Sonografie in der Neurologie E-Book

• Herausgeber: Thieme
• Kategorie: Fachliteratur
• Serie: Referenzreihe Neurologie
• Sprache: Deutsch

Seitenzahl: 597

Veröffentlichungsjahr: 2016

Beschreibung

Die komplexe Materie der Neurosonografie - übersichtlich und didaktisch klar gegliedert. Das Grundlagenbuch führt ausführlich in die Untersuchungsmethoden ein. Es beschreibt vollständig und prägnant die Indikationen für eine Neurosonografie einschließlich Befundinterpretation und Differenzialdiagnose sowie deren klinischen Konsequenzen und verweist auf mögliche Fehler.

Das Standardwerk komplett neu überarbeitet in der 3. Auflage:

• detaillierte Neubearbeitung der Klassifikation extra- und intrakranieller Stenosen,
• Darstellung neuer technischen Entwicklungen und Untersuchungstechniken (Orbitasonografie, Nerv- und Muskelsonografie, Gefäßwand- und Plaquedarstellung, transkranielle Sonografie),
• umfangreiche Normwerttabellen.

Das ideale Buch zum Lernen und Nachschlagen für Fachärzte und Weiterbildungsärzte der Neuromedizin sowie zur Vorbereitung auf ein nationales oder internationales Ultraschallzertifikat.

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

Leseprobe

Sonografie in der Neurologie

Manfred Kaps, Gerhard-Michael von Reutern, Erwin Stolz, Hans Joachim von Büdingen

Jens Allendörfer, Dirk Wolfgang Droste, Henrich Kele, Heidrun H. Krämer-Best, Bernhard Rosengarten, Günter Seidel, Thomas Staudacher

3., aktualisierte und überarbeitete Auflage

315 Abbildungen

Geleitwort der Reihenherausgeber

Bis in die jüngste Vergangenheit konnten die Krankheiten des neurologischen Fachgebiets in einem einzigen (wenn auch des Umfangs wegen mehrbändigen) Werk zusammengefasst werden. Dem Fortschritt in der wissenschaftlichen Erkenntnis wurde durch Neuauflagen im Abstand von mehreren Jahren nach Überarbeitung jeweils des Gesamtwerks Rechnung getragen. Solche Bücher können aus technischen Gründen den Wissenszuwachs der letzten 3–4 Jahre vor ihrem Erscheinen nicht mehr berücksichtigen. Sie können raschen Entwicklungen nicht folgen und sind daher nur begrenzt aktuell. Dieses Konzept ist deshalb nicht mehr zeitgemäß.

Die Neurologie hat in den letzten Jahrzehnten neben ihrer bekannten Dominanz in der Diagnostik große und teilweise spektakuläre Fortschritte in der Therapie wichtiger und häufiger Krankheiten gemacht. Beispiele dafür sind die verbesserte Schichtbildgebung und funktionelle Bildgebung, die Genetik oder die verbesserten Labortests auf diagnostischem Sektor und die Behandlung der degenerativen Erkrankungen, der multiplen Sklerose oder der Epilepsien auf dem therapeutischen Sektor. Für die einzelnen Krankheiten und Krankheitsgruppen ist die Dynamik der Weiterentwicklung unterschiedlich. Auf der einen Seite lassen sich Bereiche mit langjährig gültigen Aussagen in Diagnostik und Therapie erkennen, auf der anderen Seite zeichnen sich entwicklungsträchtige Gebiete mit teilweise fast explosionsartigem Wissenszuwachs ab.

Diese Besonderheiten unseres Faches müssen in der Vermittlung des aktuellen Wissensstands heute und zukünftig berücksichtigt werden. Das lässt sich in einem Standardwerk nur realisieren, wenn neue Entwicklungen und Erkenntnisse kurzfristig eingearbeitet werden können. Voraussetzung dafür ist, dass der Umfang der einzelnen Teile überschaubar ist, die Zahl der beteiligten Autoren beschränkt und die Kapitel mit unveränderter Gültigkeit auf ein Minimum reduziert werden. Solche Überlegungen führten unmittelbar dazu, das Grundkonzept eines umfassenden einbändigen Werkes und seiner periodischen Neuauflage aufzugeben zugunsten einer Untergliederung in kleinere Einzelbände mit Bezug zu einzelnen Krankheitsgruppen, welche die Möglichkeit zur themenzentrierten Überarbeitung und Neuauflage in sehr kurzen oder langen Zeitintervallen bietet.

Aus diesen Überlegungen resultiert die Zweiteilung in klinische und methodische Themenbände und die Aufteilung in Krankheitsgruppen mit besonders raschem Wissensumsatz wie dem Schlaganfall oder den Bewegungsstörungen und andere mit geringerer Dynamik. Damit wird auch ein rasches Reagieren auf Neuentwicklungen bei bislang noch weniger dynamischen Gebieten möglich. Der Leitgedanke der Referenzreihe Neurologie ist es, dem Neurologen in Praxis und Klinik ein Standardwerk mit unmittelbarem Praxisbezug und größtmöglichem Nutzen für den klinischen Alltag zur Verfügung zu stellen. Deshalb wird neben der Darstellung von Klinik, Pathophysiologie und Epidemiologie Wert gelegt auf Empfehlungen zu ökonomischer Diagnostik und auf abgestufte Empfehlungen zur Therapie, unter Berücksichtigung der verfügbaren Leitlinien und Gewichtung nach evidenzbasierten Kriterien. Die Realisierung der Einzelbände erfolgt durch die jeweiligen Bandherausgeber, die mit großem Einsatz die besten Autoren unseres Landes zur Mitarbeit gewinnen konnten. Unser besonderer Dank gilt den Herausgebern dieser Buchtitel für ihre engagierte Kooperation und den Autoren für die praktische Umsetzung dieses Konzepts. Dem Georg Thieme Verlag danken wir für die überlegte und nach bewährter Weise auch im Detail vorzügliche Ausstattung der Einzelbände dieser Reihe.

Ultraschallmethoden sind heute in der Neurologie Routine und Standard. Bis Mitte der 70er-Jahre des letzten Jahrhunderts gab es in der Diagnostik vaskulärer Erkrankungen nur die Computertomografie mit unzureichender Auflösung, die gerade eben erlaubte, eine Blutung auszuschließen, und daneben die Angiografie durch Direktpunktion der A. carotis und der A. vertebralis. Jeder Assistent, der damals in der Neurologie seine Ausbildung begann, musste die diagnostische Angiografie erlernen, da dies die einzige Möglichkeit war, Stenosen und Verschlüsse der hirnversorgenden Arterien zu identifizieren.

Die Neurosonologie bestand zu dieser Zeit vorwiegend in der Messung der Mittellinienstrukturen mit der Echoenzephalografie. Hans-Joachim Freund und Hermann Kapp hatten in den 60-Jahren schon mit der Echoenzephalografie intrakranielle Gefäßpulsationen nachgewiesen, Freund sah als Erster in Deutschland die diagnostischen Möglichkeiten der Doppler-Sonografie für die Neurologie und setzte Anfang der 70er-Jahre das von Pourcelot entwickelte Doppler-Sonografiegerät in der Freiburger Neurologischen Klinik ein. Gleichzeitig erfolgten die ersten Versuche der Echtzeitechoenzephalografie mit einem Sektorscanner, ein Prinzip, welches eine der Grundlagen für die heutige transkranielle Duplexsonografie bildete. Durch seine Freiburger Mitarbeiter von Büdingen, von Reutern und Hennerici breitete sich dann der Einsatz der Doppler-Sonografie in Deutschland aus. Die diagnostischen Möglichkeiten wurden rasch durch die detaillierte Gefäßabbildung mit der Duplexsonografie ergänzt und die diagnostische Lücke der intrakraniellen Gefäße wurde mit der Entwicklung der transkraniellen Doppler-Sonografie durch Rune Aaslid 1982 geschlossen.

Die Herausgeber und die weiteren Autoren haben in einer 3. überarbeiteten Auflage des Buches in dieser Reihe eine umfassende Übersicht über die neurologische Ultraschalldiagnostik auf über 300 Seiten ausgearbeitet. Sie haben es verstanden, deren vielfältige Aspekte von den technischen und anatomischen Grundlagen bis zu den einzelnen klinischen Anwendungen im Bereich der Gefäßdiagnostik, der Bildgebung zerebraler Strukturen und der Nerven dem interessierten Leser auf neuestem Stand, didaktisch gelungen und anregend zu vermitteln. Der Band „Sonografie in der Neurologie“ zeichnet sich des Weiteren durch seine große Zahl exzellenter Abbildungen und Fallbeispiele aus und ist somit sicher für jeden, der Ultraschall in der Neurologie betreibt, ein unabdingbarer Bestandteil seiner Bibliothek.

Dresden, Essen, Kiel im Juni 2016

Heinz Reichmann

Hans-Christoph Diener

Günther Deuschl

Vorwort der Bandherausgeber

„Die lohnendsten Forschungen sind diejenigen, welche, indem sie den Denker erfreu'n, zugleich der Menschheit nutzen.“

Christian Doppler (1803–1853)

40 Jahre nach den ersten deutschsprachigen Arbeiten zur direktionellen Doppler-Sonografie der A. supratrochlearis und der hirnversorgenden Halsarterien „können wir uns neurologische Diagnostik ohne Ultraschall gar nicht mehr vorstellen“ (Arning 2016).

Die rasche Entwicklung der Neurosonologie erfordert stetig Neuauflagen wie auch Neuerscheinungen. Das vorliegende Buch ist beides zugleich: einerseits eine weitere Neuauflage des erstmals 1982 im Georg Thieme Verlag erschienen „Klassikers“ von H. J. von Büdingen, G. M. von Reutern und H.-J. Freund „Doppler-Sonographie der extrakraniellen Hirnarterien“, andererseits eine Neuerscheinung in der Referenzreihe Neurologie bei Thieme. Sie wendet sich gezielt an Fachärzte in der Weiterbildung und stellt Praxisorientierung in den Vordergrund. Weiterhelfen soll sie auch denen, die nach den Ausbildungsrichtlinien der Fachgesellschaften DGKN und DEGUM die speziellen Ultraschallzertifikate anstreben. Unser Buch verfolgt somit das Ziel, neurosonologische Grundlagen, Untersuchungstechniken und diagnostische Kriterien zu vermitteln, um dann die Untersuchungsergebnisse in den Gesamtkontext neurologischen Handelns einzubringen. Nachdem in den vergangenen Jahrzehnten dank der technischen Entwicklungen die vermeintlichen Grenzen des Darstellbaren durch Ultraschall immer wieder überschritten wurden, rücken zunehmend klinische Bezüge in den Mittelpunkt der Aufmerksamkeit. Getrieben wird diese Entwicklung nicht nur durch die eindrucksvollen Fortschritte in der Therapie des Schlaganfalls und anderer neurologischer Erkrankungen, sondern auch durch die aktuellen Veränderungen unseres Gesundheitssystems und die hiermit verbundenen Anforderungen an die Qualität, Evidenz und auch Effizienz einer Untersuchungsmethode.

Seit der letzten Auflage unseres Buches 2005 hat die Verfügbarkeit qualitativ hochwertiger Computer- und Kernspinangiografien (CTA und MRA) für die Akutdiagnostik des Schlaganfalls durch die weitgehend flächendeckende Einrichtung von Stroke-Units zugenommen. Die Untersuchungszeit konnte deutlich verkürzt werden.

Vielfach werden CTA, MRA und Ultraschall in der Schlaganfallversorgung als kompetitive Methoden begriffen. Tatsächlich handelt es sich aber um komplementäre Verfahren, mit denen auf der Basis sehr unterschiedlicher physikalischer Prinzipien Bilder zur Darstellung der Blutströmung erzeugt werden. Mit Blick auf eine spezielle klinische Fragestellung ist jeweils das eine oder andere Verfahren indiziert. Auch die 24-h-Verfügbarkeit und die Kooperationsfähigkeit der Patienten spielt dabei eine Rolle. Es obliegt dem behandelnden Neurologen, hier eine sachgerechte Auswahl zu treffen.

Wie jede andere anspruchsvolle Methode ist auch die Ultraschalldiagnostik „untersucherabhängig“. Während für die Ausübung anderer bildgebender Verfahren jahrelange spezielle fachärztliche Weiterbildung vorausgesetzt wird, sollen Neurologen diese Methode im Rahmen der normalen Weiterbildung erlernen. Leider bleibt dafür wegen der zunehmenden Leistungsverdichtung immer weniger Zeit. Die besondere Kompetenz der Neurologen für die Behandlung von Schlaganfallpatienten liegt aber im vertieften Verständnis der Pathophysiologie, welches durch eigene Ultraschalluntersuchungen und nicht durch das Ausfüllen von Anforderungsformularen für eine CTA oder MRA erreicht wird. Hierin liegt der besondere Mehrwert der vaskulären Ultraschalldiagnostik für unsere Patienten und für diejenigen Neurologen, die diese Methode sinnvoll zu nutzen verstehen.

Die Neurosonologie ist auf dem Weg, in immer breitere Anwendungsbereiche vorzudringen. So ist in dem vorliegenden Buch ein Kapitel der Nerven- und Muskelsonografie gewidmet. Man hätte hierfür auch deutlich mehr Platz eingeräumt, wenn der Umfang des Buches dies zugelassen hätte. Obwohl die Nerven- und Muskelsonografie schon seit Langem angewendet wird, nimmt sie aktuell, bedingt durch eine technisch enorm verbesserte Bildqualität, eine rasante Entwicklung. Nicht zuletzt ist dies am starken Interesse an einschlägigen Ultraschallkursen ablesbar. Im engen inhaltlichen Zusammenhang mit elektrophysiologischen Befunden werden sich Erkrankungen des peripheren Nervensystems mit sonografischen Zusatzinformationen in Zukunft sehr viel genauer differenzieren lassen.

Eine besondere didaktische Neuerung in diesem Buch ist die Verwendung von QR-Codes. Hiermit wird dem Leser ermöglicht, der Pathophysiologie „online“ zuzuschauen und zu sehen, wie Ultraschallbilder „leben“ und welche zusätzlichen Informationen daraus erwachsen.

Beim Layout wurde auf Übersichtlichkeit geachtet, sodass der Leser schnell und gezielt nachschlagen kann. Der Platz des Buches sollte daher ebenso in der Bibliothek wie beim Ultraschallgerät sein.

Besonderer Dank geht an die Autoren einzelner Beiträge, die mit ihrer besonderen Erfahrung in den besprochenen Anwendungen die Aktualität des Buches garantieren. Da mit ihnen eine langjährige Zusammenarbeit besteht, fügen sich ihre Ausführungen gut in das Ganze.

Darüber sollen nicht die vielen technischen Assistentinnen und wissenschaftlichen Mitarbeiter vergessen werden, die hier nicht genannt werden können. Sie haben mit Rat und Tat über eine lange Zeit mitgewirkt. Wir möchten erneut unseren neuroradiologischen Kooperationspartnern in Freiburg, Ravensburg, Lübeck, Gießen und Frankfurt danken, die uns Referenzbilder zur Verfügung stellten und unsere Ansprechpartner bei der Diskussion bildgebender Befunde waren.

Viele neue Abbildungen und Textpassagen erforderten eine umfangreiche, sorgfältige und bisweilen auch Geduld fordernde Bearbeitung durch das Projektmanagement des Thieme Verlags. Hier sind wir Frau Heide Addicks und Frau Korinna Engeli zu besonderem Dank verpflichtet.

Gießen, Bad Nauheim, Frankfurt am Main, Schlier, im August 2016

Manfred Kaps

Gerhard-Michael von Reutern

Erwin Stolz

Hans Joachim von Büdingen

Inhaltsverzeichnis

Geleitwort der Reihenherausgeber

Vorwort der Bandherausgeber

1 Physikalische und technische Grundlagen der Ultraschallanwendung

1.1 Ultraschallphysik

1.2 Interaktion von Ultraschall mit Gewebe

1.2.1 Ultraschallabschwächung

1.2.2 Praktische Konsequenzen für die Gerätebedienung

1.2.3 Ultraschallreflexion und -brechung

1.2.4 Ultraschallstreuung

1.2.5 Bildverbesserungstechniken durch Speckle-Reduktion

1.2.6 Ultraschallausbreitung in biologischen Geweben

1.3 Ultraschallerzeugung und -aussendung

1.4 Richtungscharakteristik und räumliches Auflösungsvermögen von Ultraschall

1.4.1 Richtungscharakteristik

1.4.2 Räumliches Auflösungsvermögen von Ultraschall

1.4.3 Einstellgröße bei der Gerätebedienung

1.5 Doppler-Effekt und Doppler-Geräte

1.5.1 Doppler-Effekt

1.5.2 Doppler-Geräte

1.6 Analyse und Darstellung des Doppler-Frequenzspektrums

1.6.1 Analysemethoden

1.6.2 Darstellungsarten des Doppler-Frequenzspektrums

1.6.3 Messparameter der Spektrumanalyse

1.7 Prinzipieller Aufbau und Funktionsweise von Doppler-Geräten

1.7.1 Einstellgrößen bei der Gerätebedienung

1.8 B-Bild-Sonografie

1.8.1 Konventionelles B-Bild-Verfahren, B-Mode

1.8.2 Methoden zur B-Bild-Verbesserung

1.8.3 Einstellgrößen bei der Gerätebedienung

1.8.4 Schallköpfe für die B-Bild-Darstellung, Scansysteme

1.8.5 B-Bild-Artefakte

1.8.6 M-Mode-Verfahren

1.9 Farbduplexsonografie

1.9.1 Technisches Prinzip der richtungssensitiven Frequenz- bzw. Geschwindigkeitskodierung

1.9.2 Power-Mode: amplituden- oder intensitätsgewichtete Darstellung

1.9.3 B-Flow-Verfahren

1.9.4 Einstellgrößen bei der Gerätebedienung

1.9.5 Artefakte der Farbduplexsonografie

1.10 Doppler-Verfahren in der Farbduplexsonografie

1.11 Farbduplexsonografiesysteme

1.12 Flussvolumenmessung

1.13 Echokontrastverstärkung und Bubble-Technologie

1.13.1 Grundlagen und Wirkprinzipien

1.13.2 Klinische Anwendungen

1.13.3 Sicherheit und messtechnische Besonderheiten beim Einsatz von Echosignalverstärkern

1.14 Bioeffekte und Sicherheit der diagnostischen Ultraschallanwendung

1.14.1 Potenzielle Schädigungsmechanismen

1.14.2 Biophysikalische Sicherheitsindizes

1.14.3 Empfehlungen zur Anwendung von diagnostischem Ultraschall

2 Anatomie des Hirnkreislaufs

2.1 Einführung

2.2 Extrakranielle Hirnarterien

2.2.1 Karotissystem

2.2.2 Vertebrobasiläres System

2.3 Intrakranielle Hirnarterien

2.3.1 Karotissystem

2.3.2 Vertebrobasiläres System

2.3.3 Circulus arteriosus cerebri (Willisii)

2.4 Anatomie der hirndrainierenden Venen

2.4.1 Intrakranielle Venen und Sinus

2.4.2 Extrakranielle Venen

3 Anatomie und Pathologie der Hirngefäßwände

3.1 Wandaufbau der Hirnarterien

3.2 Darstellung der normalen Gefäßwand, Intima-Media-Dicke

3.2.1 Geräte und Geräteeinstellungen

3.3 Pathologische Wandveränderungen

3.3.1 Arteriosklerose

3.3.2 Arteriitis

3.3.3 Dissektionen

3.4 Intraluminale Thromben

4 Hämodynamische Grundlagen und Spektrumanalyse der Strömungssignale

4.1 Allgemeine Hinweise

4.2 Stromstärke, Druck und Strömungswiderstand

4.3 Strömungsgeschwindigkeit

4.4 Laminare, turbulente und gestörte Strömung

4.4.1 Laminare Strömung

4.4.2 Turbulente Strömung

4.4.3 Gestörte Strömung

4.5 Einfluss der Gefäßgeometrie auf die Strömung

4.6 Strömungspulskurve

4.7 Doppler-Strömungskurven

4.7.1 Einfluss von Gefäßradius und Strömungswiderstand

4.7.2 Einfluss von Herzrhythmusstörungen

4.7.3 Einfluss der Gefäßelastizität

4.8 Einfluss morphologischer und strömungsphysiologischer Variablen auf das Strömungsspektrum (Frequenzzeitspektrum)

4.8.1 Maximalfrequenz

4.8.2 Diastolische Strömungsgeschwindigkeit, Pulsatilität

4.8.3 Bandbreite des Spektrums

4.9 Qualitative Beschreibung des Strömungsspektrums

4.9.1 Normale Spektren

4.9.2 Spektren bei gestörter Strömung

5 Untersuchung der extrakraniellen Hirnarterien (Technik, Normalbefunde und Fehlermöglichkeiten)

5.1 Allgemeine Hinweise

5.2 Doppler-Sonografie

5.2.1 Allgemeines zur Untersuchungstechnik

5.2.2 Differenzierung der einzelnen Halsgefäße

5.2.3 Äste der A. ophthalmica

5.3 Duplexsonografie der extrakraniellen Hirnarterien

5.3.1 Farbduplexsonografie der Karotiden

5.3.2 Farbduplexsonografie der Vertebralarterien

6 Transkranielle Ultraschalldiagnostik – Untersuchungstechnik und Normalbefunde

6.1 Allgemeine Hinweise

6.2 Akustische Schallfenster

6.2.1 Temporales Schallfenster

6.2.2 Nuchales (foraminales) Schallfenster

6.3 Methodik der transkraniellen Farbduplexsonografie

6.3.1 Die Standarduntersuchung der basalen Hirnarterien

6.3.2 pw-Doppler-Sonografie als Teil der TCCS

6.3.3 Untersuchungsmethoden der TCCS jenseits der Routine

6.4 B-Bild-Sonografie des Hirnparenchyms (TCS)

6.4.1 Einstellungen

6.4.2 Strukturen

6.5 Methodik der transkraniellen Doppler-Sonografie (TCD)

6.5.1 Transtemporale Untersuchung des Circulus arteriosus Willisii

6.5.2 Transnuchale (transforaminale) Untersuchung des vertebrobasilären Systems

6.5.3 Transorbitale Untersuchung der A. ophthalmica (AO) und der A. carotis interna (ACI)

6.6 Referenzwerte für intrakranielle Arterien und Venen

6.7 Standardmäßig untersuchte intrakranielle Arterien

7 Untersuchung und Krankheitsbilder der hirndrainierenden Venen

7.1 Untersuchung der V. jugularis interna

7.1.1 Thrombosen der V. jugularis interna

7.1.2 Ultraschallgesteuerte Katheterisierung

7.2 Untersuchung des Klappenapparats der V. jugularis interna

7.2.1 Klinische Konsequenzen der Venenklappeninsuffizienz

7.3 Untersuchung intrakranieller Venen und Sinus

7.3.1 Schallfenster

7.3.2 Transtemporaler Untersuchungsgang

7.3.3 Weitere Untersuchungsgänge

7.3.4 Ultraschallbefunde bei Sinus- und Hirnvenenthrombosen

7.3.5 Andere Anwendungen der venösen TCCS

8 Stenose- und Verschlusssignale

8.1 Einleitung

8.2 Befunde im Stenoseabschnitt

8.3 Poststenotische Befunde

8.4 Prästenotische Befunde

8.5 Rekrutierung nachgeschalteter Kollateralen

8.6 Hämodynamische Relevanz einer Stenose

8.7 Variabilität der Strömungsform

9 Stenosen und Verschlüsse des extrakraniellen Karotissystems

9.1 Einführung

9.2 Verschlüsse der A. carotis interna im Halsabschnitt

9.2.1 Befunde im Bereich des Verschlusses

9.2.2 Befunde in vor- und nachgeschalteten Abschnitten

9.2.3 Rekanalisation der A. carotis interna

9.3 Stenosen der A. carotis interna im Halsabschnitt

9.3.1 Angiografie und Ultraschalldiagnostik, allgemeine Prinzipien

9.3.2 Messung der Strömungsgeschwindigkeit

9.3.3 Graduierung von ACI-Stenosen mit der Doppler-Sonografie

9.3.4 Präokklusive Stenosen der A. carotis interna

9.3.5 Klinische Bedeutung der Bestimmung der Stenosegrade der ACI

9.3.6 Besondere diagnostische Probleme: kontralateraler ACI-Verschluss, Tandemstenose

9.3.7 Dissektionen der A. carotis interna

9.3.8 Zuverlässigkeit der Ultraschalldiagnostik im Bereich der Karotisbifurkation

9.4 Stenosen und Verschlüsse der A. carotis externa

9.4.1 Stenosesignal der ACE

9.4.2 Befunde an der A. supratrochlearis

9.4.3 Verschlüsse der A. carotis externa

9.5 Stenosen und Verschlüsse der A. carotis communis

9.5.1 Befunde bei Stenosen und Verschlüssen der A. carotis communis

9.6 Dissektion der A. carotis communis

10 Stenosen und Verschlüsse des vertebrobasilären Systems

10.1 Allgemeine Hinweise

10.2 Stenosen und Verschlüsse der A. subclavia

10.2.1 Stenosen der A. subclavia

10.2.2 Verschluss der A. subclavia

10.2.3 Befunde an der A. vertebralis (Steal-Effekte)

10.3 Stenosen und Verschlüsse des Truncus brachiocephalicus

10.3.1 Doppler-Sonografie

10.3.2 Farbduplexsonografie

10.4 Stenosen und Verschlüsse der Vertebralarterien und der A. basilaris

10.4.1 Extrakranielle Abschnitte der A. vertebralis

10.4.2 Intrakranielle Abschnitte der Aa. vertebrales und der A. basilaris

10.4.3 Intrakranielle Befunde bei Stenosen und Verschlüssen der A. subclavia und des Truncus brachiocephalicus

11 Extra- und intrakranielle Kollateralsysteme bei extrakraniellen Stenosen und Verschlüssen

11.1 Kollateralsysteme

11.1.1 Bedeutende Kollateralkreisläufe

11.1.2 Funktion der Kollateralen

11.1.3 Untersuchung der Kollateralen

11.2 Hämodynamik der Kollateralsysteme

11.3 Intrakranielle Kollateralen bei Verschlussprozessen der A. carotis interna

11.3.1 Kollateralversorgung über die A. communicans anterior (AcomA)

11.3.2 Kollateralversorgung über die A. communicans posterior (AcomP)

11.3.3 Leptomeningeale Kollateralen

11.4 Intrakranielle Kollateralen bei extrakraniellen Verschlussprozessen des vertebrobasilären Systems

11.5 Bewertung der Effektivität von Kollateralsystemen und klinische Relevanz

12 Stenosen und Verschlüsse der intrakraniellen Hirnarterien

12.1 Allgemeine Hinweise

12.2 Sonografische Kriterien

12.2.1 Stenosen

12.2.2 Verschlüsse

12.3 Indirekte Hinweise auf intrakranielle Stenosen oder Verschlüsse

12.4 Stenosen und Verschlüsse der distalen A. carotis interna

12.4.1 Stenosen

12.4.2 Verschlüsse

12.5 Stenosen und Verschlüsse der A. cerebri media

12.5.1 Stenosen

12.5.2 Verschlüsse der A. cerebri media

12.6 Stenosen und Verschlüsse der A. cerebri anterior

12.7 Stenosen und Verschlüsse der A. cerebri posterior

13 Gefäßmalformationen

13.1 Piale und durale arteriovenöse Malformationen

13.1.1 Pathophysiologie arteriovenöser Kurzschlüsse

13.1.2 Arteriovenöse (piale) Malformationen

13.1.3  Arteriovenöse Durafisteln

13.2 Aneurysmen

13.3 Glomustumoren

14 Funktionelle Doppler-Sonografie

14.1 Einführung

14.2 Neurovaskuläre Kopplung

14.2.1 Funktionsuntersuchungen im Bereich des Posteriorstromgebiets

14.3 Zerebrale Autoregulation

14.3.1 Leg-Cuff-Methode

14.3.2 Kipptischuntersuchungen

14.4 CO2-Reaktivität, zerebrovaskuläre Reservekapazität

14.4.1 Prinzip und Überlegungen für die klinische Anwendung

14.4.2 Reaktionstypen

14.4.3 Klinische Messmethoden

14.5 Offenes Foramen ovale und Rechts-links-Shunt

14.5.1 Häufigkeit und klinische Bedeutung

14.5.2 OFO-Test

14.6 Mikroemboliedetektion

14.6.1 Physikalische Grundlagen

14.6.2 Technische Grundlagen

14.6.3 Praktische Durchführung

14.6.4 Klinische Bedeutung

15 Verlaufs- und Überwachungsuntersuchungen

15.1 Allgemeine Hinweise

15.2 Neurovaskulärer Ultraschall als Screeningmethode

15.3 Neurovaskulärer Ultraschall im Umfeld der Karotisendarteriektomie

15.3.1 Präoperative Diagnostik

15.3.2 Intraoperatives TCD-Monitoring

15.3.3 Frühe postoperative Verlaufsuntersuchung

15.3.4 Langfristige postoperative Verlaufsuntersuchung

15.4 Intraprozedurales Monitoring bei Angioplastie und Stenteinlage

15.4.1 Frühe postinterventionelle Verlaufsuntersuchung

15.4.2 Langfristige postinterventionelle Verlaufsuntersuchung

15.5 Neurovaskulärer Ultraschall und asymptomatische Karotisstenosen

15.6 Intraoperatives Monitoring während herzchirurgischer Eingriffe

15.7 Gefäßultraschall auf der Stroke-Unit

15.7.1 Stellenwert der Neurosonografie im Thrombolysezeitfenster

15.7.2 Fast-Track-Untersuchung

15.7.3 Verschlussdiagnostik in der Akutphase des Hirninfarkts

15.7.4 Verlaufsuntersuchungen beim akuten Hirninfarkt

15.7.5 Überwachung des Lyseerfolgs und möglicher Komplikationen

15.8 Klinische Bedeutung des frühen Gefäßbefunds

15.9 Hirnparenchymbefunde beim akuten Schlaganfall

15.9.1 Intrakranielle Blutungen

15.9.2 Hirninfarkt

15.10 Subarachnoidalblutung und Vasospasmus

15.10.1 Subarachnoidalblutung

15.10.2 Vasospasmen

15.11 Meningitis und Enzephalitis

15.12 Intrakranielle Druckerhöhung und zerebraler Kreislaufstillstand

15.12.1 Variablen der zerebralen Hämodynamik

15.12.2 Hirntoddiagnostik

15.13 Hirnparenchymsonografie bei Bewegungsstörungen

15.13.1 Differenzialdiagnostik

15.14 Sonografie des Bulbus und des N. opticus

15.14.1 Einführung

15.14.2 Untersuchungstechnik und Sicherheitshinweise

15.14.3 Befunde bei erhöhtem Liquordruck

15.14.4 Darstellung der A. centralis retinae

16 Nerven- und Muskelsonografie

16.1 Sonografie bei Erkrankungen des peripheren Nervensystems

16.1.1 Untersuchungstechnik

16.1.2 Normaler nervensonografischer Befund

16.1.3 Pathologische Befunde

16.2 Muskelsonografie

16.2.1 Strukturelle Muskelsonografie

16.2.2 Sonomorphologische Darstellung von Faszikulationen

17 Normwerte

17.1 Allgemeine Hinweise

17.2 Extrakranielle Gefäße

17.2.1 Strömungsgeschwindigkeiten extrakranieller Arterien

17.2.2 Referenzwerte der ACC-Intima-Media-Dicke bei Normalpersonen ohne klassische Risikofaktoren

17.2.3 Gefäßdurchmesser extrakranieller Arterien

17.2.4 Widerstandsindizes extrakranieller Arterien

17.2.5 Flussvolumen extrakranieller Arterien

17.2.6 ACI/ACC-Index

17.2.7 Globale zerebrale Zirkulationszeit (ACI-V.-jugularis-interna-Methode)

17.3 Intrakranielle Gefäße

17.3.1 Strömungsgeschwindigkeiten intrakranieller Arterien

17.3.2 Widerstandsindizes intrakranieller Arterien

17.3.3 ACM/ACC-Index und AB/AV-Index

17.3.4 Vasomotorenreserve und Autoregulation

17.3.5 Strömungsgeschwindigkeiten intrakranieller Venen und Sinus

17.4 Referenzwerte für die B-Bild-Sonografie

17.4.1 Ventrikelsystem

17.4.2 Echogenität der Substantia nigra

17.5 Referenzwerte für die Orbitasonografie

17.5.1 Intraorbitale Gefäße

17.5.2 N. opticus und Optikusscheide

18 Zitierte und weiterführende Literatur

Anschriften

Sachverzeichnis

Impressum

1 Physikalische und technische Grundlagen der Ultraschallanwendung

1.1 Ultraschallphysik

In der Physik werden Transversal- und Longitudinalwellen (Quer- und Längswellen) unterschieden. Bei Transversalwellen erfolgt die Wellenauslenkung senkrecht zur Ausbreitungsrichtung; Beispiele sind die sich ausbreitende Oberflächenwelle nach dem Wurf eines Steins ins Wasser, eine La-Ola-Welle im Fußballstadion oder auch elektromagnetische Wellen. Im Gegensatz dazu erfolgt bei Longitudinalwellen die Auslenkung parallel zur Ausbreitungsrichtung. Der Prototyp hierfür sind Schallwellen, bei denen das Trägermedium der Welle durch periodische Druckschwankungen komprimiert oder expandiert wird.

Definition

Ultraschall

Ultraschall besteht aus Schallwellen, deren Frequenz so hoch ist, dass sie vom menschlichen Ohr nicht mehr wahrgenommen werden können (> 20.000 Hz). Üblicherweise liegen beim medizinischen Ultraschall die Frequenzen zwischen 1 und 20 MHz.

Schalldruckschwankungen führen im Überträgermedium zu einer entsprechenden Bewegung von Materieteilchen in Ausbreitungsrichtung und von ihr weg ( ▶ Abb. 1.1), d.h., die Ausbreitung von Schallwellen ist an das Vorhandensein eines Trägermediums gebunden. Schallwellen im Vakuum gibt es nicht. Schallwellen lassen sich wie andere Wellen auch durch die Größen Frequenz (f), Wellenlänge (λ), Periodendauer (T) und Amplitude (A) beschreiben. Zur Rekapitulation sind die Definitionen der wichtigsten Kenngrößen in ( ▶ Abb. 1.1) zusammengefasst.

SchallausbreitungWellenlänge und Frequenz verhalten sich umgekehrt proportional, sind aber auch nach Gl. ▶ Formel 1.1 mit der Schallausbreitungsgeschwindigkeit oder kurz Schallgeschwindigkeit (c) verknüpft. Mit steigender Frequenz nimmt die Wellenlänge ab.

(1.1)

Die Schallgeschwindigkeit (c) hängt entscheidend von Materialeigenschaften ab. Sie ist umso höher, je elastischer das Material und je geringer dessen spezifische Dichte ist, da die Auslenkung der Materieteilchen um die Ruhelage leichter ist.

WellenwiderstandJedes Material setzt der Ausbreitung von Schallwellen einen mehr oder weniger starken Widerstand entgegen ( ▶ Tab. 1.1). Analog zum Wechselstromwiderstand bezeichnet man diesen als akustische Impedanz (Z). Die Impedanz nimmt mit steigender spezifischer Dichte (ρ) zu. Sind die Schallwechseldrücke relativ niedrig, gilt ein linearer Zusammenhang nach Gl. ▶ Formel 1.2:

(1.2)

Mit zunehmendem Schalldruck wird es aber verhältnismäßig immer schwerer, das Trägermedium im Wellenberg zu komprimieren, als es im Wellental zu dilatieren, sodass bei hohen Schalldrücken diese Gleichung nicht mehr anwendbar ist und keine linearen Verhältnisse auftreten.

Weitere Größen Je nach Stärke der Ultraschallwellen können Nierensteine zertrümmert oder Feten im Mutterleib beurteilt werden. Für den sicheren Umgang mit Ultraschall sind folgende Größen von Bedeutung:

Akustische Energie:Sie wird in Joule (J) angegeben und entspricht der mechanischen Energie, die von der Welle transportiert wird. Sie ist proportional zum Quadrat der Schalldruckamplitude und hängt von Elastizität und Dichte des Materials ab.

Akustische Leistung:Sie bezeichnet die pro Zeiteinheit transportierte Energie in Watt (W).

Akustische Intensität:Sie ist definiert als die akustische Energie (E), die senkrecht zur Schallausbreitungsrichtung pro Flächeneinheit transportiert wird. Die Einheit der akustischen Intensität ist W/m2, üblicher ist aber die Angabe in W/cm2.

Merke

Risiko einer Gewebeschädigung

Das Risiko einer Gewebeschädigung durch Ultraschall nimmt mit zunehmender akustischer Leistung und insbesondere steigender Intensität zu (Näheres hierzu s. Kap. ▶ 1.11). Es ist für diagnostischen Ultraschall extrem gering.

Um einen Eindruck von der Bedeutung der Materialeigenschaften für den Ultraschall zu erhalten, gibt ▶ Tab. 1.1 verschiedene wichtige Parameter wieder.

Tab. 1.1

 Schallgeschwindigkeit (c), akustische Impedanz (Z), Absorptionskoeffizient (α) und Reflexionskoeffizient (r) in Abhängigkeit vom Material (nach

▶ [34]

,

▶ [38]

).

Medium

c [m/s]

Z [106 kg m–2 s–1]

α [dB cm–1]

r [im Verhältnis zu Wasser]

Wasser

1480

1,48

0,002

0

Blut

1570

1,61

0,2

0,01

Hirngewebe

1540

1,58

0,9

0,029

Fett

1450

1,33

0,6

0,042

Leber

1550

1,65

0,9

0,054

Muskel

1590

1,70

1,5–3,5

0,054

Schädelknochen

4000

7,80

13

0,614

Luft

330

0,00004

1,2

0,999

1.2 Interaktion von Ultraschall mit Gewebe

1.2.1 Ultraschallabschwächung

Bei der Schallausbreitung in einem Medium werden die Schallwellen längs ihres Ausbreitungswegs mehr oder weniger absorbiert ( ▶ Tab. 1.1). Dies ist natürlich auch im biologischen Gewebe der Fall. Der Absorptionsfaktor ist v. a. abhängig vom Material. Die Ultraschallabsorption hängt damit zusammen, dass Materialteilchen zur Fortpflanzung der Welle um ihre Ruhelage und gegenüber ihrer Umgebung beschleunigt werden und Energie durch innere Reibung als Wärme verloren geht.

Merke

Ultraschallabschwächung

Die Ultraschallabschwächung führt zu einer exponentiellen Abnahme des Schalldrucks, der Ultraschallamplitude und der Intensität mit zunehmender Eindringtiefe.

Gl. ▶ Formel 1.3 gibt den Sachverhalt für den Schalldruck in mathematischer Schreibweise wieder.

(1.3)

p0 bezeichnet den Schallausgangsdruck, px den Schalldruck nach Zurücklegen der Strecke x, f die Schallfrequenz und α den Abschwächungskoeffizienten. In biologischen Geweben besteht eine lineare Beziehung zwischen dem Abschwächungskoeffizienten und der Schallfrequenz, d.h., mit steigender Frequenz steigt der Abschwächungskoeffizient. Die Abschwächung wird gewöhnlich in Dezibel (dB) angegeben.

Für weiche Gewebe (Ausnahmen bilden Knochen- und Lungengewebe) gilt näherungsweise ein mittlerer Ultraschallabschwächungskoeffizient von α ≈ 0,6 dB/cm×MHz.

1.2.2 Praktische Konsequenzen für die Gerätebedienung

Zur Ultraschallabschwächung im Körpergewebe kommt es sowohl beim Weg in das Gewebe als auch auf dem Rückweg zur Ultraschallsonde, sodass in einem Sende- und Empfangszyklus eine erhebliche Ultraschallschwächung auftritt, die umso größer ist, je tiefer das untersuchte Organ liegt. Aus diesem Grunde erscheinen Ultraschallbilder im B-Mode (von „Brightness Modulation“, Darstellungsmethode der Sonografie) sondennah heller, sondenfern dunkler. Die Ausprägung dieses Effekts hängt stark von der benutzten Sendefrequenz der Sonde ab:

Fazit

Gerätebedienung

Je höher die Sendefrequenz, desto stärker ist die Ultraschallabschwächung und desto geringer ist die verwertbare Eindringtiefe in das Gewebe.

Das bedeutet, dass je nach Untersuchungsgebiet verschiedene Sonden benötigt werden ( ▶ Abb. 1.2), die über das Bedienfeld anzuwählen sind. Die für verschiedene Organe günstigsten Geräteeinstellungen werden als Softwareprogramm geladen.

Eindringtiefe Ultraschall.

Abb. 1.2Zusammenhang zwischen Sondenfrequenz, Eindringtiefe und Untersuchungsgebiet.

1.2.3 Ultraschallreflexion und -brechung

Treffen zwei in sich homogene Materialien mit unterschiedlichen Schallausbreitungsgeschwindigkeiten aufeinander, ändert sich an der sog. Grenzfläche beider Materialien die akustische Impedanz. Ist die Grenzfläche aus Sicht der auftreffenden Schallwellenfront eben und glatt, d.h., mögliche Unebenheiten sind wesentlich kleiner als die Wellenlänge der Schallwelle, wird an der Grenzfläche ein Teil der Schallwelle reflektiert. Der verbleibende Teil tritt in das 2. Medium über und wird gebrochen, d.h. aus der ursprünglichen Ausbreitungsrichtung abgelenkt ( ▶ Abb. 1.3a). Wie für die Lichtreflexion ist für den reflektierten Anteil der Reflexionswinkel gleich dem Einfallswinkel.

Das Verhältnis des reflektierten Schalldrucks (pr) zum Schalldruck der ursprünglich auftreffenden Schallwelle (p0) wird durch den Reflexionsfaktor (r) beschrieben. Der Reflexionsfaktor hängt eng mit der akustischen Impedanz der Materialien (Z1bzw. Z2) zusammen ( ▶ Tab. 1.1):

(1.4)

Die Ablenkung der weiterlaufenden Wellenfront bestimmt das Verhältnis der Schallgeschwindigkeiten und berechnet sich analog der Lichtbrechung ( ▶ Abb. 1.3a).

1.2.3.1 Praktische Konsequenz für die Gerätebedienung

Medizinische Ultraschallsonden müssen immer mittels Ultraschallgel mit dem Körper in Verbindung gebracht werden, denn Luft besitzt einen extrem hohen Reflexionsfaktor und einen relativ hohen Abschwächungskoeffizienten (s. ▶ Tab. 1.1), sodass ohne Verbindung über Kontaktgel kaum Ultraschall in Körpergewebe eindringen kann.

1.2.4 Ultraschallstreuung

Sind die Grenzflächen aus Sicht der Schallwellenfront rau, d.h., die Unebenheiten liegen in der Größenordnung der Wellenlänge, führt dies dazu, dass der reflektierte Anteil der Schallwelle über einen mehr oder weniger großen Raumwinkel gestreut wird ( ▶ Abb. 1.3b).

Zusatzinfo

Streuung

Die Streuung nimmt mit der Frequenz zu, denn mit geringerer Wellenlänge (f ~ 1/ λ) werden immer kleinere Unebenheiten zum Streuer.

Die Streuung hat für die Ultraschallbildgebung eine große Bedeutung, da in den seltensten Fällen die Gewebegrenzflächen ideal glatt sind und senkrecht zum Ultraschallstrahl stehen und somit entsprechend selten eine reine Reflexion zurück zur Ultraschallsonde erfolgt. Eine kontinuierliche Darstellung von Organkonturen ist damit nur durch Empfang von gestreuten Echos möglich. Die Streuung ist auch für das charakteristische Ultraschallbinnenmuster von Organen verantwortlich. Da der Ultraschallstrahl auf seinem Weg durch das Gewebe und nach Streuung auf dem Weg zur Sonde mehrfach erneut gestreut wird, überlagern sich mehrere Echos, die sich verstärken oder auslöschen können ( ▶ Abb. 1.4a).

Merke

Überlagerungsmuster verschiedener Echos

Das typische B-Mode-Bild resultiert aus einer Abbildung, die das Überlagerungsmuster (Interferenzmuster, ▶ Abb. 1.4b) verschiedener Echos (Acoustic Speckles) und nicht einzelner Streuer darstellt.

Ultraschallstreuung.

Abb. 1.4a Diffus gestreute Ultraschallwellen überlagern sich. Je nach Phasenlage kann es zu einer Verstärkung oder Auslöschung kommen.

b Daraus resultiert ein Interferenzbild mit Speckle-Muster.

Die korpuskulären Blutbestandteile, d.h. in der Hauptsache Erythrozyten, sind im Verhältnis zur Ultraschallwellenlänge klein, sodass an ihnen fast nur eine Streuung und keine reine Reflexion stattfindet.

1.2.5 Bildverbesserungstechniken durch Speckle-Reduktion

Die Echoüberlagerung (Acoustic Speckles) führt zu einem körnigen Bildeindruck mit schlecht definierten Gewebeübergängen. Verschiedene Techniken der Bildverbesserung durch Speckle-Reduktion machen sich zunutze, dass das Speckle-Muster durch zufällige Streuung und Überlagerung zustande kommt.

Compound ImagingBeim räumlichen „Compound Imaging“ wird dasselbe Gewebesegment aus verschiedenen Winkeln beschallt. Dies geschieht durch entsprechende elektronische Ansteuerung der Piezoelemente in der Sonde. Durch Überlagerung dieser verschiedenen Ultraschallabtastungen werden in allen Bildern auftretende Gewebeechos hervorgehoben, zufällig auftretende Speckles aber unterdrückt. Beim frequenzabhängigen Compound Imaging wird die Abtastung mit verschiedenen Sendefrequenzen durchgeführt; es ist in der Neurosonografie nicht gebräuchlich. „Compounding“ ist für Sektorsonden noch nicht erhältlich. Ein Nachteil ist, dass zwar die Bildqualität mit der Zahl der Überlagerungen zunimmt, sich jedoch die Schnelligkeit des Bildaufbaus verringert.

PostakquisitionsmethodenVerschiedene Hersteller haben Softwareprogramme entwickelt, um nach Empfang der kompletten Bildinformation Gewebeechos hervorzuheben und schwache Speckle-Signale zu unterdrücken. Dabei wird auch geprüft, inwieweit Echos eine räumliche Beziehung zueinander aufweisen – was für ein Gewebeecho spricht – oder eben nicht.

1.2.6 Ultraschallausbreitung in biologischen Geweben

Bei der Schallausbreitung in biologischen Geweben sind die Schallstreuung und tiefenabhängige Abschwächung die bestimmenden Faktoren. ▶ Tab. 1.1 fasst wichtige akustische Parameter biologischer Gewebe zusammen. Die Unterschiede zwischen weichen Geweben hinsichtlich spezifischer Dichte, Schallausbreitungsgeschwindigkeit, akustischer Impedanz und Reflexionsfaktor sind nur gering, während z.B. im Vergleich zu Knochen und Luft wesentliche Unterschiede bestehen:

Weiche Gewebe: Da sich die Schallgeschwindigkeiten in weichen Geweben nicht sehr unterscheiden, ist in ihnen der Brechungseffekt klein (Gl. ▶ Formel 1.5), sodass Brechungsfehler nur eine untergeordnete Rolle spielen. Der geringe Reflexionsfaktor ist entscheidend dafür, dass untereinanderliegende Gewebeschichten oder tiefer liegende Organe noch dargestellt werden können, da der größte Teil des Ultraschalls Grenzflächen in weichen Geweben passieren kann.

Knochen, Luft: Anders verhalten sich Knochen und insbesondere Luft. An einer Luftgrenzfläche tritt nahezu eine Totalreflexion ein.

1.3 Ultraschallerzeugung und -aussendung

Technische Grundlage der Ultraschallaussendung und des -empfangs sind piezoelektrische Materialien, die bei Anlegen einer elektrischen Spannung eine Formänderung ausführen bzw. durch auftreffenden Ultraschall verformt werden und dadurch eine Spannungsänderung induzieren ( ▶ Abb. 1.5). Obwohl häufig von „Sondenkristallen“ gesprochen wird, bestehen piezoelektrische Sondenelemente gewöhnlich aus polykristallinen Keramiken. Die Elemente haben Scheibenform (übliche Durchmesser von unter 1 mm bis 19 mm, Dicke 0,2–2 mm) oder sind rechteckig und werden als Transducer-Elemente bezeichnet. Sie befinden sich zusammen mit dämpfenden Materialien, die eine Ultraschallabstrahlung außerhalb der gewünschten Schallrichtung unterbinden, im Schallkopf. Zur Erzeugung des Ultraschalls wird eine Wechselspannung im Bereich der Resonanzfrequenz der Transducer-Elemente angelegt, um die Ultraschallabstrahlung durch mechanische Schwingung des Piezoelements im Takt der Wechselspannung zu optimieren. Die Resonanzfrequenz hängt von der Dicke des Materials ab. Für die optimale Aussendungsrichtung des Schallstrahls erfolgt der Übergang der ausgelösten Schallwelle ins Gewebe durch Anpassungsschichten und durch das Ultraschallkontaktgel, da der Ultraschall sonst an der Luftgrenzschicht stark gedämpft würde.

Piezoelektrische Materialien.

Abb. 1.5 Piezoelektrische Sondenelemente beim Senden und Empfangen.

1.4 Richtungscharakteristik und räumliches Auflösungsvermögen von Ultraschall

1.4.1 Richtungscharakteristik

Ein ausgesandter Ultraschallstrahl erzeugt im Gewebe ein sanduhrförmiges, 3-dimensionales Schallfeld ( ▶ Abb. 1.6), das zunächst konvergiert (Nahzone), dann aber divergiert (Fernzone). Die Stelle mit dem kleinsten Durchmesser des Schallfelds nennt manFokus. Die Nahzonenlänge (NZL), d.h. die Distanz zwischen Transducer und Fokus, hängt nach Gl. ▶ Formel 1.5 vom Transducer-Radius (a) und der Wellenlänge (λ) ab:

(1.5)

Der Durchmesser des Schallstrahls ist demnach abhängig von:

Transducer-Radius,

Abstand des Transducers vom Messort,

Wellenlänge und somit Frequenz ( ▶ Abb. 1.1).

Eine Erhöhung der Frequenz oder die Vergrößerung des Transducer-Radius verlängern demnach die Nahzone und können den Durchmesser des Schallstrahls (Schnittdicke) verkleinern. Dies ist wichtig für die erreichbare laterale Auflösung.

Richtungscharakteristik des ausgesandten Ultraschalls.

Abb. 1.6 In der Nahzone konvergiert der Ultraschall bis hin zum Fokus. Die Nahzonenlänge hängt von der Apertur (a; Öffnung) des Transducer-Elements ab. In der Fernzonenlänge divergiert der Ultraschall. Die Breite des Ultraschallfelds bestimmt die laterale Auflösung, die Pulslänge die axiale. Die Form des Ultraschallfelds ändert sich deshalb mit dem Abstand zum Transducer.

1.4.2 Räumliches Auflösungsvermögen von Ultraschall

1.4.2.1 Axiale Auflösung

Definition

Axiale Auflösung

Die axiale Auflösung ist der kleinste Abstand, den 2 in Schallausbreitungsrichtung hintereinanderliegende Strukturen haben können, um noch getrennt dargestellt zu werden.

Kontinuierlich sendende (und empfangende) Ultraschallsysteme (Kap. ▶ 1.5.2) besitzen keine axiale Auflösung, weil alle Strömungssignale entlang des Ultraschallstrahls gleichzeitig dargestellt werden und keine Zuordnung hinsichtlich der Tiefe, aus der empfangen wurde, besteht.

Bei gepulsten Ultraschallsystemen wird Ultraschall in kleinen Paketen (Pulsen) ausgesandt. Der wichtigste Parameter für die Auflösung gepulster Doppler-Systeme in Richtung des Schallstrahls ist die räumliche Länge der ausgesandten Ultraschallpulse: 2 in Schallausbreitungsrichtung hintereinanderliegende Strukturen können nur dann noch getrennt dargestellt werden, wenn ihr Abstand größer ist als die halbe Länge des Ultraschallpulses ( ▶ Abb. 1.7), d.h., wenn sie sich beim Empfang nicht überlappen:

(1.6)

Um die axiale Auflösung zu verbessern, muss die Pulslänge reduziert werden, was in erster Linie durch Reduktion der Wellenlänge und dementsprechend durch Erhöhung der Frequenz gelingt. Die axiale Auflösung wird also verbessert, wenn die Frequenz steigt. Allerdings nimmt mit steigender Frequenz auch die tiefenabhängige Ultraschallabschwächung zu.

Axiale und laterale Auflösung gepulster Doppler-Systeme.

Abb. 1.7a Axiale Auflösung: Hintereinanderliegende Strukturen können nur dann noch getrennt dargestellt werden, wenn ihr Abstand größer ist als die halbe Länge des Ultraschalpulses, da sich sonst die rückgestreuten Echos hintereinander liegender Objekte überlappten und so vom Gerät für das Echo eines einzigen Objektes interpretiert würde.

b Laterale Auflösung: Um in Schallrichtung nebeneinanderliegende Punktobjekte noch getrennt darstellen zu können, muss deren lateraler Abstand (Δx) mindestens so groß wie der entfernungsabhängige 6-dB-Durchmesser der Schallstrahlkeule am Messort sein. ( ▶ [34])

Zusatzinfo

Auflösung und Untersuchungstiefe

Eine bessere axiale Auflösung geht daher immer auf Kosten der Untersuchungstiefe.

1.4.2.2 Laterale Auflösung

Definition

Laterale Auflösung

Die laterale Auflösung ist definiert durch den kleinsten Abstand, den 2 senkrecht zum Schallstrahl (d.h. nebeneinander) liegende Strukturen haben können, um noch als getrennte Objekte dargestellt zu werden. ( ▶ Abb. 1.7).

Die laterale Auflösung wird vom Durchmesser des Schallstrahls bestimmt, der selbst aber wiederum mit dem Abstand vom Transducer variiert ( ▶ Abb. 1.6). Ist der laterale Abstand zweier Reflektoren kleiner als der Durchmesser des Schallstrahls, ist keine Trennung möglich. Die laterale Auflösung ist am besten im Bereich der Fokuszone mit dem kleinsten Durchmesser eines Schallstrahls und verschlechtert sich im Bereich der divergierenden Fernzone.

Dynamische Fokussierung Standard in heutigen Geräten ist die dynamische Fokussierung. Diese wird erreicht durch die elektronisch gesteuerte zeitversetzte Aktivierung einer Transducer-Kette, die verzögerungsfrei eine akustische Linse nachbildet, deren Brennweite sich so verändert, dass sie mit den jeweiligen Entfernungen der untersuchten Grenzflächen übereinstimmt und so die Entfernungsabhängigkeit der lateralen Auflösung deutlich vermindert. Matrixsonden besitzen mehrere Reihen hintereinanderliegender aktiver Transducer-Elemente und fokussieren nicht nur in Längs-, sondern auch in Querrichtung. Bei der B-Bild-Sonografie kann die Fokuszone aufgrund der dynamischen Fokussierung beeinflusst werden.

Merke

Auflösung bei gängigen Ultraschall-Transducern

Bei den in der Diagnostik verwendeten Ultraschall-Transducern ist die axiale Auflösung besser als die laterale.

1.4.3 Einstellgröße bei der Gerätebedienung

Beim B-Bild-Verfahren kann die Fokuszone manuell beeinflusst werden. Im B-Bild ist diese markiert (z.B. kleiner Pfeil oder Ähnliches) und sollte in dem Bereich liegen, dem diagnostische Aufmerksamkeit geschenkt wird, d.h. beispielsweise auf Höhe des Lumens der Karotis. An vielen Geräten können auch mehrere Fokuszonen angewählt werden. Für die extrakranielle B-Bild-Diagnostik sind in der Regel 1–2 Fokuszonen ausreichend.

1.5 Doppler-Effekt und Doppler-Geräte

1.5.1 Doppler-Effekt

Der physikalische Effekt ist mit dem Namen des Physikers Christian Doppler verbunden, der damit die Entfernungsänderung der Sterne messen wollte. In der Akustik führt dieser Effekt zu der bekannten Tonerhöhung bei Annäherung oder Tonerniedrigung bei Entfernung einer bewegten Schallquelle (z.B. Warnsignal eines vorbeifahrenden Krankenwagens).

Prinzip Das physikalische Prinzip des Doppler-Effekts lässt sich folgendermaßen ableiten ( ▶ Abb. 1.8): Die Schallwellen verlassen die Schallquelle mit einem regelmäßigen zeitlichen Abstand. Bewegt sich ein Schallreflektor vom Empfänger weg, dann legt er durch seine Relativbewegung eine bestimmte Strecke zurück. Dadurch wächst der registrierte Abstand zwischen 2 Wellenbergen bzw. Wellentälern des rückgestreuten Signals, d.h., die registrierte Wellenlänge wird größer, die registrierte Frequenz im Vergleich zum ursprünglichen Signal niedriger. Bei Bewegung eines Streuers auf die Sonde zu herrschen entsprechend umgekehrte Verhältnisse.

Prinzip des Doppler-Effekts.

Abb. 1.8a Stationäre Schallquelle.

b Bewegte Schallquelle. Bewegung auf die Sonde zu erhöht die empfangene Frequenz bzw. verkürzt die empfangene Wellenlänge, Bewegung von der Sonde weg führt zu einer Erniedrigung der empfangenen Frequenz bzw. Erhöhung der empfangenen Wellenlänge.

Die Differenz zwischen der empfangenen und der ursprünglichen Signalfrequenz (f0), die Doppler-Frequenzverschiebung Δf, lässt sich nach folgender Formel berechnen:

(1.7)

Aus Gl. ▶ Formel 1.7 folgt, dass bei Kenntnis der Doppler-Frequenzverschiebung und des Beschallungswinkels (α) die Geschwindigkeit der Relativbewegung nach Gl. ▶ Formel 1.8 berechnet werden kann.

(1.8)

Merke

Doppler-Effekt durch Rückstreuung

Beim medizinischen Ultraschall entsteht der Doppler-Effekt durch Rückstreuung von Ultraschallsignalen an fließenden Blutkörperchen bei relativ zu ihnen stabiler Sondenposition.

Doppler-Frequenz Die Doppler-Frequenzverschiebung (Doppler Frequency Shift) wird im Folgenden verkürzt als „Doppler-Frequenz“ bezeichnet. Die Doppler-Frequenz ist ein direktes Maß für die Flussgeschwindigkeit der korpuskulären Blutbestandteile. Damit dient das Verfahren der Registrierung von Geschwindigkeit und Richtung des strömenden Blutes im Körper und ist daher wichtiger Bestandteil der Gefäßdiagnostik.

Strömungsgeschwindigkeit und Frequenzverschiebung.

Abb. 1.9 Zusammenhang zwischen Doppler-Frequenz, Strömungsgeschwindigkeit und Sendefrequenz. Die Berechnungen gelten für einen Beschallungswinkel von 0°.

1.5.1.1 Einfluss des Beschallungswinkels

Theoretische Abweichungen Ab einer bestimmten Größe beeinflusst der Beschallungswinkel das Messergebnis erheblich. Eine absolut exakte Geschwindigkeitsmessung kann idealerweise nur erfolgen, wenn die Richtung der Ultraschallaussendung mit der Bewegungsrichtung des Reflektors übereinstimmt (Beschallungswinkel α = 0°, cos(α) = 1). Dagegen kann theoretisch keine Geschwindigkeit gemessen werden, wenn sich die Reflektoren im rechten Winkel zur Schallausbreitung bewegen (orthogonale Beschallung α = 90°, cos[α] = 0). Für die Praxis ergibt sich daraus, dass bei relativ großen Beschallungswinkeln schon kleine Winkeländerungen das Ergebnis der Geschwindigkeitsmessung stark verändern ( ▶ Abb. 1.10; Quelle: ▶ [13]). Dies ist bei der Winkelkorrektur im Rahmen der Farbduplexsonografie von großer Relevanz.

Fehler bei der Messung der Strömungsgeschwindigkeit ohne Winkelkorrektur.

Abb. 1.10 Die Strömungsgeschwindigkeit errechnet sich aus der Doppler-Frequenzverschiebung. Je stärker die Richtung der Ultraschallaussendung (dicker, grüner Pfeil) von der Bewegungsrichtung der Reflektoren (schwarze Linie im Gefäß) abweicht, desto geringer wird die gemessene Doppler-Frequenz und desto größer wird der prozentuale Fehler bei der Messung der Strömungsgeschwindigkeit, falls keine Korrektur durchgeführt wird.

Merke

Beschallungswinkel

Für klinische Messungen muss von einem erheblichen Fehler bei der Beurteilung der Strömungsgeschwindigkeit ausgegangen werden, wenn der Beschallungswinkel größer als 60° ist.

Vorgehen in der Praxis Bei perkutaner Untersuchung der Halsarterien mit einer konventionellen Stiftsonde ist der Beschallungswinkelnicht exakt zu bestimmen underkann bei anatomischer Krümmung oder Schlingenbildung des untersuchten Gefäßes stark variieren, wie dies ▶ Abb. 1.11 zeigt.

Praxistipp

Geeignete Sondeneinstellung

Wenn seitenvergleichend untersucht werden soll, ist es vorteilhafter, durch geeignete Sondeneinstellung das jeweils höchste Messergebnis zu erreichen, als auf einen gleichen Haut-Sonden-Winkel zu achten. Bei Ableitung der höchstmöglichen Frequenz ist der kleinstmögliche Winkel eingestellt. Dann führen Seitenunterschiede in der Winkeleinstellung zu einem relativ geringen Fehler.

Das gleiche Prinzip gilt auch für Wiederholungsuntersuchungen, z.B. im Rahmen der Stenosediagnostik oder bei Messungen durch verschiedene Untersucher. Dies führt zu einer geringeren Variabilität bzw. größeren Reproduzierbarkeit der Messungen, unabhängig vom jeweiligen Gefäßverlauf.

Entgegen der Doppler-Gleichung werden bei Beschallung eines Gefäßes mit dem Winkel von 90° Doppler-Signale registriert ( ▶ Abb. 1.12). Gründe hierfür sind, dass eine pulsatile Strömung in Arterien neben der Hauptströmungsrichtung auch eine Sekundärströmung zeigt, außerdem führen Krümmungen und Aufzweigungen zu stärkerer Verformung des Strömungsparabols, was wiederum Komponenten senkrecht zur Hauptströmungsrichtung erzeugt.

Beschallungsrichtung und Strömungsspektren.

Abb. 1.12

Beziehung zwischen Beschallungsrichtung und Darstellung der Strömungsspektren in Bezug auf die Nulllinie.

a Bei Strömung von der Sonde weg werden negative Werte gemessen (hier Darstellung oberhalb der Nulllinie).

b Bei Beschallung im 90°-Winkel wird ein bidirektionales Signal gemessen.

c Bei Strömung auf die Sonde zu werden positive Werte gemessen.

1.5.2 Doppler-Geräte

Doppler-Geräte nutzen den Doppler-Effekt aus, um die Blutströmungsgeschwindigkeit und -richtung in relativ oberflächlichen Gefäßen darzustellen und zu analysieren. Ausnahme ist die transkranielle Doppler-Sonografie, die bedingt durch die niedrige Sendefrequenz auch Gefäße im Schädelinneren erfassen kann. In der Neurosonografie sind dies außerhalb des Schädels in erster Linie die Halsgefäße, die A. subclavia und die Endäste der A. ophthalmica am Auge. Die Geräte liefern keine Schnittbilddiagnostik. Die Vorteile von reinen Doppler-Geräten liegen in der Handlichkeit der Sonden und des Geräts selbst und in der Möglichkeit, transkraniell die Blutströmung über längere Zeiträume nicht invasiv zu überwachen (s. Kap. ▶ 13).

Man unterscheidet 2 Kategorien von Geräten bzw. Doppler-Sondentechniken:

Geräte mit kontinuierlicher Schallemission (Continuous Wave oder cw),

Geräte mit diskontinuierlicher, gepulster Schallemission (Pulsed Wave oder pw).

Für die cw- und pw-Doppler-Sonografie werden Stiftsonden verwendet. Die Sendefrequenz richtet sich nach dem Einsatzgebiet und damit v.a. nach der notwendigen Eindringtiefe. Für die Untersuchung extrakranieller Gefäße kommen Sonden mit Frequenzen von 4–5 MHz, für die Untersuchung der A. supratrochlearis von 8–10 MHz zum Einsatz. Die übliche Sendefrequenz für die transkraniellen Sonden liegt bei 2 MHz, bedingt durch die frequenzabhängige Ultraschallabsorption des Schädelknochens. Der Messtiefenbereich ist frei wählbar.

1.5.2.1 Transducer mit kontinuierlicher Schallemission

Bei Sonden mit kontinuierlicher Schallemission(Continuous Wave [cw]) erfolgen Senden und Empfangen von Ultraschall parallel und kontinuierlich über jeweils separate Transducer-Elemente ( ▶ Abb. 1.13a; Quelle: ▶ [17]). Dabei werden rückgestreute Signale entlang des gesamten beschallten Gewebesegments kontinuierlich empfangen, ohne dass Informationen über die Laufzeit und damit die Tiefe des rückgestreuten Signals berücksichtigt werden. Liegen mehrere Gefäße in unterschiedlicher Tiefe entlang des Schallstrahls, können im cw-Modus Signale aus den entsprechenden Gefäßen nicht überlagerungsfrei dargestellt werden, da sich das ergebende Doppler-Spektrum aus der Summe aller rückgestreuten Signale entlang des Schallstrahls zusammensetzt. Der Vorteil des cw-Modus liegt aber darin, dass das Verfahren nicht dem Alias-Phänomen (s. Kap. ▶ 1.5.2) unterliegt und damit auch sehr hohe Strömungsgeschwindigkeiten ohne Fehler gemessen werden können. Angewendet wird die kontinuierliche Emission bei der Doppler-Sonografie der extrakraniellen Gefäße.

Kontinuierliche und gepulste Ultraschallaussendung.

Abb. 1.13Prinzip der kontinuierlichen und gepulsten Schallemission.

a Bei kontinuierlich arbeitenden Systemen sendet ein Sondenkristall, ein weiterer empfängt kontinuierlich. Alle Signale entlang des Ultraschallstrahls werden empfangen, eine tiefenselektive Messung ist nicht möglich.

b Bei gepulst arbeitenden Systemen sendet und empfängt ein Transducer. Der nächste Puls kann erst ausgesandt werden, wenn der vorherige empfangen wurde. Damit ergibt sich eine Limitierung der Pulsrepetitionsfrequenz (PRF) in Abhängigkeit von der Untersuchungstiefe. Eine Torschaltung ermöglicht eine tiefenselektive Messung, da der Empfangszeitpunkt und die Empfangsdauer festgelegt werden können.

1.5.2.2 Transducer mit gepulster Schallemission

Transducer mit gepulster Schallemission(Pulsed Wave [pw]) verwenden für das Senden und Empfangen das gleiche Transducer-System, d.h., ein Sondenkristall wird in vergleichsweise großen zeitlichen Abständen angeregt und dient im Intervall gleichzeitig als Empfänger ( ▶ Abb. 1.13, b; Quelle: ▶ [17]). Der Vorteil des pw-Modus liegt in der Möglichkeit einer tiefenselektiven Messung.

Gepulste Emission wird bei Schnittbildsonografie und bei der gepulsten Doppler- sowie der Farbduplexsonografie verwendet. Die bei diesen Verfahren periodisch ausgesandten kurzen Folgen von Ultraschallwellen werden als Pulse bezeichnet. In diesem Zusammenhang gelten die folgenden Definitionen ( ▶ Abb. 1.14):

Die Pulsrepetitionsfrequenz (PRF)entspricht der Taktgeberfrequenz, d.h. der Zahl der Pulse pro Zeiteinheit, und wird in der Regel in kHz angegeben.

Die Pulsrepetitionsperiode (PRP) entspricht dem Kehrwert der PRF, also der Zeit, in der 2 ausgesandte Pulse aufeinander folgen ( ▶ Abb. 1.14).

Die Pulsdauer (PD)entspricht der Zeit, in der ein Sondenelement angeregt und ein Puls mit der entsprechenden Sendefrequenz ausgesandt wird. Je mehr Perioden (ein Zyklus aus Wellenberg und Wellental) ein Puls enthält, desto länger ist seine Dauer (Abb. 1.14). Andererseits wird eine Periode kürzer, wenn die Frequenz erhöht wird. Die Pulsdauer nimmt also ab, wenn die Zahl der Perioden abnimmt oder die Frequenz zunimmt.

Die bei gepulsten Geräten angegebene Sendefrequenz in MHz entspricht der Zentralfrequenz (Center Frequency), um die herum weitere Frequenzen vorkommen, welche, wie die unterschiedlichen Amplituden innerhalb eines Pulses, durch das Ein- und Ausschwingen bedingt sind. Man spricht daher von der Bandbreite eines Sendepulses.

Für die Laufzeitmessung (A-, B-Bild) erzeugen die Transducer Pulse mit nur wenigen Perioden. Bei der gepulsten Doppler-Sonografie kann die Pulsdauer länger sein, da mit ihr keine so gute Ortsauflösung angestrebt wird wie mit Laufzeitmessgeräten. Die Verlängerung des Pulses hat den Vorteil, dass die Bandbreite des Pulses geringer und damit die Frequenz- und die Geschwindigkeitsmessung genauer werden.

Tiefenselektive Messung

TorschaltungDie Tiefe, aus der ein Ultraschallsignal empfangen wurde, kann bei der pw-Doppler-Sonografie durch eine sog. Torschaltung bestimmt werden ( ▶ Abb. 1.13, b). Ein Sondenelement sendet einen Puls aus und wäre danach bereit, alle rückgestreuten Signale zu empfangen. Bei der Torschaltung wird das Element aber so gesteuert, dass Signale erst nach z.B. 5 ms empfangen und früher eintreffende Signale nicht berücksichtigt werden. Lässt man nur Signale zu, die nach Öffnung des Empfangstors innerhalb der nächsten 0,5 ms empfangen werden (d.h. alle Signale von 5–5,5 ms Laufzeit), hat man das Gewebesegment, aus dem die Signale stammen, festgelegt, da die Laufzeit zur Gewebetiefe proportional ist. Dadurch bestimmt die zeitliche Lage des Tores relativ zum Sendezeitpunkt die Position des Messorts entlang des Schallstrahls. Die Dauer der Öffnung des Tores legt die Länge des Bereichs entlang des Schallstrahls fest, aus dem Signale empfangen und ausgewertet werden, und bestimmt auch die axiale Auflösung. Laterale und axiale Auflösung beschreiben das sog. Doppler-Messvolumen(Sample Volume; ▶ Abb. 1.15).

Messvolumen bei der gepulsten Doppler-Sonografie.

Abb. 1.15 Die innere Schichtung soll die unterschiedlichen Empfindlichkeitsbereiche darstellen. Die Empfindlichkeit im Messvolumen fällt vom Zentrum nach lateral und in axialer Richtung kontinuierlich ab.

Messvolumen bei der gepulsten Doppler-Sonografie

Definition

Messvolumen (Sample Volume)

Das Messvolumen (Sample Volume) ist der hinsichtlich der Untersuchungstiefe und lateralen Ausdehnung definierte Bereich, aus dem bei der pw-Doppler-Sonografie Signale empfangen werden.

Geometrie und Empfindlichkeit des Messvolumens Stark schematisiert hat das Messvolumen Tropfenform ( ▶ Abb. 1.15). Das Messvolumen ist aber kein scharf abgegrenzter Raum mit gleichförmigen Eigenschaften. Vielmehr ist die Empfindlichkeit für den Empfang von Doppler-Signalen im Zentrum am größten und fällt zu den Außenbereichen hin ab. Die Front, besonders aber der „Schwanz“ des Messvolumens sind durch einen unterschiedlich starken Empfindlichkeitsabfall gekennzeichnet.

Geräteempfindlichkeit Die Empfindlichkeitseinstellung (Verstärkung) des Geräts hat einen erheblichen Einfluss auf die Größe des effektiven Messvolumens. In die Empfindlichkeitseinstellung der Geräte gehen u. a. ein:

Sendeleistung,

Verstärkung,

Schwellenwert des Frequenzanalysators.

Wenn die Empfindlichkeit groß ist, d.h., wenn auch schwache, nur gering vom Rauschen abgehobene Signale berücksichtigt werden, dann ist das effektive Messvolumen größer. Ist die Empfindlichkeit dagegen gering, werden nur die Signale mit der größten Intensität (innere Höhenlinien) berücksichtigt und das Messvolumen ist kleiner. Durch Erhöhung der Empfindlichkeit der Geräte kann sich die Größe des Messvolumens vervielfachen. Nachteil ist, dass dann auch neben dem eigentlichen Messvolumen liegende Gefäße erfasst werden und Schwierigkeiten bei der Diagnose eines Gefäßverschlusses bereiten können. Ein zu kleines Messvolumen kann besonders bei der transkraniellen Doppler-Sonografie zu Problemen beim Auffinden der Gefäße führen.

Merke

Tiefenangabe der Geräte

Die Tiefenangabe der Geräte bezieht sich meist auf den Punkt der höchsten Empfindlichkeit. Tatsächlich werden aber Doppler-Signale aus einem erheblich größeren Bereich um diese Tiefenangabe empfangen. Dies kann Schwierigkeiten z. B. bei der genauen Lokalisation einer Gefäßaufzweigung bereiten.

Messprobleme bei gepulster Doppler-Sonografie, Alias-Effekt

Tiefenabhängigkeit der Pulsrepetitionsfrequenz Da pw-Doppler-Systeme einen Sendepuls erst dann aussenden können, wenn die rückgestreuten Signale des vorhergehenden Pulses empfangen worden sind, muss die Pulsrepetitionsfrequenz (PRF) an die gewählte Untersuchungstiefe angepasst werden, denn Signale aus größerer Tiefe benötigen mehr Zeit, um die Sonde zu erreichen, als Signale aus geringer Tiefe.

Nyquist-Limit Da in einem pw-System nur gepulst gesendet wird, muss das zu messende Signal aus zahlreichen „Momentaufnahmen“, d.h. Abtastpunkten, rekonstruiert werden. Die korrekte Frequenzmessung setzt also ein Minimum an Abtastpunkten voraus und hängt deshalb von der PRF ab. Die bei einer bestimmten PRF gerade noch korrekt messbare Doppler-Frequenz entspricht der halben PRF und wird Nyquist-Frequenz oder Nyquist-Limit genannt (Gl. ▶ Formel 1.9).

(1.9)

Aliasing Liegt die zu messende Doppler-Frequenz über der PRF, wird fälschlicherweise eine zu geringe Frequenz gemessen ( ▶ Abb. 1.16). Dieses Phänomen wird als Aliasing oder Alias-Phänomen bezeichnet. Im pw-Modus werden die über der halbenPRF liegenden Frequenzen im Doppler-Frequenzspektrum gefaltet und inkorrekt unterhalb der Nulllinie abgebildet ( ▶ Abb. 1.16d). Bei langen Laufzeiten der Echos kann es also schwierig sein, mit gepulster Doppler-Sonografie hohe Doppler-Frequenzen bei Stenosen zu messen (s. Kap. ▶ 1.9.1).

Messprobleme der gepulsten Doppler-Sonografie, Alias-Phänomen.

Abb. 1.16a Abtastung eines Signals mit hoher (grün) und niedriger (hellgrün) Pulsrepetitionsfrequenz.

b Bei hoher PRF kann das Ausgangssignal korrekt gemessen werden.

c Bei zu niedriger PRF wird die Frequenz zu niedrig und die Phasenlage z.T. falsch wiedergegeben.

d Auswirkung des Alias-Phänomens auf die Darstellung des Doppler-Frequenzspektrums. Hohe Strömungsgeschwindigkeiten können nicht korrekt erfasst werden, sondern werden im höheren Frequenzbereich abgeschnitten und mit inkorrekter Richtungskodierung wiedergegeben.

1.6 Analyse und Darstellung des Doppler-Frequenzspektrums

1.6.1 Analysemethoden

Akustische BewertungNach Abtrennung der eigentlichen, die Sendefrequenz unterlagernden Doppler-Frequenz liegt ein Frequenzgemisch im kHz-Bereich vor, das über einen Audioverstärker einem Stereolautsprecher zugeleitet und zunächst durch den Untersucher akustisch bewertet wird. Eine weitere Differenzierung ist durch entsprechende Signalverarbeitung und Darstellung des Doppler-Frequenzspektrums möglich.

Spektrumanalyse von Doppler-Signalen Die Strömungsgeschwindigkeit der Blutpartikel ist nicht homogen. Am Gefäßrand fließt das Blut langsamer als im Zentralstrom. Das Doppler-Signal enthält daher ein Gemisch von verschiedenen Doppler-Frequenzen, das allen gleichzeitig im beschallten Gefäßabschnitt vorhandenen Strömungsgeschwindigkeiten entspricht. Die Spektrumanalyse ist in der Lage, diese komplexe Situation darzustellen und ist daher heutiger Standard in allen dopplersonografischen Geräten. Nach den hier dargelegten technischen Grundlagen werden erst in Kap. ▶ 4 die diagnostischen Parameter der Spektrumanalyse besprochen, da für die diagnostische Interpretation der Doppler-Frequenzspektren auch die Kenntnis der hämodynamischen Grundlagen Voraussetzung ist. Spektrumanalysatoren der meisten Geräte arbeiten mit der Fourier-Analyse.

Schnelle Fourier-Transformation (FFT) Die Fourier-Transformation ist ein mathematisches Verfahren zur Zerlegung komplexer Signale in eine Kombination elementarer Sinus- und Cosinusfunktionen. Bei der vereinfachten Form, der diskreten Fourier-Transformation, wird das ursprünglich kontinuierliche (stetige) Signal über eine ausreichende Zahl von Abtastpunkten zerlegt. Revolutionär wirkte die Entwicklung eines schnellen Algorithmus zur diskreten Fourier-Transformation durch Cooley und Tukey ▶ [8], der die Berechnung der Fourier-Koeffizienten bei einer Zeitreihe mit 1000 Abtastpunkten von 1 Mio. auf 10000 Multiplikationen verkürzte. Deshalb wird die Technik auch als schnelle Fourier-Transformation (Fast Fourier Transform, FFT) bezeichnet. Bei der Erstellung eines Frequenzspektrums mit der FFT ist zu berücksichtigen, dass hierfür eine Zeit notwendig ist, die mindestens der doppelten Periodendauer der niedrigsten Frequenz entspricht, welche gemessen werden soll, weil sonst ein Alias-Phänomen auftritt (Kap. ▶ 1.5.2). Es bestehen feste Beziehungen zwischen der Dauer des analysierten Zeitabschnitts, der Frequenz der Messvorgänge und der messbaren Maximalfrequenz sowie der spektralen Auflösung.

1.6.2 Darstellungsarten des Doppler-Frequenzspektrums

Das Doppler-Spektrum kann entweder als Frequenzdichtespektrum oder als Frequenz-Zeit-Spektrum dargestellt werden.

Frequenz-Zeit-Spektrum (syn.: Strömungsspektrum, Spectral Wave Form)Dies ist die gängigste Darstellung ( ▶ Abb. 1.17), auf die auch in diesem Buch bei Verwendung der verkürzten Bezeichnung „Spektrum“ Bezug genommen wird. Sie zeigt die zeitliche Verteilung der Frequenzen bzw. Strömungsgeschwindigkeiten ähnlich einer Pulskurve. Die Information über die Amplitude (Häufigkeit, Dichte) erfolgt qualitativ in Form der Punktdichte, der Helligkeit oder mittels eines Farbcodes. Diese Darstellung in Echtzeit ist in der klinischen Routine unentbehrlich, denn sie erlaubt eine fortlaufende visuelle Kontrolle des akustischen Signals während der Untersuchung.

Frequenzdichtespektrum (syn.: Amplitude Spectrum, Power Spectrum)Trägt man die Frequenz bzw. Strömungsgeschwindigkeit zu einem bestimmten Zeitpunkt gegen deren vorkommende Häufigkeit bzw. Signalintensität auf, erhält man das Frequenzdichtespektrum ( ▶ Abb. 1.17). Im Frequenzdichtespektrum geht die Information über den Zeitablauf und die Strömungsrichtung verloren, denn es wird nur die Signalintensität einer Frequenz zu einem bestimmten Messzeitpunkt berücksichtigt. Diese Darstellungsart erlaubt die Quantifizierung der Bandbreite, die im Frequenz-Zeit-Spektrum nur qualitativ möglich ist.

1.6.3 Messparameter der Spektrumanalyse

MaximalfrequenzDer Maximalfrequenz entspricht die Hüllkurve des Frequenz-Zeit-Spektrums. Aus ihr lassen sich die systolische und die enddiastolische Maximalfrequenz leicht bestimmen. Sie entspricht den im Herzzyklus jeweils auftretenden höchsten Frequenzen bzw. Geschwindigkeiten.

Intensitätsgewichtete mittlere Frequenz Die intensitätsgewichtete mittlere Frequenz (fmean, Time-averaged mean Frequency [TAF]) kann bei den meisten Geräten fortlaufend angezeigt werden. In sie geht auch die Häufigkeit der vorkommenden Frequenzen ein, d.h., ihr entspricht nicht einfach das mathematische Mittel der auftretenden Frequenzen. Im Frequenzdichtespektrum entspricht ihr die ihr nach Flächenbildung (Integration) unter der Amplituden-Frequenz-Kurve zukommende mittlere Frequenz. Da sie sehr stark von der Bandbreite des Spektrums abhängt, ist sie schlechter reproduzierbar als die Maximalfrequenz, besonders im Fall pathologischer Verhältnisse, da zahlreiche Faktoren die sog. Bandbreite beeinflussen.

Bandbreite Sie ist ein Maß für die Streuung der Frequenzen innerhalb des Spektrums. Innerhalb des Frequenz-Zeit-Spektrums ist sie schwierig zu quantifizieren, deshalb wird sie in der Regel qualitativ beurteilt ( ▶ Abb. 4.18). Im Frequenzdichtespektrum wird sie entweder auf die TAF oder die Frequenz mit der höchsten Amplitude (Modalfrequenz) bezogen. Die Bandbreite des Spektrums verändert sich besonders im poststenotischen Gefäßabschnitt (Kap. ▶ 4), wird aber auch durch die technische Einstellung beeinflusst, die zu falschen Interpretationen führen kann (Empfindlichkeitseinstellung [ ▶ Abb. 1.18], Hochpassfilter [Abschneiden der systolischen Spitzen in ▶ Abb. 4.14], Größe des Messvolumens [ ▶ Abb. 4.16]).

Pulsatilitätsindizes Mit Pulsatilitätsindizes wird versucht, Veränderungen des Doppler-Frequenz-Zeit-Spektrums infolge pathologischer Prozesse zu beschreiben ( ▶ Tab. 1.2). Charakteristischerweise nimmt die Pulsatilität vor Stenosen zu, da der Flusswiderstand steigt. Bei Stenosen liegt häufig eine verminderte Pulsatilität vor. Veränderungen der Pulsatilität sind also wichtige indirekte Zeichen für die Auswirkung einer Stenose. Verschiedene Pulsatilitätsindizes werden benutzt, deren Normalwerte in Kap. ▶ 17 zusammengefasst sind. Ein genereller Nachteil der Pulsatilitätsindizes ist die Abhängigkeit von der Herzfrequenz.

Tab. 1.2

 Gebräuchliche Pulsatilitätsindizes und Normalwerte für hirnversorgende Arterien.

Index

Berechnung

Normalwerte für hirnversorgende Arterien

Resistance-Index (RI) nach Purcelot

(Vsyst. – Vdiast.) / Vsyst.

< 0,75

Pulsatilitätsindex (PI) nach Gosling

(Vsyst. – Vdiast.) / Vmean.

< 1

diastolischer Strömungsanteil

Vdiast. / Vsyst.

Vsyst. systolische Maximalgeschwindigkeit, Vdiast. enddiastolische Geschwindigkeit, Vmean mittlere Strömungsgeschwindigkeit

Bei Kenntnis des Beschallungswinkels können die Doppler-Frequenzen in Geschwindigkeiten umgerechnet werden, für die dann analoge Verhältnisse gelten.

Empfindlichkeitseinstellung.

Abb. 1.18 Einfluss der Empfindlichkeitseinstellung auf die Bandbreite des Spektrums. Gegenüberstellung der Frequenz-Zeit-Spektren (Originalregistrierungen, A. carotis communis eines Gesunden) und schematische Darstellung des Frequenzdichtespektrums (Ausschnitte rechts oben).

a Bei einem hohen Schwellenwert (Threshold), d.h. Einstellung einer geringen Empfindlichkeit, kommen nur die Frequenzen mit der höchsten Amplitude (Häufigkeit) zur Darstellung. Die Bandbreite ist klein.

b Die Senkung des Schwellenwerts vergrößert die Bandbreite.

c Wird die Empfindlichkeit sehr hoch eingestellt, werden auch Rauschanteile dargestellt.

Definition

Richtungskonvention bei der Doppler-Sonografie

Es hat sich eingebürgert, eine extrakranielle Strömung von der Sonde weg und transkraniell zur Sonde hin im Doppler-Frequenzspektrum oberhalb der Nulllinie darzustellen.

1.7 Prinzipieller Aufbau und Funktionsweise von Doppler-Geräten

HochfrequenzbereichIm Hochfrequenzbereich des Geräts wird die im MHz-Bereich liegende Sendefrequenz generiert und das rückgestreute Signal mit der durch den Doppler-Effekt veränderten (modulierten) Grundfrequenz empfangen.

Niederfrequenzbereich Im Niederfrequenzbereich wird die eigentliche Doppler-Frequenz, die im kHz-Bereich liegt und hörbar ist, vom ausgesandten Hochfrequenzträgersignal getrennt, d.h. demoduliert und weiterverarbeitet. Durch den Doppler-Effekt gerät das rückgestreute Echo mit der Zeit gegenüber dem ursprünglichen Sendesignal außer Phase, d.h., die Lage der Wellenberge und -täler stimmt zeitlich nicht mehr überein. Man spricht hier von einer Phasenmodulation der Trägerfrequenz durch den Doppler-Effekt.

Zur Trennung der Doppler-Frequenz von der Trägerfrequenz wird in einem Mischer (Multiplier) die Oszillatorfrequenz (A in ▶ Abb. 1.19) mit der Empfangsfrequenz (B in ▶ Abb. 1.19) multipliziert. Es entsteht eine neue Frequenz mit Modulation (C in ▶ Abb. 1.19). In einem weiteren Schritt wird die Trägerfrequenz durch einen Tiefpassfilter eliminiert und es verbleibt eine Differenzfrequenz (D in ▶ Abb. 1.19), die der Doppler-Frequenz entspricht. Bei pw-Doppler-Geräten geschieht dies im Takt der Pulswiederholungszeit (1/PRF).

Die Verschiebung der Wellenberge und -täler durch die unterlagernde Doppler-Frequenz wird auch ausgenutzt, um die Strömungsrichtung relativ zur Sonde festzustellen. Bewegt sich ein Blutkörperchen auf die Sonde zu, erhöht sich die Frequenz des empfangenen Echos. Dadurch läuft es dem Sendesignal in der Phase voraus, da im Vergleich zu diesem der erste Wellenberg früher auftritt. Bei Bewegung von der Sonde weg entsteht die umgekehrte Situation. Der Vergleich zum Sendesignal erfolgt im sog. Quadraturphasendemodulator.

Demodulation (Schema).

Abb. 1.19Das Referenzsignal (A) entspricht der Sendefrequenz des Doppler-Geräts (f0). Dieses wird mit dem durch die Doppler-Frequenzverschiebung modifizierten Empfangssignal (B) multipliziert (gemischt), mit dem Ergebnis eines modulierten Trägersignals (C). Durch einen Tiefpassfilter wird die dem Hochfrequenzträger aufmodulierte Information, nämlich die Doppler-Frequenz (D), gewonnen. ( ▶ [3])

Auch beim cw-Modus erfolgt die Demodulation nicht kontinuierlich, sondern getaktet, allerdings mit einer wesentlich höheren Abtastfrequenz als bei pw-Systemen. Durch weitere Befilterung werden Frequenzen außerhalb des diagnostischen Messbereichs und die Frequenzen von 0–70 Hz (langsame Gefäßwandbewegungen und Netzfrequenzen) eliminiert. Die verbleibenden Frequenzen bilden das Audiosignal, das über den Lautsprecher des Geräts hörbar wird.

Sonden für dopplersonografische Geräte Für die cw- und pw-Doppler-Sonografie werden Stiftsonden verwendet. Die Sendefrequenz richtet sich nach dem Einsatzgebiet und damit v.a. nach der notwendigen Eindringtiefe (Kap. ▶ 1.5.2).

1.7.1 Einstellgrößen bei der Gerätebedienung

Sendeleistung (Intensity)Für den Empfang qualitativ verwertbarer Signale ist eine ausreichende Sendeleistung notwendig. Gerade bei der transkraniellen Doppler-Sonografie kann eine anfangs hohe Sendeleistung das Auffinden der Gefäße vereinfachen, aber eine hohe Sendeleistung birgt auch das Risiko einer Gewebeschädigung. Deshalb ist das ALARA-Prinzip (as low as reasonably achievable) einzuhalten.

Empfindlichkeit (Gain)Wie bereits oben beschrieben, beeinflusst die Empfindlichkeit die effektive Größe des Messvolumens und in der Spektrumdarstellung die Bandbreite ( ▶ Abb. 1.18). Eine hohe Empfindlichkeit führt dazu, dass auch Hintergrundrauschen dargestellt wird, bei geringer Empfindlichkeit kommen nur Strömungsanteile mit hoher Signalamplitude zur Darstellung. In der Praxis hat sich eine mittlere Einstellung bewährt.

Wandfilter (Wall Filter) Der Wandfilter soll verhindern, dass niederfrequente Gefäß- und Gewebeschwingungen als Strömungssignal ausgewertet werden. Mit dem Wandfilter wird im Prinzip die gerade noch darstellbare niedrigste Doppler-Frequenz festgelegt. Ein hoher Wandfilter hat zur Konsequenz, dass ober- und unterhalb der Nulllinie des Doppler-Frequenzspektrums niederfrequente Doppler-Frequenzen herausgeschnitten werden und dadurch sehr langsame Strömung, aber auch poststenotische Strömungsphänomene nicht mehr erfasst werden können, während ein sehr niedriger Wandfilter eine poststenotische Strömung vortäuschen kann ( ▶ Abb. 1.20).

Wandfilter.

Abb. 1.20 Einfluss des Wandfilters auf die Darstellung des Doppler-Spektrums. Doppler-Frequenzspektrum aus einer Vertebralarterie bei jeweils niedrigem, mittlerem und hohem Wandfilter ohne Änderung anderer Ableiteparameter.

Messvolumenlänge (Sample Volume Length) Mit der Messvolumenlänge wird die Öffnungsdauer der Torschaltung im pw-Doppler-Gerät festgelegt und dadurch die Länge des Gewebesegments, aus dem Signale empfangen werden können. Eine sehr geringe Messvolumenlänge macht das Auffinden der Gefäße schwierig, eine zu große führt unter Umständen durch Überlagerung von Signalen aus verschiedenen Gefäßen zu Interpretationsproblemen.

Messvolumentiefe (SV Depth)Bei pw-Doppler-Geräten kann die Gewebetiefe, aus der Signale empfangen werden, am Gerät in der Regel in 1-mm-Schritten (z.B. mit einem Fußschalter) verändert werden. Das Gerät zeigt die Tiefe an. Dies ist für die transkranielle Diagnostik essenziell.

Pulsrepetitionsfrequenz (PRF)Die Problematik des mit der gepulsten Messung zusammenhängenden Alias-Phänomens wurde bereits erörtert (Kap. ▶ 1.5.2). Das Alias-Phänomen sollte bei der Doppler-Sonografie nur dann eintreten, wenn die Strömungsgeschwindigkeit lokal abnorm hoch ist, d.h. beispielsweise eine Stenose zu vermuten ist. Deshalb wird die PRF für den Untersuchungsstart so gewählt, dass die gewöhnlich im Gefäß auftretenden Strömungsgeschwindigkeiten ohne Alias-Phänomen darstellbar sind. Eine große Eindringtiefe limitiert die PRF nach oben, weil die Gewebelaufzeiten länger werden.

1.8 B-Bild-Sonografie

Die B-Bild-Sonografie arbeitet nach dem Echolotprinzip, d.h., es werden ausgewertet:

die Signallaufzeit als Maß für die Entfernung einer Struktur von der Sonde und

die Signalamplitude als Maß für den Anteil der an der Struktur gestreuten Echos.

Das Verfahren wird zur Generierung tomografischer Schnittbilder verwendet und ermöglicht so die Strukturabbildung (z.B. zur Darstellung der Gefäßmorphologie).

1.8.1 Konventionelles B-Bild-Verfahren, B-Mode

PrinzipZur Erzeugung eines B-Bildes (B-Mode, Brightness Modulation) werden alle Grenzflächen entlang eines Ultraschallstrahls in rascher Folge abgetastet. Die Schallgeschwindigkeit in weichen Geweben ist bekannt und variiert nur wenig. Deshalb bedeutet eine lange Signallaufzeit eine Rückstreuung aus größerer Gewebetiefe. Das Ultraschallbild selbst setzt sich aus der Information dicht benachbarter und definierter Abtastzeilen zusammen ( ▶ Abb. 1.21). Anhand der Signallaufzeit innerhalb einer Ultraschallabtastung, d.h. entsprechend der sich daraus ergebenden Gewebetiefe, werden den verschiedenen Grenzflächen entlang der Abtastlinie die entsprechenden Positionen in der Bildzeile zugewiesen. Da die Information über die Richtung der Abtastzeile bekannt ist, kann so ein zweidimensionales Bild mit diesen Informationen in Form einer Bildmatrix rekonstruiert werden. Zusätzlich wird die Helligkeit der Bildpunkte entsprechend der Signalintensität und Empfängerfunktion moduliert. Die reflektierten Ultraschallamplituden werden in Grauabstufungen oder nach einer Farbskala wiedergegeben, wobei höheramplitudige Reflexionen als hellere Bildpunkte dargestellt werden als solche mit niedriger Signalintensität.

Die Schallgeschwindigkeit in weichem Gewebe liegt bei ca. 1540 m/s. Deshalb kann die Abtastung der einzelnen Zeilen sehr schnell, d.h. mit einer hohen Pulsrepetitionsfrequenz erfolgen. Die Zeit, die für den Aufbau eines kompletten B-Bildes notwendig ist, hängt von der Zeilendichte (ca. 200 Zeilen/Bild) und der gewünschten Untersuchungstiefe ab (größere Tiefe bedeutet geringere PRF). Daraus ergibt sich die Bildwiederholrate (Frame Rate), die in der Regel bei ca. 25–50 Hz liegt.

Prinzipieller Aufbau des B-Bildes.

Abb. 1.21 Ultraschall trifft auf verschiedene Grenzflächen im Gewebe und wird dort zum Sondenelement zurückgestreut. Dieses registriert die Laufzeit und die Amplitude (Höhe der senkrechten Pfeile). Werden diese Informationen für alle Scanlinien in Form von Bildpunkten dargestellt, deren Tiefenkoordinate der Laufzeit entspricht (Verarbeitung 1) und deren Signalamplitude in Form der Helligkeit der Bildpunkte kodiert wird (Verarbeitung 2), kann ein B-Bild aufgebaut werden.

1.8.2 Methoden zur B-Bild-Verbesserung

1.8.2.1 Tissue Harmonic Imaging

PrinzipBeim „Tissue Harmonic Imaging“ (THI) handelt es sich um ein neues Verfahren, das eine Nebenentwicklung der Echokontrastverstärkerbildgebung (Kap. ▶ 1.13) darstellt, ohne selbst Echokontrastmittel zu benötigen. Es beruht darauf, dass das Gewebe im Wellenberg komprimiert wird und dadurch seine relative Dichte und damit die Schallgeschwindigkeit zunimmt, während im Wellental das Umgekehrte geschieht. In der Folge gerät das Gewebe in Resonanzschwingung (analog einer Gitarrensaite) und generiert ganzzahlige Mehrfache der ursprünglichen Ultraschallfrequenz. Die Amplitude der harmonischen Schwingungen – und damit die Chance, diese bildgebend auszunutzen – hängt von der Sendeenergie ab. Der Resonanzeffekt ist im Nahfeld vernachlässigbar klein und nimmt mit der Laufzeit des Signals durch das Gewebe zu, bis der Effekt durch die entfernungsabhängige Ultraschallabsorption unterdrückt wird. Deshalb ist die Technik tiefenabhängig.

Signaltrennung Zum Aufbau des B-Bildes werden nur die harmonischen Oberschwingungen verwendet. Die technische Realisierung macht eine Signaltrennung zwischen der fundamentalen Sendefrequenz und den Oberschwingungen notwendig. Da ein Frequenzfilter zu viele der nutzbaren Oberschwingungen eliminieren würde, wird zur Signaltrennung eine Pulsinversionstechnik