Dieser Artikel erklärt die Ultraschallanwendung in der Human- und Tiermedizin; zu dem Einsatz als Verfahren in der Werkstoffkunde siehe Ultraschallprüfung; zu der grafischen Darstellung eines akustischen Signals siehe Spektrogramm. „Sonographie“ nannte Charles Barbier auch die von ihm entwickelte Nachtschrift.

Sonografie (Sonographie), auch Echografie oder umgangssprachlich Ultraschall genannt, ist die Anwendung von Ultraschall als bildgebendes Verfahren zur Untersuchung von organischem Gewebe in der Medizin und Veterinärmedizin sowie von technischen Strukturen.

Ein Sonogramm ist ein Bild, das mit Hilfe der Sonografie erstellt wurde. Datei:RyuJin in the womb (heart beating).ogg

Anwendungen in der Medizin

Herzsonografieuntersuchung bei einem Säugling

Ein wesentlicher Vorteil der Sonografie gegenüber dem in der Medizin ebenfalls häufig verwendeten Röntgen liegt in der Unschädlichkeit der eingesetzten Schallwellen. Auch sensible Gewebe wie bei Ungeborenen werden nicht beschädigt, die Untersuchung verläuft weitgehend schmerzfrei.

Neben der Herztonwehenschreibung (Kardiotokografie) ist sie ein Standardverfahren in der Schwangerschaftsvorsorge. Eine spezielle Untersuchung der Pränataldiagnostik zur Erkennung von Entwicklungsstörungen und körperlichen Besonderheiten ist der Feinultraschall.

Die Sonografie ist das wichtigste Verfahren bei der Differentialdiagnose eines Akuten Abdomens, bei Gallensteinen oder bei der Beurteilung von Gefäßen und deren Durchlässigkeit vor allem an den Beinen. Weiterhin wird sie standardmäßig zur Untersuchung der Schilddrüse, des Herzens – dann Echokardiografie oder Ultraschallkardiografie (UKG; Echokardiografie) genannt –, der Nieren, der Harnwege und der Harnblase benutzt. Durch den Einsatz von Echokontrastverstärkern (Kontrastmittel) ist in geeigneten Fällen eine weitere Verbesserung der Diagnostik möglich.

In der Gynäkologie werden mit einer vaginal eingeführten Sonde Eierstöcke und Gebärmutter betrachtet.

Die Ultraschallanwendung ist geeignet zur Erstbeurteilung und für Verlaufskontrollen, insbesondere bei medikamentösen oder strahlentherapeutischen Behandlungen bösartiger Erkrankungen.

Mit Ultraschall können krebsverdächtige Herde erkannt und erste Hinweise auf ihre Bösartigkeit gewonnen werden. Darüber hinaus sind ultraschallgesteuerte Biopsien und Zytologien (Entnahmen von Gewebeproben oder freier Flüssigkeit) durchführbar.

Die Aufnahme von Ultraschallbildsequenzen insbesondere in Verbindung mit Kontrastmitteln erlaubt die Beurteilung der Perfusion verschiedener Organe wie z. B. Leber oder Gehirn durch die Verlaufs-Visualisierung des Kontrastmittelniveaus im Blutkreislauf. Dies unterstützt z. B. eine frühzeitige Diagnose eines ischämischen Schlaganfalls.

Geschichte der Sonografie

Der Grundgedanke der Sichtbarmachung von Strukturen durch Schall geht auf militärische Anwendungen zurück. Während des Ersten Weltkrieges übertrug der Franzose Paul Langevin mittels Quarzkristallen erzeugte Ultraschallwellen ins Wasser und entwickelte so ein Verfahren zur Ortung von Unterseebooten. Zu medizinischen Anwendungen eignete sich das Verfahren nicht, denn die Intensität der Schallwellen war so stark, dass von ihnen getroffene Fische zerbarsten. Diese Form der Anwendung wurde mit der Entwicklung von ASDIC und Sonar durch US-Amerikaner und Briten im Zweiten Weltkrieg fortgesetzt.

In der Zeit zwischen den Kriegen entwickelten der Russe S. J. Sokoloff und der US-Amerikaner Floyd A. Firestone ultraschallgestützte Verfahren zur Aufdeckung von Materialfehlern in Werkstoffen. Eine erste medizinische Anwendung erfolgte 1942 durch den Neurologen Karl Dussik (1908–1968), der einen Seitenventrikel des Großhirns mittels A-Mode-Messung darstellte. Er nannte sein Verfahren Hyperfonografie.

Seit dem Ende der 1940er Jahre entwickelte sich die Sonografie gleichzeitig innerhalb verschiedener medizinischer Fachrichtungen. Erste kardiologische Untersuchungen mittels A-Mode-Messungen wurden durch Wolf-Dieter Keidel vorgenommen, erste M-Mode-artige Messungen führten Inge Edler und Carl Helmut Hertz an der Lund-Universität in Schweden durch. Etwa gleichzeitig wurden von dem Engländer John Julian Wild (1914–2009, immigrierte nach dem Zweiten Weltkrieg in die USA), und den US-Amerikanern Douglass H. Howry (1920–1969) und Joseph H. Holmes (1902–1982) erste B-Mode-artige Schnittbilder aus dem Bereich des Halses und des Abdomens erzeugt. Die hierzu angewendete Methode war das Compound-Verfahren, bei dem die Versuchsperson in einer wassergefüllten Tonne saß und die Ultraschallsonde auf einer Kreisbahn um sie herumwanderte.

Im selben Zeitraum erfolgten erste Anwendungen in der Augenheilkunde (G. H. Mundt und W. F. Hughes, 1956) sowie der Gynäkologie (Ian Donald). Eine erste Anwendung des Dopplerprinzips erfolgte 1959 durch den Japaner Shigeo Satomura (1919–1960), das sich schnell einen Platz in der Angiologie und der Kardiologie erschloss. Farbkodierte Dopplerdarstellungen waren jedoch erst seit den 1980er Jahren mit der Verfügbarkeit leistungsstarker Rechner möglich.

Bildgebung

Ãœberblick

Ultraschall ist Schall mit einer Frequenz oberhalb der menschlichen Hörgrenze, ab 20 kHz bis 1 GHz. In der Diagnostik verwendet man Frequenzen zwischen 1 und 40 MHz bei einer mittleren Schallintensität von 100 mW/cm². Ein Ultraschallgerät enthält eine Elektronik für die Schallerzeugung, Signalverarbeitung und -darstellung, außerdem Schnittstellen für einen Monitor und Drucker sowie für Speichermedien oder Videokameras. Per Kabel daran angeschlossen ist eine auswechselbare Ultraschallsonde, auch Schallkopf genannt.

Sonden

Die Ultraschallwellen werden mit in der Sonde angeordneten Kristallen durch den piezoelektrischen Effekt erzeugt und auch wieder nachgewiesen. Von Bedeutung für die Schallausbreitung in einem Material ist die Impedanz, also der Widerstand, der der Ausbreitung von Wellen entgegenwirkt. An der Grenzfläche zweier Stoffe mit großem Impedanzunterschied wird der Schall stark reflektiert. Dieser Unterschied ist zwischen Luft und z.B. Wasser besonders stark ausgeprägt, deshalb wird die Ultraschallsonde immer mittels eines stark wasserhaltigen Gels angekoppelt, damit der Schall nicht von Lufteinschlüssen zwischen dem Sondenkopf und der Hautoberfläche reflektiert wird.

Die Sonde sendet kurze, gerichtete Schallwellenimpulse aus, die in den Gewebeschichten unterschiedlich stark reflektiert und gestreut werden, was als Echogenität bezeichnet wird. Aus der Laufzeit der reflektierten Signale kann die Tiefe der reflektierenden Struktur rekonstruiert werden. Die Stärke der Reflexion wird vom Ultraschallgerät als Grauwert auf einem Monitor dargestellt. So stellen sich Strukturen geringer Echogenität als schwarze, Strukturen hoher Echogenität als weiße Bildpunkte dar. Gering echogen sind vor allem Flüssigkeiten wie Harnblaseninhalt und Blut. Eine hohe Echogenität besitzen Knochen, Gase und sonstige stark Schall reflektierende Materialien.

Von den Monitorbildern werden zur Dokumentation Ausdrucke, sogenannte Sonogramme, oder gelegentlich Videoaufnahmen gemacht. Schwangeren wird häufig auch ein Bild ihres ungeborenen Kindes überlassen.

Ein verwandtes Untersuchungsverfahren ist die Optische Kohärenztomografie. Sie arbeitet nach einem ähnlichen Prinzip, jedoch wird dort Licht statt Schall verwendet.

Echo-Impuls-Verfahren

Schematischer Ablauf des Echo-Impuls-Verfahrens

Die Bildgebung mit einem Ultraschallgerät erfolgt nach dem sogenannten Echo-Impuls-Verfahren. Ein elektrischer Impuls eines Hochfrequenzgenerators wird im Schallkopf durch den piezoelektrischen Effekt in einen Schallimpuls – einen kurzen Wellenzug â€“ umgesetzt und ausgesendet. Die Schallwelle wird an Inhomogenitäten der Gewebestruktur teilweise oder vollständig gestreut und reflektiert. Im ersten Fall (teilweise Reflexion/Streuung) verliert der Wellenzug Energie und läuft mit schwächerem Schalldruck weiter, solange, bis durch Absorptionseffekte die Schallenergie vollständig in Wärme umgesetzt ist. Ein zurücklaufendes Echo wird im Schallkopf in ein elektrisches Signal gewandelt. Anschließend verstärkt eine Elektronik das Signal, wertet dieses aus und kann es auf verschiedene Weise an den Anwender ausgeben, beispielsweise auf einem Monitor (siehe Darstellungsmethoden).

Der darauffolgende Schallimpuls wird bei den zweidimensionalen Verfahren (wie dem am häufigsten benutzten B-Mode) durch automatisches mechanisches oder elektronisches Schwenken der schallerzeugenden Sonde in eine leicht andere Richtung ausgestrahlt. Dadurch scannt die Sonde einen gewissen Bereich des Körpers und erzeugt ein zweidimensionales Schnittbild.

Der nächste Impuls kann erst ausgesendet werden, wenn alle Echos des vorherigen Ultraschallimpuls abgeklungen sind. Somit ist die Wiederholrate abhängig von der Eindringtiefe; das ist die maximale Reichweite in das Untersuchungsobjekt hinein. Die Eindringtiefe des Schalls ist umso kleiner, je größer die Frequenz ist. Je größer allerdings die Frequenz, desto höher ist das örtliche Auflösungsvermögen, also die Fähigkeit, nahe beieinanderliegende Objekte auseinander halten zu können. Es muss stets die höchste Frequenz gewählt werden, die noch eine Untersuchung in der gewünschten Tiefe ermöglicht.

Beispielsweise liegt das Herz etwa 15 cm tief. Die zu verwendende Frequenz <math>f</math> ist 3,5 MHz (siehe Physikalische Grundlagen, Tabelle 2). Die Laufzeitdifferenz zum Herzen beträgt dann

<math>\Delta t=\frac{\Delta s}c = \frac{0{,}15\,\mathrm m}{1500\,\mathrm{\frac ms}} = 0{,}0001\,\mathrm s = 100\,\mathrm{\mu s}</math>

mit <math>c =</math> Schallgeschwindigkeit in Fett/Wasser/Hirn/Muskeln. Bis das Echo wieder am Schallkopf ankommt, vergeht die doppelte Zeit. Die Wiederholrate der einzelnen Impulse (nicht die Bildwiederholrate des kompletten Schnittbilds) ist also <math>f = \tfrac 1{2\Delta t} = 5\,\mathrm{kHz}</math>.

Darstellungsmethoden

A-Mode-Scan Signalamplitude gegen Impulsverzögerung

Eine Ultraschalluntersuchung kann je nach Anforderung mit verschiedenen Ultraschallsonden und unterschiedlicher Auswertung und Darstellung der Messergebnisse durchgeführt werden, was man als Mode (engl. für: Methode, Verfahren) bezeichnet. Die Bezeichnungen in der Raster Ultraschallmikroskopie (engl.: Scanning Acoustic Microscopy, SAM) sind aufgrund der Fokussierung des Strahles leicht unterschiedlich und bezeichnen primär die unterschiedlichen Dimensionen (A-, B-, C-Scan mode).

A-Mode

Die erste angewandte Darstellungsform war der A-Mode (A steht für Amplitudenmodulation). Das von der Sonde empfangene Echo wird in einem Diagramm dargestellt, wobei auf der x-Achse die Eindringtiefe und auf der y-Achse die Echostärke abgetragen wird. Je höher der Ausschlag der Messkurve, desto echogener ist das Gewebe in der angegebenen Tiefe. Der Name des Modus beruht auf der zeitabhängigen Verstärkung (bis zu 120 dB) der Signalamplitude durch die Auswerteelektronik im Ultraschallgerät (time gain compensation), weil eine größere Laufzeit der Wellen aus tieferen Schichten wegen Absorption zu sehr geringer Signalamplitude führt. Der A-Mode hat heute nahezu keine Bedeutung mehr.

B-Mode

2D-Sonogramm eines Menschenfetus von neun Wochen

B-Mode (B für englisch brightness modulation) ist eine andere Darstellung der Information des Amplituden-Modus, bei der die Echointensität in eine Helligkeit umgesetzt wird. Durch mechanisches Bewegen der Sonde überstreicht der Messstrahl eine Fläche in einer Ebene ungefähr senkrecht zur Körperoberfläche. Der Grauwert eines Bildpunktes auf dem Bildschirm ist ein Maß für die Amplitude eines Echos an dieser Stelle.

2D-Echtzeitmodus (2D-realtime)

Sonografie einer normalen (links) und entzündeten (rechts) Hüfte eines Kindes. Unten nachträglich blau gefärbt: Knochengrenzen (jeweils links Schaft, rechts Kopfkern, getrennt durch Wachstumszone) rot gefärbt: Kapsel.

Im 2D-Echtzeitmodus, der derzeit häufigsten Anwendung des Ultraschalls, wird ein zweidimensionales Schnittbild des untersuchten Gewebes durch automatische Verschwenkung des Messstrahls und Synchronisierung der B-mode-Darstellung in Echtzeit erzeugt. Das Schnittbild wird dabei aus einzelnen Linien zusammengesetzt, wobei für jede Linie ein Strahl ausgesendet und empfangen werden muss. Die Form des erzeugten Bildes hängt dabei vom eingesetzten Sondentyp ab. Der 2D-Echtzeitmodus kann mit anderen Verfahren wie dem M-Mode oder der Dopplersonografie gekoppelt werden. Je nach Eindringtiefe und Sondentyp können nur einige wenige oder bis zu über hundert zweidimensionale Bilder pro Sekunde dargestellt werden.

M-Mode

Hundeherz, 2D/M-Mode. Die Bewegung des Herzmuskels wird entlang der senkrechten Linie im (oberen) 2D-Bild im unteren M-Bereich aufgetragen

3D-Darstellung eines menschlichen Fötus. Deutlich erkennbar sind Gesicht und eine Hand.

Eine weitere häufig eingesetzte Darstellungsform ist der M- oder TM-Mode (englisch für (time) motion). Dabei wird ein Strahl bei einer hohen Impulswiederholungsfrequenz (1000–5000/s) eingesetzt. Die Amplitude des Signals wird auf der vertikalen Achse dargestellt; die von den hintereinander liegenden Impulsen erzeugten Echozüge sind auf der horizontalen Achse gegeneinander verschoben. Diese Achse stellt also die Zeitachse dar.

Bewegungen des Gewebes bzw. der untersuchten Strukturen haben Unterschiede in den einzelnen Impulsechos zur Folge, es lassen sich Bewegungsabläufe von Organen eindimensional darstellen. Die M-Mode-Darstellung ist häufig mit dem B- bzw. 2D-Mode gekoppelt.

Ihre Hauptanwendung findet diese Untersuchungsmethode in der Echokardiografie, um Bewegungen einzelner Herzmuskelbereiche und der Herzklappen genauer untersuchen zu können. Die zeitliche Auflösung dieses Modus ist bestimmt durch die maximale Wiederholrate der Schallimpulse und beträgt schon bei 20 cm Tiefe über 3 kHz.

Mehrdimensionale Anwendung

Als weitere Applikation wurde in den letzten Jahren (Anfang des 21. Jahrhunderts) die dreidimensionale Echografie entwickelt. Der 3D-Ultraschall produziert räumliche Standbilder, und der 4D-Ultraschall (auch genannt Live-3D: 3D plus zeitliche Dimension) lässt dreidimensionale Darstellung in Echtzeit zu. Für ein dreidimensionales Bild wird zusätzlich zum Scan in einer Ebene ein Schwenk der Ebene vollzogen. Der Flächenscanwinkel wird gleichzeitig mit dem zweidimensionalem Bild abgespeichert. Eine weitere Möglichkeit besteht in der Verwendung einer zweidimensionalen Anordnung von Ultraschallwandlern in einem sogenannten Phased Array (siehe Ultraschallsonde), bei der nicht mechanisch, sondern elektronisch ein Schwenk des Strahles durchgeführt wird.

Die Daten werden für die Bildverarbeitung und Visualisierung von einem Rechner in eine 3D-Matrix eingetragen. So können dann Darstellungen von Schnittebenen aus beliebigen Blickwinkeln auf das Objekt erzeugt oder virtuelle Reisen durch den Körper gestaltet werden. Um Bewegungsartefakte durch die Herztätigkeit zu vermeiden, wird die Aufnahme mittels EKG gesteuert.

Doppler-Verfahren

Die Aussagekraft der Sonografie kann erheblich durch die Anwendung des Dopplereffekts erhöht werden. Man unterscheidet eindimensionale Verfahren (pulsed-wave doppler, continuous-wave doppler; auch als D-mode bezeichnet) von zweidimensionalen, farbkodierten Anwendungen (Farbdoppler – F-mode). Die Kombination B-Bild mit PW-Doppler (Pulsed Wave Doppler) nennt man auch Duplex.^[1]

Dopplerverfahren werden benutzt zur Bestimmung von Blutfluss-Geschwindigkeiten, zur Entdeckung und Beurteilung von Herz(klappen)fehlern, Verengungen (Stenosen), Verschlüssen oder Kurzschlussverbindungen (Shunts), siehe Farbkodierte Dopplersonografie.

Prinzip

Winkel zwischen Richtung des Blutflusses und Schallstrahl

Messfehler von 7,5° bei zwei verschiedenen Winkeln. Der Winkelfehler hat größere Auswirkungen bei großen Winkeln.

Der Dopplereffekt tritt immer dann auf, wenn Sender und Empfänger einer Welle sich relativ zueinander bewegen. Zur Bestimmung der Blutflussgeschwindigkeit in den Blutgefäßen oder im Herzen detektiert man das von den Blutkörperchen (Erythrozyten) reflektierte Echo. Das reflektierte Signal ist um eine bestimmte Frequenz im Vergleich zur vom Schallkopf ausgesandten Frequenz verschoben: die Dopplerfrequenz. Von dem „ruhenden“ Sender, dem Schallkopf, geht eine Welle der Frequenz <math>f</math> aus; ein sich bewegendes Teilchen mit der Flussgeschwindigkeit <math>v</math> reflektiert den Schall mit der Frequenzverschiebung <math>\Delta f_1</math>. Die gesamte Frequenzverschiebung (mit <math>\theta=</math> Winkel zwischen Teilchenbahn und Schallstrahl, <math>c</math>: Schallgeschwindigkeit) beträgt
<math>\Delta f_1 = 2f\tfrac vc \cos\theta</math>.

Aus ihrem Vorzeichen lässt sich die Flussrichtung rekonstruieren. Bei gegebener Geschwindigkeit ist die Frequenzverschiebung umso größer, je größer die Sendefrequenz <math>f</math> ist. Im Bereich von 2 bis 8 MHz und Flussgeschwindigkeiten von einigen mm/s bis zu 2 m/s ist <math>\Delta f</math> etwa 50 Hz bis 15 kHz. Zur exakten Geschwindigkeitsmessung ist die Bestimmung des Winkels (Doppler-Winkel)zwischen Schallausbreitungsrichtung und Bewegungsrichtung des Erythrozyten (Richtung des Blutgefäßverlaufes) notwendig. Da das Doppler-Prinzip winkelabhänging ist und die Kosinus-Funktion in die Geschwindigkeitsberechnung eingeht, kommt es infolge des sich mit zunehmendem Winkel ändernden Anstiegs der Cosinusfunktion zu unterschiedlich starken Einflüssen gleicher Winkelmessfehler auf die errechnete Geschwindigkeit. Da sich Bewegungen des Schallkopfes in der Realität kaum vermeiden lassen, nehmen die Fehler, die durch diese Variation des Winkels entstehen, überproportional zu, wenn der Winkel zwischen Schallausbreitung und Gefäßrichtung untersuchungsbedingt variiert. Daher wird allgemein empfohlen, Aussagen zu Geschwindigkeiten bei Untersuchungen mit einem Doppler-Winkel >60° zu unterlassen. Die Abhängigkeit vom Winkel lässt sich aber eliminieren, beispielsweise durch Verwendung von Stereomessköpfen.

Die Verfahren im Einzelnen

Beim Continuous Wave Doppler (CW-Doppler)-Verfahren arbeiten ein Sender und ein Empfänger im Schallkopf gleichzeitig und kontinuierlich. Durch Mischen mit geeigneten Hochfrequenzsignalen und mit elektronischen Filtern lässt sich aus der zurückkommenden Welle in der Auswerteelektronik das Spektrum der Dopplerfrequenzen bzw. Geschwindigkeiten und auch die Richtung bestimmen. Nachteil bei diesem Verfahren ist, dass die Gewebstiefe, aus der das Dopplerecho stammt, nicht bestimmbar ist. Andererseits können auch relativ hohe Geschwindigkeiten registriert werden.

Dagegen kann man beim Pulsed Wave Doppler (PW-Doppler) für eine ortsselektive Geschwindigkeitsmessung im konventionellen B-Mode das sogenannte Gate festlegen. Es wird dann nur die Geschwindigkeit von Blutteilchen gemessen, die durch dieses Gate fließen. Von einem sowohl als Sender als auch als Empfänger fungierenden Wandler werden Ultraschall-Signale geringer Dauer ausgeschickt. Die axiale Ortsauflösung ist ein Maß für das Vermögen des Gerätes, in Ausbreitungsrichtung eines Impulses nahe beieinanderliegende Objekte unterscheiden zu können. Je besser die axiale Ortsauflösung sein soll, desto größer muss die Bandbreite des Sendesignals sein. Üblicherweise werden daher sehr kurze Impulse von ungefähr 2–3 Wellenzügen verwendet. Je geringer die Impulsdauer ist, desto unbestimmter ist seine Frequenz und umso größer die Bandbreite. Da kleine Dopplerfrequenzverschiebungen aufgrund des im Signal vorhandenen Signalrauschens an einem einzigen Wellenpaket nicht mehr sichtbar sind, bestimmt man die Dopplerfrequenz mit einem Verfahren unter Benutzung mehrerer verschiedener aufeinanderfolgender Sendepulse. Letztlich misst man dabei immer die Änderung der Entfernung der im Messvolumen vorhandenen Streupartikel pro Zeiteinheit^[2]. Es handelt sich dabei um eine indirekte Messung der Dopplerfrequenz im Zeitbereich. Beim Überschreiten einer von der Pulswiederholrate abhängigen Grenzgeschwindigkeit kann man die Geschwindigkeit nicht mehr eindeutig zuordnen. Diesen Effekt nennt man Alias-Effekt.

Bei der farbkodierten Dopplersonografie wird für einen großen Bereich eines konventionellen Ultraschallbildes (Color-Window) die örtliche Dopplerfrequenz (= mittlere Flussgeschwindigkeit) und deren Schwankungsbreite bestimmt. Damit möchte man die Turbulenz der Strömung abschätzen. Aufgrund der statistischen Bewegungen der Streuteilchen ist die Schwankungsbreite der Fließgeschwindigkeit jedoch stets größer als die Turbulenz. Das Ergebnis wird in Falschfarben auf dem B-Bild überlagert, also in Farbtönen von rot und blau für verschiedene Blutgeschwindigkeit und grün für Turbulenz. Hierbei steht üblicherweise die Farbe Rot für Bewegung auf den Schallkopf zu, während mit blauen Farbtönen Flüsse weg von der Sonde codiert werden. Bereiche der Geschwindigkeit 0 werden durch die Elektronik unterdrückt.

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  Anwendung des Dopplerverfahrens bei einer Herzuntersuchung: Mitralklappe mit Mitralinsuffizienz

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  Farbdoppler und PW-Doppler. Innerhalb der Stenose ist wegen der hohen Flussgeschwindigkeit und des resultierenden Alias-Effekts die Geschwindigkeit in Blau kodiert.

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  Gewebedoppler im Myokard

Eine spezielle Anwendung ist der Gewebedoppler (auch Tissue-Doppler), bei dem nicht die Blutflussgeschwindigkeiten, sondern die Geschwindigkeit des Gewebes, insbesondere des Myokards gemessen und dargestellt werden. Gegenüber den herkömmlichen Dopplerverfahren treten wesentlich geringere Frequenzverschiebungen auf, und daher erfordert diese Untersuchungsmethode besondere Gerätemodifikationen. Eine Anwendung des Gewebedopplers sind Strain (Elastizität) und Strain Rate (Elastizitäts-Rate) Imaging: hier wird die Kontraktilität einzelner Gewebeabschnitte des Herzmuskels gemessen, womit man hofft, bessere Aussagen zur regionalen Wandbewegung machen zu können.^[3]

Weitere Techniken

Fortschritte der digitalen Signalverarbeitung mit gesteigerter Rechenleistung eröffneten den Ultraschallgeräten neue Anwendungen. Mittels digitaler Schallwellencodierung ist es möglich, Umgebungsrauschen von der zur Bilderzeugung eingesetzten Schallwelle eindeutig abzugrenzen und damit die Auflösung zu verbessern. Auf ähnlichen Effekten wie die 3D-Sonografie beruhende Verfahren erlauben das Generieren von Panoramabildern.

Es kam zur Entwicklung weiterer Dopplerverfahren. Der amplituden-codierte Doppler (Powerdoppler) erfasst nicht die Flussgeschwindigkeit, sondern die Menge der bewegten Teilchen und erlaubt somit die Detektion wesentlich langsamerer Flüsse, als es mittels der klassischen Dopplerverfahren möglich ist.

Der Einsatz von sonografischen Kontrastmitteln (Kontrastmittelverstärkter Ultraschall) oder die Darstellung von Blutflüssen im B-Mode verfeinern die Möglichkeiten der Gefäßdiagnostik. Speziell den Kontrastmitteln wird eine steigende Bedeutung zugemessen, da mit ihrer Hilfe Aussagen über die Dignität (Gut- oder Bösartigkeit) von Gewebeneubildungen getroffen werden können.

Die B-Bild-Darstellung konnte Ende der 1990er Jahre noch einmal in kontrast- und räumlicher Auflösung mit Tissue Harmonic Imaging (THI) verbessert werden. Dieses Verfahren ist bei heutigen kommerziellen Ultraschallsystemen Standard.

Zugänglichkeit von Organen

Alle wasserhaltigen, blutreichen Organe sind für den Ultraschall gut untersuchbar. Schlecht untersuchbar sind alle gashaltigen oder von Knochen bedeckten Organe, zum Beispiel der Darm bei Blähungen, die Lunge, Gehirn und das Knochenmark. Manche Organe sind im Normalzustand nur schwierig, im krankhaft vergrößerten Zustand dagegen ganz gut erkennbar (Blinddarm, Harnleiter, Nebennieren).

Spezielle Sondentypen wie die Endoskopsonde, die in den Körper eingeführt werden, machen eine Untersuchung innerer Organe, genannt Endosonografie, möglich. So führt man beispielsweise eine Sonde vaginal ein zur Untersuchung der Eierstöcke, anal zur Durchschallung der Prostata oder oral zur Betrachtung des Magens oder – häufiger – des Herzens (TEE).

Gut untersuchbare Organe:

• Aorta abdominalis – Arterien (außer im Schädel) – Darm (teilweise) – Gallenblase – Gallengang – Halsschlagadern – Harnleiter – Haut – Herz – Leber – Lymphknoten – Milz – Zugängliche Muskeln – Nieren – Pankreas – Pleura – Schilddrüse – Hoden – Speicheldrüsen – Untere Hohlvene – Venen (außer im Schädel)

Bedingt oder durch Endoskopsonde, eventuell auch durch die volle Harnblase zugänglich:

• Eierstöcke – Enddarm – Gebärmutter – Harnleiter – Nebenniere – Magen – Ösophagus – Prostata – Sehnen

Schlecht zu untersuchen:

• Gehirn (Ausnahme: Säuglingsgehirn durch die offene Fontanelle) – Inneres von Gelenken – Herzkranzgefäße (IVUS) – Inneres von Knochen – Luftröhre – Lunge – Nerven – Rückenmark – Wirbelsäule

Besonderheiten beim Kind: Aufgrund der noch nicht abgeschlossenen oder bei Neugeborenen erst einsetzenden Verknöcherung, z.B. ist auch die Fontanelle noch offen, können sehr viel mehr Organe als beim Erwachsenen untersucht werden:

• Gehirn - Hirngefässe - Rückenmark - Wirbelsäule - Nebenniere

In der Gebärmutter kann das Ungeborene, da noch keinerlei Gasüberlagerung vorliegt und die Knochenbildung erst am Anfang steht, nahezu komplett untersucht werden, u.a. auch:

• Lunge - Magen - Extremitätenknochen

Bildfehler

Gb: Gallenblase;
LS: lateral shadowing;
SA: distale Schallauslöschung hinter dem stark reflektierenden Zwerchfell;
SV: distale Schallverstärkung

Rv: Reverberationen

Kometenschweifartefakt (Ks) hinter einer Dünndarmschlinge

Bei der Bilderzeugung mittels Ultraschall kann es zu Artefakten (Bildfehlern) kommen, die nicht durchweg als störend gelten, sondern auch zusätzliche Gewebe- bzw. Materialinformationen liefern können.

Ein sehr charakteristisches Artefakt ist das Speckle-Rauschen, das durch Interferenz der Schallwellen entsteht. Es ist die Ursache für die markanten, sich auf kurzer Distanz abwechselnden hellen und dunklen Flecken in Ultraschallbildern.

Ein häufiges Artefakt ist die Abschattung (distale Schallauslöschung) hinter stark reflektierenden Objekten mit einer vom übrigen Gewebe stark abweichenden Impedanz wie Knochen, Luft oder Konkrementen (Ablagerungen). Bei nahezu senkrechtem Schalleinfall gibt es ein starkes Echo, bei schrägem Einfall nicht.

Eine distale Schallverstärkung ist ein übermäßig hell dargestelltes Gewebe hinter (distal) einer Struktur, die wenig dämpft. Allgemein wird, um die Dämpfung des Gewebes auszugleichen und zum Beispiel Lebergewebe über die gesamte Tiefe homogen darzustellen, mit Hilfe der time gain compensation oder auch depth gain compensation, tiefer liegende Signale zunehmend verstärkt. Zum Beispiel bei einer Gallenblase in der Leber ist das Lebergewebe deutlich heller als das restliche Lebergewebe, weil Galle weniger dämpft als Lebergewebe, aber das Gewebe hinter der Gallenblase mit dem gleichen Verstärkungsfaktor aufgehellt wird wie das umliegende Gewebe.

Bei kreisförmig geschnittenen Objekten können die Randstrahlen weggespiegelt werden; dem Bild fehlen dann die Randstrukturen und es kommt zu Abschattungen (engl.: lateral shadowing).

Bei stark reflektierenden Grenzflächen kann es zu Mehrfachreflexionen (Kometenschweifartefakt, auch Ring-Down-Phänomen) beziehungsweise zu Spiegelartefakten in Form von virtuellen Bildern von vor der Grenzfläche befindlichen Objekten kommen.

Objekte können hinter Gebieten mit abweichender Schallgeschwindigkeit verschoben erscheinen.

Am Rand flüssigkeitsgefüllter Organe erzeugt ein wenig fokussierter Impuls beim Auftreffen auf eine schräg verlaufende Grenzfläche Echos mit geringer Stärke und unscharfer Kontur. Vor allem in flüssigkeitsgefüllten Hohlorganen wie Harn- und Gallenblase können durch dieses Schichtdickenartefakt in Wirklichkeit nicht vorhandene Strukturen vorgetäuscht werden.

Ungenügende Ankopplung des Schallkopfes an die Hautoberfläche verursacht das Auftreten mehrerer Echos im gleichen Abstand, ohne dass ein auswertbares Bild entsteht (Reverberationen).

Sicherheitsaspekte

Die Anwendung von Ultraschall ist eine sehr sichere Methode für die Bildgebung. Als mögliche Schadensquellen für Mensch und Tier kommen die Wärmeerzeugung und Kavitation in Betracht.

Kavitation

Als Kavitation (lat.: cavis, -is = die Höhle) bezeichnet man hier den Effekt, dass in der Unterdruckphase einer Schallwelle im Gewebe Hohlräume bzw. Gasbläschen entstehen, die in der Druckphase kollabieren und eine Gewebsschädigung verursachen. Das ist derselbe Effekt, der in einem Ultraschallreinigungsgerät genutzt wird. Je höher die Ultraschallfrequenz ist, desto höhere Spitzendrücke werden vom Gewebe (bzw. von Flüssigkeiten) toleriert. Verwendet man die diagnostisch interessanten Frequenzen zwischen 2 und 20 MHz, darf zur Vermeidung von Kavitation in reinem entgastem Wasser der Schalldruck maximal 15 MPa betragen. Jedoch sind mit üblichen Schallköpfen Schalldrücke über 0,5 MPa im (zudem absorbierenden) Gewebe äußerst unwahrscheinlich, sodass eine Gewebsschädigung durch Kavitation praktisch ausgeschlossen ist.

Wärme

Das Maß an erzeugter Wärme ist abhängig von der absorbierten Schallintensität und der Impulswiederholfrequenz; die Wärmeabfuhr geschieht durch Blutströmung und Wärmeleitung. Für gesundes Gewebe ist selbst eine längerfristige Temperaturerhöhung von 1,5 Â°C unbedenklich. Dennoch sollte die Einwirkzeit begrenzt werden. Die einzelnen Verfahren im Detail:

Im B-Mode ist die eingestrahlte Leistung 1 bis 10 mW und verteilt sich auf ein relativ großes Volumen innerhalb einer Einstrahlzeit von unter 1 Âµs und einer Impulswiederholfrequenz deutlich unter 5 kHz.

Im (T)M-Mode wird statt eines Volumens eine Linie des Gewebes durchstrahlt, allerdings mit einer geringeren Impulswiederholrate (etwa 1 kHz).

Das Puls-Dopplerverfahren erfolgt auch statisch, allerdings ist die Impulsfolgefrequenz mit bis zu 30 kHz viel höher und eine Ãœberwärmung nicht mehr auszuschließen. Daher muss hierbei Impulsfolge und Sendeschalldruck in angemessenem Verhältnis gewählt werden und das Personal entsprechend geschult sein.

Beim Continuous Wave Dopplerverfahren wird ständig eine Leistung von etwa 10 bis 100 mW in einem kleinen Volumen appliziert, dennoch ist die Gefahr einer lokalen Hyperthermie (Ãœberwärmung) gering, da der Fokussierungsgrad niedrig ist. Wie beim Puls-Doppler sollte die Sendeenergie an die Messtiefe angepasst werden, um die Sicherheit zu erhöhen.

Allgemeines

Durch die in der Klinik verwendeten Intensitäten bzw. durch sorgfältige Anpassung und Optimierung der Parameter (Sendeleistung, Impulsfolge, Applikationsdauer) ist eine Gesundheitsgefährdung so gut wie auszuschließen. Eine Untersuchung der Food and Drug Administration (FDA) der USA ergab folgenden Sicherheitsbereich: Eine Schädigung tritt nicht auf, solange die applizierte Intensität mal Einwirkungsdauer unter 50 W·s/cm² bleibt: <math>Jt\le 50\,\tfrac{\mathrm{Ws}}{\mathrm{cm}^2}</math>, wobei dieses nicht als scharfe Grenze aufgefasst werden sollte.

International gibt es eine Sicherheitsnorm für Ultraschallgeräte, die allerdings keine Grenzwerte nennt und lediglich die Offenlegung der Schallparameter eines Gerätes fordert, sofern Schalldrücke unter −1 MPa und Intensitäten über 100 mW/cm² erreicht werden können.

Darüber hinaus warnt die FDA jedoch vor unnötigen pränatalen Untersuchungen für das Erstellen von Bildern oder Videos als „Andenken“ ohne jede medizinische Indikation (Begründung), wie sie von manchen unseriösen Geschäftemachern und Ärzten angeboten werden. Zwar gibt es keine gesicherten Hinweise auf biologische Effekte, hervorgerufen durch eine Einwirkung gegenwärtig verwendeter Diagnostikinstrumente, allerdings ist es möglich, dass solche Effekte in der Zukunft vielleicht erkannt werden.

Vor- und Nachteile

Vorteile

Die Ultraschalldiagnostik wird heute von fast allen medizinischen Fachdisziplinen genutzt. Gründe liegen in der risikoarmen, nichtinvasiven, schmerzlosen und strahlenexpositionsfreien Anwendung, der hohen Verfügbarkeit und der schnellen Durchführung. Die Anschaffungs- und Betriebskosten sind im Vergleich zu anderen bildgebenden Verfahren wie der Computertomografie (CT) oder Magnetresonanztomografie (MRT) geringer. Außerdem entfallen aufwendige Strahlenschutzmaßnahmen und -belehrungen. Eine freie Schnittführung der Sonden erlaubt eine Kontrolle über das gewünschte Schnittbild in Echtzeit. Die Dopplersonografie kann als einzige etablierte Methode Flüssigkeitsströme (vor allem den Blutfluss) dynamisch darstellen. Oberflächennah erreicht die Sonografie die höchste Auflösung aller bildgebenden Verfahren.
Die verwendeten Kontrastmittel verlassen als einzige nicht die Blutbahn. Hiermit wird eine präzise Diagnostik insbesondere von Leberveränderungen möglich. Die Menge benötigten Kontrastverstärkers ist mit 1-2 ml um das ca. 100fache kleiner als bei CT und MRT, die bislang bekannten Nebenwirkungen sind wesentlich seltener (Allergie, Auslösung von Herzattacken und Asthmaanfällen).

Nachteile

Die standardisierte und nachvollziehbare Dokumentation sonografischer Untersuchungen ist – als Kehrseite der freien Schnittführung – nicht realisierbar.

Das Verfahren hat in tief gelegenen Geweben eine geringere Raumauflösung als die CT und MRT. Auch die Weichteil-Kontrastauflösung kann der bei der MRT unterlegen sein. Gas und Knochen verhindern die Ausbreitung der Ultraschallwellen. Daher ist die Sonografie bei gasgefüllten Organen (Lunge, Darm) und unter Knochen (Schädel, Rückenmark) nicht möglich.

Anders als bei anderen bildgebenden Verfahren gibt es keine standardisierte Ausbildung. Daher bestehen große qualitative Unterschiede in den diagnostischen Fähigkeiten der Anwender.

Physikalische Grundlagen

Sonografie als bildgebendes Verfahren in der medizinischen Diagnostik beruht darauf, dass sich Schallwellen in unterschiedlichen Medien verschieden schnell ausbreiten. Sie werden an Grenzflächen unterschiedlicher Wellenimpedanz teilweise reflektiert, ein anderer Teil breitet sich – oft bei geänderter Richtung – weiter aus. Vereinfachend kann die Untersuchung beispielsweise eines Menschen mit der einer Flüssigkeit beschrieben werden, in der sich wichtige materialabhängige Größen in menschlichen Geweben und Wasser sprunghaft ändern (s. Tabelle 1). Mit steigender Differenz der Wellenimpedanz vergrößert sich auch der reflektierte Anteil. In weichen Materialien können sich aufgrund der geringen Scherviskosität nur unpolarisierbare longitudinale Wellen ausbreiten.

Bei einer diagnostischen sonografischen Untersuchung sind folgende Werte für Schallparameter üblich:

• Ultraschallfrequenz: <math>f = 1\ldots 40\,\mathrm{MHz}</math>
• mittlere Schallintensität: <math>J = 100 \tfrac{\mathrm{mW}}{\mathrm{cm}^2}</math>
• mittlere Druckänderung (gegenüber Normaldruck): <math>\Delta p< 0{,}6\cdot10^5\,\mathrm{Pa}</math>.

Schallphänomene

Mit der Schallausbreitung gehen wie in der Wellenoptik die Phänomene Reflexion, Brechung, Beugung, Streuung und Absorption einher. Reflektierte und gestreute Schallwellen werden als Echos von der Ultraschallsonde registriert, und durch die Auswertung derer Stärken und Laufzeiten ist eine Abbildung des durchstrahlten Objektes möglich.

Reflexion

Für die Reflexion unter senkrechtem Einfall des Schalls an glatten Grenzflächen zwischen Gebieten mit unterschiedlicher Impedanz <math>Z</math> berechnet sich der Reflexionskoeffizient <math>R</math> (also das Verhältnis von reflektierter zur einfallender Schallintensität) gemäß:

<math>R=\frac{Z_2-Z_1}{Z_2+Z_1}.</math>

Je größer der Impedanzunterschied, desto größer die Reflexion. Im Vergleich zur Optik verhält sich hier die Impedanz analog zur Brechzahl. Um beim Übergang von schallerzeugender Sonde zum Untersuchungsobjekt möglichst wenig Intensität durch Reflexion zu verlieren, soll <math>R</math> klein und damit die Impedanzen von Sonde und Körper angepasst sein. Luft führt zu einer schlechten Einkopplung von Schall in den Körper (vgl. Tabelle 1: die Werte ergeben <math>R\approx 99{,}9\,%</math>), man verwendet daher ein auf Wasser basierendes Gel als Übergangsmedium. Aus demselben Grund sind auch luftgefüllte Organe wie Lunge und Magen-Darm-Trakt oder von Knochen umschlossene Gebiete schlecht oder gar nicht für Ultraschalluntersuchungen zugänglich: von außen in den Körper gebrachte Schallwellen werden an den Grenzflächen dieser Organe reflektiert.

Streuung

Bei rauen und nicht senkrecht zum Ultraschallstrahl angeordneten Grenzflächen kann trotzdem ein Echo registriert werden, da ein diffuser Strahlungskegel zurückgestreut wird. Die Streuung an Inhomogenitäten erzeugt für eine Gewebestruktur charakteristische Signale aus Gebieten zwischen Grenzflächen, wodurch Gewebetypen unterscheidbar sind. Je nach Durchmesser <math>a</math> des Streuzentrums ändert sich die Stärke der Streuung. Im „geometrischen“ Bereich (für <math>a\gg\lambda</math>, mit <math>\lambda</math>: Schallwellenlänge) ist die Streuung stark, z. B. in Gefäßen. Sie sind in B-Mode-Bildern heller. Im „stochastischen“ Bereich (<math>a\approx\lambda</math>) wie in der Leber ist die Streuung mittelstark und macht hier etwa 20 % der Gesamtabsorption aus. Im „Rayleighbereich“ (<math>a\ll\lambda</math>) ist die Streuung schwach, beispielsweise im Blut.

Absorption

Eine Absorption von Schallfeldern erfolgt aufgrund Streuung, innerer Reibung, isentroper Kompression sowie Anregung innerer Freiheitsgrade (Molekülrotation, -schwingung) des schalltragenden Mediums. Die Energie wird dabei in Wärme umgesetzt. Die Schwächung erfolgt exponentiell mit zunehmender Entfernung <math>x</math> vom Schallkopf: <math>J(x)=J(0)e^{-\mu x}</math>. Der Absorptionskoeffizient <math>\mu</math> ist gewebe- und stark frequenzabhängig. Bei 1 MHz liegt er bei 1 dB/cm. Absorption führt zu einer begrenzten Reichweite der Schallwellen, weshalb eine der Eindringtiefe (s. Tabelle 2) angepasste Frequenz gewählt werden muss, um ein bestimmtes Objekt zu untersuchen. Mit zunehmender Schallfrequenz nimmt also die Reichweite ab. Da jedoch die Auflösung bei höheren Frequenzen besser ist, wird immer die größtmögliche Frequenz gewählt; Signale aus größerer Tiefe müssen in der Auswerteelektronik mehr verstärkt werden.

Erzeugung und Nachweis von Ultraschall

Die Erzeugung von Ultraschall und auch der Nachweis zurückkommender Echos finden zumeist elektromechanisch in einem Wandler statt, der Teil der Sonde ist, und basiert auf dem piezoelektrischen Effekt: In einem piezoelektrischen Material wird durch mechanische Spannung eine elektrische Polarisation, eine Aufladung der Oberfläche und damit eine elektrische Spannung erzeugt. Bei Vibration des Materials wird Wechselspannung erzeugt (Nachweis der Schallschwingungen). Umgekehrt schwingen diese Kristalle mechanisch, wenn man eine elektrische Wechselspannung anlegt (Erzeugung von Schallschwingungen). Verwendung finden vor allem Keramiken wie Bariumtitanat, Bleititanat, -zirkonat, -metaniobat. Diese werden polarisierbar gemacht durch starke Erhitzung und anschließende Abkühlung unter Anlegen einer elektrischen Spannung.

Das Schallfeld eines kreisförmigen Ultraschallwandlers

Schallfeld eines unfokussierten 4MHz-Ultraschallwandlers mit der Nahfeldlänge N=67mm, angezeigt werden die Amplituden der Schalldrücke

Die Ausbreitung und Intensitätsverteilung der abgestrahlten durch Beugung begrenzten Schallwellen lässt sich in guter Näherung aus der Annahme des Huygensschen Prinzips herleiten, dass jeder Punkt der Wandleroberfläche eine Kugelwelle aussendet. Das Ergebnis kann man abhängig von der Entfernung <math>z</math> zum Wandler in Bereiche einteilen:

Der Nahbereich ist geprägt durch starke Interferenzen, die eine sehr inhomogene Intensitätssverteilung zufolge haben. Im Fernbereich bildet sich eine kontinuierlich aufweitende Strahlkeule. Im Fokalbereich (zwischen Nah- und Fernbereich) ist die Intensität gebündelt und nimmt senkrecht zur Strahlachse ab. Mit <math>D</math>: Wandlerdurchmesser, <math>\lambda</math>: Schallwellenlänge, liegt er zwischen

<math>z = \left(1 \ldots 2 \right) \cdot \frac{D^2-\lambda^2}{4 \lambda},</math>

wobei der Ausdruck <math>N = (D^2-\lambda^2)/(4 \lambda)</math> bzw. dessen Näherung <math>N \approx D^2/(4 \lambda)</math> auch als Nahfeldlänge bezeichnet wird.

Das Beispiel zeigt das durch Simulationsrechnungen ermittelte Schallfeld eines unfokussierten Ultraschallwandlers mit einer Frequenz f = 4 MHz, einem Durchmesser des Schwingers von 10 mm für Wasser mit einer Schallgeschwindigkeit von c = 1500 m/s. Angezeigt werden die Amplituden der Schalldrücke. Die Nahfeldlänge beträgt N = 67 mm. Man erkennt darin die starke Zerklüftung des Schallfeldes im Nahbereich und das allmähliche Abklingen des Schalldrucks im Fernbereich^{[4] [5]}.

Das Schallfeld eines fokussierten Ultraschallwandlers

Schallfeld desselben Ultraschallwandlers (4 MHz, N = 67 mm) mit einer spherisch gekrümmten Wandleroberfläche mit dem Krümmungsradius R=30mm. Angezeigt werden die Schalldrücke.

Der Ultraschall kann durch die Krümmung der Wandleroberfläche, durch Verwenden einer akustischen Linse oder - bei entsprechend ausgelegten Mehrkanalwandlern - durch eine geeignete zeitversetzte Ansteuerung der einzelnen Elemente fokussiert werden. Grundsätzlich erfolgt die Fokussierung dabei auf einen Punkt innerhalb der Nahfeldlänge, der typischerweise im Bereich <math>z=(0,2 \ldots 0,8) \cdot N</math> angestrebt wird. Eine Fokussierung auf weiter entfernte Orte als die Nahfeldlänge ist grundsätzlich nicht möglich.

Das Beispiel zeigt das durch Simulationsrechnungen ermittelte Schallfeld desselben Ultraschallwandlers wie im vorherigen Abschnitt. Die Fokussierung kommt durch Krümmung der Wandleroberfläche (Krümmungsradius R = 30 mm) zustande. Angezeigt werden die Amplituden der Schalldrücke.

Auflösungsvermögen

Das örtliche Auflösungsvermögen ist ein Maß für die Fähigkeit eines Messgeräts, nahe beieinanderliegende Objekte getrennt wahrnehmen zu können. Man unterscheidet das Auflösungsvermögen in Richtung der Strahlachse (axial) und senkrecht zur Achse (lateral).

Lateral

Sende-Empfangsfeld des unfokussierten Ultraschallwandlers (4 MHz, N = 67 mm) im Fokus bei N = 67 mm.

Messtechnisch bestimmt man die laterale Auflösung , indem ein punktförmiges Objekt innerhalb des Fokalbereichs vor dem Schallkopf senkrecht zur Schallausbreitungsrichtung vorbeigeschoben und die Amplitude des Echosignals als Funktion des Ortes (also des Abstandes von der Strahlachse) aufgetragen wird. Die Breite <math>d</math>, bei der die Amplitude des Empfangssignals im Vergleich zum Maximum um 6 dB gesunken ist, beidseitig vom Maximum, nimmt man als ein Maß für das laterale Ortsauflösungsvermögen. Näherungsweise gilt <math>d=D/3</math> (<math>D</math>: Durchmesser eines kreisförmigen Schallkopfes) im Fokalbereich. Außerhalb des Fokalbereichs nimmt die laterale Auflösung mit der Entfernung zum Wandler ab.

Rechnerisch ergibt sich die laterale Auflösung aus der 6dB-Grenze des sogenannten Sende-Empfangs-Feldes, das heißt, den Quadraten der für die jeweilige Messanordnung berechneten Schalldrücke. Die Quadrierung der Schalldrücke berücksichtigt, dass die Richtwirkung des Ultraschallwandlers sowohl beim Senden, als auch beim Empfang wirksam ist.

Das Beispiel zeigt einen x/y-Schnitt des zuvor beschriebenen Ultraschallwandlers (4 MHz, Schwingerdurchmesser 10mm, Nahfeldlänge N = 67 mm) im Fokus bei z = 67 mm. Die 6-dB-Grenze ist gelb eingefärbt und weist eine Breite von ungefähr 2.8mm auf.

Axial

Zwei in Schallrichtung hintereinanderliegende Gewebeschichten können gerade noch getrennt wahrgenommen werden, wenn von den Grenzflächen zwei unterscheidbare Echos ausgehen. Hauptsächlich entscheidend für das axiale Auflösungsvermögen sind:

• die Schallfrequenz und
• der zeitliche Dauer und Form des Anregesignals

Grundsätzlich verbessert sich das Auflösungsvermögen mit steigender Frequenz, und sie verschlechtert sich mit der Länge des Anregesignals.

Die Länge und Form des Anregesignals ist in der medizinischen Messpraxis meist nicht variabel. Typischerweise verwendet man breitbandige Ultraschallwandler und regt sie mit einem kurzen rechteckförmigen Puls an. Die sich daraus ergebenden Echosignale von einer Gewebeschicht weisen etwa 2 oder 3 Wellenzüge mit einer allmählich steigenden und fallenden Einhüllenden auf. Die Empfangssignale sind komplett unterscheidbar, wenn sie sich zeitlich nicht überschneiden. Aufgrund des doppelten Schallweges im Puls-Echo-Verfahren (hin und zurück), benötigt man bei einem 3 Wellenzüge langen Sendesignal somit einen Mindestabstand der Schichten von 1,5 Ultraschall-Wellenlängen. Bei einem Signal mit einer Frequenz von 5 MHz ergibt sich so beispielsweise eine Wellenlänge von <math>\lambda=0,3</math> mm und damit eine axiale Auflösung von ungefähr 0,45 mm.

Bei Verwendung von speziell codierten breitbandigen Anregesignalen ist die zeitliche Dauer des Anregesignals nicht alleine ausschlaggebend, da die Echosignale aufgrund ihrer großen Bandbreite rechnerisch voneinander getrennt werden können. Ein gängiges Verfahren bei der Anregung mit Chirpsignalen besteht beispielsweise darin, dass nicht das Empfangssignal als solches, sondern die Korrelationsfunktion aus Sende- und Empfangssignal ausgewertet wird. Solche Verfahren bieten jedoch nur bei sehr langen Signalen Vorteile und sind derzeitlich hauptsächlich in der Forschung im Einsatz ^[6]

Ãœbliche Werte

Typisch erreichbare Ortsauflösungen je nach Sendefrequenz sind:

Der Ultraschall-Markt

Ultraschallgeräte kosten je nach Ausstattung (zum Beispiel Anzahl der Sonden und Zusatzsoftware) und Qualität als Neugerät zwischen 3.000 Euro und 250.000 Euro (Stand Januar 2009). Die Größe variiert zwischen PDA-Größe, über Laptop-Format und -Größe zu 200 kg schweren Systemen, die einem schmalen Schreibtisch mit PC auf Rollen ähneln.

Das Gesamtvolumen des Umsatzes in Ultraschall beträgt weltweit ca. vier Milliarden Dollar (2004) und wächst jährlich um etwa drei bis vier Prozent.^[7] Die bedeutsamsten Anbieter sind GE, Philips, Siemens und Toshiba mit Marktanteilen um jeweils zwanzig Prozent. Am stärksten wachsen die Segmente mit 3D- und 4D-Darstellung. Außerdem wächst stark der Markt für Geräte, die in der Hand gehalten werden können; hier ist Sonosite der Marktführer.^[8] Es werden etwa genauso viele Systeme in die Segmente Kardiologie und Radiologie abgesetzt wie in die Geburtshilfe.

Siehe auch

• Grundlagen: Bildgebendes Verfahren (Medizin) · Tomografie · Ultraschall · Ultraschallgerät · Ultraschallsonde
• Techniken: 3D-Ultraschall · 4D-Ultraschall · IVUS
• Ähnliche Verfahren: Elastografie · Optische Kohärenztomografie · Neutronentomografie · Laserscanning
• Anwendungsgebiete: Pränataldiagnostik· Echokardiografie · Feinultraschall · Endosonografie ·Mammasonografie

Einzelnachweise

1. ↑ Kubale R et al. (2002) Farbkodierte Duplexsonographie: interdisziplinärer vaskulärer Ultraschall ISBN 3-13-128651-2
2. ↑ David H. Evans, W. Norman McDicken: Doppler Ultrasound – Physics, Instrumental, and Clinical Applications. 2. Auflage, Wiley, 2000, ISBN 978-0-471-97001-9.
3. ↑  George R. Sutherland, Liv Hatle, Piet Claus, Jan D'Hooge, Bart H. Bijnens: Doppler Myocardial Imaging: A Textbook. BSWK bvba, 2006, ISBN 9081059211.</span>
4. ↑ Elfgard Kühnicke: Elastische Wellen in geschichteten Festkörpersystemen - Modellierungen mit Hilfe von Integraltransformationsmethoden - Simulationsrechnungen für Ultraschallanwendungen. TIMUG e.V., ISBN 3-934244-01-7.
5. ↑ J. Krautkrämer, H. Krautkrämer: Werkstoffprüfung mit Ultraschall. Springer, Berlin, ISBN 978-3-540-15754-0.
6. ↑ T. Misaridis, J.A. Jensen: Use of modulated excitation signals in medical ultrasound. (PartI-III), 2005, IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics and Frequency Control [1]
7. ↑ PR leap, 27. Oktober 2006, zugegriffen am 28. Januar 2009
8. ↑ Frost&Sullivan Research Services, 26. Oktober 2004, zugegriffen am 28. Januar 2009

Literatur

• Olaf Dössel: Bildgebende Verfahren in der Medizin. Von der Technik zur medizinischen Anwendung. 1. Auflage. Springer, Berlin u. a. 2000, ISBN 3-540-66014-3.
• H. Fendel (Hrsg.): Praenatale Dopplerdiagnostik. Dopplersonographie und Morphologie der uterofetoplazentaren Gefässversorgung bei Risikoschwangerschaften. Steinkopff, Darmstadt 1992, ISBN 3-7985-0919-0.
• T. Grau (Hrsg.): Ultraschall in der Anästhesie und Intensivmedizin. Lehrbuch der Ultraschalldiagnostik. Deutscher Ärzte-Verlag, Köln 2007, ISBN 978-3-7691-1200-9.
• Heinz Morneburg (Hrsg.): Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik. Röntgendiagnostik und Angiographie, Computertomographie, Nuklearmedizin, Magnetresonanztomographie, Sonographie, Integrierte Informationssysteme. 3. wesentlich überarbeitete und erweiterte Auflage. Publicis MCD Verlag, Erlangen 1995, ISBN 3-89578-002-2.
• Carl-Detlev Reimers, Hartmut Gaulrapp, Henrich Kele (Hrsg.): Sonographie der Muskeln, Sehnen und Nerven. Untersuchungstechnik und Befundinterpretation. 2. überarbeitete und erweiterte Auflage. Deutscher Ärzte-Verlag, Köln 2004, ISBN 3-7691-1188-5.
• Günter Schmidt (Hrsg.): Ultraschall-Kursbuch. Nach den Richtlinien der DEGUM und der KBV. 4. vollständig überarbeitete und erweiterte Auflage. Thieme Verlag, Stuttgart u. a. 2004, ISBN 3-13-119104-X.
• Günter Schmidt (Hrsg.): Sonographische Differenzialdiagnose. Lehratlas zur systematischen Bildanalyse mit über 2500 Befundbeispielen. Thieme Verlag, Stuttgart u. a. 2002, ISBN 3-13-126141-2.
• Bernhard Widder, Michael Görtler: Doppler- und Duplexsonographie der hirnversorgenden Gefäße. 6. erweiterte und vollständig bearbeitete Auflage. Springer, Berlin u. a. 2004, ISBN 3-540-02236-8.
• Klaus Vetter: Dopplersonographie in der Schwangerschaft. Weinheim u. a., Basel u. a. 1991, ISBN 3-527-15472-8.

Weblinks

 Commons: Sonografie â€“ Sammlung von Bildern, Videos und Audiodateien

 Wikibooks: Sonographie â€“ Lern- und Lehrmaterialien

 Wikibooks: Physikalische Grundlagen der Nuklearmedizin/ Sonographie â€“ Lern- und Lehrmaterialien

• Links zu Fachzeitschriften und Sonografie-Gesellschaften
• Internistischer Sonografieatlas des Albertinen-Krankenhaus Hamburg
• Suche nach Sonografiegeräten – Deutsche Gesellschaft für Ultraschall in der Medizin (DEGUM)

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Dieser Artikel wurde am 16. April 2005 in dieser Version in die Liste der exzellenten Artikel aufgenommen.