Checkliste Doppler- und Duplexsonografie E-Book

Helmut Kopp

• Herausgeber: Thieme
• Kategorie: Fachliteratur
• Serie: Checklisten Medizin
• Sprache: Deutsch

Seitenzahl: 483

Veröffentlichungsjahr: 2016

Beschreibung

Alle wichtigen Informationen zur Doppler- und Duplexsonografie im Kitteltaschenformat. Kompakt und übersichtlich!

• Umfassend: ausführliche Darstellung der Methode und alles, was für die einzelnen Gefäßregionen relevant ist.
• Übersichtlich: Flussdiagramme zeigen das ideale diagnostische und therapeutische Vorgehen.
• Sicher durchführen: Schritt-für-Schritt-Beschreibungen für die Geräteeinstellung und den Untersuchungsablauf.
• Richtig befunden: Fallstricke erkennen und Ergebnisse sicher interpretieren.
• Anschaulich: Fallbeispiele und Befundkriterien zeigen das konkrete Vorgehen.

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Leseprobe

Checklisten der aktuellen Medizin

Checkliste Doppler- und Duplexsonografie

Helmut Kopp, Malte Ludwig

5., überarbeitete Auflage

384 Abbildungen

Vorwort

„Die lohnendsten Forschungen sind diejenigen, welche, indem sie den Denker erfreuen, zugleich der Menschheit nützen“.

Johann Christian Doppler (1803 – 1853)

Hätte Johann Christian Doppler die überragende Bedeutung seiner Entdeckung für die medizinische Diagnostik jemals erleben können, so wäre er aus dem Staunen nicht mehr herausgekommen.

Die Doppler- und Duplexsonografie sind nach wie vor die elementaren Grundlagen der gefäßmedizinischen Diagnostik. Sie liefern nicht nur präzise Informationen über Morphologie und Lokalisation von Gefäßveränderungen, sondern auch über deren hämodynamische Relevanz.

Diese Checkliste ist entstanden auf der Basis langjähriger Tätigkeit der Autoren sowohl als zertifizierte Stufe-3-DEGUM-Kursleiter für Doppler- und Duplexsonografie als auch in Klinik und Praxis. Der Anfänger erhält exakte Hinweise zur Geräteeinstellung sowie zur praktischen Durchführung der Untersuchung. Der fortgeschrittene Anwender findet detaillierte Angaben auch zu selteneren Krankheitsbildern, wie z.B. der Mesenterialarterienstenose. Wie auch in den vorherigen Auflagen wurde großer Wert auf die Besprechung der wichtigsten Fehlerquellen und die häufigsten Fallstricke gelegt.

Zu allen Krankheitsbildern finden sich leitliniengerechte Hinweise zur weiterführenden Diagnostik sowie zum therapeutischen Vorgehen. In der nun 5. Auflage wurde das Buch vollständig überarbeitet und dem aktuellen Wissensstand angepasst. Zahlreiche Abbildungen wurden aktualisiert oder zusätzlich eingebracht.

Auch das beste Ultraschallbuch ist nur so gut wie sein Anwender. Daher möchten wir dem Leser auch mit dieser 5. Auflage der Checkliste möglichst umfassende praktische und zielführende Hilfestellungen in der vaskulären Ultraschalldiagnostik an die Hand geben.

Mainz und Tutzing, im September 2016 Helmut Kopp Malte Ludwig

Inhaltsverzeichnis

Vorwort

Teil I Grauer Teil: Grundlagen

1 Technische Grundlagen, apparative Voraussetzungen und Hämodynamik

1.1 Entstehung und Ausbreitung von Ultraschallwellen

1.1.1 Grundlagen

1.1.2 Kenngrößen von Ultraschallwellen

1.1.3 Piezoelektrischer Effekt

1.1.4 Ausbreitung von Ultraschall im Gewebe

1.2 Zweidimensionaler Ultraschall

1.2.1 Puls-Echo-Prinzip

1.2.2 Auflösung

1.2.3 Schallwandler

1.2.4 Fokussierung

1.2.5 Signalverarbeitung

1.2.6 Schallintensität

1.2.7 Mechanischer Index (MI)

1.2.8 Thermischer Index (TI)

1.2.9 Tissue Harmonic Imaging (THI)

1.3 Dopplersonografie

1.3.1 Grundlagen

1.3.2 Dopplerverfahren

1.3.3 Verarbeitung des Dopplersignals

1.4 Duplexsonografie

1.4.1 Konventionelle Duplexsonografie, Schwarzweiß-Duplex

1.4.2 Farbduplexsonografie

1.5 B-Flow

1.5.1 Definition

1.5.2 Vorteile der B-Flow-Technik

1.5.3 Nachteile der B-Flow-Technik

1.5.4 Indikationen

1.6 Kontrastmittel-Sonografie

1.6.1 Grundlagen

1.6.2 Ultraschall-Kontrastmittel

1.6.3 Indikationen

1.7 Sonografie in 3D bzw. 4D

1.7.1 Grundlagen

1.7.2 Technik:

1.7.3 Indikationen:

1.8 Geräteeinstellung

1.8.1 Gain: B-Bild

1.8.2 Gain: PW-Doppler, CW-Doppler

1.8.3 Gain: Farbdoppler

1.8.4 Sample volume (Messvolumen)

1.8.5 Geschwindigkeitsbereich / Pulsrepetitionsfrequenz (PRF)

1.8.6 Wandfilter

1.9 Artefakte

1.9.1 Grundlagen

1.9.2 Schallschatten

1.9.3 Dorsale Schallverstärkung

1.9.4 Rauschen

1.9.5 Schichtdickenartefakt

1.9.6 Wiederholungsechos

1.9.7 Spiegelartefakt

1.9.8 Blooming-Artefakt

1.9.9 Konfetti-Zeichen

1.9.10 Weitere Artefakte im klinischen Alltag

1.10 Arterielle Hämodynamik

1.10.1 Laminare und turbulente Strömung

1.10.2 Strömungsprofil

1.10.3 Arterienstenose

Teil II Grüner Teil: Fluss-Schemata und Fallstricke

2 Fluss-Schemata

2.1 Arterien der oberen und unteren Extremitäten

2.1.1 Chronisch arterielle Verschlusskrankheit

2.1.2 Akuter Arterienverschluss

2.2 Abdominale Arterien

2.2.1 Aortenaneurysma

2.2.2 Aortendissektion

2.3 Venen der oberen und unteren Extremitäten

2.3.1 Venenthrombose

2.3.2 Varikosis

2.4 Abdominale Venen

2.4.1 Portale Hypertonie

2.5 Extrakranielle hirnversorgende Arterien

2.5.1 Extrakranieller Arterienverschluss

3 Fallstricke bei der Doppler- und Duplexsonografie

3.1 Allgemeine Fallstricke

3.1.1 Fallstricke bei der Dopplerdruckmessung

3.1.2 Fallstricke bei der konventionellen Dopplersonografie

3.1.3 Fallstricke bei der B-Bild-Sonografie

3.1.4 Fallstricke bei der Duplex-/Farbduplexsonografie

3.2 Spezielle Fallstricke

3.2.1 Erschwerte Druckmessung bei Vorhofflimmern

3.2.2 Dopplerkurve oberhalb der Nulllinie

3.2.3 Geringe Amplitude

3.2.4 Erschwerte Schallbarkeit bei Adipositas und Kalzifizierungen

3.2.5 Frequenzfreies Fenster

3.2.6 Farbdarstellung

3.2.7 Strömungsgeschwindigkeiten

Teil III Blauer Teil: Spezielle Gefäßregionen

4 Arterien der oberen und unteren Extremitäten

4.1 Anatomie der Arterien der oberen Extremität

4.1.1 A. subclavia

4.1.2 A. axillaris

4.1.3 A. brachialis

4.1.4 A. radialis

4.1.5 A. ulnaris

4.2 Anatomie der Arterien der unteren Extremität

4.2.1 A. femoralis communis und A. femoralis superficialis

4.2.2 A. profunda femoris

4.2.3 A. poplitea

4.2.4 A. tibialis anterior

4.2.5 A. tibialis posterior

4.2.6 A. fibularis

4.3 Untersuchung der Arterien: Doppler-Druckmethode, Bestimmung des ankle-brachial-index (ABI)

4.3.1 Grundlagen

4.3.2 Untersuchungsbedingungen

4.3.3 Diagnostische Aussage

4.4 Untersuchung der peripheren Arterien mit der Stiftsonde

4.4.1 Grundlagen

4.4.2 Untersuchungsbedingungen

4.4.3 Durchführung

4.4.4 Diagnostische Aussage

4.5 Untersuchung der peripheren Arterien mit B-Bild

4.5.1 Grundlagen

4.5.2 Untersuchungsbedingungen

4.5.3 Durchführung

4.5.4 Diagnostische Aussage

4.6 Untersuchung peripherer Arterien mittels Duplexsonografie

4.6.1 Grundlagen

4.6.2 Untersuchungsbedingungen

4.6.3 Durchführung

4.6.4 Diagnostische Aussage

4.7 Normalbefund

4.7.1 Dopplerdruck. ABI-Bestimmung

4.7.2 Stiftsonde

4.7.3 Parameter der Analogkurve

4.7.4 Parameter des Frequenzspektrums

4.7.5 B-Bild

4.7.6 Duplexsonografie

4.8 Periphere Arterienstenose

4.8.1 Grundlagen

4.8.2 Dopplerdruck, ABI-Bestimmung

4.8.3 Stiftsonde

4.8.4 B-Bild

4.8.5 Konventionelle Duplexsonografie/Farbduplexsonografie

4.8.6 Stellenwert der einzelnen Verfahren

4.8.7 Klinisches Prozedere

4.9 Peripherer Arterienverschluss

4.9.1 Grundlagen

4.9.2 Dopplerdruckmessung, ABI-Bestimmung

4.9.3 Stiftsonde

4.9.4 B-Bild

4.9.5 Konventionelle Duplexsonografie/Farbduplexsonografie

4.9.6 Stellenwert der einzelnen Verfahren

4.9.7 Klinisches Prozedere

4.10 Mediasklerose

4.10.1 Grundlagen

4.10.2 Dopplerdruckmessung, ABI-Bestimmung

4.10.3 Dopplerstiftsonde

4.10.4 B-Bild

4.10.5 Duplexbefund

4.10.6 Stellenwert der einzelnen Verfahren

4.10.7 Klinisches Prozedere

4.11 Peripheres Arterienaneurysma

4.11.1 Grundlagen

4.11.2 B-Bild

4.11.3 Konventionelle/Farbduplexsonografie

4.11.4 Stellenwert der einzelnen Verfahren

4.11.5 Klinisches Prozedere

4.12 Arteriendissektion

4.12.1 Grundlagen

4.12.2 Dopplerdruckmessung, ABI-Bestimmung

4.12.3 Stiftsonde

4.12.4 B-Bild

4.12.5 Konventionelle/Farbduplexsonografie

4.12.6 Stellenwert der einzelnen Verfahren

4.12.7 Klinisches Prozedere

4.13 A.V.-Fistel, Shunt

4.13.1 Grundlagen

4.13.2 Dopplerdruckmessung

4.13.3 Stiftsonde

4.13.4 B-Bild

4.13.5 Konventionelle/Farbduplexsonografie

4.13.6 Stellenwert der einzelnen Verfahren

4.13.7 Klinisches Prozedere

4.14 Arterielle Kompressionssyndrome

4.14.1 Grundlagen

4.14.2 Klinisches Prozedere

4.15 Dokumentation

4.15.1 Direktionale Dopplersonografie

4.15.2 Duplexsonografie

4.16 Fallbeispiele

5 Venen der oberen und unteren Extremitäten

5.1 Anatomie der Venen der unteren Extremität

5.1.1 V. femoralis communis

5.1.2 V. femoralis superficialis

5.1.3 V. profunda femoris

5.1.4 V. poplitea

5.1.5 Venae tibiales posteriores

5.1.6 Venae tibiales anteriores

5.1.7 V. fibularis

5.1.8 V. saphena magna

5.1.9 V. saphena parva

5.1.10 Perforansvenen

5.2 Anatomie der Venen der oberen Extremität

5.2.1 V. subclavia

5.2.2 V. axillaris

5.2.3 V. brachialis

5.2.4 Venae radiales

5.2.5 Venae ulnares

5.2.6 V. cephalica

5.2.7 V. basilica

5.3 Übersicht sonografische Technik und Indikationen

5.3.1 Tabellen

5.4 Untersuchungsgang I – Frage nach Beinvenenthrombose

5.4.1 Grundlagen

5.4.2 Vorgehen bei klinischem Verdacht auf tiefe Beinvenenthrombose

5.4.3 Untersuchungsbedingungen

5.4.4 Stiftsonde

5.4.5 B-Bild

5.4.6 Konventioneller Duplex und PW-Doppler

5.4.7 Farbduplex

5.5 Untersuchungsgang II - Frage nach Armvenenthrombose

5.5.1 Grundlagen

5.5.2 Untersuchungsbedingungen

5.5.3 Stiftsonde

5.5.4 B-Bild

5.5.5 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

5.5.6 Farbduplex

5.6 Untersuchungsgang III – Frage nach Klappeninsuffizienz

5.6.1 Grundlagen

5.6.2 Untersuchungsbedingungen

5.6.3 Stiftsonde

5.6.4 B-Bild

5.6.5 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

5.6.6 Farbduplex

5.7 Normalbefund

5.7.1 Grundlagen

5.7.2 Stiftsonde

5.7.3 B-Bild

5.7.4 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

5.7.5 Farbduplex

5.8 Thrombose der V. femoralis superficialis

5.8.1 Stiftsonde

5.8.2 B-Bild

5.8.3 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

5.8.4 Farbduplex

5.8.5 Klinisches Prozedere

5.9 Thrombose der V. poplitea sowie der Unterschenkelvenen

5.9.1 Stiftsonde

5.9.2 B-Bild

5.9.3 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

5.9.4 Farbduplex

5.9.5 Klinisches Prozedere

5.10 Beckenvenenthrombose

5.10.1 Grundlagen

5.10.2 Stiftsonde

5.10.3 B-Bild

5.10.4 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

5.10.5 Farbduplex

5.10.6 Bewertung und weiterführende Diagnostik

5.10.7 Klinisches Prozedere

5.11 Postthrombotisches Syndrom

5.11.1 Grundlagen

5.11.2 Befunde

5.11.3 Klinisches Prozedere

5.12 Stamm- und Seitenastvarikose der V. saphena magna

5.12.1 Stiftsonde

5.12.2 B-Bild

5.12.3 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

5.12.4 Farbduplex

5.12.5 Klinisches Prozedere

5.13 Weitere pathologische Befunde

5.13.1 Armvenenthrombose

5.13.2 Thrombophlebitis

5.13.3 Phlegmasia coerulea dolens

5.14 Dokumentation

5.14.1 Normalbefund

5.14.2 Pathologischer Befund

5.15 Fallbeispiele

6 Abdominale Arterien

6.1 Anatomie der abdominalen Arterien

6.1.1 Aorta abdominalis

6.1.2 Äste der Aorta

6.1.3 Arteria iliaca communis, externa und interna

6.2 Untersuchung abdominaler Arterien mit B-Bild

6.2.1 Voraussetzungen

6.2.2 Untersuchungsgang

6.2.3 Diagnostische Aussage

6.3 Abdominale Arterien/Duplexsonografie

6.3.1 Aorta abdominalis

6.3.2 Truncus coeliacus

6.3.3 A. mesenterica superior

6.3.4 A. mesenterica inferior

6.3.5 A. iliaca communis, externa und interna

6.3.6 Nierenarterien

6.3.7 Nierenparenchymarterien

6.4 Nierenarterienstenose

6.4.1 Untersuchungsablauf

6.4.2 B-Bild

6.4.3 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

6.4.4 Farbduplex

6.4.5 Stellenwert des Verfahrens

6.4.6 Klinisches Prozedere

6.5 Stenose der A. mesenterica superior

6.5.1 Untersuchungsablauf

6.5.2 B-Bild

6.5.3 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

6.5.4 Farbduplex

6.5.5 Stellenwert des Verfahrens

6.5.6 Klinisches Prozedere

6.6 Verschluss der A. iliaca externa

6.6.1 Untersuchungsablauf

6.6.2 Stiftsonde

6.6.3 B-Bild

6.6.4 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

6.6.5 Farbduplex

6.6.6 Stellenwert des Verfahrens

6.6.7 Klinisches Prozedere

6.7 Aneurysma der Aorta abdominalis

6.7.1 Grundlagen

6.7.2 Untersuchungsablauf

6.7.3 B-Bild

6.7.4 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

6.7.5 Farbduplex

6.7.6 Stellenwert des Verfahrens

6.7.7 Klinisches Prozedere

6.8 Aortendissektion

6.8.1 Grundlagen

6.8.2 Untersuchungsablauf

6.8.3 B-Bild

6.8.4 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

6.8.5 Farbduplex

6.8.6 Stellenwert des Verfahrens

6.8.7 Klinisches Prozedere

6.9 Seltene Befunde abdominaler Arterien

6.9.1 Aorta abdominalis

6.9.2 Truncus coeliacus

6.9.3 A. mesenterica superior/inferior:

6.9.4 A. iliaca

6.9.5 Nierenarterien

6.10 Dokumentation

6.10.1 Normalbefund

6.10.2 Stenose, Verschluss

6.10.3 Nierenarterienstenose

6.10.4 Aneurysma

7 Abdominale Venen

7.1 Anatomie der abdominalen Venen

7.1.1 V. cava inferior

7.1.2 V. iliaca communis, V. iliaca externa, V. iliaca interna

7.1.3 Lebervenen

7.1.4 Nierenvenen

7.1.5 V. portae

7.1.6 V. lienalis

7.1.7 V. mesenterica superior

7.1.8 V. mesenterica inferior

7.2 Untersuchung abdominaler Venen mit B-Bild

7.2.1 Voraussetzungen

7.2.2 Untersuchungsgang

7.2.3 Diagnostische Aussage

7.3 Abdominale Venen/Duplexsonografie

7.3.1 V. cava inferior

7.3.2 V. iliaca communis, V. iliaca externa

7.3.3 Lebervenen

7.3.4 Nierenvenen

7.3.5 V. portae

7.3.6 V. lienalis

7.3.7 V. mesenterica superior

7.3.8 V. mesenterica inferior

7.4 Thrombose der V. cava inferior

7.4.1 Untersuchungsablauf

7.4.2 B-Bild

7.4.3 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

7.4.4 Farbduplex

7.4.5 Stellenwert des Verfahrens

7.4.6 Klinisches Prozedere

7.5 Portale Hypertonie bei Leberzirrhose

7.5.1 Grundlagen

7.5.2 Untersuchungsablauf

7.5.3 B-Bild

7.5.4 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

7.5.5 Farbduplex

7.5.6 Stellenwert des Verfahrens

7.5.7 Klinisches Prozedere

7.6 Portale Hypertonie bei Pfortaderthrombose

7.6.1 Grundlagen

7.6.2 Untersuchungsablauf

7.6.3 B-Bild

7.6.4 Konventioneller Duplex, PW-Doppler

7.6.5 Farbduplex

7.6.6 Stellenwert des Verfahrens

7.6.7 Klinisches Prozedere

7.7 Seltene Befunde bei Untersuchung abdominaler Venen

7.7.1 V. cava inferior

7.7.2 V. portae

7.7.3 Lebervenen

7.8 Dokumentation

7.8.1 Normalbefund

7.8.2 Pathologischer Befund

8 Extrakranielle hirnversorgende Arterien

8.1 Anatomie der extrakraniellen Arterien

8.1.1 A. carotis communis

8.1.2 A. carotis externa

8.1.3 A. carotis interna

8.1.4 A. ophthalmica

8.1.5 A. supraorbitalis und A. supratrochlearis

8.1.6 A. vertebralis

8.2 Untersuchung extrakranieller Arterien mit Stiftsonde

8.2.1 Grundlagen

8.2.2 Untersuchungsbedingungen

8.2.3 Durchführung

8.2.4 Diagnostische Aussage

8.3 Untersuchung der extrakraniellen Arterien mit B-Bild

8.3.1 Grundlagen

8.3.2 Untersuchungsbedingungen

8.3.3 Durchführung

8.3.4 Diagnostische Aussage

8.4 Untersuchung extrakranieller Arterien mittels Duplexsonografie

8.4.1 Grundlagen

8.4.2 Durchführung

8.4.3 Diagnostische Aussage

8.5 Normalbefund

8.5.1 Grundlagen

8.5.2 Stiftsonde

8.5.3 B-Bild

8.5.4 Duplexsonografie

8.6 Stenosen im Karotisstromgebiet

8.6.1 Grundlagen

8.6.2 Stiftsonde Analogkurve

8.6.3 Stiftsonde Frequenzspektrum

8.6.4 B-Bild

8.6.5 Duplexsonografie

8.6.6 Stellenwert der einzelnen Verfahren

8.6.7 Klinisches Prozedere

8.7 Karotisverschluss

8.7.1 Grundlagen

8.7.2 Stiftsonde

8.7.3 B-Bild

8.7.4 Duplexsonografie

8.7.5 Stellenwert der einzelnen Verfahren

8.7.6 Klinisches Prozedere

8.8 Stenose/Verschluss der A. subclavia

8.8.1 Grundlagen

8.8.2 Dopplerdruckmessung

8.8.3 Stiftsonde

8.8.4 B-Bild

8.8.5 Duplexsonografie

8.8.6 Stellenwert der einzelnen Verfahren

8.8.7 Klinisches Prozedere

8.9 Stenosen und Verschlüsse der A. vertebralis

8.9.1 Grundlagen

8.9.2 Stiftsonde

8.9.3 B-Bild

8.9.4 Duplexsonografie

8.9.5 Stellenwert der einzelnen Verfahren

8.9.6 Klinisches Prozedere

8.10 Karotisdissektion

8.10.1 Grundlagen

8.10.2 Dopplerstiftsonde

8.10.3 Duplexsonografie

8.10.4 Stellenwert der Verfahren

8.10.5 Klinisches Prozedere

8.11 Glomustumor

8.11.1 Grundlagen

8.11.2 Duplexsonografie

8.11.3 Stellenwert der Verfahren

8.11.4 Klinisches Prozedere

8.12 Dokumentation

8.12.1 Direktionale Dopplersonografie der extrakraniellen Arterien

8.12.2 Duplexsonografie der extrakraniellen Arterien

9 Intrakranielle hirnversorgende Arterien

9.1 Anatomie der intrakraniellen Arterien

9.1.1 A. carotis interna/Karotissiphon

9.1.2 A. cerebri media

9.1.3 A. cerebri anterior, A. communicans anterior

9.1.4 A. cerebri posterior, A. communicans posterior

9.1.5 A. vertebralis und A. basilaris

9.2 Intrakranielle Arterien/Dopplersonografie

9.2.1 Prinzip

9.2.2 Methode

9.2.3 Schallfenster zur Untersuchung der intrakraniellen Arterien

9.2.4 Strömungsanalyse

9.2.5 A. carotis interna, Karotissiphon

9.2.6 A. cerebri media

9.2.7 A. cerebri anterior, A. communicans anterior

9.2.8 A. cerebri posterior, A. communicans posterior

9.2.9 A. vertebralis, A. basilaris

9.3 Intrakranielle Arterien/Farbduplex

9.3.1 Prinzip

9.3.2 Methode

9.3.3 Schallfenster zur farbkodierten Untersuchung intrakranieller Arterien

9.3.4 Strömungsanalyse

9.3.5 Stellenwert des Verfahrens

9.4 Normalbefund

9.4.1 PW-Doppler

9.4.2 Farbduplextechnik

9.5 Stenose der A. cerebri media

9.5.1 Indikation und Untersuchungsablauf

9.5.2 Extrakranieller Befund

9.5.3 PW-Doppler

9.5.4 Farbduplex

9.5.5 Stellenwert des Verfahrens

9.5.6 Klinisches Prozedere

9.6 Stenose der A. basilaris

9.6.1 Indikation und Untersuchungsablauf

9.6.2 Extrakranieller Befund

9.6.3 PW-Doppler

9.6.4 Farbduplex

9.6.5 Stellenwert des Verfahrens

9.6.6 Klinisches Prozedere

9.7 Sinus-cavernosus-Fistel

9.7.1 Indikation und Untersuchungsablauf

9.7.2 Extrakranieller Befund

9.7.3 PW-Doppler

9.7.4 Farbduplex

9.7.5 Stellenwert des Verfahrens

9.7.6 Klinisches Prozedere

9.8 Mikroemboliesignale (MES)

9.8.1 Grundlagen

9.8.2 Untersuchungsablauf

9.8.3 Dokumentation

9.8.4 Befunde

9.8.5 Indikationen (wichtige Beispiele)

9.9 Offenes Foramen ovale

9.9.1 Grundlagen

9.9.2 Nachweis eines Rechts-links-Shunts

9.10 Intrakranielle Arterien  –  seltene Befunde

9.10.1 A. carotis interna, Karotissiphon

9.10.2 A. cerebri media

9.10.3 A. cerebri anterior

9.10.4 A. cerebri posterior

9.10.5 A. vertebralis, A. basilaris

9.11 Dokumentation

9.11.1 Normalbefund

9.11.2 Pathologischer Befund

Teil IV Anhang: Befundungskriterien und Fallbeispiele

10 Inhaltliche Befundungskriterien einer dopplersonografischen Untersuchung

11 Fallbeispiele

11.1 Fallbeispiel Arteriell 1

11.2 Fallbeispiel Arteriell 2

11.3 Fallbeispiel Arteriell 3

11.4 Fallbeispiel Arteriell 4

11.5 Fallbeispiel Arteriell 5

11.6 Fallbeispiel Arteriell 6

11.7 Fallbeispiel Venös 1

11.8 Fallbeispiel Venös 2

11.9 Fallbeispiel Venös 3

11.10 Fallbeispiel Venös 4

11.11 Fallbeispiel Venös 5

12 Wichtige Links

13 Legende

14 Kurzglossar

15 Übersicht Normalwerte Strömungsgeschwindigkeiten

Anschriften

Sachverzeichnis

Impressum

Teil I Grauer Teil: Grundlagen

1 Technische Grundlagen, apparative Voraussetzungen und Hämodynamik

1 Technische Grundlagen, apparative Voraussetzungen und Hämodynamik

1.1 Entstehung und Ausbreitung von Ultraschallwellen

1.1.1 Grundlagen

Definition des Ultraschalls: Longitudinale Druckpulswellen mit einer Frequenz zwischen 20.000 Hz und 1GHz werden als Ultraschall bezeichnet.

Größenordnung: 1 Megahertz (MHz) entspricht 1 Million Schwingungen pro Sekunde. In der klinischen Diagnostik liegen die Frequenzen zwischen 2 und 10 MHz. Bei speziellen Einsatzgebieten wie intravaskulärem Ultraschall oder der Tumordiagnostik in der Dermatologie kommen Frequenzen bis 30 MHz zum Einsatz.

1.1.2 Kenngrößen von Ultraschallwellen

Wellenlänge Lambda (λ): Räumlicher Abstand zweier benachbarter Maxima einer Sinusschwingung.

Frequenz (f): Anzahl der Schwingungen pro Sekunde; 1/s = 1 Hz.

Periode: Schwingungsdauer (in Sekunden).

Schallgeschwindigkeit (c): Produkt aus Frequenz und Wellenlänge.

Schallintensität (I): Amplitude der Auslenkung aus der Ruhelage. Einheit der Schallleistung in Ausbreitungsrichtung: mW/cm2.

1.1.3 Piezoelektrischer Effekt

Beim Anlegen einer Wechselspannung an Keramikelemente werden diese proportional zum Phasenwechsel der Spannung zu pulsatilen Formänderungen angeregt. Dieses Phänomen wird als piezoelektrischer Effekt bezeichnet. Die Frequenz der hierbei entstehenden Druckwellen liegt im Megahertz-Bereich. Umgekehrt können Ultraschallwellen beim Auftreffen auf Keramikkristalle diese wiederum in Schwingung versetzen und dadurch eine elektrische Spannung induzieren. Abhängig vom ▶ Schallwandler wird das Schallfeld durch einen Einzelkristall oder linear nebeneinander angeordnete Kristalle erzeugt.

1.1.4 Ausbreitung von Ultraschall im Gewebe

Schallausbreitungsgeschwindigkeit: Sie ist in verschiedenen Körpergeweben nahezu gleich und beträgt ca. 1540 m/s. Eine Ausnahme ist Knochengewebe, hier beträgt die Ausbreitungsgeschwindigkeit 3500 m/s.

Physikalische Effekte: Ultraschallwellen sind im Gewebe im Wesentlichen den folgenden vier physikalischen Effekten unterworfen:

Reflexion ( ▶ Abb. 1.1a):

Reflexion ist definiert als Umkehr der Ausbreitungsrichtung von Schallwellen an einer Grenzfläche. Einfalls- und Ausfallswinkel des Schallstrahls sind gleich. Bedingung für die Reflexion von Schallwellen ist eine Dicke der Grenzschicht bzw. des anderen Mediums von mindestens einer Wellenlänge. Weitere Voraussetzung ist eine unterschiedliche Impedanz der Gewebe.

Akustische Impedanz: Schallwellenwiderstand; Materialkonstante, die sich als Produkt aus Schallausbreitungsgeschwindigkeit und Dichte des Mediums errechnet. Große Impedanzunterschiede haben eine überwiegende Reflexion der Schallenergie zur Folge, nur ein kleiner Teil erfährt eine Transmission (z. B. an der Grenzfläche Weichteilgewebe/Luft in der Lunge). Treffen Ultraschallwellen auf knöcherne Strukturen, resultiert wegen des deutlichen Impedanzunterschiedes eine überwiegende Reflexion; der kleine, transmittierte Anteil erfährt im Knochen eine starke Abschwächung durch hohe Absorption. Eine Abbildung von Strukturen, die im Schallschatten eines Knochens liegen, ist daher nicht möglich.

Transmission ( ▶ Abb. 1.1c): Bei der Transmission werden Grenzflächen von Schallwellen durchdrungen. Die Transmission ist mit einer Abweichung von der geradlinigen Ausbreitung der Schallwellen verbunden. Dieses Phänomen wird als Beugung bezeichnet.

Streuung ( ▶ Abb. 1.1b): Treffen Schallwellen auf Strukturen, die kleiner als eine Wellenlänge sind, kommt es zu einer Ablenkung der Schallwellen in sämtliche Raumrichtungen. An den korpuskulären Elementen des Blutes kommt es zu einer kompletten Streuung. Die nach Streuung an den Erythrozyten wieder den Schallwandler erreichenden Signale sind im Gegensatz zu reflektierten Gewebeechos von sehr geringer Intensität.

Absorption: Umwandlung von Schallenergie in Wärme. Neben Streuung und Reflexion ist die Absorption die hauptsächliche Ursache der Schallintensitätsminderung im Gewebe. Mit zunehmender Laufstrecke nimmt die Intensität des Schallimpulses exponentiell ab. Der Absorptionskoeffizient ist gewebespezifisch und liegt im Körpergewebe zwischen 0,6 und 1,5 dB/MHz · cm ( ▶ Tab. 1.1). Weiterhin ist das Absorptionsverhalten frequenzabhängig: Bei hohen Frequenzen ist in gleicher Tiefe der Energieverlust stärker als bei niedrigen Frequenzen.

Tab. 1.1

 Akustische Impedanz und Absorptionskoeffizient in verschiedenen Geweben

Gewebe

akustische Impedanz(106 kg/m2s)

Adsorptionskoeffizient(dB/MHz · cm)

Blut

1,61

0,2

Wasser

1,48

0,002

Weichteilgewebe

1,63

0,7

Knochen

7,80

10,0

Luft

0,0004

Muskulatur

1,64 – 1,74

1,5

Abb. 1.1a) Reflexion: λ kleiner als die Dicke der Grenzschicht bzw. des zweiten Mediums;b) Streuung: λ größer als die Dicke der Grenzschicht bzw. des zweiten Mediums;c) Transmission und Brechung: Die Grenzschicht wird von einer Schallwelle durchdrungen. Bei unterschiedlicher Ausbreitungsgeschwindigkeit in den beiden Medien kommt es zur Änderung der Ausbreitungsrichtung

1.2 Zweidimensionaler Ultraschall

1.2.1 Puls-Echo-Prinzip

Vorbemerkung: Das Puls-Echo-Prinzip ist die Grundlage jeder Bildgebung mit Ultraschall.

Prinzip: Ein kurzer Schallimpuls (Dauer 1 – 2 Perioden, ca. 0,3 – 0,6μs) wird in das Gewebe eingestrahlt. Die in den Körpergeweben nahezu gleiche Schallausbreitungsgeschwindigkeit ermöglicht über die Laufzeit der Schallimpulse eine exakte Tiefenlokalisation der Reflektoren. Vor Aussenden des nächsten Impulses muss das Eintreffen des aus der gewählten maximalen Tiefe stammenden Echos abgewartet werden.

Puls-Echo-Zyklus: Abfolge von Impulsaussendung, Reflexion und Empfangen der Echos entlang eines Schallstrahls.

Darstellung: Die Darstellung der reflektierten Echos kann auf unterschiedliche Weise erfolgen: A-Mode (Amplituden-Mode), M-Mode (Time-motion-Technik), oder B-Mode (Brightness-Mode). A-Mode und M-Mode sind in der angiologischen Diagnostik von untergeordneter Bedeutung und werden daher nicht weiter besprochen.

B-Mode: Entsprechend der Intensität der reflektierten Signale erfolgt auf der jeweiligen Ultraschalllinie eine Zuordnung von verschiedenen Helligkeitsstufen (B-Mode= Brightness-Mode). Dazu stehen in der Regel 64 – 128 Graustufen zur Verfügung. Das zweidimensionale Ultraschall-Schnittbild setzt sich aus 64 – 256 nebeneinander liegenden Ultraschalllinien zusammen. In Abhängigkeit von der Arbeitsfrequenz des Schallkopfes beträgt die Liniendichte 5 – 20/cm.

1.2.2 Auflösung

Definition: Auflösungsvermögen ist die Fähigkeit eines Ultraschallsystems, zwei getrennte Gewebestrukturen auch im Ultraschallbild unterscheiden zu können. Das Auflösungsvermögen ist abhängig von der Schallfrequenz ( ▶ Tab. 1.2): Mit hohen Frequenzen ist ein besseres Auflösungsvermögen zu erzielen als mit niedrigen.

Axiales Auflösungsvermögen ist definiert als Auflösungsvermögen in Schallausbreitungsrichtung. Es ist nur von der Länge der zur Bilderzeugung verwendeten Schallimpulse abhängig und im Nah- und Fernbereich des Schallfeldes gleich. Das axiale Auflösungsvermögen ist besser als das laterale und beträgt das 1 – 1,5-fache der Wellenlänge der Arbeitsfrequenz. Bei einer Frequenz von 7,5 MHz liegt die axiale Auflösung bei ca. 0,2 – 0,3 mm.

Laterales Auflösungsvermögen: Es beschreibt die Fähigkeit, zwei senkrecht zur Schallausbreitungsrichtung nebeneinander liegende Strukturen auch als getrennte Punkte abbilden zu können. Grundsätzlich ist das laterale Auflösungsvermögen schlechter als das axiale. Neben der Sendefrequenz ist es von der Schallfeldgeometrie sowie von Anzahl und Lage der Fokuszonen abhängig. Im Gegensatz zur axialen Auflösung wird die laterale Auflösung mit zunehmender Eindringtiefe schlechter. Bei einer Frequenz von 7,5 MHz beträgt bei einem elektronischen Linearschallkopf in einer Abbildungstiefe von 3 – 4 cm das laterale Auflösungsvermögen ca. 0,5 – 0,7 mm.

Tab. 1.2

 Das Auflösungsvermögen ist abhängig von der Wellenlänge des Ultraschalls. Bei hohen Schallfrequenzen und den damit verbundenen kleinen Wellenlängen sind axiales und laterales Auflösungsvermögen besser als bei niedrigen Schallfrequenzen.

Schallfrequenz (MHz)

Wellenlänge (mm)

3,5

0,44

5,6

0,31

7,5

0,21

10

0,15

1.2.3 Schallwandler

Schallkopftypen (syn. Transducer):

Linearscanner ( ▶ Abb. 1.2a):

Parallele Abtastung des Gewebes in Zeilen durch lineare Anordnung von bis zu 512 Wandlerelementen; dadurch viereckiges Schnittbild.

Vorteil: Im Nah- und Fernfeld gute Auflösung.

Nachteil: Große Auflagefläche, erschwerend z. B. bei kurzem Hals.

Konvexscanner (syn. Curved-array-Scanner) ( ▶ Abb. 1.2c):

Funktionsprinzip linear wie Linearscanner, aber die Wandlerelemente sind auf der konvexen Auflagefläche angeordnet. Dadurch breites Schallfeld in der Tiefe bei kleiner Auflagefläche.

Nachteil: Begrenztes Auflösungsvermögen in größerer Tiefe.

Sektorscanner ( ▶ Abb. 1.2b):

Drehung der Wandlerelemente (mechanisch), dadurch radiale Schallausbreitung.

Bei elektronischen Systemen phasenverschobene Anregung der Elemente (Phased-array-Scanner).

Sektorförmiges Schnittbild.

Vorteil: Kleine Auflagefläche bei großem Bildausschnitt, daher gut geeignet in der Tiefe (zwischen Rippen etc.).

MechanischeSysteme:

Es handelt sich entweder um Einkristall-Schallköpfe oder Annular-array-Schallköpfe mit ringförmig angeordneten Piezoelementen.

Das Schallfeld wird durch oszillierende Bewegung des Kristalls erzeugt und ist sektorförmig.

Bei aktuellen Ultraschallsystemen nicht mehr gebräuchlich.

ElektronischeSchallköpfe:

Hier sind mehrere Piezoelemente nebeneinander angeordnet. Abhängig vom Schallkopftyp liegt die Zahl der Kristalle zwischen 64 und 256.

Bei elektronischen Schallköpfen besteht die Möglichkeit eines Simultanbetriebs von B-Bild und Dopplermodus. Häufig kann der gleiche Schallkopf sowohl im B-Bild als auch im Dopplermodus mit unterschiedlichen Arbeitsfrequenzen betrieben werden.

Beim Phased-array-Schallkopf sind die Piezoelemente wie beim Linear-Schallkopf geradlinig nebeneinander angeordnet. Durch zeitlich versetzte Anregung der Kristalle ist die Ausrichtung der Wellenfront jedoch variierbar (sektorförmige Schallfeldgeometrie). Im Unterschied zum Linear-array-Prinzip sind bei der Phased-array-Sonde alle Kristalle am Aufbau jeder einzelnen Bildlinie beteiligt.

Bei elektronischen Linearschallköpfen zur Gefäßdiagnostik ist derzeit eine Strömungsmessung nur im PW-Dopplermodus möglich.

Bei Linearschallköpfen ist durch zeitlich versetzte Anregung der Piezoelemente eine elektronische Anwinklung des Dopplermessstrahles bzw. der Farbbox zur flächenhaften Strömungsdetektion möglich.

Abb. 1.2 Schallkopftypen.a) Linearscannerb) Sektorscannerc) Konvexscanner

1.2.4 Fokussierung

Definition: Als Fokuszone wird im Schallfeld die Region mit der höchsten lateralen Auflösung bezeichnet.

Prinzip: Für jeden Puls-Echo-Zyklus existiert nur eine Fokuszone in einer bestimmten Tiefe. Bei Anwendung mehrerer Fokuszonen muss daher pro Ultraschalllinie eine entsprechende Anzahl von Puls-Echo-Zyklen abgegeben werden. Die Dauer des Bildaufbaus wird dadurch verlängert. In der Regel können im B-Bild maximal 6 Fokuszonen gleichzeitig angesteuert werden.

Fokussierung bei elektronischen Schallköpfen: Sowohl Position als auch Anzahl der Fokuszonen können variiert werden. Die Möglichkeit der Platzierung einer Fokuszone in einer bestimmten Tiefe bezieht sich auf die Richtung parallel zum Schallfeld. Bei dem neuen Verfahren der dynamischen Sendefokussierung (Dynamic Trans mit Fokus) werden mehrere Fokuszonen im Schallfeld hintereinander platziert. Die Fokussierung senkrecht zur Ausrichtung des Schallfeldes erfolgt über eine akustische Linse und ist nicht variierbar (sog. Schichtdickenauflösung).

Fokussierung bei mechanischen Schallköpfen: Bei Einelement-Schallköpfen ist der Abstand zwischen Schallkopf und Fokuszone fest vorgegeben. Position und Anzahl der Fokuszonen sind nicht variierbar. Bei Annular-array-Schallköpfen kann die Lage der Fokuszone verändert werden.

1.2.5 Signalverarbeitung

Preprocessing: Elektronische Verzögerung und Integration der empfangenen Signale zur Verbesserung der Bildqualität und Auflösung.

Postprocessing: Veränderung der Graustufen gespeicherter Signale zur Kontrastverstärkung.

Tiefenausgleich: Ausgleich der Absorptionseffekte im Gewebe durch Verstärkung der später eintreffenden Signale, sog. ▶ TGC bzw. time-gain-compensation.

▶ Gain: Gesamtverstärkung aller rücklaufenden Signale, sollte mit der Sendeleistung abgestimmt werden.

1.2.6 Schallintensität

Definition: Kennzeichnet die vom Ultraschallgerät abgegebene Leistung pro Fläche (Einheit: mW/cm2).

Häufige von Geräteherstellern angegebene Schallintensitäten:

ISPTA = örtlicher Spitzenwert der zeitlich gemittelten Intensität, Spatial peak temporal average (häufigster angegebener Wert).

ISPTP = Spitzenwert des zeitlichen Intensitätsmaximums, Spatial peak temporal peak.

ISATA = örtlicher Mittelwert der zeitlich gemittelten Intensität, bezogen auf die Querschnittsfläche des Ultraschallstrahls.

Die Schallintensität nimmt zu

Proportional zum Quadrat der Schallkopfmittenfrequenz.

Bei vermehrter Energieabgabe.

Bei stärkerer Fokussierung des Schallstrahls.

Bei Verlängerungen des abgegebenen Schallwellenimpulses sowie Erhöhung der Pulsrepetitionsfrequenz (PW-Doppler, Farbkodierung). Bei gleichem Schalldruck ist somit die Schallintensität im PW-Doppler sowie im Farbdopplermodus wesentlich höher als im B-Bild-Modus.

1.2.7 Mechanischer Index (MI)

Definition: Quotient aus der negativen Druckamplitude und der Quadratwurzel der Mittenfrequenz des Ultraschallpulses.

Der MI ist eine dimensionslose Größe. Laut Online Display Standard (ODS) des AIUM (American Institute of Ultrasound) ist die Angabe des MI im Ultraschallbild Pflicht.

Je höher der mechanische Index, desto wahrscheinlicher ist das Auftreten von Kavitationen im Gewebe.

Kavitation: Bezeichnet die Ausbildung von Blasen und Hohlräumen in flüssigen Medien sowie deren Kollaps. Kavitationsblasen können in der Unterdruckphase einer Ultraschallwelle entstehen. Formen:

Instabile Kavitationen: Hier kommt es zum Kollaps der Kavitationsblase in der Kompressionsphase der Schallwelle. Dies ist verbunden mit hoher Energiefreisetzung und möglicher Schädigung des Gewebes.

Stabile Kavitationen: Der Innendruck der Blase entspricht dem hydrostatischen Druck plus der Oberflächenspannung. Diese Blasen schwingen um ihren Gleichgewichtszustand ohne Auftreten eines Kollapses.

Auftreten von Kavitationen:

Abhängig vom Unterschreiten eines Schwellenwertes der negativen Druckamplitude. Die Kavitationsschwelle ist abhängig von physikalischen Eigenschaften des Gewebes, vom Gasgehalt (Kontrastmittel) sowie der Charakteristik des Schallimpulses (Frequenz, Pulsdauer, PRF).

Nach derzeitiger Kenntnis ist bei einem MI < 0,7 nicht mit dem Auftreten von Kavitationen zu rechnen.

Es gibt jedoch Hinweise darauf, dass bei Anwendung von Ultraschall-Kontrastmitteln die Kavitationsschwelle bei einem MI bereits deutlich < 0,7 liegen kann.

1.2.8 Thermischer Index (TI)

Definition: Quotient aus der aktuellen Ultraschall-Sendeleistung in Watt und der erforderlichen Ultraschall-Leistung zur Erzielung einer Temperaturerhöhung von 1 °C (dimensionslose Größe).

Formen:

TIS = thermal index soft tissue: Index für Weichteilgewebe.

TIC = thermal index calcified tissue: Index für kalzifizierten, schallkopfnahen Knochen, z. B. bei transkranieller Untersuchung.

TIB = thermal index bone: Index bei fetaler Skelettuntersuchung.

1.2.9 Tissue Harmonic Imaging (THI)

Prinzip:

Die Ausbreitung eines Schallimpulses im Gewebe ist mit einem Wechsel von Überdruck- und Unterdruckzonen verbunden. In komprimiertem Gewebe erfolgt die Schallausbreitung schneller als in dekomprimiertem. Die daraus resultierende Deformierung der Schallwelle führt zu sog. harmonischen Schwingungen, also Schwingungen mit dem 2-, 3- und Vielfachen der Grundfrequenz. Die Schallkeulen dieser harmonischen Schwingungen sind deutlich schmäler als die Schallkeule der Ausgangsfrequenz. Ergebnis ist eine verbesserte laterale Auflösung.

Die Trennung der harmonischen Schwingungen von der Grundfrequenz erfolgt mit der Phaseninversionstechnik. Im Anschluss an einen Schallimpuls wird der folgende Impuls mit einer Phasenverschiebung von 180° ins Gewebe eingestrahlt. Die beiden rücklaufenden Signale werden überlagert. Hierdurch wird eine Unterdrückung der Grundfrequenz sowie der ungeraden harmonischen Schwingungen erzielt, während die geraden harmonischen Signalanteile verstärkt werden.

Die niedrigen Amplituden der harmonischen Schwingungen werden mit zunehmender Endringtiefe höher, sodass die THI-Technik in größerer Tiefe verstärkt wirksam wird.

Vorteil: Deutliche Verbesserung der lateralen Auflösung von Ultraschallbildern ( ▶ Abb. 1.3).

Abb. 1.3 a und ba) ohne THI, b) mit THI

1.3 Dopplersonografie

1.3.1 Grundlagen

Prinzip: Werden mechanische oder elektromagnetische Wellen an einer sich bewegenden Struktur reflektiert, weisen auftreffende und reflektierte Wellen eine unterschiedliche Frequenz auf. Bewegt sich der Reflektor auf den Schallwandler zu, so ist die Frequenz der reflektierten Welle höher als die Sendefrequenz ( ▶ Abb. 1.4b). Entfernt sich der Reflektor dagegen vom Schallwandler, ist die Frequenz der reflektierten Welle niedriger als die Sendefrequenz ( ▶ Abb. 1.4c).

Abb. 1.4 a – cDopplerprinzip; f1 = Sendefrequenz, f2 = empfangene Frequenz. a) Reflektor ortskonstant: f2 = f1; b) Reflektor bewegt sich auf den Schallwandler zu: f2 > f1; c) Reflektor bewegt sich vom Schallwandler weg: f2 < f1

Frequenzverschiebungoder Doppler-Shift ( ▶ Abb. 1.5): Die Differenz zwischen Sendefrequenz und empfangener Frequenz wird als Frequenzverschiebung oder Doppler-Shift (Δf) bezeichnet.

Die Dopplergleichung beschreibt die Abhängigkeit der Frequenzverschiebung Δf von der Sendefrequenz f, von der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes v, von der Schallausbreitungsgeschwindigkeit c, sowie vom Cosinus des Winkels, mit dem der Schallstrahl auf das Blutgefäß trifft. Konstant sind die jeweilige Sendefrequenz und die Schallausbreitungsgeschwindigkeit im Gewebe (1540 m/s = mittlerer Geschwindigkeitswert für Weichteilgewebe).

Ist neben der gemessenen Frequenzverschiebung auch der Winkel zwischen Schallstrahl und Gefäßachse bekannt, kann die Strömungsgeschwindigkeit des Blutes berechnet werden.

Beurteilung:

Strömung, die sich auf die Sonde zu bewegt, führt zu einer Erhöhung der reflektierten Frequenz, Strömung in entgegengesetzter Richtung dagegen zu einer Frequenzerniedrigung. So ist eine Richtungserkennung möglich, es erfolgt eine Kennzeichnung der Frequenzverschiebung mit + oder –.

Entsprechend der Cosinus-Funktion ist bei gleicher Strömungsgeschwindigkeit die Frequenzverschiebung Δf umso höher, je flacher der Einfallswinkel des Schallstrahls ist. Theoretisch kann bei senkrecht auftreffendem Schallstrahl keine Frequenzverschiebung zustande kommen (cos 90° = 0). Wegen Divergenz des Schallstrahles mit zunehmender Entfernung vom Entstehungsort kann jedoch auch bei relativ steil aufgesetzter Sonde, z. B. bei Untersuchung der A. tibialis posterior am Innenknöchel, noch ein Dopplersignal registriert werden ( ▶ Abb. 1.6).

Die theoretisch günstigste Bedingung für die Ableitung eines Strömungssignals wäre ein Winkel von 0° zwischen Gefäßachse und Schallstrahl, denn cos 0° = 1. Mit zunehmend steilerem Winkel vergrößert sich die Abweichung der gemessenen von der unter Optimalbedingung ableitbaren Frequenzverschiebung. Bei Kenntnis des Winkels kann zwar prinzipiell aus jedem Dopplersignal die zugrunde liegende Strömungsgeschwindigkeit errechnet werden, es sollte jedoch darauf geachtet werden, dass das Signal bereits unter einem günstigen Winkel gewonnen wird. In der täglichen Routine sind sehr flache Winkel häufig nicht zu erzielen. Ein Winkel von 30 – 60° zwischen Schallstrahl und Gefäßachse sollte angestrebt werden.

Ein unter steilem Winkel abgeleitetes Signal kann zur Bestimmung des systolischen Perfusionsdrucks ausreichend sein, ist aber zur formanalytischen Bewertung ungeeignet. Eine form- und frequenzanalytische Bewertung sollte nur erfolgen, wenn der Winkel zwischen Schallstrahl und Gefäßachse 60° nicht überschreitet ( ▶ Abb. 1.7).

1.3.2 Dopplerverfahren

CW-Doppler (CW = continuous wave) ( ▶ Abb. 1.8):

Der CW-Doppler arbeitet im kontinuierlichen Sende- und Empfangsbetrieb und benötigt daher zwei Kristalle.

Aufgrund seines Betriebsmodus hat er keine Tiefenselektivität. Sämtliche vom Schallstrahl getroffenen Reflektoren, die eine Frequenzverschiebung bewirken, tragen zum Dopplersignal bei.

Bei Beschallung einer Arterie mit dahinter liegender Begleitvene stellt das Dopplersignal die Summe aus arterieller und venöser Strömungsinformation dar.

Dem Nachteil der fehlenden Tiefenselektivität steht der Vorteil einer korrekten Erfassung auch sehr hoher Geschwindigkeiten gegenüber, da die Strömungsinformation beim CW-Doppler keinem ▶ Alias-Phänomen unterworfen ist.

Abb. 1.9 Darstellung der Monitorskala. Verdopplung des Messbereichs des PW-Dopplers in der einen Richtung durch Verzicht auf Strömungsdarstellung in der Gegenrichtung

Alias-Phänomen ( ▶ Abb. 1.10):

Geschwindigkeiten bzw. Frequenzverschiebungen, welche die Nyquist-Grenze überschreiten, werden bei der Darstellung abgeschnitten und erscheinen in der entgegengesetzten Strömungsrichtung. Dieses Phänomen wird auch als Alias-Effekt bezeichnet.

Der Alias-Effekt ist dadurch gekennzeichnet, dass die Basis des abgeschnittenen Teils der Strömungsinformation immer an der größtmöglichen Frequenzverschiebung der Gegenrichtung angesetzt wird. Eine hohe Eindringtiefe ist infolge der geringen Pulsrepetitionsfrequenz mit einer niedrigen Nyquist-Grenze verbunden.

Bei einer Arbeitsfrequenz des PW-Dopplers von 4 MHz beträgt z. B. bei Signalableitung aus 6 cm Tiefe die Pulsrepetitionsfrequenz 8300/s und somit die maximale, korrekt darstellbare Frequenzverschiebung bei symmetrischer Skalierung ± 4,15 KHz. Befindet sich das Sample volume dagegen in 8,5 cm Tiefe, so erniedrigt sich die Pulsrepetitionsfrequenz auf 6200/s und die maximale, ohne Alias-Phänomen darstellbare Frequenzverschiebung auf ± 3,1 KHz.

Abb. 1.10 a und b: Schematische Darstellung des Alias-Phämomens. a) Bei symmetrischer Position der Nulllinie reicht der gewählte darstellbare Bereich nicht aus, um die maximale systolische Frequenzverschiebung korrekt darzustellen; b) Entweder wird der Umfang der darstellbaren Frequenzverschiebung vergrößert durch Anhebung der Pulsrepetitionsfrequenz (abhängig von der Position des Sample volumes); c) Kann die Pulsrepetitionsfrequenz nicht mehr gesteigert werden, besteht immer noch die Möglichkeit der Nulllinienverschiebung mit verbesserter Darstellung in einer Strömungsrichtung

Farbdoppler:

Durch simultane Ansteuerung mehrerer Sample volumes auf benachbarten Ultraschall-Linien kann die Strömungsinformation flächenhaft dargestellt werden.

Die Farbkodierung erlaubt eine Aussage über Strömungsrichtung, die mittlere Frequenzverschiebung bzw. die mittlere „Geschwindigkeit“, sowie die Varianz (s. u.).

Üblicherweise wird Strömung, die sich auf den Schallkopf zu bewegt, rot, Strömung in der Gegenrichtung blau kodiert. Je höher die mittlere Frequenzverschiebung, desto heller ist der zugeordnete Farbton. Häufig erfolgt eine Beimischung von Gelbtönen, sodass im Rotbereich hohe Geschwindigkeiten orange zur Darstellung kommen und im Blaubereich türkisfarben erscheinen.

Pro Farb-Sample volume werden je nach Größe des Farbsektors 5 – 15 Einzelanalysen durchgeführt. Dem Mittelwert der Frequenzverschiebungen wird die entsprechende Farbkodierung zugeordnet.

Die Analyse der Dopplersignale kann bei flächenhafter Verteilung der Messvolumina nicht nach dem Prinzip der ▶ Fast Fourier Transformation durchgeführt werden, da eine zu schlechte Frequenzauflösung die Folge wäre.

Strömungsanalyse im Farbdoppler: Sie erfolgt entweder nach der Autokorrelationsmethode oder dem Time Domaine Processing.

Autokorrelationsmethode (Kasai, 1985): Sie setzt eine Demodulation des aus dem Gewebe empfangenen Ultraschallsignals voraus (Trennung des niederfrequenten Dopplersignals [KHz-Bereich] von der hochfrequenten Trägerfrequenz des Ultraschallgerätes [MHz-Bereich]). Um eine Detektion der Strömungsrichtung zu gewährleisten, muss die Signalaufarbeitung nach dem Prinzip der sog. Quadraturdemodulation erfolgen. Vor der Analog/Digital-Wandlung passiert das Signal einen Tiefpass-Filter, der das Dopplersignal vollständig von Frequenzen im MHz-Bereich trennt. Anschließend erfolgt die Bestimmung der Frequenzverschiebung über einen Phasenvergleich unmittelbar aufeinander folgender Echoimpulse (Autokorrelation).

Time Domaine Processing (Bonnefous, 1986): Das Time Domaine Processing verwendet nicht die Frequenzverschiebung des empfangenen Signals gegenüber dem Sendeimpuls. Die empfangenen, hochfrequenten, unmittelbar aufeinanderfolgenden Ultraschallsignale werden verglichen. Die zeitliche Verschiebung charakteristischer Signalveränderungen (verursacht durch Erythrozytenbewegung) ermöglicht eine Aussage über die Strömungsgeschwindigkeit ohne vorherige Isolierung des „reinen“ Dopplersignals. Die empfangenen Ultraschallsignale im MHz-Bereich werden unmittelbar digitalisiert. Eine vorherige Demodulation des Signals ist nicht erforderlich.

Geschwindigkeitsangaben im Farbdoppler: Eine individuelle Winkelkorrektur für jedes einzelne Farb-Messvolumen kann nicht erfolgen, daher ist über die Farbzuordnung eine exakte Geschwindigkeitsbestimmung nicht möglich. Die von vielen Herstellern anstelle der Kilohertz-Angabe gewählte Einteilung des Farbbalkens in cm/s entspricht einer virtuellen Geschwindigkeitsangabe. Die Werte sind mit den mittels PW-Doppler und Winkelkorrektur exakt ermittelten Strömungsgeschwindigkeiten nicht vergleichbar.

Varianz: Sie ist das Quadrat der Standardabweichung der Einzelmessungen pro Sample volume. Sie ist gering bei laminarer, hoch bei turbulenter Strömung. Wird sie zusätzlich zur Strömungsrichtung angegeben, sollte dies in einer Farbe erfolgen, die noch nicht zur Richtungskodierung verwendet wird, z. B. Grün.

Alias-Phänomen ( ▶ Abb. 1.11): Da der Farbdoppler zur Gewährleistung einer räumlichen Zuordnung nach dem gepulsten Dopplerprinzip arbeitet, ist auch er dem Alias-Phänomen unterworfen. Bei Überschreiten der maximal möglichen Frequenzverschiebung in einer Richtung kommt es zum Umschlag in den hellsten Farbton der Gegenrichtung, beispielsweise von orangegelb nach türkisblau. Durch dieses Charakteristikum des Farbüberganges kann das Farbalias-Phänomen von tatsächlich nebeneinander bestehenden ante- und retrograden Strömungskomponenten (z. B. im Karotisbulbus) unterschieden werden.

Abb. 1.11 a und b: Farbalias-Phänomen.a) In regelrechter A. carotis interna bei falsch-niedrig eingestellter PRF bzw. falsch-niedrigem Geschwindigkeitsbereich;b) Farbalias in einer Stenose bei korrekter PRF

Power-Doppler:

Synonym: Leistungsabhängige Strömungsdarstellung, „Angio-Mode“.

Prinzip: Im Gegensatz zum Farbdoppler ist beim Power-Doppler nicht die jeweilige Frequenz- bzw. Phasenverschiebung die Grundlage für die Farbzuordnung, sondern die Energie des nach Reflexion und Streuung empfangenen Frequenzspektrums.

Farbkodierung: Zur flächenhaften Strömungsdarstellung wird nur eine einzige Farbe benötigt, da weder eine Richtungsdiskriminierung noch eine Aussage über die Frequenzverschiebung bzw. die „Geschwindigkeit“ erfolgt. Signale mit niedriger Amplitude werden in einem dunklen, Signale mit hoher Amplitude in einem hellen Farbton wiedergegeben ( ▶ Abb. 1.12).

Alias-Phänomene treten beim Powerdoppler nicht auf!

Anwendungsgebiete: Die Strömungsdarstellung im Power-Mode ist weniger winkelabhängig und besonders zur Darstellung langsamer Strömungen sowie kleiner Gefäße geeignet ▶ Abb. 1.13. Zum Nachweis und zur Quantifizierung von Stenosen ist der konventionelle Farbdoppler in Verbindung mit der Frequenzanalyse dem Power-Doppler überlegen.

▶ Harmonic Imaging.

Abb. 1.12 Power-Doppler/Strömungsdarstellung. Bei der leistungsabhängigen Strömungsdarstellung erfolgt die Farbzuordnung in Abhängigkeit vom Energiegehalt des empfangenen Dopplersignals. Anteile mit hohem Energiegehalt werden in hellen, solche mit niedrigem Energiegehalt in dunklen Farbtönen dargestellt. Die Frequenzverschiebung und somit die Geschwindigkeit findet keine Berücksichtigung

Abb. 1.13 Perfusion des Nierenparenchyms. a) Konventionelle, geschwindigkeitsabhängige Darstellung; b) Leistungsabhängige Darstellung: Aufzweigung der Interlobärarterien deutlicher sichtbar. Im Vergleich zu  a nahezu unterbrechungsfreie Darstellung des Arterienverlaufes. Eine Aussage über die Strömungsrichtung ist jedoch nicht möglich

1.3.3 Verarbeitung des Dopplersignals

Analogkurve:

Die Analogkurve ( ▶ Abb. 1.14) ist die einfachste Möglichkeit der Darstellung eines Dopplersignals. Sie stellt nur einen schmalen Ausschnitt aus der gesamten Frequenzinformation dar und kommt bei einfachen direktionalen Dopplergeräten zur Anwendung.

Ein so genannter Nulldurchgangszähler (zero-crosser) ermittelt aus dem Dopplersignal die am häufigsten vorkommende Frequenz. Diese wird als Modal-Frequenz bezeichnet und liegt nahe beim arithmetischen Mittelwert aller gemessenen Frequenzen, ist aber nicht mit ihm identisch. Durch Verbindung der in konsekutiver Folge bestimmten Modalwerte entsteht die Analogkurve.

Die Analogkurve kann auf zwei verschiedene Arten wiedergegeben werden:

Einkanal-Technik: Hier wird zu jedem Zeitpunkt aus dem gesamten Spektrum ein einziger Modalwert errechnet. Die Werte werden zu einem durchgehenden Kurvenzug verbunden, einer sog. Summenkurve.

Zweikanal-Technik (synonym Outphaser-Technik): Hier wird der Modalwert für beide Strömungsrichtungen getrennt ermittelt. Es wird ober- und unterhalb der Nulllinie jeweils eine Kurve aufgezeichnet. Daher können ante- und retrograde Strömungskomponenten simultan dargestellt werden (z. B. im Bereich von Stenosen). Bei Registrierung des Strömungssignals einer peripheren Arterie in Zweikanal-Technik erscheinen die Kurven am Nulldurchgang versetzt, da zum Zeitpunkt der Richtungsumkehr kurzfristig ante- und retrograde Strömungsanteile nebeneinander vorliegen.

Die Analogkurve erlaubt anhand ihrer Beziehung zur Nulllinie eine Aussage über die Strömungsrichtung, jedoch nicht über die tatsächlich bestehenden maximalen und minimalen Frequenzverschiebungen.

Die Bestimmung der Strömungsgeschwindigkeit anhand der Analogkurve ist bei Untersuchung mit der Stiftsonde nicht möglich, da der Winkel zwischen Sonde und Gefäß unbekannt ist.

Abb. 1.14 a – d Darstellungsmöglichkeiten der Analogkurve. a) Einkanaltechnik (Summenkurve); b) Zweikanaltechnik (Outphaser-Technik); c) Analogkurve, Einkanaltechnik. Durch die venösen Signalanteile wird die arterielle Strömungskurve unter die Nulllinie gezogen; d) Analogkurve, Zweikanaltechnik. Oberhalb der Linie Darstellung von Strömungskomponenten, die sich auf die Sonde zu bewegen. Kleine Zacke: Antegrade Strömung in der mittleren Diastole bei triphasischem arteriellem Signal. Unterhalb der Nulllinie Darstellung der venösen Strömung sowie des frühdiastolischen arteriellen Rückstromanteils (Pfeile)

Frequenzspektrum:

CW- und PW-Dopplersignale können einer Frequenzanalyse zugeführt werden. Im Gegensatz zur Analogkurve gibt das Frequenzspektrum die gesamte Strömungsinformation wieder. Entsprechend ihrer Häufigkeit werden die Frequenzen bei der Darstellung im Spektrum in verschiedenen Grauabstufungen wiedergegeben. Die Spektrumanalyse ist im Nachweis gestörter Strömungen wesentlich sensitiver als die Analogkurve. Es gibt die Möglichkeit der Darstellung als Frequenz-Zeit-Spektrum oder als Frequenz-Intensitäts-Spektrum. Duplexgeräte verarbeiten das Dopplersignal ausnahmslos mit der Frequenzanalyse.

Fast Fourier Transformation (FFT, Synonym = schnelle Fourier-Transformation): Rechenmethode für die Frequenzanalyse, nummerischer Algorithmus zur Ermittlung der Frequenzkomponenten eines Dopplersignals sowie zur Berechnung der Amplitude der Einzelkomponenten.

Frequenz-Zeit-Spektrum ( ▶ Abb. 1.15):

Das vom Schallwandler empfangene Frequenzgemisch wird durch Anwendung der Fast Fourier Transformation in seine Einzelkomponenten zerlegt und sämtliche Dopplerfrequenzverschiebungen werden im zeitlichen Verlauf aufgetragen. Antegrade und retrograde Komponenten der Strömung können simultan dargestellt werden.

Anwendung: Für die klinisch-angiologische Diagnostik von zentraler Bedeutung. Aus der höchsten Frequenzverschiebung kann nach Winkelkorrektur zu beliebigen Zeitpunkten die jeweilige Maximalgeschwindigkeit (Vmax), die mittlere Geschwindigkeit (Vmean) sowie die Breite des Frequenzbandes bestimmt werden. Wird keine Geschwindigkeit berechnet oder ohne Winkelkorrektur gearbeitet, muss die Dopplerfrequenzverschiebung in KHz angegeben werden. Zur Interpretation der Messwerte ist dann jedoch die zusätzliche Angabe der Ultraschall-Arbeitsfrequenz in MHz erforderlich.

Frequenz-Intensitäts-Spektrum (Synonym: Frequenz-Dichte-Spektrum, Power-Spektrum, ▶ Abb. 1.15):

Das Frequenz-Intensitäts-Spektrum gibt die Häufigkeitsverteilung der einzelnen Frequenzverschiebungen zu einem definierten Zeitpunkt wieder. Aus dem Intensitäts-Spektrum ist die Breite des Frequenzbandes direkt ersichtlich.

Anwendung: Für die klinische Diagnostik ohne Bedeutung.

Abb. 1.15 a und b Frequenz-Zeit- und Frequenz-Intensitäts-Spektrum. Normalbefund. Die Punktwolke des Frequenz-Zeit-Spektrums liegt in der Bildebene, die Frequenz-Intensitäts-Spektren (blau) stehen senkrecht darauf. a) Systolisch sehr schmales Frequenzband; b) Diastolisch deutliche Verbreiterung mit entsprechend breitbasiger Darstellung der Frequenz-Intensitäts-Verteilung (rote Kurve)

1.4 Duplexsonografie

1.4.1 Konventionelle Duplexsonografie, Schwarzweiß-Duplex

Prinzip: Das konventionelle Duplexverfahren ist eine Kombination von zweidimensionalem Schnittbild und einem Doppler-Verfahren zur gezielten Ableitung von Strömungssignalen. Die Strömungssignale werden als Frequenzspektrum wiedergegeben. Aus dem Spektrum können Maximal-, Minimal- und Mittelwertskurven errechnet werden.

Dopplerverfahren: In der Regel kommt wegen des Vorteils der Tiefenselektivität ein PW-Doppler zum Einsatz. Zum Nachweis hoher Geschwindigkeiten in großer Tiefe (z. B. Nierenarterienstenose) kann ein zusätzlicher CW-Doppler hilfreich sein.

Geschwindigkeitsberechnung: Da der Winkel zwischen Gefäßachse und Dopplermessstrahl im zweidimensionalen Schnittbild bestimmt werden kann, ist prinzipiell die korrekte Umrechnung jeder Frequenzverschiebung in die entsprechende Strömungsgeschwindigkeit möglich.

Abb. 1.16 a und bAbleitung von Strömungssignalen bei mechanischem Schallkopf.a) Horizontaler Gefäßverlauf, nur am Rand des Schallfeldes besteht ein akzeptabler Winkel zwischen Gefäßachse und Dopplermessstrahl; b) Schräger Verlauf des Gefäßes im Schallfeld, auch im Zentrum des Schallfeldes gelingt die Ableitung diagnostisch verwertbarer Strömungssignale

Durchführungshinweise: Es ist wichtig, dass bereits die primäre Dopplerinformation unter günstigen Bedingungen gewonnen wird. Der Winkel zwischen Dopplermessstrahl und Gefäßachse sollte 60° nicht überschreiten. Bei elektronischen Schallköpfen ist diese Bedingung in der Regel durch Angulierung des Schallstrahls leicht zu erfüllen. Bei mechanischen Schallköpfen hingegen hat der Schallstrahl seinen Ursprung im Zentrum des Sektors. Bei horizontal im Bild verlaufendem Gefäß muss zur Gewährleistung eines günstigen Winkels der Messstrahl ganz am Rand des Schallsektors positioniert werden. Eine weitere Möglichkeit besteht im Kippen des Schallkopfes, wodurch ein schräger Verlauf des Gefäßes im Schallfeld erzielt werden kann ( ▶ Abb. 1.16).

1.4.2 Farbduplexsonografie

Prinzip: Kombination von zweidimensionalem Schnittbild und flächenhafter, farbkodierter Darstellung der Strömungsinformation.

Dopplerverfahren: PW-Doppler mit multiplen Sample volumes. Darstellung der Strömungsinformation hinsichtlich Richtung und Geschwindigkeit durch ▶ konventionellen Farbdoppler oder hinsichtlich der Energie des reflektierten Signals durch ▶ Power-Doppler.

Technische Information: Die Ermittlung der zweidimensionalen Strömungsverteilung ist mit einem erheblichen Rechenaufwand verbunden, daher ist die Geschwindigkeit des Bildaufbaus wesentlich niedriger als bei Schwarzweiß-Bildern und somit die Anzahl der Bilder pro Zeiteinheit (Frame rate, FR) geringer. Die Geschwindigkeit des Farbbildaufbaus ist stark abhängig von der Größe des Farbsektors. Insbesondere Verbreiterungen des Farbsektors führen zu einer erheblichen Verlangsamung des Bildaufbaus. Erweiterungen des Farbsektors in die Tiefe ohne Änderung der horizontalen Ausdehnung sind dagegen von weniger starker Auswirkung.

Durchführungshinweise:

Um ein flüssiges Bild mit entsprechender zeitlicher Auflösung zu gewährleisten, sollte die Bildaufbaurate 12/s nicht unterschreiten.

Farbsektorgröße von 4 · 4 cm nicht überschreiten: Vergrößerungen des Farbsektors haben eine erhebliche Verschlechterung der räumlichen Auflösung bei der Strömungsdarstellung zur Folge.

Die Anzahl der Farb-Sample volumes innerhalb des Farbsektors kann nicht beliebig gesteigert werden. Bei großen Farbsektoren werden die Abstände zwischen den Farbbildpunkten entsprechend rechnerisch interpoliert mit der Folge einer Verschlechterung der räumlichen Auflösung der Strömungsdarstellung.

Um den Bildaufbau nicht weiter zu verlangsamen, verfügt das Farbbild nur über eine Fokuszone. Wegen der Winkelabhängigkeit auch des Farbsignals sollte ein senkrechtes Auftreffen des Farbsektors auf vaskuläre Strukturen vermieden werden.

1.5 B-Flow

1.5.1 Definition

Methode zur Strömungsdarstellung, die nicht auf dem Dopplerprinzip beruht.

Pro Bildlinie werden im sog. coded-exitation-modus zwei Pulssequenzen phasenverschoben hintereinander abgegeben. Im Anschluss werden die Amplituden der reflektierten Signale voneinander subtrahiert.

Nur im Fall einer Bewegung des Reflektors zwischen der ersten und zweiten Pulssequenz ergibt sich ein Amplitudenwert größer Null, der im Brightness-Mode dargestellt wird.

Abb. 1.17 a und b: Ortsgenaue Darstellung von Wandveränderungen durch B-Flow-Technik.a) Kugeliges weiches Plaquematerial mit hochgradiger Stenose und poststenotischem Hochgeschwindigkeitsjet (breiter Pfeil); b) Geringgradige Stenose mit scharf abgrenzbarer Ulzeration (schmaler Pfeil)

(Abb. aus: Kubale und Stiegler. Farbkodierte Duplexsonografie. Thieme; 2015)

1.5.2 Vorteile der B-Flow-Technik

Bessere Ortsauflösung im Vergleich zur konventionellen Farbdopplersonografie ( ▶ Abb. 1.17).

Nahezu fehlende Winkelabhängigkeit.

Fehlen von ▶ Blooming-Artefakten.

Verbesserte Möglichkeit einer Stenosequantifizierung anhand des B-Bildes.

1.5.3 Nachteile der B-Flow-Technik

Bestimmung der Strömungsgeschwindigkeit nicht möglich.

Bei starken Gefäßpulsationen kann auch das Umgebungsgewebe mit einer scheinbaren Strömungsinformation belegt werden.

Bei starker Kalzifizierung mit Schallauslöschung Strömungsnachweis stark erschwert bzw. nicht möglich.

1.5.4 Indikationen

Simultane Darstellung von hohen und niedrigen Geschwindigkeiten ohne Artefakte, z. B. von AV-Fisteln, Aneurysmen, Gefäßstenosen.

Quantifizierung einer Gefäßstenose durch axiale und transversale Darstellung des durchströmten Gefäßlumens.

Detektion von Gefäßwandulzerationen durch Darstellung der lumenseitigen Gefäßkontur in hoher Auflösung.

1.6 Kontrastmittel-Sonografie

1.6.1 Grundlagen

Definition: Verstärkung schwacher Ultraschallsignale durch (intravasale) Applikation gasgefüllter Mikrobläschen bzw. deren Vorstufen.

In der Regel ist der Einsatz spezieller sonografischer Techniken, z. B. ▶ Harmonic Imaging, oder spezifischer Schallsequenzen, z. B. zur Auslösung einer ▶ stimulierten akustischen Emission, SAE, erforderlich.

Prinzip:

Durch parenterale Gabe von Mikrobläschen (Größe 3 – 7 µm) wird vorübergehend die Anzahl stark reflektierender Grenzflächen (hoher Impedanzsprung Gas/Flüssigkeit) erheblich gesteigert ( ▶ Abb. 1.18).

Die Passage des Lungenkapillarbettes ist abhängig von Größe und Stabilität der Mikrobläschen. Mit wenigen Ausnahmen (z. B. Echovist) sind heute alle Ultraschallkontrastmittel kapillargängig.

Spezielle Techniken:

Der „einfache“ Nachweis eines verstärkten Ultraschallsignals infolge Reflexion und Streuung ist häufig auch ohne spezielle Ultraschalltechniken möglich (sog. lineares Verhalten der Reflektoren bei sehr niedriger Sendeleistung, MI < 0,1).

Der Nachweis harmonischer Schwingungen der Bläschen (sog. nichtlineares Verhalten der Reflektoren, Oszillation) verbessert die Aussage der Kontrastmittel-Sonografie erheblich. Die Untersuchung erfolgt ebenfalls bei niedriger Energieabgabe mit einem MI < 0,3 (sog. Low-MI-Technik). Spezielle gerätetechnische Voraussetzungen müssen erfüllt sein (Harmonic Imaging).

Bei hoher Energieabgabe werden die Bläschen bereits bei der ersten Schallfeldpassage zerstört (High-MI-Technik, MI < 1,0). Das Zerplatzen der Bläschen ist mit einer einmaligen, sehr starken Schallreflexion (burst) verbunden. Das Phänomen wird auch als stimulierte akustische Emission (SAE) bezeichnet. Auch hier müssen spezielle gerätetechnische Voraussetzungen erfüllt sein (einmalige oder intermittierende Abgabe von Impulsen mit hoher Sendeleistung).

Determinanten der Signalverstärkung:

Geräteeinstellung: Hohe oder niedrige Schallenergie (High-MI-Technik, Low-MI-Technik).

Art des Kontrastmittels: Luft, Perfluorpropan, Schwefelhexafluorid. Größe und Stabilität der Kontrastmittelblasen.

Menge und Konzentration des Kontrastmittels: Einmalige oder wiederholte Bolusgabe, kontinuierliche Infusion.

Schallbarkeit des Patienten.

Abb. 1.18 Beziehung zwischen Frequenz, Schallenergie und Bläschenreaktion. Bei niedriger Schallenergie wird die Signalstärke durch Reflexion angehoben. Mit steigender Schallenergie und/oder sinkender Frequenz kommt es zur Oszillation, durch die harmonische Frequenzen entstehen. Eine weitere Anhebung der Schallenergie bewirkt ein Platzen der Bläschen. fr= Empfangsfrequenz, ft= Sendefrequenz

(Abb. aus: Kubale und Stiegler. Farbkodierte Duplexsonografie. Thieme; 2002)

1.6.2 Ultraschall-Kontrastmittel

Die gängigen Ultraschall-Kontrastmittel sind in ▶ Tab. 1.3 dargestellt.

Bläscheninhalt: Luft oder spezielles Gas. Als Gase kommen Perfluorpropan sowie Schwefelhexafluorid zum Einsatz. Diese sind bei Raumtemperatur flüssig, bei Körpertemperatur jedoch gasförmig.

Bläschenhülle (zur Stabilisierung erforderlich): Lipide, Phospholipide, Albumin, Galaktose.

Sicherheit: Das Gasvolumen pro Kontrastmittelinjektion liegt deutlich unter 1 ml. Wegen der geringen Gasmenge und der geringen Bläschengröße ist eine relevante Gasembolie der Lungenkapillaren nicht zu befürchten. Das Gas wird über die Lunge abgeatmet. Keine Nephrotoxizität.

Kontraindikation für Levovist und Echovist: Galaktosämie.

Tab. 1.3

 Häufig verwendete Ultraschall-Kontrastmittel

Name

Gas

Hülle

Sono Vue

Schwefelhexafluorid

Phospholipid

Luminity

Perflutren

Phospholipid

Optison

Perfluorpropan

Albumin

Levovist

Luft

Galaktosematrix plus Palmitinsäure

Echovist

Luft

Galaktosematrix

1.6.3 Indikationen

Verbesserte Abgrenzung benigner und maligner Neoplasien vom Umgebungsgewebe über spezifische Kontrastierungsmuster, z. B. Radspeichenmuster bei fokal-nodulärer Hyperplasie (FNH) der Leber ( ▶ Abb. 1.19).

Abb. 1.19 Fokal noduläre Hyperplasie in der arteriellen Frühphase. Gut erkennbar sind die zentrale Narbe sowie die radiär ins Zentrum laufenden Gefäße

(Abb. aus: Kubale und Stiegler. Farbkodierte Duplexsonografie. Thieme; 2002)

Abb. 1.20 Komplexes Typ-II-Endoleak (Pfeile) bei einer 83-jährigen Patientin 3 Jahre nach EVAR der abdominalen Aorta. a) Farbkodierte Duplexsonografie. b) Power-Doppler-Sonografie. c) CEUS.

(mit freundlicher Genehmigung von Frau PD Dr. Karin Pfister)

Verbesserte Darstellung von Gefäßen bei ungünstigen Schallbedingungen, z. B. Nierenarterien bei Adipositas.

Nachweis und Klassifizierung von Endoleaks nach endovaskulärer Therapie abdomineller Aortenaneurysmen ( ▶ Abb. 1.20).

Shunt-Diagnostik:

Echokardiografischer Nachweis eines Rechts-links-Shunts durch Kontrastmittel-Übertritt über ein offenes Foramen ovale ( ▶ Abb. 1.21).

Echokardiografischer Nachweis eines Links-rechts-Shunts durch Kontrastmittel-Auswaschphänomen: Bei Injektion eines nicht lungenkapillargängigen Kontrastmittels (z. B. Echovist) ist bei Vorliegen eines L-R-Shunts ein Auswaschphänomen durch Übertritt von nichtkontrastiertem Blut, z. B. über einen Vorhofseptum-Defekt in den kontrastierten rechten Vorhof zu beobachten.

Nachweis eines Rechts-links-Shunts mittels transkranieller Dopplersonografie: Es wird ein Signal der A. cerebri media abgeleitet und ein nicht lungengängiges Kontrastmittel periphervenös injiziert. Bei Vorliegen eines R-L-Shuntes (verstärkt durch Valsalva-Manöver) zeigen sich im Dopplerfrequenzspektrum der A. cerebri media typische, hochamplitudige Kontrastmittelechos durch Übertritt von Gasbläschen zumeist auf Vorhofebene.

Cave: Von diesen Kontrastmittel-Signalen müssen spontane ▶ Mikroemboliesignale, MES, in Form von sog. HITS (high intensity transient signals) unterschieden werden.

Abb. 1.21 Rechts-links-Shunt auf Vorhofebene. Transösophagealer Nachweis eines offenen Foramen ovale durch Kontrastechokardiografie. Links vor Kontrastmittel-Gabe, transösophagealer Schnitt durch die Vorhöfe (kleines Vorhofseptumaneurysma). Rechts dichter Kontrast im rechten Vorhof und nach Valsalva-Manöver Übertritt von Kontrastmittel in den linken Vorhof

(Abb. aus: Flachskampf. Kursbuch Echokardiografie. Thieme; 2011)

Myokardperfusion:

Bei der Stressechokardiografie kann in Ergänzung zur regionalen Wandbewegungsanalyse durch Injektion spezieller Echokontrastmittel (z. B. Sono Vue) bei hoher Belastungsstufe eine verzögerte und abgeschwächte Kontrastierung minderperfundierter Myokardregionen dargestellt werden. Voraussetzung ist eine sehr gute Schallbarkeit des Patienten.

Bei schwieriger Schallbarkeit des Patienten kann nach Injektion spezieller Kontrastmittel (z. B. Luminity) der Nachweis regionaler Wandbewegungsstörungen durch Kontrastierung des linksventrikulären Lumens deutlich verbessert werden.

Lebertumordiagnostik: Die Kontrastmittelsonografie optimiert die Ultraschalldiagnostik solider Leberherde.

Prinzip: Abhängig vom Zeitpunkt der Leberkontrastierung nach i.v.-Injektion des Ultraschallkontrastmittels unterscheidet man eine

Arterielle Phase: Beginn 10 – 20 Sek., Ende 25 – 35 Sek. nach KM-Injektion.

Portalvenöse Phase: Beginn 30 – 40 Sek., Ende 120 Sek. nach KM-Injektion.

Parenchymatöse Phase: Beginn 120 Sek., Ende 240 – 360 Sek. nach KM-Injektion.

Normalerweise akkumuliert das Ultraschallkontrastmittel gleichmäßig im Leberparenchym. Maligne Lebertumoren jedoch bleiben in der leberspezifischen parenchymatösen Phase von der Kontrastmittelanreicherung ausgespart („wash-out“). Das liegt daran, dass maligne Lebertumore überwiegend arteriell versorgt werden und wenig KM-speichernde Kupffer-Sternzellen enthalten. So gelingt mittels Ultraschallkontrastmittel die Differenzierung zwischen benignen und malignen Leberherden in ca. 90% der Fälle.

1.7 Sonografie in 3D bzw. 4D

1.7.1 Grundlagen

Definition: Unter 3D-/4D-Sonografie versteht man die Darstellung räumlicher Standbilder mittels Ultraschall. Im „Live 3D-Ultraschall“ (Syn. 4D-Sonografie) werden räumliche Ultraschallbilder in Echtzeit wiedergegeben.

Prinzip: Im Vergleich zum 2D-Ultraschallverfahren, bei dem ein Sonografiescan einer durch die x- und y-Achse definierten Fläche stattfindet, erfolgt bei der 3D-Sonografie eine zusätzliche Verschiebung des Ultraschallscanners entlang der z-Achse ( ▶ Abb. 1.22). Aus dem hierdurch gewonnenen 3D-Datensatz wird das 3D-Ultraschallbild rekonstruiert. Das Bild kann multiplanar über die Darstellung von drei Schnittebenen ( ▶ Abb. 1.23) oder im Renderingverfahren( ▶ Abb. 1.24) dargestellt werden. Letzteres bezeichnet ein einziges errechnetes 3D-Bild, wahlweise semitransparent, nicht transparent oder mit Oberflächendarstellung.

Beachte: Gute 3D-/4D-Sonografiebilder können nur dort gewonnen werden, wo eine 2D-Sonografie optimal und ohne Artefakte möglich ist.

Die kombinierte Anwendung von 3D-/4D-Sonografie und farbkodierter Dopplersonografie erlaubt die Darstellung des Blutflusses in Gefäßen. Dabei muss man beachten, dass zur 3D-/4D-farbkodierten Dopplersonografie das (dopplerwinkelunabhängige amplitudenmodulierte) „power-Doppler“-Verfahren und nicht das konventionelle Farb-Dopplerverfahren verwendet werden sollte.

Abb. 1.22 Skizze eines mechanischen 3D-Scanners: Die 2D-Schall-Elemente werden mittels "Steppermotor" entlang der Z-Achse bewegt

Abb. 1.23 3D-Bild der A. carotis, multiplanare Darstellung (Längsschnitt, Querschnitt, Horizontalschnitt). Abkürzungen: A: anterior, P: posterior, Cr: cranial, Ca: caudal, L: links, R: rechts

Abb. 1.24 3D-Bild eines thrombosierten Aneurysmas der A. poplitea im Renderingverfahren

1.7.2 Technik:

Die Akquise der 3D-Ultraschalldaten kann auf unterschiedliche Arten stattfinden:

Externer Motor: Ein am 2D-Ultraschallwandler angebrachter externer Motor verschiebt die Sonde mittels Hebel- oder Galgensystem mit konstanter Geschwindigkeit entlang der x-Achse oder rotiert um die Y-Achse. Dieses System ist häufig zu sperrig und unflexibel.

Steppermotor: Ein integrierter „Steppermotor“ bewegt die 2D-Schall-Elemente mit konstanter Geschwindigkeit entlang der z-Achse ( ▶ Abb. 1.22). Vorteil dieser Technik ist, dass der Ultraschallkopf stationär auf die zu untersuchende Region aufgesetzt werden kann und nicht bewegt werden muss. So kann man eine hohe Genauigkeit volumetrischer Ultraschallmessungen (z.B. Quantifizierung von Plaquevolumina) erreichen.

„Free-hand-system“: An der 2D-Sonde angebrachte Positionssensoren generieren auf der Basis optischer oder elektromagnetischer Ortung räumliche Ultraschallpositionsdaten. Der Untersucher kann die Ultraschallsonde frei bewegen. Vorteil dieses Verfahrens ist, dass das System an jeden Ultraschallkopf montiert werden kann. Allerdings sind aufgrund der durch den Anwender zeitlich nicht exakt kontinuierlich gewährleisteten Sondenverschiebung nur qualitative aber keine quantitativen Volumenmessungen möglich. Zudem ist das System durch magnetische und metallische Gegenstände störanfällig.

„Extended-field-of-view“-Technik: Bei dieser Methode werden zwei, durch Sondenverschiebung gewonnene 2D-Ultraschallbilder mittels Vektoranalyse mathematisch verglichen und so das 3D-Ultraschallbild errechnet. Vorteil dieser Methode ist die freie Sondenführung, die eine unkomplizierte, schnelle Erstellung eines 3D-Ultraschallbildes ermöglicht. Für exakte, quantitative Messungen ist das System allerdings nicht geeignet.

1.7.3 Indikationen:

Darstellung komplexer Gefäßverläufe.

Angiologische und kardiale Diagnostik, zur Operationsplanung.

Im Rahmen der Perinatal- oder Schwangerschaftsdiagnostik.

Zur abdominellen und Weichteil-Diagnostik (z.B. Tumoren, Gefäßverläufe).

In der Onkologie (Tumorvolumetrie), auch in Verbindung mit der kontrastmittelgestützten Sonografie.

Zur transfontanellen Sonografie beim Neugeborenen.

1.8 Geräteeinstellung

1.8.1 Gain: B-Bild

Synonym: Verstärkung, Eingangsempfindlichkeit.

Definition: Kennzeichnet das Verhältnis der Energie ausgesandter Schallimpulse zur Energie der empfangenen Schallimpulse.

Gesamt-Gain: Gleichförmige Verstärkung aller Schallimpulse über einen einzigen Regler.

Time Gain Compensation(TGC) bzw. Depth Gain Compensation(DGC): Möglichkeit eines Tiefenausgleichs über mehrere Einzelregler für unterschiedliche Tiefenregionen. Echos aus größerer Tiefe haben eine geringere Energie als solche von oberflächlichen Reflektoren. Zur Gewährleistung einer homogenen Grauwertabstufung müssen die Echos tiefer liegender Strukturen höher verstärkt werden.

Dynamischer Bereich: Der dynamische Bereich eines Ultraschallgerätes ist definiert durch das Verhältnis von größter zu kleinster darstellbarer Echoamplitude (Einheit = Dezibel, dB).

Einstellung: Prinzipiell sollte mit der kleinstmöglichen B-Bild-Verstärkung gearbeitet werden, die noch eine eindeutige Differenzierung der Gewebestrukturen zulässt ( ▶ Abb. 1.25). Bei hoher Gain-Einstellung können ▶ Artefakte die Darstellung erheblich stören. In der angiologischen Diagnostik sollte die Gain-Einstellung so erfolgen, dass das Gefäßlumen frei von Binnenechos ist. Bei elektronischen Schallköpfen ist diese Forderung häufig nicht ganz zu erfüllen.

1.8.2 Gain: PW-Doppler, CW-Doppler

Frequenzspektrum: Die Darstellung eines Frequenzspektrums ist stark abhängig von der Verstärkung des Dopplersignals. Zunehmende Verstärkung führt zu einer scheinbaren Erhöhung der maximalen Frequenzverschiebungen und damit zur Berechnung falsch hoher Maximalgeschwindigkeiten. Weitere Folge ist eine Spektrumverbreiterung. Durch simultane Verstärkung des Hintergrundrauschens kann es zum Verlust des physiologischen systolischen ▶ frequenzfreien Fensters des Arteriensignals kommen.

Einstellung: Die Einstellung des Doppler-Gains sollte so erfolgen, dass das Frequenzspektrum klar abgrenzbar ist, der Hintergrund jedoch absolut frei von Strömungsinformation zur Darstellung kommt.

Schwache Signale: Probleme können sich ergeben bei hochfrequenten Dopplersignalen mit niedriger Amplitude, die nicht selten im Zentraljet (höchste Strömungsgeschwindigkeit in der Gefäßmitte) eines unmittelbar poststenotisch abgeleiteten Signals anzutreffen sind. Zum korrekten Nachweis der Maximalgeschwindigkeit kann hier ausnahmsweise eine hohe Gain-Einstellung mit sichtbarem Hintergrundrauschen notwendig sein.

Beachte: Eine zu hohe Gain-Einstellung stellt eine der häufigsten Fehlerquellen in der angiologischen Diagnostik dar.

1.8.3 Gain: Farbdoppler

Einstellung: Bei korrekter Verstärkung des Farbdopplersignales kommen die unter einem geeigneten Winkel getroffenen Gefäßlumina vollständig mit Farbe gefüllt zur Darstellung. Die Umgebungsstrukturen müssen vollkommen frei von Farbsignalen sein. Die farbkodierte Strömungsdarstellung darf nicht auf die Gefäßwand übergreifen.

Mangelhaftes Farbsignal: Häufige Ursache einer mangelhaften Farbdarstellung ist eine zu hohe Verstärkung des B-Bildes. Da in diesem Fall alle Bildpunkte von echter und scheinbarer morphologischer Information belegt sind, kann eine Zuordnung von Strömungsinformation nur noch ungenügend erfolgen. Bei der farbkodierten Strömungsdarstellung sollte daher immer auf eine niedrige B-Bild-Verstärkung geachtet werden.

Abb. 1.25 a und ba) Mangelhafte Farbdarstellung durch zu hohe B-Bild-Verstärkungb) Die deutlich verbesserte Farbdarstellung wurde ausschließlich durch Zurücknahme des B-Bild-Gains erzielt, alle übrigen Geräteeinstellungen blieben unverändert

1.8.4 Sample volume (Messvolumen)

Das Messvolumen (Sample volume) wird zentral im Gefäßlumen platziert.

Arterielles System: Die Größe des Sample volume sollte etwa 2/3 des Gefäßdurchmessers betragen. Die Arterienwand muss außerhalb des Messvolumens liegen, da ihre niederfrequenten Reflexionen mit hoher Amplitude eine Störung des Frequenzspektrums zur Folge haben.

Intrakranielle Arterien: Bei der Duplexsonografie der intrakraniellen Gefäße ist im Unterschied zum übrigen Arteriensystem eine ▶ Ausdehnung des Sample volumes auf den gesamten Gefäßdurchmesser sinnvoll.

Arterienstenosen: Das Messvolumen sollte entsprechend dem Durchmesser des Stenosekanals verkleinert werden. Bei zu großem Sample volume sind störende Artefakte durch die Bewegung der Gefäßwand zu erwarten. Andererseits ist ein sehr kleines Sample volume oft mit einem intensitätsschwachen Dopplersignal verbunden, da die Anzahl der Reflektoren gering ist.

Venöses System: Bei Untersuchung des Venensystems kann das Messvolumen auf den gesamten Gefäßdurchmesser ausgedehnt werden, da die Venenwand infolge fehlender Pulsation keine Störechos erzeugt.

1.8.5 Geschwindigkeitsbereich / Pulsrepetitionsfrequenz (PRF)

Arterielles System:

CW-Doppler-Stiftsonde: Der Bereich der Frequenzverschiebung soll so gewählt werden, dass das Frequenzspektrum oder die Analogkurve ausreichend groß dargestellt werden. Die Größe des Signals sollte etwa die Hälfte bis 3/4 des Darstellungsbereiches umfassen.

PW-Doppler: Bei sämtlichen duplexsonografischen Untersuchungen des arteriellen Systems mittels PW-Dopplertechnik werden Geschwindigkeitsbereich bzw. PRF und Nulllinie so eingestellt, dass die über einem nicht pathologisch veränderten Segment ableitbare Spitzengeschwindigkeit ohne Alias-Phänomen zur Darstellung kommt. Als Grundeinstellung kann eine Maximalgeschwindigkeit von 1,4 – 1,8 m/s in antegrader Richtung gewählt werden. Bei Positionierung der Nulllinie im unteren Drittel der Skala ist noch eine ausreichende Darstellung des frühdiastolischen Rückstroms gewährleistet. Bei einer Arbeitsfrequenz von 5 MHz entspricht einer Geschwindigkeit von 1,4 m/s bei einem Beschallungswinkel von 60° eine Dopplerfrequenzverschiebung von ca. 2,6 KHz.

Farbdoppler: Der Geschwindigkeitsbereich der Farbskala muss so eingestellt werden, dass die höchsten physiologischen Geschwindigkeiten ohne Farb-Alias-Phänomen wiedergegeben werden. Als Grundeinstellung der farbkodierten Strömungsdarstellung ist ein Bereich von ± 2,5 KHz bzw.± 32 cm/s sinnvoll. Üblich ist eine symmetrische Skalierung mit Position der Nulllinie in der Mitte des Farbbalkens. Abhängig vom Gerätehersteller erfolgt die Einteilung der Farbskala in Kilohertz (Primärinformation) oder cm/s. Die Frequenzverschiebungen sind von der Arbeitsfrequenz des gepulsten Farbdopplers abhängig. Die daraus errechneten Geschwindigkeitsangaben unterscheiden sich von den tatsächlichen Strömungsgeschwindigkeiten, da eine Winkelkorrektur der einzelnen ▶ Farb-Sample volumes nicht möglich ist.

Venöses System:

CW-Doppler: Der Bereich der Frequenzverschiebung soll so gewählt werden, dass das Frequenzspektrum oder die Analogkurve ausreichend groß dargestellt werden. Zur Durchführung von Refluxtests sollte die Nulllinie in der Mitte des Messbereichs liegen.

PW-Doppler: Geschwindigkeitsbestimmungen der venösen Strömung sind ohne diagnostische Bedeutung und werden nicht durchgeführt, eine Winkelkorrektur ist nicht nötig. Der Geschwindigkeitsbereich oder die PRF sollten so niedrig gewählt werden, dass eine Signaldarstellung mit ausreichender Amplitude gewährleistet ist und Provokationsmanöver eindeutig beurteilbar sind. Zur Durchführung von Refluxtests ist die Lage der Nulllinie in der Mitte des Messbereichs sinnvoll.

Farbdoppler: Zur optimalen Farbfüllung des Gefäßlumens muss ein niedriger Geschwindigkeitsbereich eingestellt werden. Als Grundeinstellung ist ein Bereich von ± 1,2 KHz bzw. ± 14 cm/s bei symmetrischer Skalierung zu empfehlen, bei sehr langsamer Strömung kann eine weitere Reduktion des Geschwindigkeitsbereichs z. B. auf ± 0,6 KHz bzw. ± 8 cm/s erfolgen. Noch niedrigere Werte sind möglich, jedoch wenig praktikabel, da hier bereits Verschiebungen des Schallkopfes zu erheblichen Farbartefakten führen können. Außerdem wird der Bildaufbau durch die niedrige Pulsrepetitionsfrequenz stark verlangsamt.

1.8.6 Wandfilter

Synonym: Hochpassfilter.

Funktion: Der Wandfilter eliminiert niedere Frequenzanteile beidseits der Nulllinie. Er dient in erster Linie der Unterdrückung niederfrequenter Echos mit hoher Amplitude, die Folge der pulsatilen Bewegung der Arterienwand sind.

Bei Ableitung arterieller Signale als Analogkurve oder Frequenzspektrum ist ein Wandfilter von 100 – 150 Hz sinnvoll.

Bei farbkodierter Untersuchung muss die Gefäßwand frei von Farbüberlagerungen dargestellt werden. Dies gelingt in der Regel mit einem Farb-Wandfilter von 200 – 300 Hz. Außerdem ist auf eine ▶ korrekte Gain-Einstellung zu achten.

Im venösen System werden wesentlich geringere Frequenzverschiebungen registriert, sodass durch einen Wandfilter von 150 Hz bereits erhebliche Anteile der venösen Strömungsinformation unterdrückt werden können. Sowohl bei CW- und PW-Dopplertechnik als auch der farbkodierten Untersuchung der Venen sollte der Hochpassfilter höchstens 50 Hz betragen.

Eine Ausnahmesituation stellen arteriovenöse Fisteln dar, bei denen erhebliche Vibrationen auf das umgebende Gewebe übertragen werden. Bei der farbkodierten Untersuchung ist in diesem Sonderfall ein Wandfilter von 400 – 600 Hz angebracht.

1.9 Artefakte

1.9.1 Grundlagen

Definition: Artefakte sind Abbildungsphänomene im Ultraschallbild, denen keine anatomische Struktur zugeordnet werden kann. Sie entstehen durch physikalische Effekte bei Ausbreitung der Ultraschallwellen im Gewebe.

Vorkommen: Artefakte werden nicht nur bei der B-Bild-Sonografie, sondern auch bei Anwendung der verschiedenen Dopplertechniken beobachtet. In der Regel treten sie als Zusatzstrukturen in der sonografischen Darstellung in Erscheinung.

Bewertung: Artefakte können die Interpretation der Befunde erheblich erschweren. Wiederholungsechos oder Spiegelartefakte im Gefäßlumen können beispielsweise zur Fehldiagnose einer Dissektionsmembran führen. Andererseits wird durch bestimmte Artefakte die diagnostische Aussage erleichtert, z. B. der Nachweis einer Zyste durch dorsale Schallverstärkung.

1.9.2 Schallschatten

Synonym: Schallauslöschung.

Entstehung: Durch Auftreffen von Ultraschall auf Grenzflächen mit sehr starker Reflexion und/oder Absorption der Schallwellen. Typisch ist das Auftreten eines Schallschattens beim Auftreffen von Ultraschall auf kalkhaltige Strukturen wie Knochen, Gallenblasen- und Nierensteine sowie stark kalzifizierte Plaques. Im Bereich des Schallschattens ist eine diagnostische Aussage nicht mehr möglich ( ▶ Abb. 1.26).

Bedeutung:

Bei Untersuchung des Arteriensystems sind Schallschatten infolge Plaquebildungen häufig zu beobachten. Bei starker Kalzifizierung kann die Schallauslöschung die Ableitung von Dopplersignalen und die farbkodierte Strömungsdarstellung behindern. Bei schallkopfnaher Lage kalzifizierter Plaques kann die Oberflächenbeurteilung der schallkopffernen Gefäßwand erschwert sein. Durch Kippen des Schallkopfes oder Wahl einer anderen Darstellungsebene kann das Problem in der Regel behoben werden.

Bei Untersuchung der ▶ Vertebralarterie dienen die Schallschatten der Querfortsätze gewissermaßen als Leitstruktur zum Auffinden des Gefäßes. Am Unterschenkel sind die Schallschatten von Tibia und Fibula hilfreich zur Zuordnung der tiefen ▶ Unterschenkelvenengruppen.

Abb. 1.26 Farbkodierte Strömungsdarstellungen: Schallschatten unmittelbar im Bereich von Karotisstenosen

1.9.3 Dorsale Schallverstärkung

Entstehung: Treffen Ultraschallwellen auf einen flüssigkeitsgefüllten Hohlraum, z. B. eine Zyste, so werden sie hier sowohl beim Durchdringen dieser Struktur als auch nach Reflexion in der Tiefe weniger abgeschwächt als im umliegenden soliden Gewebe ( ▶ Abb. 1.27