch die Lagerungsposition hervorgerufen

wurden, wurde der Druckpunkt bzw. der Bereich von dem die Schmerzen ausgin-

gen zusammen mit der Lagerungsposition festgehalten.

16 Aus den MRT-Bildern konnte dieser Grenzwert nachträglich bei 130 mm bestimmt werden.


107

5.3.6 Auswertung und statistische Tests Die Auswertung der MRT-Bilder wurde mit der frei verfügbaren Version des radio-

logischen Bildverarbeitungsprogramms OsiriX durchgeführt. Es wurde jeweils die

Länge und das Volumen der Brust im Messfeld untersucht. Hierfür wurde zunächst

anhand der drei Marker die obere Begrenzungsebene des virtuellen Messfeldes be-

stimmt und markiert. Fertigungsbedingt entsprach bei den ebenen Einsätzen die

Oberkante und bei den Kegeleinsätzen die Unterkante der Marker der Begren-

zungsebene. Die Länge der Brust wurde als das Lot auf diese Ebene ausgehend von

der tiefsten Stelle in der die Mamille enthaltenden Schicht de5niert. Das Volumen

der Brust wurde ebenfalls posterior durch die Begrenzungsebene des virtuellen

Messfeldes bestimmt und teilautomatisiert in 5 bis 10 transversalen Schichten seg-

mentiert.

Bei den ebenen Liegeneinsätzen wurde die Begrenzungsebene entsprechend der

Distanz von Fokuspunkt – und somit Messfeld – zur Röhrenoberseite um 22 mm

versetzt zu den Markerpositionen angenommen.

Die Ermittlung der absoluten Werte von Brustlänge, -volumen und -durchmesser

erfolgte unabhängig von den Markerpositionen. Als Referenzebene diente hier der

Übergang zur Brustwand analog der Bestimmung des Brustdurchmessers mit ei-

nem Maßband.

Nach Ermittlung der funktionell besten Lagerungsvariante wurde bei den dieser

Serie zugehörigen MRT-Bildern, analog dem bei O’CONNELL et al. beschriebenen

Vorgehen, die Darstellung charakteristischer anatomischer Landmarken überprü>,

um die Abdeckung des Brustgewebes absolut zu beurteilen. Hierzu wurde in der

transversalen Schichtansicht medial der Übergang zum Brustbein und lateral der

Wendepunkt der Brustkontur begutachtet. Im sagittalen Schnitt wurde die Präsenz

der inframammären Umschlagfalte, des anterioren Randes des Pectoralis major und

des Wendepunktes superior der Brust geprü>. Ausschlaggebend waren jeweils die

die Mamille enthaltenden Schichten.

Die statistische Auswertung der Längen-, Durchmesser- und Volumendaten erfolg-

te mit dem Tabellenkalkulationsprogramm Microso< Excel 2010 sowie dem Zusatz-

programm WinSTAT. Die Daten wurden mit dem Kolmogorov-Smirnov-Test auf

Patientenlagerung — Ergebnisse

108

Normalverteilung getestet und im Anschluss die Mittelwerte der Di=erenzen zwi-

schen den einzelnen Varianten aufgestellt. Diese Di=erenzen wurden darüber hin-

aus mit dem Student-t-Test auf Signi5kanz (Kon5denzintervall 95 Prozent bzw.

p < 0,05) überprü>.

Die Auswertung des Fragebogens wurde mit dem Programm GrafStat durchgeführt.

Die Bewertung des Komforts in Schulnoten liefert streng genommen lediglich ordi-

nal skalierte Daten. Allgemein üblich ist allerdings eine intervallskalierte Verwen-

dung der Schulnoten. An dieser Stelle wird davon ausgegangen, dass den Proban-

dinnen die intervallskalierte Skala geläu5g war und somit die durchgeführte Mittel-

wertsbildung der Schulnoten zulässig ist. Demzufolge wurden diese zu den Bewer-

tungen der einzelnen Varianten gebildet und anschließend mittels U-Test von

MANN und WHITNEY auf Korrelation untersucht.

5.4 Ergebnisse

Im Zeitraum zwischen April 2012 und Juni 2012 wurden im Rahmen der Studie

25 Probandinnen (24 kaukasischer, 1 asiatischer Herkun>) am ISI des Universitäts-

klinikums Erlangen untersucht. Die Altersspanne reichte von 19 bis 75 Jahren bei

einem Mittelwert von 48 Jahren. Der BMI betrug 22,7 (±3,3) kg/m².

Tabelle 18 zeigt, unter Vernachlässigung des für die Brustbildgebung wenig rele-

vanten Unterbrustumfangs, die Verteilung der tatsächlich getragenen und der rech-

nerisch ermittelten Körbchengrößen der BHs der Studiengruppe. Nur 5 (21 Pro-

zent) der 24 Probandinnen trugen die richtige Körbchengröße, 1 (4 Prozent) einen

zu kleinen BH und 18 (75 Prozent) einen zu großen BH. Der Unterschied ist statis-

tisch signi5kant (p < 0,01). Eine der rechnerisch bei < AA eingeordneten Proban-

dinnen gab an, keine BHs zu tragen.

Anhand ihres Umrisses in der transversalen Schichtdarstellung wurden die Brüste

in drei Gruppen zur Kategorisierung ihrer Form eingeteilt. Diese Gruppen wurden

mit kegelförmig – für Brüste, bei denen der Durchmesser von posterior nach ante-

rior zur Mamille stark abnimmt, zylindrisch – für Brüste deren Durchmesser weit-

gehend konstant ist, und birnenförmig – für Brüste deren Durchmesser im Bereich

zwischen Brustwand und Mamille eine Einschnürung, also eine deutliche Reduzie-

rung des Durchmessers, aufweist, bezeichnet. Kegel- und zylinderförmige Brüste


109

waren in dieser Probandengruppe mit 40 Prozent und 44 Prozent Anteil vorherr-

schend. Die in Tabelle 19 dargestellte Verteilung weist insbesondere kleine Brüste

zumeist als kegelförmig und mittlere oder große Brüste als zylinder- oder birnen-

förmig aus.

Tabelle 18 Gegenüberstellung der Körbchengröße des getragenen BHs und der aus Brust- und Unterbrustumfang errechneten Körbchengröße

Körbchengröße < AA AA A B C D E

Anzahl der getragenen BHs - - 6 12 3 2 1

Anzahl d. rechn. ermittelten Größen 5 5 7 4 3 1 -

Tabelle 19 Gegenüberstellung der rechnerisch ermittelten Körbchengröße und der Brustform

Rechn. ermittelte Körbchengröße ∑ < AA AA A B C D

Kegelförmig 10 3 4 2 1 - -

Zylinderförmig 11 2 1 4 1 3 -

Birnenförmig 4 - - 1 2 - 1

Aus der ersten Versuchsreihe zur Vermessung der Brust mit dem ebenen Einsatz

mit 240 mm Ö=nungsdurchmesser wurden Brustlänge, -durchmesser und -volu-

men bestimmt. Für die Länge wurden Werte zwischen 48 mm und 136 mm bei

einem Mittelwert von 79 mm und einer Standardabweichung von 23 mm ermittelt

(vgl. Abbildung 46 links). Der Durchmesser ergab sich zu 74 mm bis 149 mm;

Mittelwert 106 mm, Standardabweichung 18 mm (vgl. Abbildung 46 rechts). Das

Brustvolumen wies Werte zwischen 218 ml und 1320 ml bei einem Mittelwert von

580 ml und einer Standardabweichung von 293 ml auf.


110

Abbildung 46 Häu�gkeiten der verschiedenen Brustlängen (links) und Brustdurch-messer (rechts)

Abbildung 47 Brustlänge (Minimum, Mittelwert, Maximum und 50-Prozent-Bereich) in Abhängigkeit von der Körbchengröße blau: rechnerisch ermittelte Körbchengröße grün: tatsächlich getragene Körbchengröße

0

2

4

6

8

30 50 70 90 110 130

Brustlänge in mm

0

2

4

6

8

70 90 110 130 150

Brustdurchmesser in mm

25

50

75

100

125

150

AA A B C D E

Bru

stlä

ng

e in

mm

Körbchengröße

A B C D


111

Abbildung 48 Brustdurchmesser (Minimum, Mittelwert, Maximum und 50-Prozent-Bereich) in Abhängigkeit von der Körbchengröße blau: rechnerisch ermittelte Körbchengröße grün: tatsächlich getragene Körbchengröße

Abbildung 49 Brustvolumen (Minimum, Mittelwert, Maximum und 50-Prozent-Bereich) in Abhängigkeit von der Körbchengröße blau: rechnerisch ermittelte Körbchengröße grün: tatsächlich getragene Körbchengröße

0

200

400

600

800

1000

1200

1400

AA A B C D E

Bru

stv

olu

me

n in

ml

Körbchengröße

50

75

100

125

150

175

AA A B C D E

Bru

std

urc

hm

ess

er

in m

m

Körbchengröße

A B C D

A B C D


112

Abbildung 47, Abbildung 48 und Abbildung 49 zeigen Brustlänge, -durchmesser

und -volumen in Abhängigkeit der zu Studienbeginn erfragten und der rechnerisch

ermittelten Körbchengröße der Probandinnen anhand des Minimal-, Mittel- und

Maximalwerts sowie des 50-Prozent-Bereichs. Die Körbchengrößen < AA und AA

(vgl. Tabelle 18) wurden zur besseren Übersicht als AA zusammengefasst. Sowohl

Brustlänge als auch Brustvolumen steigen bei größeren Körbchen, insbesondere bei

Betrachtung der Mittelwerte der rechnerisch ermittelten Größe an. Der Brust-

durchmesser zeigt dagegen weder bei den tatsächlich getragenen noch bei den

rechnerisch ermittelten Größen eine klare Tendenz. Zum Teil weisen einzelne

Körbchengrößen sehr große Schwankungen zwischen Minimal- und Maximalwert

auf. Besonders die Werte der am häu5gsten getragenen Körbchengröße B erreichen

bei Länge und Volumen fast die Spanne aller vorkommenden Werte.

5.4.1 EinCuss der Kegelabsenkung Als erster Parameter der Lagerungsgestaltung wurde der Ein;uss eines abgesenkten

Einsatzes im Vergleich zu einem ebenen Einsatz überprü>. Die Vertiefung des Ke-

geleinsatzes betrug hierbei 32 mm und resultiert aus der Höhendi=erenz, die bei

der Röntgenröhre zwischen Fokuspunkt und Gehäuseoberseite überwunden wer-

den muss.

Für die Auswertung wurden sowohl die Daten der mit allen Probandinnen durch-

geführten Versuchsreihe mit den Einsätzen von jeweils 140 mm Ö=nungsdurch-

messer als auch die der Versuchsreihe mit 180 mm Ö=nungsdurchmesser, die nur

an 14 Probandinnen durchgeführt wurde, berücksichtigt (vgl. Tabelle 20). Beide

Reihen weisen eine statistisch signi5kante (p < 0,00001) Verlagerung zusätzlichen

Brustgewebes von über 300 ml in das Messfeld auf. Bemerkenswert sind die eben-

falls statistisch signi5kanten (p < 0,00001), mittleren Längenänderungen, die mit

30 mm bzw. 26 mm fast der Höhendi=erenz des Kegeleinsatzes entsprechen und

darauf hinweisen, dass es den Probandinnen möglich war, ihren Oberkörper voll-

ständig in die Mulde des Kegeleinsatzes zu bringen. Abbildung 50 zeigt einen re-

präsentativen Satz von MRT-Bildern einer 56-jährigen Probandin (Brustdurchmes-

ser 88 mm, Brustlänge 80 mm, Brustvolumen 551 ml) aus der Versuchsreihe mit

180 mm Ö=nungsdurchmesser.


113

Tabelle 20 Längen- und Volumenänderung der Brust bei Verwendung der Ke-geleinsätze im Vergleich zu den ebenen Einsätzen

N Brustlänge [mm] Brustvolumen [ml]

Ebener Einsatz (Ø 140 mm)

Kegeleinsatz (Ø 140 mm)

Di)erenz

25

48 ± 21

78 ± 20

30 ± 6

(p < 0,00001)

237 ± 194

537 ± 224

300 ± 80

(p < 0,00001)



Di)erenz

14

57 ± 26

83 ± 25

26 ± 4

(p < 0,00001)

331 ± 274

682 ± 313

351 ± 89

(p < 0,00001)

Abbildung 50 Brust einer 56-jährigen Probandin (Brustdurchmesser 88 mm, Brust-länge 80 mm, Brustvolumen 551 ml) links: Ebener Einsatz 180 mm-Ö)nung rechts: Kegeleinsatz 180 mm-Ö)nung, 38 mm Längendi)erenz, 358 ml Volumendi)erenz

5.4.2 EinCuss des Ö)nungsdurchmessers Der Ein;uss des Ö=nungsdurchmessers – also die Vergrößerung der Ö=nung von

140 mm auf 180 mm – wurde als zweites Merkmal der Liegengestaltung analysiert.

Hierzu wurden die Daten von jeweils 14 Probandinnen der Versuchsreihen mit ebe-

nen und abgesenkten Einsätzen beider Ö=nungsdurchmesser herangezogen.


114

Tabelle 21 Längen- und Volumenänderung der Brust bei Verwendung der Ein-sätze mit 180 mm Ö)nungsdurchmesser im Vergleich zu den Einsät-zen mit 140 mm




Di)erenz

14

50 ± 23

57 ± 26

7 ± 7

(p < 0,01)

278 ± 234

331 ± 274

54 ± 71

(p < 0,05)



Di)erenz

14

78 ± 23

83 ± 25

5 ± 4

(p < 0,001)

560 ± 272

682 ± 313

122 ± 64

(p < 0,0001)

Abbildung 51 Brust einer 52-jährigen Probandin (Brustdurchmesser 112 mm, Brust-länge 76 mm, Brustvolumen 650 ml) links: Kegeleinsatz 140 mm-Ö)nung rechts: Kegeleinsatz 180 mm-Ö)nung, 10 mm Längendi)erenz, 166 ml Volumendi)erenz

Die Ergebnisse in Tabelle 21 weisen in beiden Fällen (eben und abgesenkt) die

Einsätze mit 180 mm Ö=nungsdurchmesser gegenüber den Einsätzen mit 140 mm

Durchmesser als überlegen aus. Sowohl Brustlänge als auch Brustvolumen belegen

eine statistisch signi5kante Progression von 5 mm und 7 mm bzw. 54 ml und

122 ml. Abbildung 51 zeigt die MRT-Bilder einer 52-jährigen Probandin (Brust-


115

durchmesser 112 mm, Brustlänge 76 mm, Brustvolumen 650 ml) aus der Versuchs-

reihe mit abgesenkten Einsätzen.

5.4.3 EinCuss der kontralateralen Hochlagerung Als letztes Merkmal der Lagerungsposition wurde der Ein;uss der kontralateralen

Hochlagerung – also der Ein;uss der Rotation des Körpers entlang der Körper-

längsachse in eine anterior-oblique Lagerungsposition – untersucht. Hierzu wurden

die Daten der Versuchsreihen mit ebenem und abgesenktem Einsatz jeweils des

kleinen Ö=nungsdurchmessers mit und ohne kontralaterale Hochlagerung durch

Keilkissen untersucht. Dies umfasste insgesamt 24 Datensätze (1 Datensatz war aus

technischen Gründen nicht auswertbar) für den ebenen und 25 Datensätze für den

abgesenkten Einsatz.

Tabelle 22 Längen- und Volumenänderung der Brust bei kontralateraler Hochla-gerung mittels Keilkissen unter Verwendung des ebenen Einsatzes und des Kegeleinsatzes mit 140 mm Ö)nungsdurchmesser



Mit Hochlagerung

Di)erenz

24

49 ± 21

50 ± 20

2 ± 8

(p = 0,3)

238 ± 198

245 ± 206

7 ± 51

(p = 0,5)


Mit Hochlagerung

Di)erenz

25

78 ± 20

79 ± 19

1 ± 6

(p = 0,3)

537 ± 224

552 ± 230

15 ± 60

(p = 0,1)

Die Ergebnisse des Vergleichs sind in Tabelle 22 dargestellt. Weder die Länge noch

das Volumen weisen eine statistisch signi5kante Zunahme bei einer der beiden

Varianten auf.


116

Abbildung 52 Brust einer 22-jährigen Probandin (Brustdurchmesser 98 mm, Brust-länge 54 mm, Brustvolumen 311 ml) eine Verschiebung des lateralen Aspekts Richtung Messfeld ist klar zu erkennen links: Kegeleinsatz 140 mm ohne kontralaterale Hochlagerung rechts: Kegeleinsatz 140 mm mit kontralateraler Hochlagerung, 8 mm Längendi)erenz, 112 ml Volumendi)erenz

Abbildung 52 zeigt den Datensatz einer 22-jährigen Probandin (Brustdurchmesser

98 mm, Brustlänge 54 mm, Brustvolumen 311 ml) mit einer vergleichsweise großen

Längen- und Volumendi=erenz. In der rechten Abbildung ist gut zu erkennen, dass

der laterale Aspekt der Brust in Richtung des virtuellen Messfeldes (in der Abbil-

dung nach unten) verschoben wurde.

5.4.4 Lagerungskomfort und Schmerzpunkte Über die Wirksamkeit der einzelnen Lagerungsvarianten hinaus wurde mit Hilfe

eines Fragebogens der generelle Lagerungskomfort evaluiert sowie, falls vorhanden,

individuelle Schmerzpunkte identi5ziert. Die Betrachtung des Lagerungskomforts

erfolgte analog zur Wirksamkeitsanalyse anhand der Gestaltungsparameter Kegel-

absenkung, Ö=nungsdurchmesser und Hochlagerung. Hierzu wurde aus den Be-

wertungen der einzelnen Varianten durch die Probandinnen in Schulnoten eine

Durchschnittsnote gebildet und die einzelnen Notenverteilungen auf Korrelation

geprü>.

Abbildung 53 zeigt die Einzelbewertungen der verschiedenen Varianten und die

anhand der Gestaltungsparameter gebildeten Mittelwerte in einer Korrelations-

matrix. Einzig die Absenkung der Liege;äche bringt einen statistisch signi5kanten

(p < 0,001) Komfortgewinn mit sich und stellt ohne Hochlagerung die bestbewerte-


117

ten Varianten dar. Die Vergrößerung des Ö=nungsdurchmessers von 140 mm auf

180 mm wurde identisch bzw. im Fall der ebenen Einsätze komfortabler bewertet.

Die Variante mit der kontralateralen Hochlagerung stellt unter den ebenen Einsät-

zen die beste, unter den Kegeleinsätzen allerdings die schlechteste Variante dar.

Abbildung 53 Korrelationsmatrix der Komfortbewertung Die Matrix zeigt sowohl die Einzelbewertungen der sechs Lagerungs-varianten als auch die Durchschnittswerte der einzelnen Parameter. Die Di)erenzen der Durchschnittswerte wurden auf Signi�kanz ge-prüft.

Im Verlauf von 128 Messungen an 25 Probandinnen (nur die Varianten mit Kom-

fortbewertung und ohne die Unterdruckbrustimmobilisierungsversuchsreihe) wur-

den 6 unterschiedliche Schmerzpunkte aufgenommen (vgl. Tabelle 23). Am häu-

5gsten wurden hierbei Schulter (7 Probandinnen), Rippen (6) und Brustbein (5)

angegeben. In dieser Au;istung wurde jeder Schmerzpunkt pro Probandin jeweils

nur einmal berücksichtigt.

Ø 140 mm

Hochlage-rung

Ø 140 mm Ø 180 mm

Ebene Einsätze

Kegel-einsätze

2,0 2,8 2,3

2,0 1,8 1,8

p < 0,001

p = 0,21 p = 0,35

2,3

1,9

2,0 2,3 2,0


118

Tabelle 23 Anzahl der Probandinnen pro identi�ziertem Schmerzpunkt

Schmerzpunkt Schulter Rippen Brustbein Hüfte Nacken Knie

Anzahl (N = 25) 7 6 5 2 1 1

Anteil in Prozent 28 24 20 8 4 4

Insgesamt wurden unter Zulassung von Mehrfachnennungen bei 128 Messungen

51 Schmerzpunkte dokumentiert. Hierbei muss allerdings berücksichtigt werden,

dass diese Zahl beispielsweise 6 Nennungen des Schmerzpunktes Nacken enthält,

die von den 6 Lagerungspositionen einer einzelnen Probandin stammen. Besonders

bemerkenswert entfallen 9 von insgesamt 13 Nennungen (69 Prozent) von Schmer-

zen der Rippen auf ebene Einsätze (vgl. Abbildung 54 links) und 6 von 9 Nennun-

gen (67 Prozent) des Schmerzpunktes Schulter auf die Variante mit Kegelabsenkung

und seitlicher Hochlagerung (vgl. Abbildung 54 rechts).

Abbildung 54 links: Anteil der ebenen Einsätze an allen Nennungen des Schmerz-punktes Rippen rechts: Anteil der Lagerungsvariante mit abgesenktem Einsatz und kontralateraler Hochlagerung an allen Nennungen des Schmerzpunk-tes Schulter

ebene Einsätze

andere

Kegeleinsatz mit Hochlagerung

andere


119

5.4.5 Darstellung anatomischer Landmarken Die Analyse der Darstellung charakteristischer anatomischer Landmarken hatte es

zum Ziel, die Abdeckung der Brust qualitativ zu beurteilen. In den Abschnit-

ten 5.4.1, 5.4.2 und 5.4.3 wurde die relative, quantitative Zunahme des darstellbaren

Brustgewebes durch Veränderung der Lagerungsposition evaluiert. An dieser Stelle

sollte nun die in den genannten Abschnitten favorisierte Position absolut bewertet

werden. Die Wahl 5el hier auf den abgesenkten Einsatz mit 180 mm Ö=nungs-

durchmesser, der sowohl bezüglich der Brustlänge und des -volumens als auch des

Lagerungskomforts die beste Variante darstellt.

Tabelle 24 Anzahl und Anteil der darstellbaren Landmarken

Landmarke superior inferior medial lateral posterior

Anzahl (N = 14) 13 14 12 11 13

Anteil in Prozent 93 100 86 79 93

Abbildung 55 links: transversale Schichtansicht mit Markierung der medialen und la-teralen Landmarke rechts: sagittale Schichtansicht mit Markierung der superioren, inferi-oren und posterioren Landmarke

Patientenlagerung — Diskussion

120

Tabelle 24 zeigt die Anzahl der darstellbaren anatomischen Landmarken in Abhän-

gigkeit ihrer Position. Wie bereits in Abschnitt 5.3.6 beschrieben, handelt es sich

um die Präsenz des Wendepunktes superior der Brust, der inframammären Um-

schlagfalte, des medialen Übergangs zum Brustbein, des lateralen Wendepunktes

der Brustkontur und des anterioren Randes des Pectoralis major (vgl. Abbildung

55). Ausschlaggebend sind jeweils die die Mamille enthaltenden Schichten.

Besonders au=ällig ist der erwünscht hohe Anteil der erfolgreichen Darstellung der

posterioren Landmarke – also der Darstellung der kompletten Brust von der Ma-

mille bis zum anterioren Rand des Pectoralis major – von 93 Prozent. Ausschlagge-

bend für die mögliche Darstellung des oberen äußeren Quadranten inklusive des

axillären Ausläufers ist die superiore und laterale Abdeckung. Die superiore Land-

marke konnte ebenfalls in 93 Prozent der Fälle dargestellt werden; die Laterale al-

lerdings nur bei etwas mehr als drei Viertel aller Probandinnen. Mit einem Anteil

von 100 Prozent und 86 Prozent bei der Darstellung der inferioren und medialen

Landmarke konnte eine Gesamtwirksamkeit von 90 Prozent erzielt werden.

5.5 Diskussion

Wenn auch mit einer deutlich geringeren Anzahl an Probandinnen, konnte die erste

Versuchsreihe eine Verteilungskurve der Brustdurchmesser entsprechend der zu

Grunde gelegten, von BOONE et al. publizierten Verteilung bestätigen. Der ver-

gleichsweise niedrige BMI der Probandengruppe kann, ebenso wie die geringe Fall-

zahl, eine Erklärung für die Verschiebung der gesamten Kurve um 34 mm zuguns-

ten kleinerer Brüste sein. [18]

Eine Vorhersage über die zu erwartenden Abmessungen der Brust in Länge, Durch-

messer und Volumen anhand der Körbchengröße des getragenen BHs erscheint

schwierig. Einerseits trug der Großteil der Probandinnen die rechnerisch falsche

Größe, andererseits stellt die Größenberechnungsformel eine erhebliche Vereinfa-

chung dar, da diese die Körbchengröße lediglich aus der Di=erenz von Brust- und

Unterbrustumfang ermittelt. Insbesondere bei hängenden Brüsten sind so große

Fehler zu erwarten. Darüber hinaus wies die häu5gste Körbchengrößen B eine sehr

große Schwankung zum Teil in der Größenordnung des kompletten Wertespekt-

rums auf. Auch die rechnerisch ermittelten Größen weisen Überschneidungen in


121

ihren Werten auf. Nichtsdestotrotz scheint es anhand dieser Größe möglich, zu-

mindest Brustlänge und -volumen mit geringer Unsicherheit vorherzusagen

Die meisten Brüste wiesen eine konische oder zylindrische Form auf. Insbesondere

kleine Brüste waren zumeist kegelförmig, sodass hier wegen des stark abnehmen-

den Durchmessers besonderes Augenmerk auf eine Homogenisierung von Dosis

und Intensität gerichtet werden muss. Mögliche Maßnahmen sind Form5lter oder

Brustimmobilisierungs- und -lagerungselemente.

5.5.1 Verbesserung der Abdeckung von Brustwand und Axilla Es konnte gezeigt werden, dass es den Probandinnen auch bei den vergleichsweise

engen Dimensionen der abgesenkten Einsätze des Liegenmodells möglich war ihren

Oberkörper nahezu vollständig in den Kegel zu positionieren. Dies belegen die

ermittelten, statistisch signi5kanten Längendi=erenzen, die mit 30 mm bzw. 26 mm

fast den Wert der Absenkung von 32 mm erreichten. Das darstellbare Volumen

konnte mithilfe der Kegeleinsätze um mehr als 300 ml erhöht werden.

Obwohl mit Ausnahme einer Brust von 149 mm Durchmesser alle Brüste im

Durchmesser kleiner als 140 mm waren, erwies sich die Vergrößerung des Ö=-

nungsdurchmessers von 140 mm auf 180 mm ebenfalls als förderlich, wenn auch in

geringerem Maße als die Absenkung. Eine Erklärung dafür könnte sein, dass sich

die Brust und das umliegende Gewebe bei der größeren Ö=nung besser von der

Brustwand lösten. Inwiefern eine weitere Ausweitung des Ö=nungsdurchmessers,

auch unter Berücksichtigung von Lagerungskomfort und Kollisionsschutz, insbe-

sondere bei Kollektiven mit deutlich größerem Brustdurchmesser hilfreich ist, muss

in weiteren Untersuchungen geklärt werden.

Für die kontralaterale Hochlagerung konnte im Mittel kein positiver Ein;uss auf

Brustlänge oder -volumen im Messfeld nachgewiesem werden. Partiell waren er-

hebliche Verbesserungen aber auch erhebliche Verschlechterungen enthalten. Dies

lässt darauf schließen, dass durch die zusätzliche Schwierigkeit beim Umlagern

durch die Positionierung der Keilkissen keine einheitliche Lagerungsposition er-

reicht werden konnte. So wurde potentiell im Fall der Verbesserung der laterale

Aspekt wie beabsichtigt abgesenkt, im Fall der Verschlechterung jedoch der mediale

Aspekt angehoben.


122

In Tabelle 25 sind die Brustlängen- und -volumenwerte die mit der bestbewerteten

Variante erfasst werden könnten den absolut ermittelten Werten gegenübergestellt.

Beide Parameter weisen eine nicht signi5kante, positive Di=erenz zugunsten der

ausgewählten Lagerungsposition auf. Dies stellt jedoch keinen Widerspruch dar,

sondern lässt sich auf das Ermittlungsverfahren der absoluten Werte zurückführen.

Hier wurde als Begrenzungsebene der äußerlich feststellbare Übergang der hervor-

stehenden Brust zur Brustwand angenommen und dieser befand sich, wie auch die

Untersuchungen zu den anatomischen Landmarken bestätigen, bei der favorisierten

Variante zumeist bereits voll im Messfeld.

Tabelle 25 Gegenüberstellung der darstellbaren Brustlänge und des Brustvolu-mens mit der favorisierten Variante und den absoluten Längen- und Volumenwerten


Absolute Messung


Di)erenz

14

80 ± 27

83 ± 25

3 ± 5

(p = 0,05)

629 ± 349

682 ± 313

53 ± 116

(p = 0,1)

Die erfolgreiche Darstellung der charakteristischen anatomischen Landmarken in

insgesamt 90 Prozent der Fälle ist insofern zufriedenstellend als durch die Brust-

immobilisierung noch Verbesserungspotential besteht. Insbesondere die laterale

Abdeckung muss noch gesteigert werden. Hier könnte unter anderem eine verän-

derte Liegengestaltung Abhilfe scha=en. Da auch die Spiral-Brust-CT theoretisch

mit einem Teilkreisscan von 180° + Fächerwinkel auskommt, kann ähnlich dem

System der Duke University zusätzlich ein Segment im Kop_ereich der Liege;äche

auf die Höhe des Detektors abgesenkt werden ohne Kollisionen mit dem Bildge-

bungssystem hervorzurufen. Platziert man die ipsilaterale Schulter bei unveränder-

ter Armposition in diesem Segment, so rückt diese näher an die obere Messfeldebe-

ne und der Brustmuskel wird entspannt. Beide Faktoren scheinen potentiell

geeignet mehr Gewebe, insbesondere aus den lateralen und superioren Quadranten


123

der Brust, in das Messfeld zu verlagern. Allerdings ist bei dieser Art der Gestaltung

ein erheblicher Mehraufwand bei der Ansteuerung des Bildgebungssystems zu er-

warten, um eine entsprechende Kollisionskontrolle zu integrieren.

Tabelle 26 Gegenüberstellung der darstellbaren Landmarken mit der favorisier-ten Variante (abgesenkter Einsatz und 180 mm Ö)nung) und den von O’Connell et al. publizierten [151]

Landmarke superior inferior medial lateral posterior

Eig

ene Anzahl (N = 14) 13 14 12 11 13


O‘C

on

nell

Anzahl (N = 40) 40 34 36 37 36


Abbildung 56 links: sagittale Schichtansicht einer rechten Brust mit Streifenartefak-ten ausgehend von der inframammären Falte [95] rechts: transversale Schicht einer rechten Brust mit erheblichen Arte-fakten im posterioren Aspekt (Adaptiert von O’Connell et al.) [153]

Tabelle 26 stellt die Ergebnisse der vorliegenden Studie zur Darstellung der Land-

marken denen der von O’CONNELL et al. publizierten Studie gegenüber. Zwar wur-

den die verwendeten Landmarken jeweils gleich, nach ihrer Lage zur Brust gewählt

und bezeichnet, jedoch ist diese Beschreibung bei O’CONNELL et al. unpräzise,


124

sodass eine gewisse Unsicherheit bezüglich der Vergleichbarkeit gegeben ist. Abge-

sehen davon belegen die Ergebnisse beider Studie auf Basis der Zahlenwerte eine

ähnliche Wirksamkeit. Allerdings weisen die Schichtbilder bei O’CONNELL et al.

zum Teil erhebliche Bildartefakte im posterioren Bereich der Brust – also in einem

Bereich der als darstellbar angenommen wird – auf (vgl. Abbildung 56). [151]

5.5.2 Lagerungskomfort Die Untersuchung des Lagerungskomforts war eine subjektive Relativbetrachtung

der angebotenen Lagerungspositionen durch die Probandinnen. Sie kann keine

Aussage über den absoluten Komfort bzw. den Komfort verglichen zu anderen Mo-

dalitäten tre=en. Den einzigen statistisch signi5kant belegbaren Komfortgewinn

wiesen die Kegeleinsätze im Vergleich zu den ebenen Einsätzen auf. Unter den ab-

gesenkten Einsätzen wurde lediglich die Variante mit Hochlagerung abgewertet.

Betrachtet man hier zugleich die identi5zierten Schmerzpunkte, so gab fast ein

Viertel der Probandinnen bei dieser Position Schmerzen in der Schulter an. Dies

deutet darauf hin, dass zu der bereits durch den Kegeleinsatz hervorgerufenen Kör-

perrotation die zusätzliche Hochlagerung die Belastung auf die ipsilaterale Schulter

stark erhöhte und zu Komforteinbußen führte. Dies wird ebenfalls durch die Tatsa-

che, dass unter den Lagerungspositionen der ebenen Einsätze die Variante mit

Hochlagerung favorisiert wurde, nahegelegt.

Verglichen mit den von O’CONNELL et al. verö=entlichten Daten ihrer Probanden-

studie zeigen sich Parallelen bei den Schmerzpunkten Schulter und Rippen. Der

Nacken erweist sich im Gegensatz dazu als unproblematisch. Allerdings stellen die

in Tabelle 23 aufgeführten Daten die Summe der Schmerzpunkte aller getesteter

Varianten dar und beinhalten somit auch die nicht zu Favorisierenden. [151]

Eine bereinigte Gegenüberstellung der Schmerzpunkte von O’CONNELL et al. und

der Variante mit abgesenktem Einsatz und 180 mm Ö=nungsdurchmesser 5ndet

sich in Tabelle 27. Erwartungsgemäß zeigt das eigene Liegendesign wegen der

deutlich verringerten Kegelabsenkung verglichen mit dem Koning breast CT eine

deutlich geringere Häu5gkeit der Schmerzpunkte Schulter und Nacken. Identisch

scheinen Schmerzen im Bereich des Brustkorbs (Rippen und Brustbein) aufgrund

der harten ungepolsterten Liegenober;äche zu sein. [151]


125

Tabelle 27 Gegenüberstellung der Schmerzpunkte bei der favorisierten Variante (abgesenkter Einsatz und 180 mm Ö)nung) und den von O’Connell et al. publizierten [151]

Schmerzpunkt

Sch

ult

er

Rip

pen

Bru

stb

ein

Hü

fte

Nac

ken

Kn

ie

Arm

Ges

ich

t

Rück

en

Eig

ene Anzahl (N = 14) 0 1 4 0 1 1 - - -

Anteil in Prozent 0 7 29 0 7 7 - - -

O‘C

on

nell

Anzahl (N = 23) 9 6 - 1 9 - 2 1 1

Anteil in Prozent 39 26 - 4 39 - 8 4 4

5.5.3 Schwächen der Studie

Das Studienkollektiv ist neben den Einschränkungen durch die Kernspintomogra5e

der Hauptschwachpunkt der Studie. Dies bezieht sich primär auf die geringe Anzahl

der Probandinnen, aber auch auf die Einschränkungen bezüglich BMI bzw. Körper-

gewicht, die nicht repräsentativ für die Gesamtbevölkerung sind. Verglichen mit der

Altersgruppe des Mammogra5escreenings sind 9 der 25 Probandinnen zwar deut-

lich zu jung, da die Spiral-Brust-CT zuerst nicht im Screening, sondern für Diagno-

se und weitere Anwendungsfälle vorgesehen ist, stellt die Altersstruktur des Studi-

enkollektivs keinen Schwachpunkt dar.

Die Analyse der Lagerungspositionen in einem Kernspintomogra5esystem schränkt

die Studie unter zwei Gesichtspunkten ein. Zum einen kann das Liegenmodell nur

bedingt den wirklichen Gegebenheiten eines Brust-CT-Systems nachempfunden

werden und zum anderen ist schwer zu beurteilen, inwiefern die Komfortuntersu-

chung durch das MRT-System beein;usst wird. Dies beinhaltet insbesondere die

stark beengten Platzverhältnisse, die Geräuschentwicklung und die deutlich längere

Akquisitionszeit der Kernspintomogra5e, die stark von den Eigenscha>en des

kün>igen CT-Systems abweichen.

Es muss allerdings auch erwähnt werden, dass das exakte Positionieren der Proban-

dinnen auf dem transparenten Acrylglasau_au im Hinblick auf ein späteres in-


126

transparentes Liegenbrett als einfacher einzuschätzen ist. Um die Zuverlässigkeit

der Ergebnisse der Lagerungsstudie besser einschätzen zu können, wurde vorab

eine Kurzuntersuchung zur Analyse der Positionierwiederholgenauigkeit durchge-

führt. Hierzu wurden drei Probandinnen in fünf Zyklen in drei verschiedene Lage-

rungspositionen gebracht. Zwischen jedem Zyklus stiegen die Probandinnen kom-

plett von der Liege ab. Die Betrachtung der Brustlänge ergab im Mittel eine

Abweichung von ±2 mm jeweils zwischen den gleichen Lagerungspositionen, so-

dass die Wiederholgenauigkeit als akzeptabel eingestu> wurde. Mit zunehmender

Fallzahl und der damit einhergehenden Routine ist eine Steigerung der Genauigkeit

zu erwarten, die sich höchstwahrscheinlich auch im klinischen Alltag, trotz der

intransparenten Liege;äche, einstellen wird.

5.5.4 Anforderungsgerechte Umsetzung Die in den vorhergehenden Abschnitten beschriebene Studie konnte aus verschie-

denen erwogenen Lagerungspositionen diejenige identi5zieren, die hinsichtlich der

Erfüllung der Anforderung 1 bis Anforderung 4 (vgl. Tabelle 16) als Beste einzustu-

fen ist. Weitere Anpassungen und Verbesserungen unter diesen Gesichtspunkten,

wie beispielsweise die angesprochene Absenkung der Liege;äche für die ipsilaterale

Schulter, müssen mit einem fortgeschritteneren Versuchsau_au, au_auend auf den

vorliegenden Ergebnissen erfolgen.

5.5.4.1 Schutz vor ionisierender Strahlung

Die Strahlenschutzeigenscha>en (Anforderung 5) der Patientenliege hängen im

Wesentlichen von der Wahl der Materialien und deren Dicke ab. Da die Primär-

strahlung bereits im Filterkasten des Bildgebungssystems auf die Brust eingeblendet

wird und die Gehäusedurchlassstrahlung bereits bei der Auslegung des Gehäuses

des Bildgebungssystems berücksichtigt wird, ist hier lediglich eine Betrachtung des

Streustrahlungsanteils notwendig. Die zu gehörige Normen DIN EN 60601-1-3 und

DIN EN 60601-2-44 tre=en hier keine quantitative Aussage, daher wird die Norm

DIN 54113-3 in der Fassung von 1995 herangezogen, die eine Abschätzung der

Materialdicke aus der spezi5schen Dosisleistung HS erlaubt. Diese ergibt sich in (4)

aus dem Grenzwert für die Körperdosis pro Jahr (H), dem Abstand des zu schüt-


127

zenden Bereichs von der Mitte der Streu;äche (aS), der wochenbezogenen Betriebs-

belastung W und dem Aufenthaltsfaktor T. [143][146][147]

H< = 20 ∗ H ∗ a<²W ∗ T (4)

Der geringste Abstand aS ergibt sich für die 180 mm messende Brust aus dem Ke-

gelwinkel к, dem Brustradius R, der Distanz zwischen Fokus und Isozentrum und

einer angenommenen Liegendicke d von 5 mm (vgl. (5)). Die Betriebsauslastung W

bestimmt sich nach (6) aus dem Nennstrom I und der wöchentlichen Einschalt-

zeit tE. Um eine zuverlässige Abschätzung zu erhalten, werden die Werte jeweils

maximal zu 50 mA (3 kW bei 60 kV) und 20 s (maximale Akquisitionszeit für zwei

Brüste) angenommen.

a< = d +/SID − R52 ∗ tanк (5)

W = I ∗ tD (6)

Mit dem Aufenthaltsfaktor T gleich 0,1 und einem Körperdosisgrenzwert H von

1 mSv/Jahr ergibt sich durch Einsetzen der Ausdrücke (5) und (6) in Gleichung (4)

die spezi5sche Dosisleistung der Streustrahlung (4.1). [143]

H< = 20 ∗ H ∗ a<E

W ∗ T = 0,398μSvmE

mAh (4.1)

Für diese spezi5sche Dosisleistung erhält man aus der in DIN 54113-3 abgedruck-

ten Kennlinie für 80 kV17 einen erforderlichen Bleigleichwert der Abschirmung von

17 Die Kennlinie für 80 kV stellt die Kennlinie dar, die der angstrebten und für die Abschätzung ver-wendeten 60 kV am nächsten kommt. Da eine höhere Spannung stärker penetrierenden Photonen entspricht, ist so eine zusätzliche Sicherheit gegeben.


128

1,8 mm. Dieser kann beispielsweise durch die Kombination von 3,8 mm Stahl und

1,2 mm Blei erreicht werden. [143]

5.5.4.2 Schutz vor Kollisionen mit den Bildgebungssystem

Um entsprechend Anforderung 6 der Anforderungsliste Schutz der Patientin vor

Kollisionen gewährleisten zu können, gilt es primär den Eingri= der Extremitäten

in das rotierende Bildgebungssystem zu verhindern. Die erste und o=enkundigste

Maßnahme ist hierbei die Patientenliege über die in Tabelle 17 gegebenen Werte

der Stereotaxieliegen hinaus zu verbreitern, damit sie das Bildgebungssystem im

kompletten Ausmaß abdeckt. Sofern erforderlich können darüber hinaus die Kan-

ten der Liege erhöht bzw. verstärkt werden, sodass die Distanz zum Bildgebungssys-

tem beispielsweise beim Umgreifen der Liege zusätzlich vergrößert wird. Ein Um-

schlagen der Kanten nach unten ist nicht zweckmäßig, da es die Zugänglichkeit zur

Brust im posterioren Bereich verringert.

129

6 6 Brustimmobilisierung

6.1 Motivation und Ziele

6.1.1 Klinische Erfahrungen

Abgesehen von interventionellen Prozeduren vertrauen von den etablierten brust-

bildgebenden Verfahren lediglich die Mammogra5e bzw. die verwandte Tomosyn-

these auf eine Immobilisierung der Brust. Gerade bei diesen Verfahren stellt sie eine

diNzile Methode dar, die stets einen Kompromiss zwischen Wirksamkeit und

Funktion auf der einen Seite und Patientenkomfort auf der anderen Seite erfordert.

Das Ziel ist hier neben der eigentlichen Immobilisierung der Brust, um Bewe-

gungsartefakte zu vermeiden, die Verringerung der Brustdicke. Dies hat mehrere

positive E=ekte auf die Bildgebung. Einerseits wird die Absorptionslänge der Rönt-

genquanten reduziert, sodass unter gleichzeitiger Verringerung der Streustrahlung

ein identischer Ausgangssignalpegel bei geringerer Eingangsdosis erzielt werden

kann und andererseits wird das Brustgewebe in der Bildebene aufgespreizt, sodass

Brustimmobilisierung — Motivation und Ziele

130

Überlagerungse=ekte verringert werden können und im Fall der Tomosynthese

mehr Gewebe in der hochau;ösenden Raumrichtung dargestellt werden kann.

Zahlreiche Studien beschä>igen sich mit verschiedenen Aspekten des Komforts der

Brustimmobilisierung bei der Mammogra5e, wie beispielsweise Korrelationen zu

Brustgröße oder Kompressionsdruck, sowie dem Ein;uss der Kontrolle über die

Kompression. [49][99][124]

Neben mehreren Erwähnungen von Brustimmobilisierungsvorrichtungen in Be-

schreibungen und zum Teil auch Ansprüchen von Schutzschri>en zur Brust-CT

gibt es in den derzeit bekannten Brust-CT-Systemen keine Brustimmobilisierung.

Wahrscheinlich war die Immobilisierung der Brust bei den geringen Ortsau;ö-

sungsvermögen der Kegelstrahl-Brust-CT nicht erforderlich und es wurde darauf

verzichtet, um die Untersuchung nicht unnötig zu verkomplizieren bzw. den Patien-

tenkomfort nicht zu reduzieren. [93][141][188][230]

6.1.2 Anforderungen Ohnehin weichen die Anforderungen, die die Brust-CT an ein Brustimmobilisie-

rungssystem stellt, von denen der Mammogra5e deutlich ab. Dennoch lassen sich

auch diese im Wesentlichen von den zentralen Anforderungen von KALENDER et

al. ableiten (vgl. Tabelle 28).

Namensgebend und gleichzeitig Hauptfunktion des Brustimmobilisierungssystems

ist die Scha=ung und Aufrechterhaltung einer de5nierten Position der Brust im

Brust-CT-System, insbesondere in Bezug auf unerwünschte Bewegungen der Brust;

beispielsweise hervorgerufen durch Atmung, Körperbewegungen oder Vibrationen

des Systems. Diese Immobilisierung ist notwendig, um entsprechend Anforde-

rung 5 (vgl. Tabelle 2, S. 20) hochau;ösende Bildgebung betreiben zu können.

Anforderung 6 der Anforderungsliste von KALENDER et al. verlangt eine niedrige

Patientendosis; Vorgaben an die Dosisverteilung werden nicht gemacht. Allerdings

ist ein großer Vorteil der CT, dass die hohe Eintrittsdosis durch die Rotation wäh-

rend der Bildgebung gleichmäßig auf das Untersuchungsobjekt verteilt wird, und

somit die maximalen Dosiswerte weit unter denen der Projektionsbildgebung lie-

gen. [90] Um größtmöglichen Nutzen aus diesem Vorteil ziehen zu können, ist es

erforderlich, der Brust eine rotationssymmetrische Form wie Zylinder oder Kegel


131

zu geben und diese konzentrisch zur Rotationsachse des Bildgebungssystems anzu-

ordnen.

Neben dem eigentlichen Untersuchungsobjekt sind weitere Objekte im Messfeld

grundsätzlich problematisch, da sie sowohl das Röntgenspektrum verändern als

auch Streustrahlung erzeugen und auf diese Weise zu Bildartefakten führen. Ist eine

Positionierung im Messfeld wie im Fall der Brustimmobilisierung nicht zu vermei-

den, so gilt es zumindest zu berücksichtigen, die Objekte aus einem möglichst rönt-

genstrahltransparenten Werksto= zu fertigen, konstant geringe Wandstärke zu ver-

wenden und sie derart zu platzieren, dass sie stets in vollem Umfang im Messfeld

liegen.

Wie in Abschnitt 5.4.5 festgestellt ist allein die Gestaltung der Patientenliege nach

derzeitigen Vorstellungen nicht hinreichend, um die komplette Brust inklusive des

axillären Ausläufers zuverlässig darstellen zu können. Daher ist es wünschenswert,

dass das Brustimmobilisierungssystem zusätzlich Brustgewebe in das Messfeld ver-

lagert.

Analog zum Patientenlagerungssystem ist es aufgrund der Entscheidung für ein

Bildgebungssystem mit U-Anordnung erforderlich, die Brust vor Kollisionen mit

dem Bildgebungssystem zu schützen.

Als letzte Anforderungen an das Immobilisierungssystem werden Anforderung 7

und 8 der Liste von KALENDER et al. (vgl. Tabelle 2, S. 20), die den Ausschluss der

Brustkompression bzw. eine Biopsiemöglichkeit verlangen, direkt übernommen.

Tabelle 28 Anforderungen an das Brustimmobilisierungssystem

1. Vollständige Immobilisierung der Brust

2. Konzentrische, rotationssymmetrische Formgebung

3. Transparenz bzw. homogene Schwächung der Röntgenstrahlung

4. Ablösen der Brust von der Brustwand

5. Schutz der Brust vor Kollisionen mit dem Bildgebungssystem

6. Keine schmerzhafte Kompression der Brust

7. Biopsiemöglichkeit


132

6.1.3 Vorarbeiten Am Institut für Medizinische Physik wurde im Rahmen des Entwicklungsprojektes

ein zweistu5ger Ansatz zur Brustimmobilisierung verfolgt. Zunächst wurde eine

konservative, rein mechanische Lösung erarbeitet, um eine zuverlässige Rückfalllö-

sung für weitere Experimente zu erhalten, die auch für eine Biopsie geeignet er-

scheint. Dieser Ansatz beruht auf dem Prinzip der Irisblende und ist in der Lage,

für beliebige Durchmesser stets eine annähernd rotationssymmetrische Form her-

zustellen (vgl. Abbildung 57 links). Durch drei entlang der Brustlängsachse ange-

ordnete Sichellamellenstufen, die unabhängig voneinander geschlossen werden

können, können auch kegel- oder birnenförmige Brüste zuverlässig immobilisiert

werden. Gegebenenfalls können die Sichellamellen auch mit Ö=nungen oder

Schlitzen versehen werden, um bei einer Biopsie die Nadel durch die Mantel;äche

einführen zu können.18

Abbildung 57 Mechanisches Brustimmobilisierungssystem auf Basis des Prinzips ei-ner Irisblende links: Prinzipskizze mit zwei Sichellamellenstufen mit je vier Lamellen rechts: Ausgearbeitetes CAD-Modell mit drei Lamellenstufen

18 Bei der Erarbeitung des mechanischen Brustimmobilisierungssystems wurde der Autor von cand. B.eng Tobias Reinfelder unterstützt.

Brustimmobilisierung — Stand der Technik

133

6.1.4 Ziele Der im vorstehenden Abschnitt beschriebene erste Ansatz zur Brustimmobilisie-

rung erfüllt jedoch lediglich fünf der sieben Anforderungen aus Tabelle 28. Sowohl

Anforderung 3 als auch Anforderung 4 kann nicht entsprochen werden. Dies liegt

zum einen an der komplexen Mechanik bestehend aus vielen Einzelteilen, die ein

homogenes Schwächungsverhalten unmöglich machen, und zum anderen an der

radialen Kra>richtung des Immobilisierungssystems, die ohne zusätzliche äußere

Kra> kein Ablösen der Brust von der Brustwand erlaubt.

Auf Basis der Entwicklungserfahrungen des ersten Ansatzes ist es das Ziel des fol-

genden Kapitels einen weiteren Ansatz zu erarbeiten, der über die Möglichkeiten

des Ersten hinaus alle bzw. zumindest die ersten sechs19 der aufgeführten Anforde-

rungen erfüllt. Wenn auch noch wenig verbreitet, erscheint ein auf Unterdruck be-

ruhendes Verfahren aussichtsreich und soll daher Gegenstand der weiteren Arbei-

ten sein. Hierzu wird ein Überblick über den Stand der Technik gegeben, ein

prinzipielles Versuchsmodell im Rahmen zweier Probandenstudien auf Wirksam-

keit und Patientenakzeptanz geprü> sowie die Erfahrungen dieser Studien in Ge-

staltungsvorschläge übersetzt.


Die Brustimmobilisierung mittels Unterdruck wird in der Praxis bisher selten ein-

gesetzt, sodass bei der Darstellung des Standes der Technik im Wesentlichen auf

Schutzschri>en verwiesen werden muss. Nachfolgend sind diese sowie das einzige

bekannte bildgebende System und artverwandte Anwendungsfälle aufgeführt.

6.2.1 Bestehende Systeme Das derzeit einzige medizinische Bildgebungssystem, das ein Unterdruckbrustim-

mobilisierungssystem verwendet, ist das Ultraschallsystem CBUS (Circular Breast

19 Die Eignung zur Biopsie ist nachrangig zu sehen, da mit einem ersten Systemau_au zunächst pri-mär Aspekte der Bildgebung überprü> werden müssen.


134

Ultrasound Scanner) der Firma Helix Medical Systems (vgl. Abbildung 58 links).

Der genaue Produktstatus des Systems ist allerdings nicht bekannt. Das NIH führt

unter dem Kurzzeichen NCT00355745 eine klinische Studie zur Überprüfung von

Sicherheit und Wirksamkeit dieses Systems, jedoch ist diese Studie mit terminiert

gekennzeichnet. [78][136]

Das Unterdrucksystem selbst besteht aus einer einfachen, formstabilen Saugschale,

die über die Brust gestülpt und mittels einer Unterdruckpumpe evakuiert wird (vgl.

Abbildung 58 rechts). Es dient dem Fixieren der Brust an der Wand der Saugschale

und ist bei dieser Art von Anwendung obligatorisch, um eine zuverlässige Einkopp-

lung der Schallwellen zu gewährleisten.

Abbildung 58 Screenshots aus Produktvideo des CBUS Systems [78] links: Systemübersicht rechts: Unterdruckbrustimmobilisierungssystem

6.2.2 Schutzschriften

6.2.2.1 Einfache Unterdruckbrustimmobilisierungssysteme

Die nachstehend aufgeführten Schutzschri>en US 6,298,114 B1, US 5,308,321,

WO 2010/078048 A2, US 7,831,014 B2 und EP 1 864 611 A1 beschreiben alle dem

CBUS ähnliche Unterdruckbrustimmobilisierungssysteme. Die Unterdruckeinheit

besteht jeweils aus einer einwandigen, formstabilen Saugschale halbkugeliger oder


135

konischer Form, die über die Brust gestülpt und mithilfe einer Unterdruckpumpe

evakuiert wird. Das Ziel ist stets, die Brust von der Brustwand zu lösen; in Bauchla-

ge zur Unterstützung, in Rückenlage entgegen der Gravitation. Verschiedene Ge-

staltungsvarianten sehen darüber hinaus mechanische Vorrichtungen zum Abheben

der Saugschale mit Brust von der Brustwand, Dichtungsringe oder auch Befesti-

gungsgurte vor. Ein Patent beschreibt die Außenkontur der Saugschale als Zylinder

aus brustäquivalentem Material, um Überstrahlungse=ekte zu verringern. [36][76]

[85][188][230]

6.2.2.2 Komplexe Unterdruckbrustimmobilisierungssysteme

Eine komplexere Gestaltung der Unterdruckbrustimmobilisierung ist in den Schrif-

ten US 7,597,104 B2, WO 2004/093705 A2 und DE 10 2005 048 049 B4 dargestellt.

Hier sind die Saugschalen doppelwandig ausgeführt. Die äußere Wand ist hierbei

durchgehend, die Innere mit Unterbrechungen oder Ö=nungen realisiert. Auf diese

Weise kann ein gleichmäßiger Unterdruck auf die Brust ausgeübt werden und der

Gefahr eines Verschlusses der Ansaugö=nung wird e=ektiv entgegengewirkt. Eine

der Ausführungsformen erlaubt die Verschiebung der inneren Gehäusewand ent-

lang der Rotationsachse, um eine Größenanpassung vorzunehmen (vgl. Abbildung

59 links). Spezielle Halterungen zur Aufnahme von Interventions- oder Jerapiege-

räten sind ebenfalls vorgesehen (vgl. Abbildung 59 rechts). [34][169][233]

Abbildung 59 Unterdruckbrustimmobilisierungssysteme mit doppelwandiger Aus-führung der Saugschale links: Größenverstellung durch Verschieben der Innenschale [34] rechts: Rotierbare Halterung für Medizingeräte [169]


136

6.2.2.3 Unterdruckbrustimmobilisierungssysteme mit Membran

Die letzte Variante zur Unterdruckbrustimmobilisierung stellen Systeme dar, bei

denen im Unterschied zu den im vorhergehenden Abschnitt Genannten die innere

Gehäusewand nicht starr, sondern ;exibel als Membran ausgebildet ist. Derartige

Systeme sind in den Patenten US 6,146,377 und US 7,742,796 B2 beschrieben. Eine

der Ausführungsvarianten sieht mehrere Unterbrechungen der Saugschale seitlich

und an der Mamille vor, um den Zugang für Intervention und Jerapie zu gewähr-

leisten (vgl. Abbildung 60 links). Eine andere Ausführungsform sieht neben den

bisher beschriebenen, rotationsymmetrischen Saugschalenformen eine Form mit

einer Erweiterung im Bereich des axillären Ausläufers vor (vgl. Abbildung 60

rechts). [55][108]

Abbildung 60 Unterdruckbrustimmobilisierungssysteme mit Membran links: Saugschale mit Unterbrechungen für Intervention [108] rechts: Erweiterung der rotationssymmetrischen Form [55]

6.2.3 Artverwandte Verfahren Ungeachtet ihrer E=ektivität im Sinne der Zweckbestimmung, stimmen Unter-

drucksysteme zur Stra=ung und Vergrößerung der Brust in Au_au und Funktion

größtenteils mit den Unterdruckbrustimmobilisierungssystemen überein. Saug-

schalen unterschiedlicher Größe (vgl. Abbildung 61 links) werden entsprechend

der Brustgröße über die Brust gestülpt und mittels einer Unterdruckpumpe (vgl.

Brustimmobilisierung — Materialien und Methoden

137

Abbildung 61 rechts) evakuiert. Ein Rückschlagventil verhindert den Druckverlust

während der Anwendung und über ein weiteres Ventil kann das evakuierte System

nach Anwendungsende belü>et werden.

Abbildung 61 Hilfsmittel zur Unterdruckbruststra)ung links: Saugschalen der Körbchengrößen A, B und C recht: Scherengri)unterdruckhandpumpe

6.3 Materialien und Methoden

Um die genaue Wirkungsweise der Unterdruckbrustimmobilisierung beurteilen zu

können, wurden zwei Probandenstudien durchgeführt. Die Erste an einem Stereo-

taxietisch im klinischen Umfeld, um in realistischer Umgebung an tatsächlichen

Patientinnen Komfort und Akzeptanz zu evaluieren, und die Zweite am in Kapitel 5

beschriebenen Liegenversuchsmodell zur Analyse im Kernspintomografen, um die

Verlagerung von Brustgewebe auf Basis der Schichtbilder beurteilen zu können. Im

Folgenden werden die verwendeten Au_auten und Messmittel, sowie die Studien-

kollektive, die -abläufe und die Methoden der Auswertung beschrieben.

6.3.1 Unterdrucksystem Im Hinblick auf Erfüllung von Anforderung 3 aus Tabelle 28 nach einer möglichst

homogen schwächenden Immobilisierungslösung, schien eine einwandige Saug-


138

schale am geeignetsten. Aus diesem Grund wurde, um die damit einhergehenden

Einschränkungen abzubilden, bereits für die Durchführung der Studien auf diese

Technik zurückgegri=en. Mit Ausnahme einer Ausführungsform sind alle im Stand

der Technik zitierten Saugschalen rotationssymmetrisch, sodass diese Form eben-

falls als Ausgangspunkt festgelegt wurde.

Da die in Abschnitt 6.2.3 beschriebenen Saugschalen zur Bruststra=ung alle diese

Kriterien erfüllen und überdies kostengünstig und in verschiedenen Größen ver-

fügbar sind, wurden sie als Versuchsmodell für die Untersuchungen im Rahmen

der Studien ausgewählt. Abbildung 62 (links) zeigt das verwendete Unterdrucksys-

tem bestehend aus Handunterdruckpumpe, Rückschlagventil, Belü>ungsventil,

Drucksensor und Saugschale. Die Komponenten wurden wie in Abbildung 62

(rechts) dargestellt verschaltet. Das Rückschlagventil verschließt das Unterdruck-

system gegen den Überdruck von außen, der Drucksensor misst den Unterdruck im

System und das Belü>ungsventil dient der Druckreduzierung bzw. der Belü>ung

des Systems nach Anwendungsende.

Abbildung 62 links: Verwendetes Unterdrucksystem rechts: Pneumatischer Schaltplan des Unterdrucksystems

Die Brustsaugschalen (Pharmazentralnummer PZN 852 2927) wurden in vier ver-

schiedenen Größen (vgl. Tabelle 29) eingesetzt. Durchmesser und Länge der Scha-

len wurden messtechnisch erfasst, das Volumen wurde unter der Annahme einer

halbellipsoiden Form errechnet. Die Saugschalen sind aus Polypropylen hergestellt

und so MRT-kompatibel. Die Dichtungsmanschette besteht aus Silikon und kann,

Pumpe

Rückschlag- ventil

Belüftungs-ventil

Druck-sensor

Saug-schale


139

wegen ihres Signals in der Kernspintomogra5e, als Referenzmarkierung verwendet

werden.

Tabelle 29 Abmessungen der Brustsaugschalen

Saugschale A B C D

Durchmesser 110 mm 110 mm 135 mm 160 mm

Länge 70 mm 110 mm 130 mm 140 mm

Volumen 443 ml 697 ml 1241 ml 1877 ml

Die eingesetzte Unterdruckpumpe ist eine Scherengripandpumpe der Firma Kan-

nengießer. Sie kann einhändig bedient werden und erzeugt einen maximalen Un-

terdruck von -800 mbar. Zur Pumpe hin wird das Unterdrucksystem durch die

Baugruppe aus Rückschlagventil und Belü>ungsventil abgeschlossen.

Die Messwerte des verwendeten Relativdrucksensors A602L5R der Firma Ahlborn

Mess- und Regelungstechnik werden mit dem Datenlogger-Handgerät Almemo 2590

angezeigt.

6.3.2 Stereotaxietisch und Liegenaufbau

Der in der ersten Studie verwendete Stereotaxietisch MammoTest stammt von der

Firma Siemens Healthcare (vgl. Abbildung 63). Er be5ndet sich in der Gynäkologi-

schen Radiologie des Radiologischen Instituts des Universitätsklinikums Erlangen und

wird dort regulär im klinischen Alltag eingesetzt. Er verfügt über eine 280 mm

messende runde Ö=nung im ansonsten ebenen, schaumsto=gepolsterten Liegen-

brett.

In der zweiten Studie wurde das bereits in Abschnitt 5.3.1 beschriebene Versuchs-

modell der Brust-CT-Liege benutzt. Als Liegeneinsatz fand hierbei ausschließlich

der ebene Einsatz mit 140 mm Ö=nungsdurchmesser Verwendung. Wurde bei der

ersten Studie noch aus den verfügbaren Saugschalen die passende ausgewählt, so

kam mit diesem Au_au nur die Saugschale der Größe C zum Einsatz. Diese passt


140

genau in die Liegenö=nung mit 140 mm Durchmesser; lediglich die Silikondich-

tungsmanschette steht etwas aus der Liegenebene heraus. Aus diesem Grund wur-

den Brüste, die zu groß für diese Saugschale waren von der zweiten Studie ausge-

nommen (vgl. Abschnitt 5.3.4).

Abbildung 63 Stereotaxietisch MammoTest der Firma Siemens Healthcare [196]

6.3.3 Messmittel Zur Messung des Unterdrucks wurde in beiden Studien das in Abschnitt 6.3.1 dar-

gestellte Messsystem bestehend aus Relativdrucksensor und Anzeigegerät verwen-

det. Die Fotogra5en zur Ermittlung der Wirksamkeit wurden mit einer Digitalka-

mera aufgenommen. Die Beschreibung des verwendeten MRT-System, der Lokal-

spulen und Sequenzen 5ndet sich in Abschnitt 5.3.2.

6.3.4 Studienkollektiv Das Studienkollektiv der ersten Studie umfasste 24 Probandinnen und rekrutierte

sich komplett aus volljährigen Patientinnen der Gynäkologischen Radiologie. Diese

wurden nach der regulären Untersuchung bei unau=älligem Befund zur freiwilligen

Teilnahme an der Studie gebeten.


141

Alle Probandinnen erklärten schri>lich ihr Einverständnis zur Studienteilnahme

und darüber hinaus zur uneingeschränkten Nutzung der aufgenommenen Fotogra-

5en für wissenscha>liche Zwecke.

Das Kollektiv der zweiten Studie umfasste diejenigen der ursprünglich 25 Proban-

dinnen der in Kapitel 5 beschriebenen Lagerungsstudie (vgl. Abschnitt 5.3.3), die

einen Brustdurchmesser kleiner oder gleich 130 mm aufwiesen. Da bei 3 weiteren

Probandinnen das Unterdrucksystem aus technischen Gründen nicht verfügbar

war, wurde es nur an 19 der 25 Probandinnen eingesetzt.

6.3.5 Studienablauf Zu Beginn eines jeden Versuchs der Studie am Stereotaxietisch wurden zunächst

Körpergröße, Körpergewicht und Büstenhaltergröße der Probandin erfragt und da-

nach Brust- und Unterbrustumfang mit einem Maßband in aufrechter Position

ermittelt.

Anschließend wurde die Probandin bäuchlings auf dem Stereotaxitisch gelagert

und die linke Brust frei in der Liegenö=nung positioniert. Beide Arme befanden

sich dabei am Körper und der Kopf in Seitenlage von der zu untersuchenden Brust

abgewandt. Nun wurde mit Hilfe eines Maßbandes der Brustumfang am Übergang

zur Brustwand gemessen.

Durch das Zufallsprinzip wurde entschieden, ob zunächst Eigen- oder Fremdde-

kompression durchgeführt wurde. In beiden Fällen wurde eine passende Saugschale

ausgewählt, manuell durch den Untersucher von unten über die Brust gestülpt und

dort für die Dauer des Versuchs in Position gehalten.

Im Fall der Eigendekompression wurde nun durch die Probandin mit der kontrala-

teralen Hand, durch Pumpen, Unterdruck in der Saugschale aufgebaut. Hatte die

Probandin den maximal für sie erträglichen Druckwert erreicht, wurde dieser abge-

lesen und dokumentiert. Im Anschluss daran wurde das Unterdrucksystem wieder

belü>et.

Bei der Fremddekompression wurden die Gewebeabdeckung sowie die Verlagerung

zusätzlichen Brustgewebes begutachtet. Hierzu wurde im Ausgangszustand mittels

eines Kosmetiksti>s entlang der Saugschale eine (rote) Linie auf der Haut der Pro-

bandin gezeichnet. Danach reduzierte der Untersucher den Druck in der Saugscha-


142

le auf -150 mbar. Dieser Druck wurde für 30 Sekunden aufrechterhalten. Gab eine

Probandin bereits vor Erreichen dieses Druckwerts zu großes Unbehagen an, so

wurde der aktuelle Druckwert auch vor Erreichen des Zieldrucks beibehalten. Dem

Au_ringen einer zweiten (blauen) Linie folgte die Belü>ung des Unterdrucksys-

tems. Nach Abschluss beider Dekopressionsvarianten wurden in aufrechter Position

zwei Fotogra5en der Brust zur Dokumentation der Linien aufgenommen. Eigen-

und Fremddekompression wurden stets an unterschiedlichen Brüsten durchgeführt,

um eine Gewöhnung der Probandin auszuschließen. Abschließend fand eine kurze

Befragung statt.

Der Versuch zur Unterdruckbrustimmobilisierung der zweiten Studie reihte sich

wie in Abbildung 45 (S. 105) dargestellt in die Lagerungsstudie aus Kapitel 5 ein.

Bei Erfüllung der beschriebenen Auswahlkriterien wurde hier eine weitere Ver-

suchsreihe durchgeführt. Diese bestand aus drei Lagerungsvarianten, jeweils mit

dem ebenen Liegeneinsatz von 140 mm Ö=nungsdurchmesser und eingesetzter

Saugschale; zunächst ohne Unterdruck, dann mit Unterdruck und zum Abschluss

mit Unterdruck und Hochlagerung. Zwischen den Versuchen wurde wie bei der

gesamten Lagerungsstudie der Komfort bewertet. Der Unterdruck betrug stets -

150 mbar und wurde für die Dauer der MRT-Sequenz (22 Sekunden) aufrecht-

erhalten.

6.3.6 Fragebogen Im Anschluss an die erste Studie wurde der Komfort der Brustimmobilisierung in

Schulnoten von 1 (sehr gut) bis 6 (ungenügend) bewertet. Eigen- und Fremdde-

kompression wurden separat betrachtet. Darüber hinaus wurde ermittelt, ob die

Probandinnen die Kompression der zurückliegenden Mammogra5e oder die

Fremddekompression des Unterdruckbrustimmobilisierungssystems angenehmer

empfanden.

Im Rahmen der zweiten Studie wurde parallel zur Umlagerung zwischen den Vari-

anten ebenfalls der Komfort in den Schulnoten von 1 (sehr gut) bis 6 (ungenügend)

erfragt und dokumentiert. Zudem wurden eventuelle Schmerzpunkte identi5ziert

und auf dem Fragebogen festgehalten.


143

6.3.7 Auswertung und statistische Tests Die Auswertung der Fotogra5en der ersten Studie wurde mit Hilfe des Bildbearbei-

tungsprogramms GIMP 2.8.0 durchgeführt. Die Distanzen zwischen den verschie-

denfarbigen Markierungslinien wurden an den fünf relevanten Landmarken supe-

rior, inferior, medial, lateral und axillär der Brust in Bildpunkten abgezählt. Als

Referenzmaßstab diente ein von der Probandin neben bzw. unterhalb der Brust

gehaltenes Maßband. Hier wurde die Bildpunktzahl einer Strecke von 10 mm Länge

abgenommen und entsprechend (7) ein Umrechnungsfaktor für die fünf Distanz-

werte berechnet. War ein Wert aus den Fotogra5en nicht zu bestimmen, da er durch

andere Körperteile verdeckt war, wurde „nicht messbar“ angegeben.

Distanz�LmmM =ReferenzstreckeLmmM

ReferenzstreckeLpxM ∗ Distanz�LpxM (7)

Die Auswertung der MRT-Bilder der zweiten Studie erfolgte gemeinsam mit den

Bildern der Lagerungsstudie. Eine Beschreibung des Vorgehens 5ndet sich in Ab-

schnitt 5.3.6. Allerdings wurde abweichend davon zur De5nition der Referenzebene

nicht die Nitrolingual-Kapseln, sondern die Oberkante der Dichtungsmanschette

verwendet. Demzufolge wurden nicht die absolut darstellbaren Längen und Volu-

menwerte der Brust und hier zusätzlich auch des Pectoralis major, sondern nur

deren Di=erenzen ermittelt. Ausschlaggebend war jeweils der tiefste Punkt von

Brust und Brustmuskel in der die Mamille enthaltenden Schicht.

Die statistische Auswertung wurde mit dem Tabellenkalkulationsprogramm Micro-

so< Excel und dem Add-on WinSTAT ausgeführt. Zunächst wurden alle Daten mit

Hilfe des Kolmogorov-Smirnov-Tests auf Normalverteilung geprü>. Längen-, Volu-

men und Druckverteilungen wurden mit dem Student-t-Test auf Korrelation ge-

prü>, ordinal- bzw. intervallskalierte Schulnotenverteilungen der Komfortuntersu-

chung wurden anhand des U-Tests geprü>. Die Größe des Kon5denzintervalls

betrug jeweils 95 Prozent (p < 0,05).

Brustimmobilisierung — Ergebnisse

144

6.4 Ergebnisse

Anfang Mai 2012 wurden im Rahmen der ersten Probandenstudie 24 Probandin-

nen im Alter zwischen 20 und 83 Jahren (Mittelwert 54 Jahre) in der Gynäkologi-

schen Radiologie des Universitätsklinikums Erlangen untersucht.20 Die Verteilung der

ermittelten Brustdurchmesser ist in Abbildung 64 (links) dargestellt. Der Mittel-

wert lag bei 118 mm bei einer Standardabweichung von 13 mm und einem Mini-

mal- bzw. Maximalwert von 96 mm bzw. 140 mm. Es waren alle Körbchengrößen

von A bis E vertreten. Die am häu5gsten angegebene Körbchengröße B wurde von

fast zwei Drittel aller Probandinnen getragen. Im Rahmen der Studie wurden eben-

falls alle vier Größen der Brustsaugschalen eingesetzt. 21 der 23 Versuche (91 Pro-

zent) ent5elen dabei zu fast gleichen Anteilen auf die Saugschalen der Größen B

und C (vgl. Abbildung 64 rechts).

Abbildung 64 links: Häu�gkeit der verschiedenen Brustdurchmesser bei der ersten Probandenstudie rechts: Häu�gkeiten der getragene Körbchengrößen (blau) und der verwendeten Saugschalengröße(grün)

Im Rahmen der am ISI durchgeführten Lagerungsstudie wurde an 19 Probandin-

nen einer Altersspanne von 19 bis 75 Jahren und einem Mittelwert von 44 Jahren

das Versuchsmodell der Unterdruckbrustimmobilisierung getestet. Die Werte für

20 Bei der Durchführung der Studie wurde der Autor von cand. B.eng Lydia Schwab unterstützt.

0

2

4

6

8

70 90 110 130 150

Brustdurchmesser in mm

0

4

8

12

16

A B C D E

Körbchengröße


145

Brustlänge, -durchmesser und -volumen sowie die Verteilung der getragenen und

rechnerisch ermittelten Körbchengrößen wichen nur gering von den für die gesam-

te Lagerungsstudie in Abschnitt 5.4 angegebenen Werten ab und werden daher an

dieser Stelle nicht gesondert dargestellt.

6.4.1 Zuverlässigkeit des Unterdrucksystems Bei beiden Studien bereitete die Dichtigkeit zwischen Saugschale und Brust bzw.

Jorax Schwierigkeiten. Insbesondere bei schlanken Probandinnen schloss die

Saugschale entweder lateral oder medial wegen der starken Rundung des Jorax

schlecht ab. Im Fall der ersten Studie konnte die Saugschale durch den Untersucher

durch leichtes Verformen adaptiert werden, sodass sie anschließend dicht abschloss.

Bei der zweiten Studie war die Saugschale fest mit der Liege verbunden, sodass die

Dichtigkeit lediglich durch kleine Änderungen bei der Lagerungsposition herge-

stellt werden konnte. In Summe erzielte das Unterdruckbrustimmobilisierungssys-

tem durch die genannten Anpassungen bei beiden Studien eine Gesamtzuverlässig-

keit von nahezu 85 Prozent (73 von 86 Versuchen) (vgl. Abbildung 65 links).

Abbildung 65 Zuverlässigkeit des Unterdruckbrustimmobilisierungssystems links: Gesamtübersicht über alle Einzelversuche rechts oben: Versuchsübersicht der ersten Studie rechts unten: Versuchsübersicht der zweiten Studie

dicht

teilw. dicht

nicht dicht

dicht

teilw. dicht

nicht dicht

85 %

15 %

dicht nicht dicht

68 %

88 %


146

Für die erste Studie bedeutet dies, dass die Saugschalen bei 21 von 24 Probandinnen

(88 Prozent) dicht abschlossen. Bei 2 Probandinnen (8 Prozent) konnte jeweils eine

der Varianten Eigen- bzw. Fremddekompression nicht durchgeführt werden. Ledig-

lich bei 1 Probandin (4 Prozent) dichtete das Unterdrucksystem in beiden Versu-

chen nicht ab (vgl. Abbildung 65 rechts oben).

Im Rahmen der Lagerungsstudie konnte die Dichtigkeit bei 13 der 19 Probandin-

nen (68 Prozent) bei beiden Lagerungspositionen hergestellt werden. Bei jeweils 3

der 19 Probandinnen (16 Prozent) schlug eine bzw. schlugen beide Varianten fehl

(vgl. Abbildung 65 rechts unten); die Variante mit kontralateraler Hochlagerung

schloss bei keiner dieser 6 Probandinnen dicht ab.

6.4.2 Erreichte Unterdruckwerte Durch zufällige Zuweisung erhielten jeweils 12 der insgesamt 24 Probandinnen der

ersten Studie als erstes Eigen- bzw. Fremddekompression. Der Unterdruck lag mit

einem Mittelwert von -142 mbar bei der Eigendekompression etwas höher als bei

der Fremddekompression mit -125 mbar. Wurde die Eigendekompression zuerst

durchgeführt, so erreichten nur 17 Prozent (2 von 12 Probandinnen) den für die

Fremddekompression vorgesehenen Wert von -150 mbar; bei umgekehrter Reihen-

folge 60 Prozent (6 von 10 Probandinnen). Bei der Fremddekompression zeigt sich

eine ähnliche Verteilung. Hier erreichten 36 Prozent (4 von 11 Probandinnen) der

Probandinnen mit initialer Eigendekompressionen und 73 Prozent (8 von 11 Pro-

bandinnen) mit initialer Fremddekompression den angestrebten Wert. Insgesamt

lag der erreichte mittlere Unterdruck bei -134 mbar. Die erzielten Unterdruckwerte

sind aufgeschlüsselt nach Reihenfolge und Kontrolle über die Dekompression in

Tabelle 30 dargestellt.

Bei der zweiten Studie wurde keine Au>eilung nach Eigen- und Fremddekompres-

sion vorgesehen. Beiden Lagerungsvarianten wurden stets mit einem durch den

Untersucher vorgegebenen Unterdruck von -150 mbar durchgeführt.


147

Tabelle 30 Erreichte Unterdruckwerte bei der Studie am Stereotaxiesystem

Eigendekom-

pression zuerst Fremddekom-pression zuerst

Insgesamt

Eigendekompression -123 ± 5 mbar

N = 12

-165 ± 9 mbar

N = 10

-142 ± 7 mbar

N = 22

Fremddekompression -118 ± 3 mbar

N = 11

-132 ± 3 mbar

N = 11

-125 ± 3 mbar

N = 22

Insgesamt -121 ± 4 mbar

N = 12

-147 ± 7 mbar

N = 11

-134 ± 6 mbar

N = 23

6.4.3 Komfort des Unterdrucksystems 71 Prozent der Probandinnen der ersten Studie hatten in den sechs Monaten vor

Studienteilnahme eine Mammogra5euntersuchung, die meisten von ihnen sogar

am selben Tag. Von diesen 17 Probandinnen empfanden 15 Probandinnen (88 Pro-

zent) das Unterdrucksystem angenehmer als die Kompression der Mammogra5e.

Jeweils 1 (6 Prozent) der Übrigen bewertete beide Systeme gleich angenehm bzw.

die Mammogra5e angenehmer als das Unterdrucksystem. Die 4 Probandinnen

noch ohne Mammogra5euntersuchung, sowie die beiden Teilnehmerinnen, deren

Mammogra5e länger als 6 Monate zurücklag, favorisierten ebenfalls das Unter-

drucksystem. 1 Probandin wurde von der Fragestellung ausgeschlossen, da bei ihr

das Vakuumsystem in beiden Versuchen nicht dicht abschloss.

Insgesamt wurde der Komfort der Eigendekompression mit einem Mittelwert von

2,3 etwas schlechter (nicht signi5kant) als der Komfort der Fremddekompression

mit 2,1 beurteilt. 3 der 21 Probandinnen (14 Prozent) bewerteten die Eigendekom-

pression besser; 6 (29 Prozent) die Fremddekompression (vgl. Tabelle 31). Die Üb-

rigen (57 Prozent) empfanden beide Verfahren gleich. Jeweils zwei Drittel der Pro-

bandinnen (2 von 3 bzw. 4 von 6 Probandinnen) beurteilten die Eigendekompres-

sion angenehmer bzw. unangenehmer, obwohl sie einen gleich hohen oder höheren

bzw. gleich niedrigen oder niedrigeren Unterdruck erzeugt hatten. 9 der 12 Proban-


148

dinnen (75 Prozent), die beide Verfahren gleich gut bewertet hatten, hatten mit der

Eigendekompressionen einen identischen oder höheren Unterdruckwert erzeugt als

mit der Fremddekompression.

Tabelle 31 Komfortemp�ndung und Unterdruckrelation bei Eigen- und Fremd-dekompression

Unterdruck Eigendekom-

pression besser Beide Verfahren

gleich Fremddekom-

pression besser ∑

Eigendekompression höher

1 5 2 8

Beide Verfahren gleich 1 4 1 6

Fremddekompression höher

1 3 3 7

∑ 3 12 6 21

Im Rahmen der Lagerungsstudie wurde das Unterdruckbrustimmobilisierungssys-

tem mit einer Durchschnittsnote von 3,4 bewertet und stellt damit die schlechteste

Wertung der untersuchten Lagerungsvarianten dar (vgl. Abbildung 53, S. 117). Je

eine Probandin vergab die Schulnote 5 (mangelha>) bzw. 6 (ungenügend); aller-

dings auch 3 Probandinnen die Note 2 (gut).

6.4.4 Wirksamkeit des Unterdrucksystems am Stereotaxietisch

In der folgenden Betrachtung der Wirksamkeit des Unterdrucksystems wurden nur

die 22 Probandinnen berücksichtigt, bei denen der Versuch mit Fremddekompres-

sion erfolgreich war. Die superiore, laterale und axilläre Landmarke waren in über

90 Prozent der Fälle in den Fotogra5en abgebildet; die Mediale nur bei 55 Prozent

und die Inferiore sogar nur bei 18 Prozent der Probandinnen. An allen fünf Land-

marken war – insofern abgebildet – die Verlagerung zusätzlichen Brustgewebes zu

verzeichnen (vgl. Tabelle 32). Abbildung 66 zeigt beispielha> beide Fotogra5en


149

einer 55-jährigen Probandin zur Ermittlung der Gewebeverlagerung anhand der

aufgezeichneten Linien.

Tabelle 32 Distanz der aufgezeichneten Linien an den fünf Landmarken

Landmarke superior inferior medial lateral axillär

Di)erenz 10 ± 7 mm 4 ± 3 mm 9 ± 5 mm 12 ± 7 mm 14 ± 10 mm

Anzahl (N = 22) 21 4 12 20 21


Abbildung 66 Fotogra�en einer 55-jährigen Probandin, die rote Linie wurde vor die blaue Linie nach Dekompression aufgezeichnet, Distanzen: superior 5 mm, inferior 8 mm, medial 8 mm, lateral 11 mm, axillär 4 mm

6.4.5 Wirksamkeit des Unterdrucksystems am Liegenmodell Da bei der Verwendung des Unterdruckbrustimmobilisierungssystems am Modell

der Liege die Silikondichtungsmanschette über den Liegeneinsatz hinausstand, kön-

nen die gewonnenen Daten nicht direkt denen der Lagerungsstudie gegenüberge-


150

stellt werden. Folgerichtig wurden sie lediglich untereinander verglichen und der

relative Zugewinn an Brustgewebe untersucht. Bei 3 der 16 Probandinnen schloss

die Saugschale im Fall der kontralateralen Hochlagerung nicht dicht ab, sodass hier

nur 13 Datensätze ausgewertet wurden.

Tabelle 33 zeigt die Analyse von Längen- und Volumenänderung der Brust infolge

des Unterdrucksystems bzw. des Unterdrucksystems in Kombination mit der seitli-

chen Hochlagerung. Sowohl bezüglich der Brustlänge als auch des Brustvolumens

ist eine statistisch signi5kante Verlagerung zusätzlichen Brustgewebes in beiden

Fällen belegt.

Um genaueren Aufschluss darüber zu erhalten, ob die genannte Zunahme an Länge

und Volumen nur dem reduzierten Umgebungsdruck auf die Brust in der Saugscha-

le zuzuschreiben ist oder eine reale Verlagerung stattfand, wurde zusätzlich der

Pectoralis major, als posteriore Begrenzung der Brust, betrachtet. Die Ergebnisse

dieser Untersuchung belegen eine statistisch signi5kante Verschiebung des anterio-

ren Randes des Pectoralis major um einen Mittelwert von 9 mm und somit auch der

anterior liegenden Brust (vgl. Tabelle 34).

Tabelle 33 Längen- und Volumenänderung der Brust bei Verwendung der Un-terdruckbrustimmobilisierung


Nur Saugschale

Unterdruck

Di)erenz

16

76 ± 20

82 ± 19

6 ± 5

(p < 0,0001)

476 ± 204

595 ± 208

119 ± 63

(p < 0,00001)

Nur Saugschale

Kissen und Unterdruck

Di)erenz

13

77 ± 20

84 ± 19

7 ± 5

(p < 0,001)

497 ± 212

625 ± 229

127 ± 67

(p < 0,0001)


151

Tabelle 34 Längen- und Volumenänderung des Pectoralis major bei Verwendung der Unterdruckbrustimmobilisierung

N Brustmuskellänge [mm] Brustmuskelvolumen [ml]

Nur Saugschale

Unterdruck

Di)erenz

16

9 ± 6

18 ± 6

9 ± 6

(p < 0,0001)

30 ± 30

83 ± 44

53 ± 27

(p < 0,00001)

Nur Saugschale

Kissen und Unterdruck

Di)erenz

13

9± 6

18 ± 8

9 ± 7

(p < 0,001)

28 ± 30

82 ± 42

54 ± 27

(p < 0,0001)

Abbildung 67 zeigt beispielha> die MRT-Bilder einer 24-jährigen Probandin aus

der Versuchsreihe ohne kontralaterale Hochlagerung. Besonders bemerkenswert ist

auch die Verschiebung des kompletten Pectoralis major.

Abbildung 67 Brust einer 24-jährigen Probandin (Brustdurchmesser 99 mm, Brustlänge 58 mm, Brustvolumen 340 ml) links: Unterdruckbrustimmobilisierung ohne Druck rechts: Unterdruckbrustimmobilisierung mit -150 mbar, Längendi)erenz 7 mm (Brust), 12 mm (Pectoralis major), Volumendi)erenz 109 ml (Brust), 35 ml (Pectoralis major)

Brustimmobilisierung — Diskussion

152

6.5 Diskussion

Mit einem mittleren Durchmesser von 118 mm waren die Brüste der Probanden-

gruppe der Studie am Stereotaxietisch im Mittel 12 mm größer als die der zweiten

Gruppe, jedoch immer noch um 22 mm kleiner als bei BOONE et al.. Dies spiegelt

auch die Verteilung der einzelnen Körbchengrößen unter den getragenen BHs wi-

der (vgl. Abbildung 68). [18]

Abbildung 68 Verteilung der Körbchengrößen, links: Studie am Stereotaxietisch, rechts: Studie am Liegenmodell

6.5.1 Zuverlässigkeit

Unter Berücksichtigung der Tatsache, dass die verwendeten Saugschalen zwar für

die Brust aber keineswegs für den vorliegenden Anwendungsfall gedacht waren, ist

die Gesamtzuverlässigkeit von 85 Prozent positiv zu bewerten. Problematisch waren

bei Undichtigkeiten stets die Kontaktstelle am Sternum sowie lateral die konkave

Form beim Übergang von Pectoralis major zum Jorax.

Durch Verformung der Saugschale konnte in der ersten Studie eine bessere Dich-

tigkeit erzielt werden. Hierbei wurde die Saugschale in der mediolateralen Richtung

zusammengedrückt, sodass aus der zunächst kreisförmigen Schnitt;äche eine Ellip-

se mit der großen Halbachse in kraniokaudaler Richtung wurde. Gleichzeitig führte

diese Verformung zudem zu einer Erhöhung des medialen und lateralen Randes der

Saugschale. Verglichen mit der zweiten Studie konnte auf diese Weise die Anzahl

0

4

8

12

16

A B C D E

Körbchengröße

0

4

8

12

16

A B C D E

Körbchengröße


153

der Fehlschläge um den Faktor 3 reduziert werden. Diese wurde allerdings auch nur

mit einer der vier möglichen Saugschalengrößen durchgeführt.

Ebenfalls au=ällig bei der Studie am Liegenmodell ist die negative Auswirkung der

kontralateralen Hochlagerung auf die Dichtigkeit des Unterdrucksystems. Bei 6 der

19 Probandinnen war mindestens eine der beiden Varianten (bei jeweils 3 Proban-

dinnen eine bzw. beide) mit und ohne kontralaterale Hochlagerung undicht. Die

Variante mit Hochlagerung war bei allen 6 Probandinnen enthalten. Die starre Ver-

bindung und die vergleichsweise unelastische Dichtungsmanschette trugen zudem

zur Dichtungsproblematik bei.

6.5.2 Erreichte Unterdruckwerte Bezüglich der in der ersten Studie erreichten Unterdruckwerte ließ sich feststellen,

dass die Probandinnen bei der Eigendekompression (-142 mbar) einen höheren

Unterdruck anwendeten als bei der Fremddekompression (-125 mbar). Dies deckt

sich mit den von MEHLING verö=entlichten Ergebnissen. Sie untersuchte die Di=e-

renz von Kompressionskra> und Brustdicke bei der Mammogra5e bei Eigen- bzw.

Fremdkompression.

Darüber hinaus wiesen die Unterdruckwerte eine Abhängigkeit von der Anwen-

dungsreihenfolge der beiden Dekompressionsvarianten auf. Generell – also sowohl

bei Eigen- als auch Fremddekompression – wurde stets ein höherer Unterdruck

angewendet, wenn die Fremddekompression zuerst durchgeführt wurde. Dies deu-

tet auf einen Lerne=ekt hin. Durch die Teilnahme an der initialen Fremddekom-

pression erlernte die Probandin den für eine adäquate Immobilisierung erforderli-

chen Unterdruckwert, memorierte diese Druckvorgabe und versuchte sie anschlie-

ßend in der Eigendekompression zu reproduzieren. Dies zeigte sich auch in einer

um den Faktor 2 bzw. 3 höheren Quote derer, die bei Fremd- bzw. Eigendekom-

pression den angestrebten Unterdruck von -150 mbar erreichten, insofern sie zuerst

die Fremddekompression erhielten. KORNGUTH et al. kommen zu einem ähnlichen

Ergebnis. Sie untersuchten die Adäquanz der Brustkompression in der Mammogra-

5e anhand der Bildqualität. Die Kompression wurde ebenfalls im Wechsel an bei-

den Brüsten unter Eigen- oder Fremdkontrolle angewendet und führte insgesamt

zu einem sehr hohen Anteil an adäquaten Bildern. Bei initialer Fremdkompression


154

wiesen Eigen- und Fremdkompression die gleiche Anzahl von inadäquaten Bildern

auf; bei initialer Eigenkompression jedoch nur die Eigenkompression.

6.5.3 Komfort des Unterdrucksystems Beim Vergleich des Komforts von Unterdruckbrustimmobilisierung und Mammo-

gra5e wurde darauf geachtet, nur diejenigen Probandinnen zu berücksichtigen, de-

ren Mammogra5e nicht zu lange (< 6 Monate) zurück lag. Auf diese Weise wurden

2 Probandinnen (16 und 24 Monate) ausgeschlossen. Von den Übrigen erhielten

zwei Drittel die Mammogra5euntersuchung am selben Tag vor der Studienteilnah-

me, sodass davon ausgegangen werden kann, dass die Erinnerung noch sehr prä-

sent war und das Ergebnis mit 94 Prozent zugunsten der Unterdruckbrustimmobili-

sierung trotz der geringen Probandenzahl repräsentativ war.

Insgesamt wurde die Eigendekompression etwas unkomfortabler (nicht signi5kant)

als die Fremddekompression empfunden. Dies ist insofern erwartungsgemäß als es

sich mit der Di=erenz der erreichten Unterdruckwerte deckt. Jedoch widerspricht

diese Beobachtung den von KORNGUTH et al. und MEHLING verö=entlichten Er-

gebnissen. Beide wiesen in ihren Studien statistisch signi5kant nach, dass die selbst

kontrollierte Kompression von den Probandinnen weniger schmerzha> empfunden

wurde als die Fremdkompression. Eine mögliche Erklärung im Rahmen der vorlie-

genden Studie könnte die mitunter etwas unangenehme Hand- und Armhaltung

sein, die notwendig war, um mit der kontralateralen Hand die Unterdruckpumpe zu

bedienen. Hier sollte in weiteren Untersuchungen auf eine elektrische Pumpe zu-

rückgegri=en werden.

6.5.4 Wirksamkeit des Unterdrucksystems Das gewählte Auswerteverfahren mithilfe zweier Fotogra5en zeigte einige Schwach-

punkte. Einerseits unterliegt es der perspektivischen Verzerrung und andererseits

konnte bei zumeist hängenden Brustformen die inferiore Landmarke in aufrechter

Körperposition nur selten beurteilt werden. Die wichtigeren Landmarken superior,

lateral und axillär der Brust waren allerdings zuverlässig abgebildet. An jeder dieser

Positionen war eine Verschiebung der Linien von über 10 mm nachweisbar.

Bei der Untersuchung der Wirksamkeit im Rahmen der Lagerungsstudie wurden –

wie bei allen Versuchen dieser Studie – Brustvolumen- und -längendi=erenzen


155

analysiert. Da die Volumen- und Längenzunahme auch durch den reduzierten Ge-

gendruck auf die Brust in der Saugschale hervorgerufen werden konnten, wurde

zudem die Position des Pectoralis major als posteriore Begrenzung der Brust beur-

teilt. Dessen Verschiebung um im Mittel 9 mm sowie die Ergebnisse der Studie am

Stereotaxietisch weisen die Wirksamkeit des Unterdrucksystems bezüglich des Ver-

lagerns von zusätzlichem Brustgewebe in das Messfeld eindrucksvoll nach.

6.5.5 Schwächen der Studie Da die erste Studie direkt an klinischen Patientinnen vorgenommen wurde, kann

davon ausgegangen werden, dass die Zusammensetzung des Studienkollektivs für

spätere Patientinnen repräsentativ war. Mit nur 24 Probandinnen war die Gruppe

allerdings auch relativ klein, sodass die erzielten Ergebnisse keine statistische Signi-

5kanz erreichten und zudem zufallsbeein;usst sein könnten.

Die Einschränkungen der Lagerungsstudie insbesondere auch durch das Studien-

kollektiv, da im Rahmen der Unterdrucksystemuntersuchungen nur ein Teil dieses

Kollektivs beteiligt war, tre=en alle auch für die am Liegenmodell durchgeführte

Studie zu. Diese können in Abschnitt 0 nachgelesen werden.

Ideal für die Auswertung wäre es gewesen, wenn das Kollektiv beider Studien iden-

tisch gewesen wäre, sodass die Ergebnisse für Unterdruck, Komfort und Wirksam-

keit direkt hätten verglichen werden können. Die verwendeten Saugschalen genüg-

ten in ihrer zweckentfremdeten Anwendung, um die generelle Wirksamkeit eines

Unterdrucksystems nachzuweisen. Allerdings darf von speziell angepassten Saug-

schalen bezüglich Zuverlässigkeit und Verlagerung von Brustgewebe eine Steige-

rung erwartet werden.

6.5.6 Gestaltungsvorschlag der Saugschalenform Hinsichtlich Gestaltungsverbesserungen der Saugschalenform wurden während der

Studien zwei Aspekte o=ensichtlich. Einerseits sind, gemäß den Ergebnissen der

Untersuchungen zur Zuverlässigkeit, Anpassungen zur Verbesserung der Dichtig-

keit notwendig. Andererseits lassen die aufgezeichneten Linien klare De5zite bei

der Erfassung des axillären Ausläufers erkennen (vgl. Abbildung 66).

Da durch die in Abschnitt 6.4.1 beschriebene Verformung der Saugschalen eine

verbesserte Dichtigkeit erzielt werden konnte, ist es naheliegend für die kün>ige


156

Gestaltung der Saugschalen eine Überhöhung am medialen und insbesondere am

lateralen Rand vorzusehen. Darüber hinaus sollte in diesen Bereichen die Dicht-

manschette dicker und elastischer ausgeführt sein als bei den bisher verwendeten

Saugschalen.

Zur Optimierung der Formgestaltung wurden die mit der Kernspintomogra5e er-

zeugten 3D-Daten zu Rate gezogen und koronare Schichten der Brüste in der Lie-

genebene ausgewertet. Abbildung 69 zeigt beispielha> eine typische Brustkontur.

Sie weist die Brust in den unteren und dem oberen medialen Quadranten als ellip-

tisch oder sogar nahezu kreisförmig aus. Durch den axillären Ausläufer ergibt sich

im oberen lateralen Quadranten eine andere Kontur. Diese schließt oben nach me-

dial in einem größeren Radius tangential an die Kontur des oberen medialen Quad-

ranten an. Lateral nach unten ändert sie ihre Krümmung und geht dann tangential

oder nach einer weiteren Änderung der Krümmung in die Kontur des unteren late-

ralen Quadranten über.

Abbildung 69 links: Typische koronare Schicht einer Brust aus der Lagerungsstudie rechts: kreisförmige (blau), elliptische (grün) und doppelelliptische Saugschalenkontur (ocker)

Abbildung 69 (rechts) zeigt dieselbe Schnittansicht mit drei möglichen Saugscha-

lenkonturen aus einfachen geometrischen Formen. Diese umfassen eine Kreislinie

(blau), eine Ellipse (grün) und eine Form aus zwei überlagerten Ellipsen mit einem


157

zusätzlichen Radius (ocker). Es ist klar zu erkennen, wie in der gleichen Reihenfol-

ge die Abdeckung des axillären Ausläufers zu- und die Größe des undichten Be-

reichs lateral der Brust abnimmt. Unter diesen Gesichtspunkten stellt die ockerfar-

bene Linie die beste Lösung dar. Allerdings ist sie im Gegensatz zu den anderen

Varianten nicht achsensymmetrisch, sodass sie nicht alternativ für beide Brüste

eingesetzt werden kann.

6.5.7 Anforderungsgerechte Umsetzung Im Rahmen der beschriebenen Studien konnte gezeigt werden, dass ein entspre-

chend gestaltetes Unterdruckbrustimmobilisierungssystem in der Lage ist, die An-

forderungen 3 bis 6 der Anforderungsliste (vgl. Tabelle 28) zu erfüllen. Die voll-

ständige Immobilisierung der Brust21 sowie die rotationssymmetrische Formgebung

können mit diesem System nur dann erreicht werden, wenn die Brust an der Wand

der Saugschale anliegt.

Abbildung 70 zeigt die koronaren Schichten der Brust aus Abbildung 67 ohne und

mit Unterdruck in der Saugschale des Brustimmobilisierungssystems. In der rech-

ten Abbildung ist klar zu erkennen wie die Brust lateral an der Saugschale anlag,

medial jedoch nicht (vgl. Abbildung 67, S. 151). Dies ist darauf zurückzuführen,

dass das Volumen der Saugschale das Volumen der Brust etwa um den Faktor 2

überstieg. Um ein zuverlässiges Anliegen der Brust zu gewährleisten darf diese Vo-

lumendi=erenz zwischen Saugschale und Brust nicht zu groß sein. Zudem müssen

sich die Ausgangsformen von Brust und Saugschale ähneln. Hierfür ist jedoch an-

gesichts der in der Lagerungsstudie aufgezeigten unterschiedlichen Brustformen

und -größen eine Vielzahl an Saugschalen erforderlich.

Die Erfahrung der beiden Studien zeigen allerdings auch, dass sich bereits durch

den reduzierten Druck sowie die damit verbundene Volumenzunahme der Brust

eine höhere Spannung in der Haut und somit ein Immobilisierungse=ekt einstellt.

Grundlegende Voraussetzung hierfür ist ein konstanter Unterdruck im System.

Weitere Untersuchungen sind erforderlich, um detailliertere Informationen über

die Beständigkeit der Immobilisierung zu gewinnen.

21 Diese ist ebenfalls Vorraussetzung für die nachrangig eingestu>e Biopsiemöglichkeit.


158

Abbildung 70 Koronare Schichtansicht der Brust aus Abbildung 67 links: ohne Dekompression, die Brust liegt weder medial noch lateral an der Saugschalenwand an rechts: mit Dekompression, die Brust liegt nur lateral an der Saugscha-lenwand an

159

7 7 Schlussfolgerung

7.1 Zusammenfassung

Die dedizierte Spiral-Brust-CT ist ein vielversprechender Ansatz, der in der Lage

scheint der Brustbildgebung eine neue Qualität zu verleihen. Im Rahmen dieser

Arbeit wurden die zentralen Aspekte des Systemdesigns behandelt. Dies umfasst die

Gestaltung des Bildgebungssystems, der Patientenlagerung und des Brustimmobili-

sierungssystems. Maßgebend kamen hierbei die von KALENDER et al. formulierten

Anforderungen an das perfekte Brustbildgebungsverfahren zur Anwendung.

Im ersten Schritt wurden die genannten Anforderungen auf die Gegebenheiten der

Spiral-Brust-CT übertragen, angepasst und präzisiert. Auf dieser Basis wurden zwei

alternative Anordnungsentwürfe für das Bildgebungssystem entwickelt, einander

gegenübergestellt und der Bestbewertete ausgewählt. Diese Variante stützt sich auf

einen Grundrahmen in U-Form sowie eine achsnahe Drehlagerung und Drehüber-

Schlussfolgerung — Zusammenfassung

160

tragung und stellt auf diese Weise einen robusten und kostengünstigen Ansatz mit

guter Zugänglichkeit zur Brust dar. Darüber hinaus bietet sich so die Möglichkeit

ein Kühlmedium durch den Drehübertrager zu führen, um die hohe Verlustleistung

der Röntgenröhre abzuführen.

Hohe Anforderungen an die Bildqualität machen den Einsatz dedizierter Kompo-

nenten erforderlich. Bei der Komponentenauswahl wurden ebenfalls die von KA-

LENDER et al. abgeleiteten Vorgaben zur Anwendung gebracht. Eine einpolige

Röntgenröhre mit geerdeter, endnaher Anode und einem kleinem Fokuspunkt ho-

her Flächenleistung ist ebenso erforderlich wie ein phontonenzählender, direkt kon-

vertierender Halbleiterdetektor, um die angestrebten Leistungswerte zu erreichen.

Durch synchronen Einsatz von Focal Spot Control und Time Delayed Summation

kann das hohe Ortsau;ösungsvermögen über das komplette Messfeld gewährleistet

werden.

Verschiedene, auf Basis theoretischer Vorüberlegungen erarbeitete Lagerungsposi-

tionen wurden mit entsprechender Liegengestaltung an einem Versuchsmodell

nachgebildet. In einer Studie an 25 Probandinnen wurde die Wirksamkeit bezüglich

der verbesserten Darstellung des posterioren Aspekts der Brust und des axillären

Ausläufers sowie der Komfort der Lagerungsposition ermittelt. Durch die Analyse

in der Kernspintomogra5e konnte das im virtuellen Messfeld darstellbare Brustge-

webe quantitativ und qualitativ ausgewertet werden. Insgesamt erwies sich die La-

gerungsvariante mit abgesenkter Liege;äche und dem größeren der beiden Ö=-

nungsdurchmesser sowohl hinsichtlich des Brustvolumens als auch des Lagerungs-

komforts als die beste Variante. Eine beabsichtigte Verlagerung zusätzlichen Gewe-

bes des axillären Ausläufers in das Messfeld durch eine kontralaterale Hochlagerung

auf Keilkissen zeigte nicht den erwünschten E=ekt, sondern führte sogar vermehrt

zu Schulterschmerzen. Exakt 90 Prozent der anatomischen Landmarken und im

Durchschnitt über 8 Prozent zusätzlichen Brustvolumens konnten mithilfe der aus-

gewählten Liegengestaltung in das virtuelle Messfeld verlagert werden.

Als potenzielles Brustimmobilisierungsverfahren wurde der vielversprechende, in

der Brust-CT neuartige Ansatz auf Basis von Unterdruck untersucht. Zwei Studien

mit 24 und 25 Probandinnen wurden durchgeführt, um Aufschluss über die Wirk-

Schlussfolgerung — Fazit

161

samkeit, den Patientenkomfort und die Akzeptanz der Lösung zu gewinnen. Als

erstes Versuchsmodell zum Nachweis der Konzepttauglichkeit wurden kommerziell

verfügbare Saugschalen für die Bruststra=ung verwendet. In der ersten der beiden

Studien wurde das Unterdruckbrustimmobilisierungssystem an regulären Patien-

tinnen im klinischen Umfeld eingesetzt und der Komfort mit einer unmittelbar

zuvor erhaltenen Mammogra5euntersuchung verglichen. 88 Prozent der Proban-

dinnen empfanden das Unterdrucksystem angenehmer und bis auf eine Probandin

würden es alle der Kompression vorziehen. Die Wirksamkeit des Systems wurde

besonders eindrucksvoll in der zweiten Studie nachgewiesen. Im Schnitt führte die

Unterdruckbrustimmobilisierung zu einer Verlagerung des Pectoralis major – also

der posterioren Grenze der Brust – um weitere 9 mm in das virtuelle Messfeld. Die

Zuverlässigkeit von 85 Prozent entsprach insofern den Erwartungen als Schwach-

stellen der Formgebung der verwendeten Saugschalen identi5ziert werden konnten

und darauhin korrektive Gestaltungsvorgaben erarbeitet wurden.

7.2 Fazit

Die vorliegende Arbeit zeigt, gestützt auf die erzielten Studienergebnisse, dass, ge-

mäß der beschriebenen Gestaltung, ein dediziertes Spiral-Brust-CT-System herge-

stellt werden kann, das die von KALENDER et al. formulierten Anforderungen er-

füllt. Durch den Einsatz dedizierter Bildgebungskomponenten in einem ange-

passten Bildgebungssystem kann die in den Simulationen erreichte Bildqualität im

klinischen Alltag erreicht werden. Die besondere Liegengestaltung kombiniert mit

der Unterdruckbrustimmobilisierung macht die Darstellung der Brust inklusive des

anterioren Aspekts möglich und die Abdeckung des axillären Ausläufers bei Anpas-

sung der Saugschalenform wahrscheinlich. Die durchwegs positiven Untersu-

chungsergebnisse der Komfortuntersuchungen, insbesondere im Vergleich zur

Mammogra5e, lassen eine hohe Patientenakzeptanz der dedizierten Spiral-Brust-

CT erwarten.

163

Literaturverzeichnis [1] Algan O, Fowble B, McNeeley S, Fein D. Use of the prone position in radiation treatment

for women with early stage breast cancer. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 1998, Bd 40(5), S. 1137–1140

[2] Altekruse S F, Kosary C L, Krapcho M, Neyman N, Aminou R, Waldron W, Ruhl J, Howla-der N, Tatalovich Z, Cho H, Mariotto A, Eisner M P, Lewis D R, Cronin K, Chen H S, Feuer E J, Stinchcomb D G, Edwards B K (Hrsg). SEER Cancer Statistics Review, 1975-2007. Nati-onal Cancer Institute, Bethesda (2010)

[3] Altho= F. Erstellung eines Konzeptes für die Gestaltung der Systemkomponenten eines Computertomographie-Systems zur Bildgebung der weiblichen Brust. Diplomarbeit, Uni-versität Erlangen (2009)

[4] American Cancer Society. Breast Cancer Facts & Figures 2011-2012. American Cancer Society, Inc., Atlanta (2011)

[5] American Cancer Society. Cancer Facts & Figures 2012. American Cancer Society, Inc., Atlanta (2012)

[6] American College of Radiology (Hrsg). ACR–AAPM–SIIM practice guideline for determi-nants of image quality in digital mammography. Resolution 35 (2007)

[7] American College of Radiology (Hrsg). ACR practice guideline for the performance of screening and diagnostic mammography. Resolution 24 (2008)

[8] American College of Radiology (Hrsg). ACR practice guideline for the performance of stereotactically guided breast interventional procedures. Resolution 28 (2009)

[9] American College of Radiology (Hrsg). ACR–AAPM–SIIM practice guideline for determi-nants of image quality in digital mammography. Resolution 36 (2012)

[10] Anderson W, Chang C HJ, Tarlton M A, Fritz S L, Dwyer S J3. An interactive computer graphics system for the computed tomographic breast scanner (CT/M). IEEE Trans. Med. Imag. 1979, S. 350–354

[11] Archer C N, Tornai M P, Bowsher J E, Metzler S D, Pieper B C, Jaszczak R J. Implementa-tion and Initial Characterization of Acquisition Orbits With a Dedicated Emission Mam-motomograph. IEEE Trans. Nucl. Sci. 2003, Bd 50(3), S. 413–420

[12] Bailar J C3, Smith E M. Progress against cancer? N Engl J Med. 1986, Bd 314(19), S. 1226–1232

[13] Beister M, Kolditz D, Kalender W A. Iterative reconstruction methods in X-ray CT. Physica Medica. 2012, Bd 28(2), S. 94–108

[14] Berg W A, Blume J D, Cormack J B, Mendelson E B, Lehrer D, Bohm-Velez M, Pisano E D, Jong R A, Evans W P, Morton M J, Mahoney M C, Larsen L H, Barr R G, Farria D M, Marques H S, Boparai K. Combined screening with ultrasound and mammography vs mammography alone in women at elevated risk of breast cancer. JAMA. 2008, Bd 299(18), S. 2151–2163

Literaturverzeichnis

164

[15] Bock K. Grundlagen. In: Duda VF, Schulz-Wendtland R (Hrsg) Mammadiagnostik. Kom-plementärer Einsatz aller Verfahren. Springer-Verlag Berlin Heidelberg, Berlin, Heidelberg (2004)

[16] Böcker W. Pathologie der Mamma. In: Duda VF, Schulz-Wendtland R (Hrsg) Mammadi-agnostik. Komplementärer Einsatz aller Verfahren. Springer-Verlag Berlin Heidelberg, Ber-lin, Heidelberg (2004)

[17] Boone J M, Nelson T R, Lindfors K K, Seibert J A. Dedicated breast CT: radiation dose and image quality evaluation. Radiology. 2001, Bd 221(3), S. 657–667

[18] Boone J M, Shah N, Nelson T R. A comprehensive analysis of DgNCT coeNcients for pen-dant-geometry cone-beam breast computed tomography. Medical Physics (Med Phys). 2004, Bd 31(2), S. 226–235

[19] Boone J M, Kwan A LC, Seibert J A, Shah N, Lindfors K K, Nelson T R. Technique factors and their relationship to radiation dose in pendant geometry breast CT. Med Phys. 2005, Bd 32(12), S. 3767–3776

[20] Boone J M, Kwan A LC, Nelson T R, Shah N, Burkett G, Seibert J A, Lindfors K K, Roos G, Galloway J L, Flynn M J, Amini A A, Fitzpatrick J M, Ratib O M, Eckstein M P, Walker W F, Emelianov S Y, Jiang Y, Horii S C, Reinhardt J M, Manduca A, Cleary K R. Performance as-sessment of a pendant-geometry CT scanner for breast cancer detection. In: Proceedings of SPIE. 2005, Bd 5745, S. 319–323

[21] Boone J M, Kwan A LC, Yang K, Burkett G W, Lindfors K K, Nelson T R. Computed to-mography for imaging the breast. J Mammary Gland Biol Neoplasia. 2006, Bd 11(2), S. 103–111

[22] Boone J M, Lindfors K K. Breast CT: potential for breast cancer screening and diagnosis. Future Oncol. 2006, Bd 2(3), S. 351–356

[23] Boone JM (2010) Fotogra5en des Koning breast CT an der Emory University School of Medicine, Atlanta

[24] Boone JM (2010) Bodega. Perönliches Gespräch

[25] Boone J M, Yang K, Burkett G W, Packard N J, Huang. S-Y, Bowen S, Badawi R D, Lindfors K K. An X-ray Computed Tomography/Positron Emission Tomography System Designed Speci5cally for Breast Imaging. Technol Cancer Res Treat (Technology in Cancer Research and Treatment). 2010, Bd 9(1), S. 29–44

[26] Bowen S L, Wu Y, Chaudhari A J, Fu L, Packard N J, Burkett G W, Yang K, Lindfors K K, Shelton D K, Hagge R, Borowsky A D, Martinez S R, Qi J, Boone J M, Cherry S R, Badawi R D. Initial Characterization of a Dedicated Breast PET/CT Scanner During Human Imaging. Journal of Nuclear Medicine. 2009, Bd 50(9), S. 1401–1408

[27] Brzymialkiewicz C N, McKinley R L, Tornai M P. Towards Patient Imaging with Dedicated Emission Mammotomography. IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record. 2005, S. 1519–1523

[28] Brzymialkiewicz C N, Tornai M P, McKinley R L, Bowsher J E. Evaluation of Fully 3-D Emission Mammotomography With a Compact Cadmium Zinc Telluride Detector. IEEE Trans. Med. Imag. 2005, Bd 24(7), S. 868–877


165

[29] Brzymialkiewicz C N, Tornai M P, McKinley R L, Cutler S J, Bowsher J E. Performance of dedicated emission mammotomography for various breast shapes and sizes. Phys. Med. Bi-ol. 2006, Bd 51(19), S. 5051–5064

[30] Bundesärztekammer (Hrsg). Leitlinie der Bundesärztekammer zur Qualitätssicherung in der Röntgendiagnostik. Qualitätskriterien röntgendiagnostischer Untersuchungen (2007)

[31] Bundesministerium für Bildung und Forschung. Forschungsförderung. Spitzencluster Medical Valley. http://www.gesundheitsforschung-bmbf.de/de/4641.php. Zugri=: 25. Okt 2012

[32] Burgess A E. Je Rose model, revisited. J. Opt. Soc. Am. A. 1999, Bd 16(3), S. 633–646

[33] Cairns J. Je Treatment of Diseases and the War against Cancer. Sci Am (Scienti5c Ameri-can). 1985, Bd 253(5), S. 31–39

[34] Cakmak H, Fodor R, Klosek H (2007) Vorrichtung zur bildgestützten Mammadiagnose und -therapie (DE 10 2005 048 049 B4)

[35] Carney P A, Miglioretti D L, Yankaskas B C, Kerlikowske K, Rosenberg R, Rutter C M, Geller B M, Abraham L A, Taplin S H, Dignan M, Cutter G, Ballard-Barbash R. Individual and Combined E=ects of Age, Breast Density, and Hormone Replacement Jerapy Use on the Accuracy of Screening Mammography. Ann Intern Med. (Annals of Internal Medicine). 2003, Bd 138(3), S. 168–175

[36] Castro DJ (1994) Retainer assisted by vacuum expansion system (US 5,308,321)

[37] Chang C H, Sibala J L, Fritz S L, Gallagher J H, Dwyer S J3, Templeton A W. Computed Tomographic Evaluation of the Breast. AJR Am J Roentgenol. 1978, Bd 131(3), S. 459–464

[38] Chang C H, Sibala J L, Fritz S L, Dwyer S J3, Templeton A W, Lin F, Jewell W R. Computed Tomography in Detection and Diagnosis of Breast Cancer. Cancer. 1980, Bd 46(4), S. 939–946

[39] Chen B, Ning R. Cone-beam volume CT breast imaging: Feasibility study. Medical Physics (Med Phys). 2002, Bd 29(5), S. 755–770

[40] Chen L, Shen Y, Lai C-J, Han T, Zhong Y, Ge S, Liu X, Wang T, Yang W T, Whitman G J, Shaw C C. Dual resolution cone beam breast CT: a feasibility study. Med Phys. 2009, Bd 36(9), S. 4007–4014

[41] Chen Y, Liu B, O’Connor J M, Didier C S, Glick S J. Characterization of scatter in cone-beam CT breast imaging: Comparison of experimental measurements and Monte Carlo simulation. Med. Phys. 2009, Bd 36(3), S. 857–869

[42] Civco. New Horizon Prone Breastboard. Comfortable, Secure Prone Patient Positioning. Produktbroschüre

[43] Crotty D J, Madhav P, McKinley R L, Tornai M P. Patient Bed Design for an Integrated SPECT-CT Dedicated Mammotomography System. IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record. 2006, S. 3915–3919

[44] Crotty D J, Madhav P, McKinley R L, Tornai M P. Investigating Novel Patient Bed Designs for Use in a Hybrid Dual Modality Dedicated 3D Breast Imaging System. Proceedings of SPIE. 2007, Bd 6510, S. 65101H-1–65101H-10


166

[45] Crotty D J, McKinley R L, Tornai M P. Experimental spectral measurements of heavy K-edge 5ltered beams for x-ray computed mammotomography. Phys Med Biol. 2007, Bd 52(3), S. 603–616

[46] Crotty D J, McKinley R L, Madhav P, Cutler S J, Tornai M P. Initial investigation of novel trajectories to improve chest wall imaging in a dedicated breast computed tomography sys-tem. Proceedings of SPIE. 2009, Bd 7258, S. 72585L-1–72585L-10

[47] Crotty D J, Brady S L, Jackson D C, Toncheva G I, Anderson C E, Yoshizumi T T, Tornai M P. Investigating the dose distribution in the uncompressed breast with a dedicated CT mammotomography system. Proceedings of SPIE. 2010, Bd 7622, S. 762229-1–762229-11

[48] Cutler S J, Perez K L, Barnhart H X, Tornai M P. Observer detection limits for a dedicated SPECT breast imaging system. Phys Med Biol. 2010, Bd 55(7), S. 1903–1916

[49] Davey B. Pain during mammography: Possible risk factors and ways to alleviate pain. Radi-ography. 2007, Bd 13(3), S. 229–234

[50] Delorme S. Mammakarzinom. Sonographie und Magnetresonanzmammographie. Onkolo-ge. 2004, Bd 10(8), S. 893–912

[51] Donegan W L. History of Breast Cancer. In: Winchester DJ, Winchester DP, Hudis CA et al. (Hrsg) Breast Cancer. B. C. Decker, Hamilton (2006)

[52] Duda V F, Bock K. Interventionelle sonographisch gestützte Techniken. Hochgeschwindig-keitsstanzbiopsie. In: Duda VF, Schulz-Wendtland R (Hrsg) Mammadiagnostik. Komple-mentärer Einsatz aller Verfahren. Springer-Verlag Berlin Heidelberg, Berlin, Heidelberg (2004)

[53] Duda V F, Bock K. Sonographie. Technik. In: Duda VF, Schulz-Wendtland R (Hrsg) Mammadiagnostik. Komplementärer Einsatz aller Verfahren. Springer-Verlag Berlin Hei-delberg, Berlin, Heidelberg (2004)

[54] Duric N, Littrup P, Poulo L, Babkin A, Pevzner R, Holsapple E, Rama O, Glide C. Detection of breast cancer with ultrasound tomography: 5rst results with the Computed Ultrasound Risk Evaluation (CURE) prototype. Med Phys. 2007, Bd 34(2), S. 773–785

[55] Eberhard JW, Al-khalidy AA, Landberg CE, Claus BEH, Wirth RF (2010) Breast immobili-zation device and method of imaging the breast (US 7,742,796 B2)

[56] Europäisches Parlament und der Rat der Europäischen Gemeinscha>en (Hrsg). Richtlinie 93/42/EWG des Europäischen Parlaments und des Rates vom 14. Juni 1993 über Medizin-produkte (2007)

[57] Feig S A. Decreased Breast Cancer Mortality through Mammographic Screening: Result of Clinical Trials. Radiology. 1988, Bd 167(3), S. 659–665

[58] Fischer U. Röntgenmammographie. Herdbefunde, Verkalkungen und Architekturstörun-gen. Der Radiologe. 2008, Bd 48(8), S. 785–798

[59] Fischmann A, Siegmann K C, Wersebe A, Claussen C D, Müller-Schimp;e A. Comparison of full-5eld digital mammography and 5lm-screen mammography: image quality and lesion detection. British Journal of Radiology. 2005, Bd 78(928), S. 312–315

[60] Formenti S C, Truong M T, Goldberg J D, Mukhi V, Rosenstein B, Roses D, Shapiro R, Guth A, Dewyngaert J. Prone accelerated partial breast irradiation a>er breast-conserving


167

surgery: Preliminary clinical results and dose–volume histogram analysis. International Journal of Radiation Oncology*Biology*Physics. 2004, Bd 60(2), S. 493–504

[61] GAT Gesellscha> für Antriebstechnik mbH. Schleifringe ROTOFLUX® • ROTOCAP® • ROTORAY® • ROTOKOMBI®. Produktbroschüre

[62] Gazi P, Kai Y, Burkett G, Boone J. Design, Implementation and Characterization of a Dedi-cated Breast CT Scanner. Abstract. 13th Annual UC Systemwide Bioengineering Symposi-um, UC Berkeley. 23.06.2012

[63] Gazi P. Current Work. Breast tomography research lab at UC Davis. http://www.peymongazi.com/medicalimaging.html. Zugri=: 13. Feb 2013

[64] Gennaro G, Toledano A, Di Maggio C, Baldan E, Bezzon E, La Grassa M, Pescarini L, Polico I, Proietti A, To=oli A, Muzzio P C. Digital breast tomosynthesis versus digital mammo-graphy: a clinical performance study. Eur Radiol. 2010, Bd 20(7), S. 1545–1553

[65] Gisvold J J, Reese D F, Karsell P R. Computed Tomographic Mammography (CTM). AJR Am J Roentgenol. 1979, Bd 133(6), S. 1143–1149

[66] Glick S J, Vedantham S, Karellas A. Investigation of Optimal kVp Settings for CT Mam-mography Using a Flat-Panel Imager. Proceedings of SPIE. 2002, Bd 4682, S. 392–402

[67] Glick S J, Jacker S, Gong X. Je importance of modeling normal mammographic structure in optimizing ;at-panel CT breast imaging systems. Proceedings of SPIE. 2005, Bd 5745, S. 847–859

[68] Glick S J. Breast CT. Annu. Rev. Biomed. Eng. 2007, Bd 9(1), S. 501–526

[69] Glick S J, Jacker S, Gong X, Liu B. Evaluating the impact of X-ray spectral shape on image quality in ;at-panel CT breast imaging. Med Phys. 2007, Bd 34(1), S. 5–24

[70] Glick SJ (2012) Koning breast CT. Perönliches Gespräch

[71] Globetech Media. Cone Beam Breast CT Approved in the EU. Hospimedica, Bd 30(3), S. 21

[72] Gong X, Vedula A A, Glick S J. Microcalci5cation detection using cone-beam CT mammog-raphy with a ;at-panel imager. Phys Med Biol. 2004, Bd 49(11), S. 2183–2195

[73] Gong X, Glick S J, Liu B, Vedula A A, Jacker S. A computer simulation study comparing lesion detection accuracy with digital mammography, breast tomosynthesis, and cone-beam CT breast imaging. Med Phys. 2006, Bd 33(4), S. 1041–1052

[74] Good W F, Abrams G S, Catullo V J, Chough D M, Ganott M A, Hakim C M, Gur D. Digi-tal breast tomosynthesis: a pilot observer study. AJR Am J Roentgenol. 2008, Bd 190(4), S. 865–869

[75] Grann A, McCormick B, Chabner E S, Gollamudi S V, Schupak K D, Mychalczak B R, Heerdt A S, Merchant T E, Hunt M A. Prone breast radiotherapy in early-stage breast can-cer: a preliminary analysis. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2000, Bd 47(2), S. 319–325

[76] Green MC (2010) Breast treatment machine (US 7,831,014 B2)

[77] Han T, Shaw C C, Chen L, Lai C-J, Liu X, Wang T. Simulation of Mammograms & Tomo-synthesis imaging with Cone Beam Breast CT images. Proceedings of SPIE. 2008, Bd 6913, S. 619317-1–619317-7

[78] Helix Medical Systems Ltd. Helix Medical Systems. http://www.helix.co.il/. Zugri=: 30. Dez 2012


168

[79] Hellerho= K. Digitale Brusttomosynthese. Radiologe. 2010, Bd 50(11), S. 991–998

[80] Hendrick R E, Pisano E D, Averbukh A, Moran C, Berns E A, Ya=e M J, Herman B, Acharyya S, Gatsonis C. Comparison of Acquisition Parameters and Breast Dose in Digital Mammography and Screen-Film Mammography in the American College of Radiology Im-aging Network Digital Mammographic Imaging Screening Trial. American Journal of Ro-entgenology. 2010, Bd 194(2), S. 362–369

[81] HOLOGIC. LORAD MultiCare Platinum. Technische Daten (2005)

[82] Huang S-Y, Boone J M, Yang K, Kwan A LC, Packard N J. Je e=ect of skin thickness de-termined using breast CT on mammographic dosimetry. Med Phys. 2008, Bd 35(4), S. 1199–1206

[83] iVu Imaging Corporation. SOFIA. Datenblatt (2011)

[84] iVu Imaging Corporation. SOFIA. Produktabbildungen. http://www.ivuimaging.com/product.html. Zugri=: 08. Okt 2012

[85] Jesseph JM, Jesseph FB (2010) Apparatus and method for concurrent tensive and compres-sive immobilization of the breast in imaging and intervention (WO 2010/078048 A2)

[86] Kaiser C G, Reich C, Wasser K, Schönberg S O, Kaiser W A. Economic aspects of MR-mammography in dense breasts. European Journal of Radiology. 2012, Bd 81(Supplement 1), S. S69-S71

[87] Kalender W A. High-resolution CT of the breast: A proposal? Eur Radiol. 2009, Bd 19(Supplement 4), S. S849-S852

[88] Kalender WA, Schilling H (2010) Röntgengerät zur Brustuntersuchung im Stehen(EP 2 168 489 B1)

[89] Kalender WA (2010) Fotogra5en der Varian M-1500 auf der Industrieausstellung des An-nual Meeting of the Radiological Society of North America 2010

[90] Kalender W A. Computed tomography. Fundamentals, system technology, image quality, applications, 3rd. Au;. Publicis Corporate Pub., Erlangen (2011)

[91] Kalender W A, Beister M, Boone J M, Kolditz D, Vollmar S V, Weigel M CC. High-resolution spiral CT of the breast at very low dose: concept and feasibility considerations. Eur Radiol. 2012, Bd 22(1), S. 1–8

[92] Kerlikowske K, Grady D, Rubin S M, Sandrock C, Ernster V E. ENcacy of Screening Mam-mography. A Meta-analysis. JAMA (Je Journal of the American Medical Association). 1995, Bd 273(2), S. 149–154

[93] Kobayashi M (2011) Medical breast-image capturing apparatus (US 7,957,503 B2)

[94] Kolb T M, Lichy J, Newhouse J H. Comparison of the Performance of Screening Mammog-raphy, Physical Examination, and Breast US and Evaluation of Factors that In;uence Jem: An Analysis of 27,825 Patient Evaluations. Radiology. 2002, Bd 225(1), S. 165–175

[95] Koning Corporation. Clinical Cases. Coverage. http://www.koningcorporation.com/Case_coverage.aspx. Zugri=: 01. Feb 2013

[96] Kooperationsgemeinscha> Mammographie (Hrsg). Evaluationsbericht 2008–2009. Ergeb-nisse des Mammographie-Screening- Programms in Deutschland, Berlin (2012)


169

[97] Kopans D B. Breast Imaging, 3rd. Au;. Lippincott Williams & Wilkins, Baltimore, MD (2007)

[98] Kopans D, Gavenonis S, Halpern E, Moore R. Calci5cations in the Breast and Digital Breast Tomosynthesis. Je Breast Journal. 2011, Bd 17(6), S. 638–644

[99] Kornguth P J, Rimer B K, Conaway M R, Sullivan D C, Catoe K E, Stout A L, Brackett J S. Impact of patient-controlled compression on the mammography experience. Radiology. 1993, Bd 186(1), S. 99–102

[100] Kuhl C. Je current status of breast MR imaging. Part I. Choice of technique, image inter-pretation, diagnostic accuracy, and transfer to clinical practice. Radiology. 2007, Bd 244(2), S. 356–378

[101] Kuhl C K, Schrading S, Bieling H B, Wardelmann E, Leutner C C, Koenig R, Kuhn W, Schild H H. MRI for diagnosis of pure ductal carcinoma in situ: a prospective observational study. Lancet. 2007, Bd 370(9586), S. 485–492

[102] Kwan A LC, Boone J M, Shah N. Evaluation of x-ray scatter properties in a dedicated cone-beam breast CT scanner. Med Phys. 2005, Bd 32(9), S. 2967–2975

[103] Kwan A LC, Boone J M, Yang K, Huang S-Y. Evaluation of the spatial resolution character-istics of a cone-beam breast CT scanner. Med. Phys. 2007, Bd 34(1), S. 275–281

[104] Lai C-J, Shaw C C, Altunbas M C, Meng Y, Chen L, Tu S-J, Wang T, Liu X, Yang W T, Whitman G J. E=ects of radiation dose level on calci5cation visibility in cone beam breast CT: a preliminary study. Proceedings of SPIE. 2006, Bd 6142, S. 614233-1–614233-8

[105] Lai C-J, Shaw C C, Chen L, Altunbas M C, Liu X, Han T, Wang T, Yang W T, Whitman G J, Tu S-J. Visibility of microcalci5cation in cone beam breast CT: E=ects of x-ray tube voltage and radiation dose. Med. Phys. 2007, Bd 34(7), S. 2995–3004

[106] Lai C-J, Chen L, Zhang H, Liu X, Zhong Y, Shen Y, Han T, Ge S, Yi Y, Wang T, Yang W T, Whitman G J, Shaw C C. Reduction in x-ray scatter and radiation dose for volume-of-interest (VOI) cone-beam breast CT—a phantom study. Phys. Med. Biol. 2009, Bd 54(21), S. 6691–6709

[107] Lauria A, Mettivier G, Montesi M C, Russo P. X-ray Cone-Beam Breast Computed Tomog-raphy: Phantoms Studies on Microcalci5cations Visibility. IEEE Nuclear Science Symposi-um Conference Record. 2009, S. 3965–3969

[108] Lee R, Vetter JW, Hyland NN (2000) Breast stabilization devices and methods (US 6,146,377)

[109] Leitlinienprogramm Onkologie der AWMF. Deutschen Krebsgesellscha> e. V. und Deut-schen Krebshilfe e. V. (Hrsg). Interdisziplinäre S3-Leitlinie für die Diagnostik, Jerapie und Nachsorge des Mammakarzinoms (2012)

[110] Lindfors K K, Boone J M, Nelson T R, Yang K, Kwan A LC, Miller D F. Dedicated Breast CT: Initial Clinical Experience. Radiology. 2008, Bd 246(3), S. 725–733

[111] Lindfors K K, Boone J M, Newell M S, D'Orsi C J. Dedicated Breast Computed Tomogra-phy: Je Optimal Cross-Sectional Imaging Solution? Radiologic Clinics of North America. 2010, Bd 48(5), S. 1043–1054


170

[112] Liu J, Ning R, Cai W. Pseudo super-resolution for improved calci5cation characterization for Cone Beam Breast CT (CBBCT). Proceedings of SPIE. 2010, Bd 7622, S. 762236-1–762236-8

[113] Lynch PJ, Ja=e CC (2010) Medical Illustrations. http://upload.wikimedia.org/wikipedia/commons/3/32/Breast_anatomy_normal.jpg. Zu-gri=: 20. Sep 2012

[114] Madhav P, Cutler S J, Perez K L, Crotty D J, McKinley R L, Wong T Z, Tornai M P. Initial Patient Study with Dedicated Dual-Modality SPECT-CT Mammotomography. IEEE Nu-clear Science Symposium Conference Record. 2007, S. 3781–3787

[115] Madhav P, Crotty D J, McKinley R L, Tornai M P. Evaluation of tilted cone-beam CT orbits in the development of a dedicated hybrid mammotomograph. Phys. Med. Biol. 2009, Bd 54(12), S. 3659–3676

[116] Madhav P, Li C M, Tornai M P. Development of in vivo characterization of breast tissues through absolute attenuation coeNcients using dedicated cone-beam CT. Proceedings of SPIE. 2010, Bd 7622, S. 762209-1–762209-11

[117] Mann R M, Kuhl C K, Kinkel K, Boetes C. Breast MRI: guidelines from the European Socie-ty of Breast Imaging. Eur Radiol. 2008, Bd 18(7), S. 1307–1318

[118] McKinley R L, Samei E, Brzymialkiewicz C N, Tornai M P, Floyd C E. Measurement of An Optimized Beam for X-Ray Computed Mammotomography. Proceedings of SPIE. 2004, Bd 5368, S. 311–319

[119] McKinley R L, Tornai M P, Samei E, Bradshaw M L. Simulation study of a quasi-monochromatic beam for x-ray computed mammotomography. Med Phys. 2004, Bd 31(4), S. 800–813

[120] McKinley R L, Bryzmialkiewicz C N, Madhav P, Tornai M P. Investigation of cone-beam acquisitions implemented using a novel dedicated mammotomography system with unique arbitrary orbit capability. Proceedings of SPIE. 2005, Bd 5745, S. 609–617

[121] McKinley R L, Tornai M P. Preliminary Investigation of Dose for a Dedicated Mammoto-mography System. Proceedings of SPIE. 2006, Bd 6142, S. 614208-1–614208-11

[122] McKinley R L, Tornai M P, Brzymialkiewicz C, Madhav P, Samei E, Bowsher J E. Analysis of a novel o=set cone-beam computed mammotomography system geometry for accomo-dating various breast sizes. Phys Med. 2006, 21 Suppl 1, S. 48–55

[123] McKinley RL, Tornai MP, Tuttle LA, Steed D, Kuzmiak CM (2012) Development and Initial Demonstration of a Low-Dose Dedicated Fully 3D Breast CT System. Breast Imaging – 11th International Workshop, IWDM 2012. Proceedings. S. 442–449

[124] Mehling C A. Schmerz- und Angsterleben bei der Mammographie mit Fremd- und Eigen-kompression. Dissertation, Universität Würzburg (2006)

[125] Merchant T E, McCormick B. Prone position breast irradiation. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 1994, Bd 30(1), S. 197–203

[126] Metheany K G, Abbey C K, Packard N, Boone J M. Characterizing anatomical variability in breast CT images. Med Phys. 2008, Bd 35(10), S. 4685–4694


171

[127] Mettivier G, Montesi M C, Lauria A, Russo P. Measurement of the MTF of a Cone-Beam Breast Computed Tomography Laboratory Scanner. IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record. 2009, S. 3958–3964

[128] Mettivier G, Russo P, Lanconelli N, Lo Meo S. Evaluation of Scattering in Cone-Beam Breast Computed Tomography: a Monte Carlo and experimental phantom study. IEEE Nu-clear Science Symposium Conference Record. 2009, S. 2930–2935

[129] Michaelson J S, Silverstein M, Wyatt J, Weber G, Moore R, Halpern E, Kopans D B, Hughes K. Predicting the Survival of Patients with Breast Carcinoma using Tumor Size. Cancer. 2002, Bd 95(4), S. 713–723

[130] Michaelson J, Satija S, Moore R, Weber G, Halpern E, Garland A, Kopans D B, Hughes K. Estimates of the Sizes at Which Breast Cancers Become Detectable on Mammographic and Clinical Grounds. Journal of Women's Imaging. 2003, Bd 5(1), S. 3–10

[131] Michaelson J S, Silverstein M, Sgroi D, Cheongsiatmoy J A, Taghian A, Powell S, Hughes K, Comegno A, Tanabe K K, Smith B. Je e=ect of Tumor Size and Lymph Node Status on Breast Carcinoma Lethality. Cancer. 2003, Bd 98(10), S. 2133–2143

[132] Miller B A, Feuer E J, Hankey B F. Trends in Invasive Breast Cancer Incidence Among American Women. JNCI Journal of the National Cancer Institute 1991, Bd 83(10), S. 678

[133] Monnin P, Gutierrez D, Bulling S, Guntern D, Verdun F R. A comparison of the perfor-mance of digital mammography systems. Med Phys. 2007, Bd 34(3), S. 906–914

[134] Moulin D de. A short history of breast cancer. M. Nijho=; Distributors for the United States and Canada, Kluwer Boston, Boston, Hingham, MA (1983)

[135] Müller R-P, Bongartz R, Wenz F. Strahlentherapie. In: Kreienberg R, Möbus V, Jonat W et al. (Hrsg) Mammakarzinom Interdisziplinär. Springer-Verlag Berlin Heidelberg, Berlin, Heidelberg (2010)

[136] National Institute of Health. ClinicalTrials.gov. Zugri=: 10. Okt 2012

[137] Nelson T R, Cervino L I, Boone J M, Lindfors K K. Classi5cation of breast computed to-mography data. Med. Phys. 2008, Bd 35(3), S. 1078

[138] Netter F H. Interaktiver Atlas der Anatomie des Menschen, Version 3.0. Jieme, Stuttgart (2006)

[139] Ning R, Conover D, Chen B, Schipauer L, Cullinan J, Ning Y, Robinson A. Flat panel detector-based cone beam volume CT breast imaging: phantom and specimen study. Pro-ceedings of SPIE. 2002, Bd 4682, S. 218–227

[140] Ning R, Conover D, Lu X, Zhang Y, Yu Y, Schipauer L, Cullinan J. Evaluation of ;at panel detector cone beam CT breast imaging with di=erent sizes of breast phantoms. Proceedings of SPIE. 2005, Bd 5745, S. 626–636

[141] Ning R (2006) Apparaturs and method for cone beam volume computed tomography breast imaging (US 6,987,831 B2)

[142] Ning R, Conover D, Yong Y, Zhang Y, Cai W, Betancourt-Benitez R, Lu X. A novel cone beam breast CT scanner: System evaluation. Proceedings of SPIE. 2007, Bd 6510, S. 651030-1–651030-9


172

[143] Norm DIN 54113-3:1995 (1995) Zerstörungsfreie Prüfung – Strahlenschutzregeln für die technische Anwendung von Röntgeneinrichtungen bis 500 kV – Teil 3: Formeln und Dia-gramme für Strahlenschutzberechnungen

[144] Norm DIN EN 13402-3:2011 Entwurf (2011) Größenbezeichnung von Bekleidung – Teil 3: Maße und Sprungwerte; Deutsche Fassung prEN 13402-3:2011

[145] Norm DIN EN 60336:2005 (2006) Medizinisch elektrische Geräte – Röntgenstrahler für medizinische Diagnostik – Kennwerte von Brenn;ecken (IEC 60336:2005)

[146] Norm DIN EN 60601-1-3 Entwurf (2007) Medizinisch elektrische Geräte – Teil 1-3: Allge-meine Festlegungen für die Sicherheit einschließlich der wesentlichen Leistungsmerkmale – Ergänzungsnorm: Strahlensicherheit in diagnostischen Röntgengeräten (IEC 62B/643/CDV:2006); Deutsche Fassung prEN 60601-1-3:2006

[147] Norm DIN EN 60601-2-44 (2006) Medizinisch elektrische Geräte – Teil 2-44: Besondere Festlegungen für die Sicherheit von Röntgeneinrichtungen für die Computertomographie (IEC 60601-2-44:2001 + A1:2002)

[148] Nowak T, Hupfer M, Altho= F, Brauweiler R, Eisa F, Steiding C, Kalender W A. Time-delayed summation as a means of improving resolution on fast rotating computed tomog-raphy systems. Med. Phys. 2012, Bd 39(4), S. 2249–2260

[149] Nowak T, Kalender WA, Schilling H (2012) Device and method for time-delayed integra-tion on an X-ray detector composed of a plurality of detector modules (US 8,098,795 B2)

[150] O'Connell A M, Conover D L, Linda Lin C-F. Cone-Beam Computed Tomography for Breast Imaging. Journal of Radiology Nursing. 2009, Bd 28(1), S. 3–11

[151] O'Connell A, Conover D L, Zhang Y, Seifert P, Logan-Young W, Lin C-F L, Sahler L, Ning R. Cone-Beam CT for Breast Imaging: Radiation Dose, Breast Coverage, and Image Quality. AJR Am J Roentgenol. 2010, Bd 195(2), S. 496–509

[152] O'Connell A. Cone Beam Breast CT. Annual Meeting of the Radiological Society of North Amerdica (RSNA) 2011, Chicago

[153] O'Connell A, Kawakyu-O′Connor D. Dedicated Cone-beam Breast Computed Tomography and Diagnostic Mammography: Comparison of Radiation Dose, Patient Comfort, And Qualitative Review of Imaging Findings in BI-RADS 4 and 5 Lesions. J Clin Imaging Sci. 2012, Bd 2(1), S. 7–14

[154] Ortmann O. Benigne Brusterkrankungen. In: Leidenberger F, Strowitzki T, Ortmann O (Hrsg) Klinische Endokrinologie für Frauenärzte. 4., vollständig überarbeitete und erweiter-te Au;age. Springer Medizin Verlag Heidelberg, Berlin, Heidelberg (2009)

[155] Pahl G, Beitz W, Feldhusen J, Grote K-H. Konstruktionslehre. Grundlagen erfolgreicher Produktentwicklung. Methoden und Anwendung, 7th. Au;. Springer-Verlag Berlin Heidel-berg, Berlin Heidelberg New York (2006)

[156] Partain L, Prionas S, Seppi E, Virshup G, Roos G, Sutherland R, Boone J. Iodine contrast cone beam CT imaging of breast cancer. In: Proceedings of SPIE. 2007, Bd 6510, S. 65102U-1–65102U-8

[157] Perez K L, Madhav P, Crotty D J, Tornai M P. Analysis of Patient Bed Positioning in SPECT-CT Imaging for Dedicated Mammotomography. Proceedings of SPIE. 2007, Bd 6510, S. 651037-1–651037-8


173

[158] Perrone A, Lo Mele L, Sassi S, Marini M, Testaverde L, Izzo L, Marini M. MDCT of the breast. AJR Am J Roentgenol. 2008, Bd 190(6), S. 1644–1651

[159] Perry N, Broeders M, Wolf C de, Törnberg S, Holland R, Karsa L von, Puthaar E (Hrsg). European guidelines for quality assurance in breast cancer screening and diagnosis, 4th. Au;. ONce for ONcial Publications of the European Communities, Luxembourg (2006)

[160] Pfarl G, Helbich T H. Breast Imaging Reporting and Data System (BI-RADS®) - Deutsche Version. RöFo (Fortschritte auf dem Gebiet der Röntgenstrahlen und der bildgeben-den Verfahren). 2002, Bd 174(7), S. 921–926

[161] Pisano E D, Gatsonis C, Hendrick E, Ya=e M, Baum J K, Acharyya S, Conant E F, Fajardo L L, Bassett L, D'Orsi C, Jong R, Rebner M. Diagnostic Performance of Digital versus Film Mammography for Breast-Cancer Screening. N Engl J Med. 2005, Bd 353(17), S. 1773–1783

[162] Prechtel K. Mastopathie und altersabhängige Brustdrüsenveränderungen. Fortschritte der Medizin (Fortschr. Med.). 1971, Bd 89(33), S. 1312–1315

[163] Prionas N D, Lindfors K K, Ray S, Huang. S-Y, Beckett L A, Monsky W L, Boone J M. Con-trast-enhanced dedicated breast CT: initial clinical experience. Radiology. 2010, Bd 256(3), S. 714–723

[164] QFix. kVue Access 360. Prone Breast Couchtop Insert. Produktbroschüre (2011)

[165] Ra=erty E A, Park J M, Philpotts L E, Poplack S P, Sumkin J H, Halpern E F, Niklason L T. Assessing Radiologist Performance Using Combined Digital Mammography and Breast Tomosynthesis Compared with Digital Mammography Alone: Results of a Multicenter, Multireader Trial. Radiology. 2013, Bd 266(1), S. 104–113

[166] Redington RW, Henkes JL, JR. (1977) Mammography table(US 4,015,836)

[167] Reintgen D, Berman C, Cox C, Baekey S, Nicosia S, Greenberg H, Bush C, Lyman G H, Clark R A. Je anatomy of missed breast cancers. Surgical Oncology. 1993, Bd 2, S. 65–75

[168] ResearchMedia. Je whole picture. Overcoming the shortfalls of diagnostic mammography. International Innovation - Healthcare edition (13), S. 59–61

[169] Rioux R, Dicarlo P (2004) Assembly for breast immobilization (WO 2004/093705 A2)

[170] Robert Koch-Institut und die Gesellscha> der epidemiologischen Krebsregister in Deutsch-land e.V. (Hrsg). Krebs in Deutschland 2007/2008, 8th. Au;., Berlin (2012)

[171] Russo P, Coppola T, Mettivier G, Montesi M C, Lauria A. Distribution of Absorbed Dose in Cone-Beam Breast Computed Tomography: a Phantom Study with Radiochromic Films. IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record. 2009, S. 3463–3470

[172] Russo P, Mettivier G, Lauria A, Montesi M C. A Laboratory Scanner for Cone Beam Breast Computed Tomography. IFMBE Proceedings. 2009, 25/II, S. 563–565

[173] Russo P, Lauria A, Mettivier G, Montesi M C, Villani N. Dose Distribution in Cone-Beam Breast Computed Tomography: An Experimental Phantom Study. IEEE Trans. Nucl. Sci. 2010, Bd 57(1), S. 366–374

[174] Russo P, Mettivier G, Lauria A, Montesi M C. X-ray Cone-Beam Breast Computed Tomog-raphy: Phantom Studies. IEEE Trans. Nucl. Sci. 2010, Bd 57(1), S. 160–172

[175] Sardanelli F, Podo F. Breast MR imaging in women at high-risk of breast cancer. Is some-thing changing in early breast cancer detection? Eur Radiol. 2007, Bd 17(4), S. 873–887


174

[176] Sardanelli F, Boetes C, Borisch B, Decker T, Federico M, Gilbert F J, Helbich T, Heywang-Kobrunner S H, Kaiser W A, Kerin M J, Mansel R E, Marotti L, Martincich L, Mauriac L, Meijers-Heijboer H, Orecchia R, Panizza P, Ponti A, Purushotham A D, Regitnig P, Del Turco M R, Jibault F, Wilson R. Magnetic resonance imaging of the breast: recommenda-tions from the EUSOMA working group. Eur J Cancer. 2010, Bd 46(8), S. 1296–1316

[177] Saslow D, Boetes C, Burke W, Harms S, Leach M O, Lehman C D, Morris E, Pisano E, Schnall M, Sener S, Smith R A, Warner E, Ya=e M, Andrews K S, Russell C A. American Cancer Society Guidelines for Breast Screening with MRI as an Adjunct to Mammography. CA: A Cancer Journal for Clinicians. 2007, Bd 57(2), S. 75–89

[178] Schleifring und Apparatebau GmbH. Slip Ring Solutions|CT Applications. Produktbro-schüre

[179] Schulman T. Si, CdTe and CdZnTe radiation detectors for imaging applications. Dissertati-on, University of Helsinki, Finland (2006)

[180] Schulz-Wendtland R, Aichinger U, Krämer S. Interventionelle mammographisch gestützte Techniken. In: Duda VF, Schulz-Wendtland R (Hrsg) Mammadiagnostik. Komplementärer Einsatz aller Verfahren. Springer-Verlag Berlin Heidelberg, Berlin, Heidelberg (2004)

[181] Schulz-Wendtland R, Sinn H-P. Radiologische Diagnostik des Mammakarzinoms. Teil 1: Pathologie und Röntgenmammographie. Der Radiologe. 2004, Bd 44(5), S. 517–540

[182] Sechopoulos I, Feng S SJ, D’Orsi C J. Dosimetric characterization of a dedicated breast computed tomography clinical prototype. Med. Phys. 2010, Bd 37(8), S. 4110–4120

[183] Seidman H, Gelb S K, Silverberg E, LaVerda N, Lubera J A. Survival Experience in Je Breast Cancer Detection Demonstration Project. CA-A Cancer Journal for Clinicians. 1987, Bd 37(5), S. 258–290

[184] Semturs F, Sturm E, Gruber R, Helbich T. Physikalische Aspekte der verschiedenen Tomo-synthesesysteme. Der Radiologe. 2010, Bd 50(11), S. 982–990

[185] Shapiro S. Screening: Assessment of Current Studies. Cancer. 1994, Bd 74(1), S. 231–238

[186] Shapiro S. Periodic Screening for Breast Cancer: Je HIP Randomized Controlled Trial. JNCI Monographs (Journal of the National Cancer Institute Monographs). 1997(22), S. 27–30

[187] Shaw C C, Chen L, Altunbas M C, Tu S-J, Liu X, Wang T, Lai C-J, Kappadath C, Meng Y. Cone Beam Breast CT with a Flat Panel Detector- Simulation, Implementation and Demon-stration. Proceedings of the 2005 IEEE Engineering in Medicine and Biology 27th Annual Conference. 2005, S. 4461–4464

[188] Shibuya KT (2007) Breast inspection system (EP 1 864 611 A1)

[189] Sickles E A. Mammographic features of "Early" Breast Cancer. AJR Am J Roentgenol. 1984, Bd 143(3), S. 461–464

[190] Sickles E A. Mammographic Features of 300 Consecutive Nonpalpable Breast Cancers. AJR Am J Roentgenol. 1986, Bd 146(4), S. 661–663

[191] Siemens AG Healthcare. Pressematerial für Breast Care Solutions. Produktbilder MAGNE-TOM Espree Pink. http://www.medical.siemens.com/siemens/en_GLOBAL/cs_womenshealth_FBAs/5les/press_public_media/product_images/US/sm19848_MR_08.jpg. Zugri=: 09. Okt 2012


175

[192] Siemens AG Healthcare. Pressematerial für Breast Care Solutions. Produktbilder MAM-MOMAT Inspiration. http://www.medical.siemens.com/siemens/en_GLOBAL/cs_womenshealth_FBAs/5les/press_public_media/product_images/US/MAMMOMAT_Inspiration_BreastExamination5.jpg. Zugri=: 21. Sep 2012

[193] Siemens AG Healthcare. Pressematerial für Breast Care Solutions. Produktbilder Mammo-Test Prone Table. http://www.medical.siemens.com/siemens/en_GLOBAL/cs_womenshealth_FBAs/5les/press_public_media/product_images/US/MammoTest_ProneTable_Biopsy3a.jpg. Zugri=: 09. Okt 2012

[194] Siemens AG Healthcare. Pressematerial für Breast Care Solutions. Produktbilder Mammo-Test Prone Table. http://www.medical.siemens.com/siemens/en_GLOBAL/cs_womenshealth_FBAs/5les/press_public_media/product_images/US/MammoTest_ProneTable_Biopsy2.jpg. Zugri=: 03. Nov 2012

[195] Siemens AG Healthcare. Ultraschallsystem ACUSON S2000 Automated Breast Volume Scanner. Produktbroschüre (2010)

[196] Siemens AG Medical Solutions. MammoTest. Produktbroschüre (2007)

[197] Siemens AG Medical Solutions. MammoTest. Technische Daten (2007)

[198] Spangler M L, Zuley M L, Sumkin J H, Abrams G, Ganott M A, Hakim C, Perrin R, Chough D M, Shah R, Gur D. Detection and Classi5cation of Calci5cations on Digital Breast Tomo-synthesis and 2D Digital Mammography: A Comparison. American Journal of Roentgeno-logy. 2011, Bd 196(2), S. 320–324

[199] Statistisches Bundesamt (Hrsg). Bevölkerung Deutschlands bis 2050 - 11. koordinierte Bevölkerungsvorausberechnung". Statistisches Bundesamt, Wiesbaden (2006)

[200] Stegman L D, Beal K P, Hunt M A, Fornier M N, McCormick B. Long-term Clinical Out-comes of Whole-Breast Irradiation Delivered in the Prone Position. International Journal of Radiation Oncology*Biology*Physics. 2007, Bd 68(1), S. 73–81

[201] Strax P, Venet L, Shapiro S, Gross S. Mammography and clinical examination in mass screening for cancer of the breast†. Cancer. 1967, Bd 20(12), S. 2184–2188

[202] Sumner W E3, Koniaris L G, Snell S E, Spector S, Powell J, Avisar E, Mo=at F, Livingstone A S, Franceschi D. Results of 23,810 cases of ductal carcinoma-in-situ. Ann Surg Oncol. 2007, Bd 14(5), S. 1638–1643

[203] Szeles C. CdZnTe and CdTe materials for X-ray and gamma ray radiation detector applica-tions. phys. stat. sol. (b). 2004, Bd 241(3), S. 783–790

[204] Teertstra H J, Loo C E, van den Bosch M AAJ, van Tinteren H, Rutgers E JT, Muller S H, Gilhuijs K GA. Breast tomosynthesis in clinical practice: initial results. Eur Radiol. 2010, Bd 20(1), S. 16–24

[205] Teramoto A, Ohno T, Yoshikawa R, Ikeya A, Suzuki S, Fujita H. New Prototype of High-Resolution Breast CT System: How Much We Can See the Microstructure of Breast? Annual Meeting of the Radiological Society of North Amerdica (RSNA) 2012, Chicago

[206] Tornai M P, Bowsher J E, Archer C N, Peter J, Jaszczak R J, MacDonald L R, Patt B E, Iwanczyk J S. A 3D gantry single photon emission tomograph with hemispherical coverage


176

for dedicated breast imaging. Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Sec-tion A. 2003, Bd 497, S. 157–167

[207] Tornai M P, McKinley R L, Brzymialkiewicz C N, Madhav P, Cutler S J, Crotty D J, Bowsher J E, Samei E, Floyd C E, JR. Design and Development of a Fully-3D Dedicated X-Ray Com-puted Mammotomography System. Proceedings of SPIE. 2005, Bd 5745, S. 189–197

[208] Tse G M, Tan P-H, Pang A LM, Tang A PY, Cheung H S. Calci5cation in breast lesions: pathologists' perspective. J Clin Pathol. 2008, Bd 61(2), S. 145–151

[209] Tulusan A H, Bühner M, Parchent H, Rinas N, Kastner P. Duktales Carcinoma in situ. Gynäkologe (Der Gynäkologe). 2005, Bd 38(1), S. 65–74

[210] U-Systems Inc. somo•v Platinum. Produktbroschüre (2012)

[211] U-Systems Inc. U-Systems’ somo•v Automated Breast Ultrasound (ABUS) System Receives FDA Approval for Breast Cancer Screening. Pressemitteilung (2012)

[212] VARIAN medical systems (2012) News Releases. Varian Medical Systems to Exhibit X-Ray Tubes and Flat Panel Detector Technology Enhancements to Improve Digital Imaging at the ECR Annual Meeting. http://investors.varian.com/index.php?s=43&item=886. Zugri=: 25. Okt 2012

[213] VARIAN medical systems. MAM-RAD 100 Rotating Anode X-Ray Tube Housing. Daten-blatt (2005)

[214] Vedantham S. Dedicated Breast CT: Basic Principles and Technology. Refresher Course: RC 821A. Annual Meeting of the Radiological Society of North Amerdica (RSNA) 2010, Chica-go. 3.12.2010

[215] Vedantham S. Dedicated Breast CT: Basic Principles and Technology. Refresher Course: RC 621A. Annual Meeting of the Radiological Society of North Amerdica (RSNA) 2012, Chica-go. 29.11.2012

[216] Verein Deutscher Ingenieure (1988) Montage- und Handhabungstechnik Kenngrößen für Industrieroboter Achsbezeichnungen (VDI 2861)

[217] Vigeland E, Klaasen H, Klingen T A, Hofvind S, Skaane P. Full-5eld digital mammography compared to screen 5lm mammography in the prevalent round of a population-based screening programme: the Vestfold County Study. Eur Radiol. 2008, Bd 18(1), S. 183–191

[218] Weigel M, Vollmar S V, Kalender W A. Spectral optimization for dedicated breast CT. Med. Phys. 2011, Bd 38(1), S. 114–124

[219] Wöhrle N, Hellerho= K, Notohamiprodjo M, Reiser M, Clevert D-A. Automated-breast-volume-Scanner (ABVS). Radiologe. 2010, Bd 50(11), S. 973–981

[220] Wöhrle N, Hellerho= K, Reiser M, Clevert D-A. Moderne B-Bild-Sonographie der Mamma. Der Radiologe. 2010, Bd 50(11), S. 964–972

[221] Wu Y, Bowen S L, Yang K, Packard N, Fu L, Burkett G, Qi J, Boone J M, Cherry S R, Badawi R D. PET characteristics of a dedicated breast PET/CT scanner prototype. Phys. Med. Biol. 2009, Bd 54(13), S. 4273–4287

[222] Xia J Q, Lo J Y, Yang K, Floyd C E, JR, Boone J M. Dedicated breast computed tomography: volume image denoising via a partial-di=usion equation based technique. Med Phys. 2008, Bd 35(5), S. 1950–1958


177

[223] Ya=e M J, Boone J M, Packard N, Alonzo-Proulx O, Huang S Y, Peressotti C L, Al-Mayah A, Brock K. Je myth of the 50-50 breast. Med Phys. 2009, Bd 36(12), S. 5437–5443

[224] Ya=e M J, Mainprize J G. Risk of Radiation-induced Breast Cancer from Mammographic Screening. Radiology. 2011, Bd 258(1), S. 98–105

[225] Yang K, Kwan A LC, Boone J M. Computer modeling of the spatial resolution properties of a dedicated breast CT system. Med Phys. 2007, Bd 34(6), S. 2059–2069

[226] Yang K, Kwan A LC, Huang S-Y, Packard N J, Boone J M. Noise power properties of a cone-beam CT system for breast cancer detection. Med Phys. 2008, Bd 35(12), S. 5317–5327

[227] Yang K, Huang S-Y, Packard N J, Boone J M. Noise variance analysis using a ;at panel x-ray detector: A method for additive noise assessment with application to breast CT applications. Med. Phys. 2010, Bd 37(7), S. 3527–3537

[228] Yang W T, Carkaci S, Chen L, Lai C-J, Sahin A, Whitman G J, Shaw C C. Dedicated Cone-Beam Breast CT: Feasibility Study with Surgical Mastectomy Specimens. American Journal of Roentgenology. 2007, Bd 189(6), S. 1312–1315

[229] Yi Y, Lai C-J, Han T, Zhong Y, Shen Y, Liu X, Ge S, You Z, Wang T, Shaw C C. Radiation doses in cone-beam breast computed tomography: A Monte Carlo simulation study. Med. Phys. 2011, Bd 38(2), S. 589–597

[230] Yoda K (2001) X-ray mammography apparatus (US 6,298,114 B1)

[231] Yu Y, Conover D L, Ning R. Flat-panel detector-based cone beam volume CT breast imag-ing: detector evaluation. Proceedings of SPIE. 2003, Bd 5030, S. 711–719

[232] Zhang X, Ning R, Yang D. Cone Beam Breast CT noise reduction using 3D adaptive Gaussi-an 5ltering. J Xray Sci Technol. 2009, Bd 17(4), S. 319–333

[233] Zheng MQ, Yu SY (2009) Method and device for immobilization of the human breast in a prone position for radiotherapy (US 7,597,104 B2)

179

GlossarAbdomen Bauch

ACR American College of Radiology

anterior anatomische Lagebezeichnung, beim Men-schen vorne liegend

AGD Mittlere Parenchymdosis, engl. Average Glandular Dose

BCDDP Breast Cancer Detection Demonstration Project

benigne gutartig

BH Büstenhalter

BMBF Bundesministerium für Bildung und For-schung der Bundesrepublik Deutschland

BMI Body Mass Index

CBBCT Kegelstrahl-Brustcomputertomogra5e, engl. Cone Beam Breast Computed Tomography

CBUS Circular Breast Ultrasound Scanner

CC kraniokaudale Projektionsaufnahme bei der Mammogra5e

CdTe Cadmiumtellurid

CdZnTe Cadmiumzinktellurid

CT Computertomogra5e. engl. Computed To-mography

CT/M Computed Tomographic Mammography

DBT Digitale Brusttomosynthese

DCIS duktales Karzinom → in situ, engl. Ductal Carcinoma in situ, krankha>e Neubildung in den Milchgängen der weiblichen Brust

DECT Dual-Energy-CT

Dignität Teilt Tumoren in → benigne und → maligne

EUREF European Reference Organisation for Quality Assured Breast Screening and Diagnostic Services

FFS Flying Focal Spot

Bbroglandulär bindegewebig-drüsig

FLASH Fast Low Angle Shot, MRT-Sequenz

Glossar

180

fps Aufnahmen pro Sekunde, engl. frames per second

FSC Focal Spot Control

GB Gigabyte

Gbit Gigabit

GE General Electric, amerikanischer Großkon-zern und Hersteller von Medizinprodukten

GFK Glasfaserverstärkter Kunststo=

Gravidität Schwangerscha>

HIP Health Insurance Plan

Herdbefund Eine mammogra5sch in mindestens zwei Aufnahmeebenen darstellbare Verdichtung

HU Hounds5eld Unit, Einheit der CT-Werte, gibt den linearen SchwächungskoeNzienten rela-tiv zu Wasser multipliziert mit 1000 an

IDC invasives duktales Karzinom, engl. Invasive Ductal Carcinoma, krankha>e Neubildung in den Milchgängen der weiblichen Brust und dem umgebenden Gewebe

ILC invasives lobuläres Karzinom, engl. Invasive Lobular Carcinoma, krankha>e Neubildung in den Düsenlappen der weiblichen Brust und dem umgebenden Gewebe

IMP Institut für Medizinische Physik der Fried-

rich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg

inframammär unterhalb der Brustdrüse liegend

in situ lat. für an Ort und Stelle, im Falle eines Kar-zinoms vor Durchbruch der Basalmembran

Inzision Einschnitt, üblicherweise in die Haut vor einem operativen Eingri=

ipsilateral auf der gleichen Seite be5ndlich

ISI Imaging Science Institute der Universitätskli-nik Erlangen

kaudal anatomische Lagebezeichnung, beim Men-schen oben liegend

KM Kontrastmittel

Kollimierung Messfeldlänge entlang der Rotationsachse

kontralateral auf der gegenüberliegenden Seite be5ndlich

koronar anatomische Verlaufsbezeichnung, trennt als Ebene → anterior von → posterior

kranial anatomische Lagebezeichnung, beim Men-schen unten liegend

Kyphose Rundrücken

LCIS lobuläres Karzinom → in situ, engl. Lobular Carcinoma in situ, krankha>e Neubildung in den Drüsenlappen der weiblichen Brust

Glossar

181

lipomatös fetthaltig

LP Linienpaare

maligne bösartig

MBIR Modellbasierte, iterative Rekonstruktion, engl. Model-based Iterative Recontruction

MDD Medizinprodukterichtlinie, 93/42/EWG, engl. Medical Devices Directive

Mikrokalk Kalkablagerungen eine Größe kleiner als 500 µm bis 1000 µm

MLO mediolateral-oblique Projektionsaufnahme bei der Mammogra5e

MRT Magnetresonanztomogra5e

MTF Modulationsübertragungsfunktion, engl. Modulation Transfer Function

NIH US-amerikanisches nationales Gesundheitsin-stitut, engl. National Intitutes of Health

OFZ Osteoporoseforschungszentrum Universität Erlangen

OID Distanz zwischen Detektor und Isozentrum, engl. object to image distance

PET Positronenemissionstomogra5e

Pixel Element einer Bild- oder Detektormatrix

Pixelpitch Abstand bzw. Versatz zweier benarchbarter → Pixel eines Detektors. Nur in Ausnahmefäl-len gleichbedeutend mit Pixelgröße.

posterior anatomische Lagebezeichnung, beim Men-schen hinten liegend

PZN Pharmazentralnummer

retromammär hinter der Brustdrüse liegend

RSNA Nordamerikanische Röntgengesellscha>, engl. Radiological Society of North America

sagittal anatomische Verlaufsbezeichnung, trennt als Ebene in linke und rechte Körperhäl>e

SOD Distanz zwischen Fokuspunkt und Isozent-rum, engl. source to object distance

SPECT Einzelphotonenemissionstomogra5e, engl. single photon emission computed tomogra-phy

subkutan unter der Haut liegend

TDS Time Delayed Summation

Thorax Brustkorb

transversal anatomische Verlaufsbezeichnung, trennt als Ebene → kranial von → kaudal

USA Vereinigte Staaten von Amerika, engl. United States of America

Glossar

182

VOI Volume-of-Interest-Bildgebung, Bildgebung eines Teilvolumens des Untersuchungsobjek-tes

183

Danksagungen

Besonderer Dank gilt zunächst meinem Doktorvater Prof. Dr. WILLI KALENDER

vom Institut für Medizinische Physik, der mir die Möglichkeit und das Vertrauen zu

einer Promotion in einem spannenden und fordernden Projekt gegeben hat. Trotz

seines engen Terminplans stand seine Tür immer o=en für mich und er verstand es

stets mich sowohl mit hilfreichen Anregungen als auch konstruktiver Kritik zu mo-

tivieren und auf Kurs zu halten.

Des Weiteren möchte ich PD Dr. EVELYN WENKEL vom Lehrstuhl für Diagnosti-

sche Radiologie danken, die mir den Einblick in den klinischen Alltag der Mamm-

adiagnostik ermöglichte, nachsichtig medizinische Fragen beantwortete und mich

trotz Kreuzbandrisses tatkrä>ig bei der Organisation und Durchführung der Pro-

bandenstudien unterstützte.

Prof. Dr. JÖRG FRANKE vom Lehrstuhl für Fertigungsautomatisierung und Produkti-

onssystematik gebührt ebenfalls mein Dank für die Übernahme der Korrektur mei-

ner Arbeit als Vertreter der Technischen Fakultät.

Ein ganz ausdrücklicher Dank geht an meine Kollegen vom Institut für Medizinische

Physik und von der CT Imaging GmbH für die stets positive, kollegiale und kon-

struktive Arbeitsatmosphäre. Hervorheben möchte ich an dieser Stelle HARRY

SCHILLING, ALEXANDER PEETZ, Dr. MARTIN HUPFER, Dr. ROBERT BRAUWEI-

LER, Dr. MARCEL BEISTER und RONNY HENDRYCH, die mir stets mit fachkundi-

gen, technischen, physikalischen und informatischen aber vor allem auch freund-

scha>lichen Ratschlägen zur Seite standen. Ein ganz besonderer Dank gilt ANN-

CHRISTIN RÖSSLER für die Unterstützung bei den Probandenstudien.

Zuletzt möchte ich mich bei allen Studienteilnehmerinnen bedanken, die bereitwil-

lig und geduldig ihre Zeit geopfert haben.

185

Nachwort

Kurz vor Schluss meiner Promotion im November 2012 kam es auf dem jährlichen

Kongress der nordamerikanischen Röntgengesellscha> zu einer ebenso zufälligen

wie aufschlussreichen Begegnung. Ich traf mit MORRY BLUMENFELD einen ehema-

ligen Mitarbeiter der Firma GE, der in den siebziger Jahren an der Entwicklung der

CT/M beiteiligt war.

In einem sehr interessanten Gespräch erzählte er mir von den Hintergründen, Er-

fahrungen und Problemen bei der Entwicklung dieses Gerätes. Es entstand Mitte

der siebziger Jahre in der Anfangszeit der Computertomogra5e. Im Gegensatz zu

einigen Konkurrenten hatte GE zu dieser Zeit noch keine Erfahrung auf diesem

Gebiet. Als der Beschluss gefasst war ein CT-Gerät zu entwickeln, um nachzuwei-

sen, dass GE ebenfalls über die Kompetenz in der damalig neuartigen Technologie

verfügte, musste alles sehr schnell gehen. Zentrale Bedeutung bei der Systemgestal-

tung nahmen dabei Analog-Digital-Wandler ein, die das analoge Detektorsignal für

die Bildrekonstruktion im Computer digitalisierten. Diese waren lediglich mit einer

Au;ösung von 8 bit verfügbar, sodass für die CT nur ein vergleichsweise homoge-

nes Untersuchungsobjekt mit geringen Kontrastunterschieden in Frage kam. Die

Wahl 5el auf die weibliche Brust.

Das System wurde entwickelt und zwei Prototypen hergestellt, die, wie in Ab-

schnitt 1.1.4.1 beschrieben, in zwei klinischen Studien erprobt wurden. Erwar-

tungsgemäß war die Bildqualität wegen der eingesetzten Bildgebungskomponenten

für die Ansprüche in der Brustbildgebung nicht ausreichend, sodass beide Prototy-

pen nach Abschluss der Studien zurückgerufen wurden und das Projekt eingestellt

wurde. Das erste Brust-CT-System war also aus Applikationssicht ein kalkulierter

Misserfolg; aus technologischer Sicht hatte GE allerdings erfolgreich nachgewiesen

CT-Bildgebung betreiben zu können.

Documents

Systemdesign und Patientenlagerung bei der dedizierten ... · opening diameter proved to be bene5cial. Je rotation to a side prone position had no signi5cant e=ect. Patient comfort