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HAW Hamburg Fachbereich: Medizintechnik Vorlesung: Humanbiologie I Leitung: Prof. Dr. Jürgen Lorenz Wintersemester 2009/2010
Hausarbeit Dopplerverfahren zur Messung der Durchblutung
06.01.2010
Aladin Fardi
E-Mail: [email protected]
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1. Einleitung:............................................................................................................ 3 1.1 Begriffsdifferenzierung: ..................................................................................... 4 1.2 Wozu dient die Doppler-Sonographie? ............................................................. 4
2. Morphologie und Hämodynamik des Gefäßsystems ........................................... 6 2.1 Blutgefäße:........................................................................................................ 6
2.1.1 Anatomischer Aufbau ................................................................................. 8 2.2 Hämodynamik des arteriellen Gefäßsystem................................................. 9
2.2.1 Lokale Volumenstromstärke und Peripherer Widerstand ........................... 9 2.2.2. Arterieller Blutdruck ................................................................................. 10 2.2.3. Segmentale Strömungsgeschwindigkeit.................................................. 11 2.2.4. Strömungsgeschwindigkeitspuls und peripherer Widerstand .................. 11 2.2.5. Welche Faktoren beeinflussen den Strömungsgeschwindigkeitspuls?.... 13 2.2.6. Quantifizierung der Flussrate und Widerstandsindizes............................ 13
2.2.6.1. Flussrate: .......................................................................................... 14 2.2.6.2. Pulsatilitäts-Index (PI) ....................................................................... 14 2.2.6.3. Resistance-Index (RI): ...................................................................... 14
2.2.7. Strömungsprofile ..................................................................................... 16 2.2.7.1. laminare Strömung............................................................................ 16 2.2.7.2. Turbulente Strömungen .................................................................... 16
2.2.8. Parameter zur Beschreibung des Strömungsverhalten ........................... 17 2.2.10. Stenosen ............................................................................................... 19
2.3. Das venöse Gefäßsystem.............................................................................. 21 2.3.1. Aufbau und Funktion ............................................................................... 21
2.3.1.1. Anatomie der Beinvenensysteme ..................................................... 22 2.3.1.2. Physiologie........................................................................................ 23
2.3.2. Pathologische hämodynamische Verhältnisse ........................................ 25 2.3.2.1. Primäre Varikose und chronische venöse Insuffizienz...................... 25 2.3.2.2. Der venöse Reflux (Rückfluss).......................................................... 27 2.3.2.3. Privatkreislauf nach Trendelenburg .................................................. 27
3. Dopplerverfahren.................................................................................................. 29 3.1. Physikalische Grundlagen.............................................................................. 29
3.1.1. Was ist Schall? ........................................................................................ 29 3.1.2. Ultraschall................................................................................................ 30 3.1.3. Intensität, Absorption und Impedanz ....................................................... 31 3.1.4. Reflexion und Brechung .......................................................................... 32 3.1.5. Streuung, Interferenz und Beugung......................................................... 33
3.2. Dopplersonographie....................................................................................... 34 3.2.1 Pulsrepetitionsfrequenz, Nyquist-Theorem und Alias-Phänomen ............ 36 3.2.2. Gerätetechnik .......................................................................................... 37 3.2.3. Darstellungsarten .................................................................................... 38
3.2.3.1 A-Bildmodus....................................................................................... 38 3.2.3.2. B-Bildmodus (Brightness-Mode oder Helligkeitsmodus) ................... 39 3.2.3.3. 2-D-Echtzeitmodus (2D-realtime)...................................................... 40 3.2.3.4. M-Modus........................................................................................... 40
3.2.4.Dopplerarten............................................................................................. 40 3.2.4.1. PW-Doppler (pulsed wave) ............................................................... 41 3.2.4.2. CW-Doppler (continuous-wave-Doppler): ......................................... 43 3.2.4.3. High-PRF-Doppler (PRF = Pulswiederholrate) ................................. 43 3.2.4.4. Farbdoppler....................................................................................... 44
3.2.5. Schallköpfe.............................................................................................. 45 3.2.6 Ein Beispiel zur Anwendung der Verfahren in der Praxis [16] .................. 47
4. Literaturverzeichnis .............................................................................................. 55
3
1. Einleitung:
Ultraschalldiagnostiksysteme haben in fast allen medizinischen Fachgebieten Einzug
gehalten. Dazu hat einerseits die hohe Akzeptanz der Patienten beigetragen infolge
der einfachen, nichtinvasiven und nicht strahlenbelastenden Anwendung;
andererseits aber auch die große Beliebtheit bei den Ärzten durch die vielseitigen
Anwendungsmöglichkeiten, die hohe diagnostische Aussagekraft, die nahzu
beliebige Wiederholbarkeit und die Wirtschaftlichkeit der Methode.
Das Ultraschallverfahren hat gegenüber anderen konventionellen Verfahren wie z. B.
das Röntgen zwei entscheidende Vorteile:
1. Ultraschall ist ein Schnittbildverfahren, d. h. es wird eine Scheibe aus dem
Körper „herausgeschnitten“.
2. Ultraschall ist ein Realtime-Verfahren. Auch kleine Veränderungen der
Schnittebene z. B. durch die Bewegung einer Herzklappe können Zeitgetreu
wiedergegeben werden. Dies ist weder bei konventionellen Röntgen noch bei
CT oder MR möglich, denn man erhält Bilder, die erst eine gewisse Zeit nach
der Aufnahme betrachtet werden können.
Hier eine Tabelle über Vor- und Nachteile der Ultraschalldiagnostik gegenüber anderen Bildgebenden Verfahren
(Rüdiger Krammer, Medizintechnik, Springerverlag 2007, S 312)
Ultraschall Röntgen Nuklearmedizin MR
Anwender Arzt MTR, Arzt MTR, Arzt MTR, Arzt
Gerätekosten Niedrig Hoch Hoch Sehr hoch
Invasivität Nichtinvasiv Nichtinvasiv Nichtinvasiv Nichtinvasiv
Belastung Nicht Ionisierend Ionisierend Ionisierend Nicht Ionisierend
Bildaufbau Statische und bewegliche Bilder, Realtime
Statische Bilder, bewegliche Bilder (nur CT), kein Realtime
Statische und bewegliche Bilder, kein Realtime
Statische und bewegliche Bilder, kein Realtime
Bildart Schnittbild Summationsbild, Schnittbild (CT)
Summationsbild, Schnittbild (ECT)
Schnittbild
Stärken Weichteile, Flüssig-keiten
Knöcherne Strukturen, luftgefüllte Organe
Funktionsanalyse des gesamten Körpers
Gesamter Körper, auch Funktion-sanalyse
Probleme Knöcherne Strukturen, luftgefüllte Organe
Flüssigkeiten Differenzial-diagnostik
Hoher zeitlicher Aufwand
4
1.1 Begriffsdifferenzierung:
• Sonographie (Sono = Schall, graphie = Schreiben): Ultraschalldiagnostik der
inneren Organe, hauptsächlich Oberbauch, Unterbauch, Halsorgane.
• Echokardiographie (Kardio = Herz). Ultraschalldiagnostik des Herzens.
• Doppler: Funktionsdiagnostik des Blutflusses in Herz und Gefäßen durch
Bestimmung der Blutgeschwindigkeit mit dem Ultraschall-Dopplerverfahren.
1.2 Wozu dient die Doppler-Sonographie?
Die Doppler-Ultraschalluntersuchung (Duplexsonographie) ist ein schmerzloses und
risikoarmes Verfahren, bei der Ultraschallwellen eingesetzt werden, um den Blutfluss
und die Gefäße darzustellen. Der Dopplereffekt, auf dem dieses
Untersuchungsverfahren beruht, wurde erstmals von dem österreichischen Physiker
und Mathematiker Christian Doppler (1803 – 1853) beschrieben. Doppler hatte bei
der Beobachtung von Doppelsternen, die sich umeinander drehen, festgestellt, dass
das Licht des Sternes, der sich während der Drehbewegung vom Beobachter
entfernt, eine Rotverschiebung und das Licht des Sternes, der sich auf den
Beobachter zu Bewegt, eine Blauverschiebung aufweist. In einer 1842 von ihn
veröffentlichten Arbeit, legte er diese Beobachtung dar und formulierte die
mathematische Beziehung, die dieses Phänomen beschreibt, nämlich die
Dopplergleichung. Außerdem postulierte er, dass der Dopplereffekt auch auf
Schallwellen anwendbar sei.
Ein Experiment zum Dopplereffekt mit Schallwellen wurde 1845 vom Physiker
Christoph Buys-Ballot durchgeführt. Er postierte dazu mehrere Trompeter sowohl auf
einem fahrenden Eisenbahnzug als auch neben der Bahnstrecke. Beim Vorbeifahren
sollte jeweils einer von ihnen ein G spielen und die anderen die gehörte Tonhöhe
bestimmen. Trotz Schwierigkeiten bei der Durchführung – das Geräusch der
Lokomotive war sehr laut, die Musiker waren manchmal unaufmerksam – gelang es
Buys-Ballot, den Dopplereffekt zu bestätigen. Armand Hippolyte Fizeau entdeckte
den Effekt für Licht im Jahre 1848. William Huggins wandte den Dopplereffekt auf
Sternbewegungen an.
In der Praxis wird hierfür eine stiftähnliche Sonde auf die Haut aufgesetzt, in der sich
ein sogenanntes "piezoelektrisches Element" befindet, welches ungefährliche
Ultraschallwellen aussenden und empfangen kann. Diese Wellen werden von
verschiedenen Geweben im Körper unterschiedlich reflektiert, also zur Sonde
5
zurückgesendet. So reflektiert z.B. die Gefäßwand die Ultraschallwellen anders als
fließendes Blut. Die Signale der Sonde werden im angeschlossenen Ultraschallgerät
in Geräusche umgewandelt, so dass der Untersucher die Stärke des Blutstromes
und auch dessen Richtung erkennen kann.
Bei der Duplexsonographie können die Ultraschallwellen auch als ein
zweidimensionales Bild auf einem Monitor dargestellt werden. Dadurch gewinnt man
zusätzlich einen Einblick in die Weite eines Gefäßes, die Wanddicke, mögliche
Gefäßverschlüsse (Thromben) und das Vorhandensein von Venenklapen. Manche
Geräte könne auch die Richtung des Blutflusses farbig unterschiedlich darstellen.
Die Doppler-Sonographie ist heute eine Routinemethode in der Diagnose von
Gefäßerkrankungen. Mit diesem Verfahren kann Folgendes beurteilt werden:
• Strömungsrichtung des Blutes
• Höher gradig arterielle Gefäßeinengung: Dies ist z.B. wichtig zum Nachweis
bzw. Ausschluss einer Einengung (Stenose) der hirnversorgenden Arterien.
• Gefäßwand-Veränderungen, z.B. in Form von Verkalkungen
• Flussgeschwindigkeit des Blutes
Außerdem wird die Doppler-Sonographie als Screening-Verfahren (Suchtest) in der
Diagnose von der peripheren arteriellen Verschlusskrankheit (pAVK) angewandt.
Eine pAVK liegt vor, wenn der Hohlraum von Arterien der Extremitäten eingeengt ist.
Am häufigsten ist diese Krankheit im Bereich der Beinarterien zu finden.
Zudem dient sie der Erfolgskontrolle und Verlaufsbeobachtung nach gefäß-
chirurgischen Eingriffen, wie z.B. nach Operationen von Einengungen der
Halsschlagader (Stenose der Arteria carotis) oder nach einer Nieren-Transplantation.
Die Doppler-Sonographie wird aber auch in anderen Bereichen der Medizin
eingesetzt:
• In der Geburtshilfe können auf diese Weise kindliche Herztöne nachgewiesen
werden.
• Bei der Ultraschall-Untersuchung des Herzens (Echokardiographie) ermöglicht
das Doppler-Verfahren den Nachweis von Herzklappenfehlern und Blutfluss-
und Druckverhältnisse im Herzen.
6
2. Morphologie und Hämodynamik des Gefäßsystems
2.1 Blutgefäße:
Ein Gefäß (im klinischen Gebrauch Kombinationen mit angio- von griechisch αγγείο,
„Gefäß“) ist ein schlauchförmiger Leitungsabschnitt für die Körperflüssigkeiten Blut
und Lymphe bei Mensch und Tieren. Nach der Art der transportierten Flüssigkeit
unterscheidet man:
• Blutgefäße (Arterien, Venen, Kapillaren)
• Lymphgefäße (Lymphkapillaren, Kollektoren, Lymphsammelstämme)
Unabhängig von der Art der transportierten Flüssigkeit zeigt der Wandaufbau
größerer Gefäße eine typische Dreischichtung in:
• Tunica intima (kurz auch: Intima)
• Tunica media (Media)
• Tunica adventitia (Adventitia).
Kapillaren besitzen nur eine Intima mit einer Basalmembran.
Die Versorgung der Gefäßwände erfolgt bei kleineren Blutgefäßen über die
Flüssigkeit im Lumen durch Diffusion, größere Gefäße besitzen eigene kleine
Versorgungsgefäße (Vasa vasorum), die in der Adventitia des zu versorgenden
Gefäßes liegen. Die Vorspannung der Gefäßwand wird über vegetative, vorwiegend
sympathische Nervenfasern gesteuert.
Die Entzündung eines Blutgefäßes wird als Vaskulitis (Arteriitis bei Schlagadern,
Phlebitis bei Venen) bezeichnet und kann zu einer Zerstörung der Gefäßwand
(Gefäßnekrose) führen und auf die Umgebung übergreifen.
Transportschläuche für andere Körperflüssigkeiten (z. B. Speichel, Tränenflüssigkeit
und andere Drüsensekrete) bezeichnet man als Gang (lateinisch-anatomisch
ductus).
Blutgefäße werden unterteilt in:
1. Aorta (Hauptschlagader)
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2. Arterien (Schlagadern): Die Arterie (griechisch αρτηρία, von altgriechisch αείρειν, -
„zusammen-“, „anbinden“, gemeint ist „die [am Herzbeutel] Angehängte“), ist ein Blutgefäß,
welches das Blut vom Herz wegführt. Sie wird nach den an großen Arterien spürbaren Pulsen
des Herzschlags auch Schlagader oder Pulsader genannt. Durch ihren Aufbau sollen sie den
vom Herzen erzeugten Blutdruck möglichst stabil halten. Arterien transportieren in der Regel
sauerstoffreiches Blut (deshalb die alte Bezeichnung „arterielles Blut“), nur die Arterien des
Lungenkreislaufs enthalten sauerstoffarmes Blut. In den Arterien des Menschen sind nur etwa
20 % des gesamten Blutvolumens enthalten. Arten der Aterien: muskulärer Typ: diese
kleineren Arterien liegen relativ herzfern (peripher) und sind als Widerstandsgefäße u. a.
durch ihre glatte Muskulatur maßgeblich an der Aufrechterhaltung des Blutdrucks beteiligt, da
sie durch Verengung ihres Durchmessers den erforderlichen Blutdruck herstellen können (tun
sie dies nicht, so spricht man von einer orthostatischen Dysregulation mit Schwindel– und
Schwächeanfällen v. a. nach dem Aufstehen). elastischer Typ: diese großen, herznahen
Gefäße wandeln physiologischerweise den pulsatilen Blutfluss, der durch den ruckartigen
Herzschlag (die Systole) verursacht wird, durch ihre elastische Schwingungsfähigkeit in eine
quasi-kontinuierliche Strömung um – die so genannte Windkesselfunktion – und schützen so
in der Peripherie des Kreislaufs die Organe und Gewebe vor gefährlichen Blutdruckspitzen
oder –„tälern“. Bei der Arteriosklerose ist diese Schwingungseigenschaft stark vermindert oder
total erloschen, was in dauerhaften, krankhaften Bluthochdruck bis hin zur hypertensiven
Krise, transitorischen ischämischen Attacken (kurzzeitigen, durch schwachen Blutdruck
bedingten Bewusstseinsverlusten), Schlaganfällen (durch Massenblutung bei zu hohem oder
Mangelversorgung bei zu niedrigem Blutdruck) oder dem Reißen einer Gefäßaussackung
(eines Aneurysmas) münden kann.
3. Arteriolen (kleine Schlagadern)
4. Kapillaren (Haargefäße)
5. Venolen (kleine Venen)
6. Venen (Blutadern): (lateinischer Singular vena, in fachsprachlichen Zusammensetzungen
auch phlebo- vom griechischen Genitiv Singular φλέβας, phlébas, zu altgriechisch φλέψ,
phleps, „Ader“) oder deutsch Blutadern sind Blutgefäße, die das Blut zum Herzen führen. Die
Venen des Körperkreislaufs transportieren sauerstoffarmes Blut, diejenigen des
Lungenkreislaufs sauerstoffreiches Blut. Sauerstoffarmes Blut ist dunkler als
sauerstoffreiches. Der Blutdruck in Venen ist deutlich niedriger als in Schlagadern (Arterien),
sie gehören mit den Kapillaren und den Venolen zum Niederdrucksystem des Blutkreislaufs.
Die meisten Körpervenen sind Begleitvenen, das heißt sie verlaufen parallel zu ihrer
arteriellen Entsprechung. Das bläuliche Erscheinen der Hautvenen hängt nicht allein mit dem
Sauerstoffgehalt des venösen Blutes zusammen. Hautvenen erscheinen vor allem deswegen
blau, weil das langwellige rote Licht eine höhere Eindringtiefe in das Gewebe hat als das
blaue und somit vom dunklen Blut der Venen absorbiert wird. Das kurzwellige blaue Licht
hingegen wird reflektiert; somit erscheinen die Venen in einer Gewebstiefe von 0,5 bis 2
Millimetern blau.
7. Hohlvenen: obere/untere (Vena cava superior/inferior)
8
2.1.1 Anatomischer Aufbau
Die Wand eines größeren Blutgefäßes besteht prinzipiell aus drei verschiedenen
Schichten:
1. der Tunica interna oder Tunica intima, kurz: Intima
2. der Tunica media, kurz: Media
3. der Tunica externa oder Tunica adventitia, kurz: Adventitia
Kapillaren bestehen nur aus einem Endothel, in das Perizyten eingeschaltet sind.
Intima: Die Intima ist die innerste Schicht der Gefäßwand der Arterien, Venen und
Lymphgefäße. Sie besteht aus einer einzelnen Lage von in der Längsachse des
Gefäßes ausgerichteten Endothelzellen, welche dem Gas-, Flüssigkeits- und
Stoffaustausch zwischen Blut und umliegendem Gewebe dient. Sie besteht aus einer
Basalmembran, einer subendothelialen Schicht von Bindegewebszellen und häufig
einer Membrana elastica interna, die die Intima von der Media trennt.
Media: Die Media besteht, je nach Gefäßtyp, aus einer mehr oder weniger
ausgeprägten Muskelschicht, die beiderseits von einer Faserlamelle aus elastischem
Bindegewebe begrenzt wird. Man unterscheidet die herznahen Arterien vom
elastischen Typ und die eher distalen Arterien vom muskulären Typ. Über ihr liegt die
Membrana elastica externa, die sie von der Adventitia trennt.
Adventitia: Die Adventitia ist das umgebende lockere Bindegewebe zur
Verankerung und Einbettung des Blutgefäßes in seiner Umgebung. Bei größeren
Gefäßen enthält es Vasa vasorum, also feine Blutgefäße zur Versorgung der
Gefäßwand. Bei kleineren Blutgefäßen erfolgt die Versorgung aus dem Lumen des
Gefäßes selbst.
9
Abb. 1 Wandaufbau der
Arterie (Wikipedia)
2.2 Hämodynamik des arteriellen Gefäßsystem
Die Hämodynamik beschäftigt sich mit der Strömungsmechanik des Blutes und den
sie beeinflussenden Kräften. Dabei kann die Durchblutung eines Organs kann an
verschiedenen Parametern erfasst werden, die ich hier kurz erwähnen möchte.
2.2.1 Lokale Volumenstromstärke und Peripherer Widerstand Die lokale Volumenstromstärke Ilok beschreibt die Menge Blut, die pro Zeiteinheit
durch ein Gefäß zu einem Organ fließt. Die Anpassung von Ilok an den
Funktionszustand des Organs erfolgt Über die änderung des lokalen peripheren
Widerstandes Rlok, der durch die Arteriolen und präkapilaren Sphinkteren (Ringe aus
glatter Muskalatur, die sich am Übergang von Metarteriolen in die Kapillaren
befinden. Ihre Kontraktion kann die Blutzufuhr zu den Kapillaren vollständig
unterbinden) des jeweiligen Organs bestimmt wird. Diese Beziehung beschreibt das
Ohmsche Gesetz wie folgt:
lok
systemischlok R
PI
Δ=
Wobei systemischPΔ die Differenz zwischen den mittleren Aortendruck und dem Druck im
rechten Vorhof. Ilok ist wie alle arteriellen Kreislaufparameter, einen pulsatilen Verlauf
und systolisch/diastolisch moduliert. Da Blut wie jede Flüssigkeit inkompressibel ist
und der Blutstrom in einem intakten arteriellen Gefäß nicht abreißen kann, findet sich
10
in jedem kompletten Querschnitt des Kreislaufsystems in beliebiger Entfernung von
der Aortenklappe dieselbe Volumenstromstärke (Volumenflußrate)
constt
Vt
VIv =
ΔΔ
=ΔΔ
= 21
Abb 2 Kontinuitätsgleichung
d.h. in einer bestimmten Kreislaufsituation ist:
I = A1 * v1 = A2 * v2 = … = An * vn = const.
Abb. 3
Zusammenhang zwischen
Druck und Strömungs-
geschwindigkeit.
Also ein hoher Blutdruck bewirkt einen hohen Blutfluss und ein hoher
Gefäßwiderstand führt zur Erniedrigung des Blutflusses.
2.2.2. Arterieller Blutdruck
im Vergleich zur arteriellen Volumenstromstärke ist der Blutdruck nicht überall gleich.
Die Blutdruckamplitude beschreibt die Differenz zwischen systolischem und
diastolischem Blutdruck. Der systolische Blutdruck steigt mit zunehmender
11
Entfernung von der Aortenklappe, während der diastolische leicht absinkt. Dieses
Phänomen wird als systolische Amplitudenüberhöhung bezeichnet und beruht auf
der Zunahme des Wellenwiderstandes in peripherer Richtung. Der mittlere Blutdruck
ist im Verlauf des arteriellen Gefäßsystems konstant und ist in der Regel eher eine
wissenschaftliche Größe, die in der Praxis wenig populär ist (Abb. 4). Somit ist es zu
beachten, dass Gleichzeitige Messung des systolischen Blutdruckes an
verschiedenen Orten einen deutlichen Unterschied zeigt.
Abb. 4 In zunehmender Entfernung von der Aortenklappe
(1 -3) kommt es zu einer deutlichen Überhöhung des
Systolischen Blutdrucks (Ps), während der diastolische
Blutdruck leicht absinkt (Pd) und der mittlere Blutdruck
nahezu konstant bleibt. Über den Ateriolen (4) und
Kapillaren (5) fällt der Blutdruck dann auf das Niveau des
Venösen Drucks (6,7) ab.
2.2.3. Segmentale Strömungsgeschwindigkeit
Die Durchblutung eines Organs kann auch an Stelle der lokalen Volumenstromstärke
Ilok auch anhand der Strömungsgeschwindigkeit in einem repräsentativen
Gefäßsegment (Vseg) beurteilt werden. Vseg ist bei konstantem Querschnitt A der Ilok
direkt proportional. A
IV lok
seg =
Bei Vergleichsmessungen muss die Strömungsgeschwindigkeit immer am selben
Segment und Messort ermittelt werden.
2.2.4. Strömungsgeschwindigkeitspuls und peripherer Widerstand
Die Strömungsgeschwindigkeit hat wie die Volumenstromstärke einen pulsatilen
Verlauf und ist systolisch/diastolisch moduliert. Man unterscheidet in Abhängigkeit
von dem peripheren Widerstand zwei Grundformen des
Strömungsgeschwindigkeitspulses (Abb. 5):
12
Peripherer Widerstand
Ort Beschreibung
Triphasischer Strömungsgeschwindigkeitspuls
Hoch (die Ruhdurch-blutung ist niedrig, da Rlok bei geringem Bedarf hoch ist)
Skelettmuskulatur im Ruhezustand, Darm im nüchternen Zustand
1. Steiler Anstieg bis zu einer systolischen Spitzengeschwindigkeit (systolic peak) 2. kurze Phase einer frühdiastolischen Retrograd gerichteten Strömung (frühdiastolischer Rückfluß) 3. mesodiastolischer Vorwärtsfluß (ist nicht immer nachweisbar, deswegen spricht man oft von diphasischer Strömungsgeschwindigkeitspuls)
Monofasiger Strömungsgeschwindigkeitspuls
niedrig Skelettmuskulatur in Arbeit, Darm postbrandial, Gehirn, Niere, Leber, Schilddrüse
1. Steiler Anstieg bis zu einer systolischen Spitzengeschwindigkeit (systolic peak) 2. langsamer spätsystolischer und diastolischer Abfall bis zu einem enddiastolischen Wert (ist eine kontinuierliche systolisch/diastolische Vorwärtsströmung
Abb. 5 Triphasischer(a) und monophasischer(b) Strömungsgeschwindigkeitspuls in der Analogkurvendarstellung
Zusammenfassend lässt sich sagen, dass Änderungen des peripheren Widerstandes
zur Steuerung der lokalen Volumenstromstärke Vlok, vor allem die diastolische
Strömungsgeschwindigkeit beeinflusst. Während bei niedrigem peripheren
Widerstand ein monophasischer Strömungsgeschwindigkeitspuls mit kontinuierlicher
diastolischer Vorwärtsströmung und geringer Pulsatilität (Differenz zwischen
maximaler systolischer und minimaler diastolischer Strömungsgeschwindigkeit)
entsteht, zeigt sich bei hohem peripherem Widerstand ein Tri- oder Biphasischer
Strömungsgeschwindigkeitspuls mit frühdiastolischer Rückstromkomponente und
hoher Pulsatilität. Somit kann aus der Form des Strömungsgeschwindigkeitspulses
auf den Funktionszustand eines Organs geschlossen werden.
13
2.2.5. Welche Faktoren beeinflussen den Strömungsgeschwindigkeitspuls?
Änderungen des peripheren Widerstandes eines Organs erfolgen nicht nur im
Rahmen der Bedarfsanpassung, sondern können auch im Dienste anderer
Funktionen stehen, z.B.:
1. Wärmeregulation: an den Arm- und Hand- sowie Fußgefäßen. Bei niedriger
Außentemperatur: die Durchblutung an Hand und Fuß nimmt ab durch Engstellung der
akralen arteriellen Gefäße, um einen Wärmeverlust des Körpers zu verhindern. Über den
zuführenden Arterien finden sich triphasisch akzentuierte
Strömungsgeschwindigkeitspulse. Bei hoher Außentemperatur: im Gegensatz zu A
weiten sich die Arterien um Wärme nach Außen abzugeben, dabei entwickelt sich ein
monophasisch akzentuierter Strömungsgeschwindigkeitspuls.
2. Herzfrequenz
3. Herzrhythmus
4. Atmung
5. Körperhaltung.
6. Alterungsprozesse der Gefäßwand: Im Rahmen von Alterungsprozessen der
arteriellen Gefäßwand (Elastizitätsverlust) zeigen sich ebenfalls eine Abnahme der
diastolischen Strömungsgeschwindigkeit und eine Zunahme der Pulsatilität.
7. Erkrankungen der Aortenklappe (Abb. 6).
Abb. 6 77-jähriger Patient mit Beckenarterienstenose rechts und Aorteninsuffizienz II. Grades.
Spektraldopplerkurve der rechten A.poplitea. Anstelle des zu erwartenden monophasischen
Strömungsgeschwindigkeitspulses zeigt sich aufgrund der Aorteninsuffizienz eine breite diastolische
Rückstromkomponente.
2.2.6. Quantifizierung der Flussrate und Widerstandsindizes
Zur quantitativen Analyse des Frequenzspektrums eines Dopplersignales können
folgende Kriterien erfasst werden:
14
2.2.6.1. Flussrate:
Diese setzt sich zusammen aus der maximalen systolischen Geschwindigkeit und
der maximalen enddiastolischen Geschwindigkeit und wird ermittelt, indem durch den
Untersucher ein Dopplersignal manuell umfahren sowie die Weite des dargestellten
Gefäßes manuell eingestellt wird. Daraufhin errechnet das Duplexsonographiegerät
automatisch die mittlere Flussrate in ml/ min. Die Kenntnis der Flussrate ist v. a. in
der Diagnostik eines akuten Abdomens bzw. einer Darmischämie von großer
Bedeutung. Hierzu ist allerdings vor allem die Kenntnis des Dopplerwinkels α
erforderlich. In großen Gefäßen lässt sich dieser Winkel in der Regel mit
hinreichender Genauigkeit messen, in kleineren peripheren Gefäßen dagegen ist die
Winkelbestimmung höchst unsicher. Aus der peripheren Gefäßdiagnostik sind hierbei
zwei Parameter zur Beschreibung arterieller Flusssignale bekannt, die mit dem
peripheren Gefäßwiderstand korrelieren.
2.2.6.2. Pulsatilitäts-Index (PI)
der Pulsatilitäts-Index vergleicht die Differenz zwischen der maximalen und der
minimalen Strömungsgeschwindigkeit eines Herzzyklus mit der über die Zeit
gemittelten Geschwindigkeit [Vm].
Zur semiquantitativen Auswertung arterieller Dopplerfrequenzspektren gehören der
Resistance-Index und der Pulsatilitäts-Index. Vorteil der Bestimmung des PI ist, dass
die Errechnung der Verhältniszahlen unabhängig vom Sondenwinkel und vom
Energieverlust der in das Gewebe ausgesendeten Ultraschallwellen ist [1].
Dabei zu beachten, dass bei der Bestimmung des PI zwischen tri- und
monophasische Pulse zu unterscheiden, da beim letzteren die minimale
Strömungsgeschwindigkeit enddiastolisch gemessen wird (Vmaxenddiast), während bei
triphasische Pulse die höchst negative Strömungsgeschwindigkeit der
frühdiastolischen Rückstromphase verwendet wird (Vmindiast).
Monophasischer Puls m
enddiastsyst
VVV
PI maxmax −=
Triphasischer Puls m
diastsyst
VVV
PI minmax −=
2.2.6.3. Resistance-Index (RI):
Beim Resistance-Index wird die Differenz zwischen der maximalen systolischen
Geschwindigkeit Vmaxsyst. und der maximalen enddiastolischen
15
Strömungsgeschwindigkeit Vmaxenddiast mit der maximalen systolischen
Strömungsgeschwindigkeit ins Verhältnis gesetzt (Quotient).
syst
enddiastsyst
VVV
RImax
maxmax −=
Beide Indizes werten die Hüllkurve (ein Signal) des Dopplerspektrums aus. Für beide
Indices wird die Differenz zwischen der maximalen systolischen
Dopplerfrequenzverschiebung und der minimalen diastolischen
Frequenzverschiebung benötigt. Diese wird durch die maximale (RI) bzw. mittlere
(PI) Dopplerfrequenzverschiebung geteilt (Abb. 7).
PI und RI sind im klinischen Alltag häufig verwendete Indices im Bereich der
Gynäkologie, der Transplantationsmedizin und auf dem Gebiet der Diagnostik von
Cerebralarterien.
Abb. 7.a Bestimmung des
Resistance-Index RI. In den
Beispielen 1 und 2 wird die
Bestimmung des Resistance-Index
bei monophasischen
Strömungsgeschwindigkeitspulsen
mit verschiedener enddiastolischer
Strömungsgeschwindigkeit gezeigt.
Die in Beispiel 2 deutlich niedrigere
Enddiastolische
Strömungsgeschwindigkeit führt zu
einer Erhöhung des Resistance-
Index im Vergleich zum Beispiel 1.
Das Beispiel 3 zeigt einen
Resistance-Index mit dem Wert 1
bei fehlender enddiastolischer
Strömungskomponente. Der
Resistance-Index ist auf triphasische Strömungsgeschwindigkeitspulse (Beispiel 4) nicht anwendbar, da hier
unabhängig vom Verlauf der diastolischen Strömungsgeschwindigkeit die Enddiastolische
Strömungsgeschwindigkeit in aller Regel 0 ist und sich daher immer ein Resistance-Index von 1 ergibt.
Abb. 7.b Bestimmung des Pulsatilitäts-Index PI. In Beispiel 5 und 6 wird die Ermittlung des Pulsatilitäts-Index bei
monophasischen Strömungsgeschwindigkeitspulsen mit verschiedenen enddiastolischen
Strömungsgeschwindigkeiten gezeigt. Die Pulsatilität des Strömungsgeschwindigkeitspulses mit niedriger
enddiastolischer Strömungsgeschwindigkeit ist höher. Das Beispiel 7 zeigt einen Strömungsgeschwindigkeitspuls
mit der enddiastolischen Strömungsgeschwindigkeit 0, das Bespiel 8 einen triphasischen
Strömungsgeschwindigkeitspuls, bei dem anstelle der enddiastolischen Strömungsgeschwindigkeit die maximale
negative Strömungskomponente V Mindiast zur Berechnung des PI verwendet werden muss.
16
2.2.7. Strömungsprofile
Misst man die Strömungsgeschwindigkeit zu einem bestimmten Herzzyklus entlang
des Gefäßes durch Messen in verschiedenen Abständen von der Gefäßwand so
zeigen sich verschiedene Geschwindigkeiten, die auf 2 verschiedene
Strömungsarten bzw. Profile zurückgeführt werden können, die laminare und die
turbulente Strömung (gestörte Strömung)
2.2.7.1. laminare Strömung
Das Blut fließt im Zentralstrom schneller als an der Gefäßwand und es bewegt sich in
konzentrischen Flüssigkeitsschichten.
Abb. 8 Laminare Strömungen
2.2.7.2. Turbulente Strömungen
Hier treten Verwirbelungen auf, die zu einer Auflösung der konzentrischen
Flüssigkeitsschichten der laminaren Strömungen führen. Das parabelförmige
Strömungsprofil wird abgeflacht auch ohne dass eine pathologische
Gefäßveränderung vorliegt, treten bei hoher Strömungsgeschwindigkeiten, große
Gefäßdurchmesser und Änderungen der Gefäßgeometrie (Kalibereinengung,
Gefäßkrümmung und Gefäßverzweigung) auf (Abb. 9).
Abb. 9 Turbulente (gestörte) Strömungen
Zur Analyse gestörter Strömungen ist es wesentlich, die verschiedenen
Geschwindigkeiten mit ihrem Betrag so wie ihrer Richtung zu erfassen und
17
arithmetisch zu gewichten. Betrachtet man unter diesem Gesichtspunkten die
grafische Darstellung der Strömungsgeschwindigkeiten einer laminaren Strömung
über einen Herzzyklus, so ergibt sich unter Berücksichtigung der
Geschwindigkeitsverteilung im Gefäßquerschnitt ein Geschwindigkeitsband, das
diastolisch etwas breiter als systolisch ist (Abb. 10).
Abb. 10 Geschwindigkeitsspektren, duplexsonographisch gewonnen. Links Laminar, Rechts gestörter Strömung.
2.2.8. Parameter zur Beschreibung des Strömungsverhalten
das Strömungsverhalten lässt sich durch folgenden Parameter beschreiben:
1. Monophasischer Strömungsgeschwindigkeitspuls: Vmaxsyst höchste
Geschwindigkeit im Gefäßquerschnitt zum Zeitpunkt des systolischen
Gipfels und Vmaxenddiast Ende der Diastole.
2. Triphasischer Strömungsgeschwindigkeitspuls: Vmaxsyst, die
höchstpositive Strömungsgeschwindigkeit und Vmindiast, die höchstnegative
Strömungsgeschwindigkeit
3. Mean Velocity: Vmean ist die mittlere Strömungsgeschwindigkeit im
Strömungsprofil zu einem bestimmen Herzzyklus auch als über dem
Gefäßquerschnitt gemittelte Strömungsgeschwindigkeit genannt.
4. Time Average Velocity: TAV arithmetisches Mittel aller über einen oder
mehreren Herzzyklen gemessenen Strömungsgeschwindigkeiten auch als
über die Zeit gemittelte Strömungsgeschwindigkeit genannt. Zur Berechnung
von lokalem Volumenstromstärke wird TAV benutzt mit der Beziehung
Ilok = TAV * A. Im Prinzip bildet TAV den Mittelwert von Vmean.
Für die Bestimmung des RI und PI erforderliche Größe (Vm) mittlere
Strömungsgeschwindigkeit, wird die über der Zeit gemittelte Wert der zu jeden
18
Zeitpunkt eines Herzzyklus vorliegende maximale Strömungsgeschwindigkeit erfasst
(TAMx). (Abb. 11)
Abb. 11 Bestimmung der Indizes bei Spektralkurven. Links: Bestimmung von RI und PI bei monophasischem
Puls. Rechts: Bestimmung von PI bei triphasischem Puls. Die Bestimmung wurde in Bild-Links durch eine
automatische Kurvenerkennung vorgenommen. Durch einen senkrechten Strich (Weiß) wird jeweils Anfang und
Ende der zu berechnenden Pulszyklen angegeben. In die Spektralkurve eingezeichnet ist die Kurve der
maximalen sowie mittleren Frequenzen bzw. Strömungsgeschwindigkeiten zu einer bestimmten Phase des
Herzzyklus. Die beiden großen Kreuze markieren den systolischen Peak und die maximale enddiastolische bzw.
minimale diastolische Strömungsgeschwindigkeit.
5. Gesetz nach Hagen Poiseuille Dieses Gesetz beschreibt das Verhalten des
Stromzeitvolumens in Abhängigkeit von der Viskosität, dem Radius sowie
den auf das strömende Blut einwirkenden Scherkräften.
Die wesentliche Aussage dieses Gesetzes ist, dass lange Gefäßstrecken und
eine Viskositätszunahme zur Abnahme des Blutflusses führen und eine
Erweiterung des Gefäßdurchmessers von 20% verdoppelt die Durchblutung
eine Halbierung des Radius verringert die Durchblutung auf 1/16 des
Ausgangswertes.
6. Reynolds Zahl (Re): Die laminare Blutströmung ist abhängig vom
Gefäßdurchmesser, der Geschwindigkeit und der Viskosität des Blutes. Beim
Überschreiten einer kritischen Flußgeschwindigkeit, wie dieses zum Beispiel
in Stenosen der Fall ist, entsteht eine Turbulenz. Diese wird berechnet durch
die Reynolds Zahl (Re), deren Größe das Verhältnis von Trägheits und
Zähigkeitskräften beschreibt. Es handelt sich um eine wichtige Größe in der
Kreislaufphysiologie, deren Kenntnis der Einschätzung einer pathologischen
19
Strömung und damit dem Risiko von Gefäßwandveränderungen dient.
Mathematisch handelt es sich um einen dimensionslosen Zahlenwert, deren
Zusammenhang durch folgenden Ausdruck beschrieben wird:
Re = Geschwindigkeit (v) ´ Durchmesser (d) / Viskosität (h) Für die normale Blutströmung beträgt Re 100 800. Eine Turbulenz tritt auf,
wenn Re 1100 überschreitet. Aussage: zur Verwirbelung führen hohe
Flussgeschwindigkeit, großer Querschnitt und geringe Viskosität.
2.2.10. Stenosen
Stenosen in der Karotisstrombahn mit einer Einengung des Lumens unter 50%
führen nur zu einer geringen Änderung der Hämodynamik. Verwendbar ist hier das
Kriterium des verbreiterten Dopplerspektrums („spectral broadening“). Dadurch wird
das sogenannte systolische Fenster mit zunehmendem Stenosegrad schmaler. Eine
Zunahme der systolischen Maximalgeschwindigkeit sowie der enddiastolischen
Geschwindigkeit ist nur in einem geringen Ausmaß zu erwarten. Eine Stenose unter
50% lässt sich durch eine Abschätzung der sichtbaren Lumeneinengung im B-Bild im
Längs- und Querdurchmesser gut abschätzen, welches dann noch durch die
Farbdarstellung „gegenkontrolliert“ werden kann. Die Stenosequantifizierung
oberhalb 50%iger Lumeneinengung wird auf Grund der geänderten Hämodynamik
vorgenommen. Verwendete Messparameter sind die winkelkorrigierte systolische
Maximalgeschwindigkeit, die minimale enddiastolische Geschwindigkeit sowie
Geschwindigkeitsquotienten, da die Absolutgeschwindigkeiten von verschiedensten
Parametern beeinflusst werden können (vorgeschaltete Stenosen, reduzierte
linksventrikuläre Funktion, Bluthochdruck etc).
Am gebräuchlisten ist die Verwendung des Quotienten gebildet aus der maximalen
systolischen Geschwindigkeit in der A. carotis interna dividiert durch die maximale in
der A. carotis communis gemessene, prästenotische systolische Geschwindigkeit.
Dieser Quotient wird als Peak Velocity Ratio (PVR) bezeichnet [14].
In die engültige Graduierung einer Stenose sollten zum einen die genannten Kriterien
zum anderen aber auch die morphologische Veränderung der Dopplerkurve und
nicht zuletzt akustische Phämomene, wie sie aus der CW-Dopplersonographie
vertraut sind (z.B. poststenotische Turbulenzen, „Schritte im Kies“) einfließen. Eine
„Absicherung“ des Untersuchungsergebnisses durch synoptische Verwendung
mehrere Kriterien hat sich bewährt.
20
Um einen Verschluss von einer subtotalen Stenose ausreichend sicher abgrenzen zu
können, sollte die Duplexuntersuchung von der Geräteeinstellung her so
durchgeführt werden, dass geringe Flussgeschwindigkeiten noch hinreichend sicher
erfasst werden können (Niedrige Geschwindigkeitsskala, niedriger Wandfilter).
Wichtiges Kriterium für eine subtotale Stenose ist der positive Nachweis eines
Farbflusses im Gefäß über mindestens 1,5 cm Länge unmittelbar distal der
subtotalen Stenose [15]
Abb. 12 Hochgradige Arteria carotis interna Stenose mit hoher systolischer und enddiastolischer Geschwindigkeit.
21
Abb. 13 Arteria vertebralis Verschluss im Längsschnitt. Gut zu erkennen die verschlossene Arterie (Pfeile) sowie die perfundierte Begleitvene (VV)
2.3. Das venöse Gefäßsystem
2.3.1. Aufbau und Funktion
Arterien- und Venenwand bestehen jeweils aus drei Schichten. Im Gegensatz zu den
Arterien besitzen die Venen eine insgesamt dünnere Wand (schmale Muskelschicht),
einen größeren Querschnitt (im Vergleich zur Begleitarterie) und unterscheiden sich
(zumindest im Extremitätenverlauf) durch das Vorhandensein von Venenklappen.
Abb. 14 Links: Das System der Beinvenen: Oberflächige Venen, tiefe Venen und Verbindungs- venen. Über die tiefen Venen wird das Blut zum Herzen zurücktransportiert. Rechts: Die Venenklappen arbeiten wie Taschenventile. Sie öffnen sich, sobald das Blut nach oben gedrückt wird. Sie schließen, wenn die Blutförderung stagniert.
22
Dieses wesentliche Unterscheidungsmerkmal wurde 1574 von Aquapendente, dem
Lehrer W. Harvey's entdeckt und in seiner strömungsrichtenden Funktion korrekt
gedeutet.
2.3.1.1. Anatomie der Beinvenensysteme
Im Venensystem unterscheidet man oberflächige Venen, Verbindungsvenen und
tiefe Venen. Die oberflächigen Venen liegen dicht unter der Haut ein miteinander
verbundenes Netz. Sie können eine Menge Blut speichern. Von diesen
Speichervenen führen Verbindungsvenen (transfaszialen Venen) zu den tiefen
Venen. Diese ohne Verzweigungen relativ geradlinig verlaufenden Venen liegen tief
in der Unterschenkelmuskulatur. Ihre Aufgabe ist es, den Blutstrom zum Herzen
zurückzuleiten. Venen sind dünnwandig, sehr dehnbar und im Gewebe fest
verankert. Die Venenwand enthält nur eine dünne Muskelschicht, die der Vene ihre
Spannkraft gibt. Zum Schutz vor Überlastung ist die Venenwand mit unnachgiebigen
Bindegewebsfasern ausgestattet. Während in den Arterien das Blut durch die
Pumpwirkung des Herzens und durch die Pulswelle transportiert wird, müssen für die
Beinvenen hauptsächlich die Beinmuskulatur und die Venenklappen diese Aufgabe
übernehmen. Die Beinvenen verfügen im Innern über zahlreiche, herzwärts
gerichtete Venenklappen. Diese sorgen dafür, dass das Blut in die richtige Richtung
fließt; von der Oberfläche in die Tiefe und herzwärts.
23
Abb. 15 Kreislaufsystem [4]
1. Jugular vein
2. Subclavian vein
3. Aorta
4. Pulmonary artery
5. Pulmonary veins
6. Renal artery
7. Mesenteric artery
8. Femoral vein
9. Popliteal vein
10. Carotid artery
11. Subclavian artery
12. Superior vena cava
13. Hepatic vein
14. Inferior vena cava
15. Hepatic artery
16. Renal vein
17. Hepatic Portal vein
18. Femoral artery
19. Popliteal artery
2.3.1.2. Physiologie
Von klinischer Bedeutung sind die Flussverhältnisse (Durchflussraten), die
herrschenden Druckzustände unter verschiedenen Lagebedingungen sowie die
Häufigkeit und Anordnung der Klappen.
Antriebskräfte des venösen Rückstroms Die entscheidende Bedeutung für den venösen Rückfluss liegt in der Funktion der
Wadenmuskulatur, die man auch als "Herz" des venösen Rückstroms bezeichnet.
24
Als weitere Mechanismus ist der stetige arterielle Einstrom mit dem daraus
resultierenden Druck über das kapillare Gefäßsystem zu nennen, welcher zum
venösen Schub beiträgt und als "vis a tergo" Mechanismus (Kraft von hinten)
bezeichnet wird. Ein weiterer Mechanismus ist die Atempumpe und der
Ventilebenenmechanismus. In Abhängigkeit der Beinlage (Stehen, flaches Liegen,
Liegen mit erhöhtem Bein) können zusätzliche Einflüsse auf Druck und Flussgrößen
genommen werden.
Bedeutung der Wadenvenenpumpe: Orthostatische Änderungen führen zu
außerordentlichen Auswirkungen der venösen Hämodynamik. Der Lagewechsel vom
Liegen zum Stehen verändert den venösen Fußdruck von 15 mmHg in Ruhe auf
Werte um 115 mmHg im Stehen bedingt durch den orthostatischen Druck (welcher
durch die Blutsäule zwischen Herz und Fuß gebildet wird). Durch Betätigen der
Wadenmuskulatur (Wadenpumpe) wird der hohe periphervenöse Druck um ca. 70%
gemindert. Unter der Voraussetzung, dass der arterielle Einstrom dem venösen
Abstrom durch die Wadenpumpe gleicht, spricht man von einer normalen
Wadenmuskelfunktion. Ihren Ausdruck findet sie in der physiologischen Weite der
Unterschenkelvenen ohne Zeichen einer Dilatation. Folgende Muskelkompartments
des Unterschenkels sind hierfür verantwortlich:
• Das tiefe posteriore Kompartment
• Das oberflächliche posteriore Kompartment
• Das anteriore tibiale Kompartment
In Abhängigkeit vom Kontraktionszustand der Wadenmuskulatur wird nicht nur der
herzwärts gerichtete Blutstrom beschleunigt, sondern auch kleine Hohlräume, die
zum tiefen Venensystem in Verbindung stehen, sozusagen ausgepresst. Diese, als
Sinus bezeichneten Höhlen, sind speziell im Bereich des Wadenmuskels anzutreffen
und können hier Ausgangspunkt einer Thrombose sein. Das nachfolgende Schema
demonstriert diese Vorgänge in Abhängigkeit zum Kontraktionszustand.
Abb. 16 Links: Funktionen der Wadenmuskelpumpe: Bei jeder Anspannung der Beinmuskulatur werden die Venen zusammengedrückt. Dadurch wird das Blut nach oben gedrückt. Rechts: Bei jeder Entspannung der Beinmuskulatur wird erneut Blut angesaugt.
25
Bedeutung der Atempumpe: Im Thorax (Brustkorb) herrscht sogenannter negativer
Druck (= Unterdruck). Während des Einatmens verstärkt sich dieser Unterdruck und
damit steigt gleichzeitig intraabdominal (innerhalb des Bauches) der Druck an, indem
sich das Zwerchfell senkt. Das führt dazu, dass sich die Venenklappen in der Vena
femoralis schließen. Dieses Phänomen, Valsalva-Prinzip genannt, nutzt man in der
Venendiagnostik als erste orientierende Funktionsprüfung der Venenklappen. Der
Venendruck fällt vom Bauchraum zum Thorax hin ab, es entsteht ein Sog in den
thorakalen Venen. In der Ausatemphase öffnen sich die Klappen wieder als Reaktion
auf den intraabdominalen Druckabfall. Folge ist, dass sich die Beckenvenen und die
untere Hohlvene wieder füllen, das Blut strömt weiter Richtung Herzen. Verstärkt
wird diese sogenannte abdominal-thorakale Zweiphasenpumpe durch die
Herztätigkeit [13].
Größen des venösen Rückstroms: Aus der normalen Funktion resultieren für den venösen Rückfluss folgende Größen:
für das oberflächliche Venensystem 15% Für das tiefe Venensystem 85% Bedeutung der Venenklappen Sämtliche Extremitätenvenen (Arm und Beinvenen) der oberflächlichen, tiefen und
perforierenden Systeme besitzen den Blutfluss richtende Klappen. Aus anatomischer
Sicht ist dabei die Klappenhäufigkeit einzelner venöser Abschnitte, aus
physiologischer Sicht die an ihnen auftretenden Fluss und Druckverhältnisse von
Bedeutung. Treten Funktionsstörungen und pathologische Prozesse ein, erlangen
diese Vorgänge klinisches Interesse.
2.3.2. Pathologische hämodynamische Verhältnisse
Dieser Abschnitt habe ich als praktisches Beispiel zu Erläuterung und besseren
Verständnis der Funktionen des Venösen Gefäßsystems aus der Zeitschrift
Phlebologie 2001 übernommen.
2.3.2.1. Primäre Varikose und chronische venöse Insuffizienz Als primäre Varikose bezeichnet man essenzielle Varizen mit nachgewiesenem
Reflux in den oberflächlichen Venen und mit meistenteils gut funktionierender
muskulovenöser Wadenpumpe, was die primäre Varikose hämodynamisch von
sekundären Varizen unterscheidet. Weil der Saphenareflux die Funktion der Pumpe
26
beeinflussen und eine Störung der Pumpe vortäuschen kann, muss diese erst nach
verlässlicher Ausschaltung des Refluxes in den oberflächlichen Venen beurteilt
werden. Als chronische venöse Insuffizienz (CVI) bezeichnet man das klinische Bild
eines venösen Stauungssyndroms, welches hämodynamisch durch die Unfähigkeit
charakterisiert ist, einen ambulatorischen Unterdruck (Der venöse Druck ist in horizontaler Lage
niedrig, der Druckunterschied zwischen den Beinvenen und dem rechtem Vorhof beträgt ungefähr 10-15 mmHg.
Im Stehen ist der venöse Ruhedruck durch den hydrostatischen Druck der Blutsäule bestimmt, steigt nach dem
Gesetz der Schwerkraft ungefähr 0,8 mmHg/cm unterhalb des rechten Vorhofs distalwärts an und beträgt am
Knöchel je nach Körperhöhe 80-100 mmHg (28). Bei der Betätigung der muskulovenösen Pumpe sinkt der
venöse Druck (der so genannte ambulatorische Druck) in den oberflächlichen Venen am Fuß und Unterschenkel
deutlich unter den Ruhedruck und steigt nach Beendigung der Muskelarbeit allmählich zum Ausgangsdruck an).
von genügendem Ausmaß im Bereich des Unterschenkels zu erzeugen. Dieser
Zustand kann auch bei gut funktionierender muskulovenöser Pumpe durch den
starken Saphenareflux verursacht werden. In solchen Fällen wird das Blut, das in
den tiefen Venen herzwärts abgepumpt wird, unverzüglich mit dem in der V. saphena
refluxierenden Blut je nach Größe des Refluxes teilweise oder vollständig ersetzt, in
den schwersten Fällen kommt es zu keinem Druckabfall. Nach Ausschaltung des
Refluxes werden normale hämodynamische Verhältnisse wiederhergestellt, ja sogar
»supernormale « lethysmographische Werte können als Ausdruck der
Kompensationssteigerung der Pumpenleistung gefunden werden [9,10].Wenn sich
nach Ausschaltung des Refluxes die hämodynamische Situation deutlich bessert,
wird dieser Zustand als »besserbare« venöse Insuffizienz bezeichnet. Eine andere
Ursache der chronischen venösen Insuffizienz ist die Beschädigung der Pumpe
selbst durch den postthrombotischen Prozess (Obliteration und/oder
Klappeninsuffizienz der tiefen Unterschenkelvenen) oder durch die
Bewegungseinschränkung des Sprunggelenkes. Die Insuffizienz der tiefen
Oberschenkelvenen wird in weiterer Folge bewertet. Die Obliteration der V. femoralis
stellt ein Abflusshindernis dar, kann aber durch die Bildung des Kollateralkreislaufs
kompensiert werden [9,11]. Ob es sich um eine besserbare oder nicht besserbare
venöse Insuffizienz handelt, muss beim diagnostischen Procedere abgeklärt werden,
um eine sinnvolle Therapie einzuleiten. Für die Diagnose der chronischen venösen
Insuffizienz ist das klinische Bild entscheidend, weil sich die Folgen der venösen
hämodynamischen Störung an der Haut des Unterschenkels widerspiegeln.
27
Abb. 17 Duplexsonographische Darstellung der V. saphena magna kurz vor der sapheno-femoralen Einmündung bei einer gesunden Person im Stehen. (A): Die Dorsalflexion im Sprunggelenk bewirkt eine deutliche herzwärts orientierte Strömung im Saphena-magna-Stamm. (B): Das gezielte Ausdrücken des Blutes proximalwärts im Saphena-magna-Stamm am Unterschenkel löst nur eine geringfügige Strömung aus. Es ergibt sich daraus, dass die in der V. saphena magna registrierte Strömungswelle (A) durch das Entweichen des Blutes aus den tiefen Unterschenkelvenen über die »suffizienten« Perforansvenen in den Saphena-magna-Stamm verursacht ist.
2.3.2.2. Der venöse Reflux (Rückfluss) Der venöse Reflux ist eine pathologische, herzabwärts gerichtete, bei aufrechter
Körperhaltung der Schwerkraft folgende Strömung, die durch die Klappeninsuffizienz
der oberflächlichen oder der tiefen Venen verursacht ist. Die Voraussetzungen für die
Entstehung des Refluxes sind ein Druckgradient und eine insuffiziente Vene. Es
funktioniert ähnlich wie in der Elektrizitätslehre: Damit ein Strom entsteht, muss es
eine Spannung geben und einen Leiter, der die zwei Pole der Spannung verbindet. In
der venösen Hämodynamik wird die Spannung als Druckgradient bezeichnet, und
der Leiter ist die insuffiziente Vene, welche die Pole des Druckgradienten verbindet,
das heißt einerseits die V. femoralis, V. poplitea, V. profunda femoris oder V. iliaca
und andererseits eine der tiefen Unterschenkelvenen. Beim ruhigen Stehen kommt
es zu keinem Reflux; dieser entsteht erst während der Betätigung der
muskulovenösen Pumpe und wird durch den ambulatorischen Druckgradienten
ausgelöst. [9]
2.3.2.3. Privatkreislauf nach Trendelenburg 1891 hat Trendelenburg [9,12] die pathologische venöse Strömung bei
Varizenpatienten (Krampfadern,von althochteusch krimpfan „krümmen“, lateinisch
varix, Plural Varizen) beschrieben und diese als »Privatkreislauf « benannt. Ein Teil
des Blutes weicht an der insuffizienten saphenofemoralen Einmündung von der V.
femoralis ab, fließt durch den insuffizienten Saphenastamm peripherwärts in die
Varizen am Unterschenkel und von da über die Perforansvenen in die tiefen
Unterschenkelvenen und wird weiter durch die Muskelpumpe in die V. poplitea und
V. femoralis befördert. Man muss bewundern, dass Trendelenburg zu dieser
28
richtigen Darstellung allein durch die klinische Beobachtung schon vor mehr als 100
Jahren gekommen war. Bjordal bestätigte seine Darstellung 1970 und 1972 durch
direkte elektromagnetische Flussmessungen. Dieser Privatkreislauf stellt eine
zusätzliche Belastung für die muskulovenöse Pumpe dar. Die am Privatkreislauf
teilnehmenden Venenabschnitte erweitern sich (Venae perforantes, betroffene tiefe
Unterschenkelvenen,V. poplitea, V. femoralis), weil zusätzlich zum normalen
arteriellen Zustrom auch das Refluxvolumen herzwärts befördert werden muss. Nach
Beseitigung des Saphenarefluxes nimmt der Diameter dieser Venenabschnitte
wieder ab [9].
29
3. Dopplerverfahren
3.1. Physikalische Grundlagen
3.1.1. Was ist Schall?
Damit Schall entstehen und sich ausbreiten kann, bedarf es einer Schallquelle und
eines elastischen Mediums in dem sich der Schall fortpflanzen kann. Steht die
Schallquelle mit einem elastischen Medium, z.B. der Luft in Verbindung, so überträgt
sie ihre Schwingungen auf die umgebenden Luftmoleküle. Die so angeregten
Teilchen übertragen ihre Schwingungen wiederum auf ihre Nachbarmoleküle, so
dass sich die von der Schallquelle ausgehende Erregung im gesamten Raum
ausbreitet. Durch die
Anregung der
Luftmoleküle kommt es
zu Zonen mit
Verdichtungen und
Verdünnungen der
Teilchenabstände, die
aufeinander folgen und
sich wellenartig im
Raum ausbreiten. Die
Verdichtung der
Molekülabstände
verursacht einen Luftdruckanstieg gegenüber dem schon vorhandenen
atmosphärischen Luftdruck. Analog wird durch die Verdünnung der
Teilchenabstände ein niedrigerer Luftdruck erzeugt. Auf diese Weise entstehen
Luftdruckschwankungen die dem schon vorhandenen atmosphärischen Luftdruck
überlagert und als Schalldruck [p] bezeichnet werden. Da sich dieser Vorgang
wellenförmig ausbreitet, spricht man von der Entstehung einer Schallwelle. Eine
Darstellung des Verlaufs der Schalldruckamplitude in Abhängigkeit der
Teilchendichte ist in der nebenstehenden Grafik dargestellt Eine Schallwelle ist nicht
ausschließlich an das Medium Luft gebunden. Vielmehr ist es so, dass sich in jedem
elastischen Medium Schallwellen ausbilden können, solange das Medium mit einem
schwingenden Körper in Verbindung steht. Bei jedem elastischen Medium kommt es
demnach zu einer Verdichtung und Verdünnung der Teilchenabstände, die sich dem
schon vorhandenen Druck überlagern und als Schalldruck bezeichnet werden. In
30
Abhängigkeit des betrachteten Mediums weisen die entstehenden Schallwellen
allerdings unterschiedliche physikalische Eigenschaften auf. [4].
3.1.2. Ultraschall
Als Ultraschall bezeichnet man Schallwellen mit einer Frequenz ≥20kHz, die vom
menschlichen Ohr nicht mehr wahrgenommen werden können. In der medizinischen
Diagnostik werden zur Bildgebung derzeit Frequenzen zwischen 2MHz (z.B.
transkranielle Sonographie) und 30MHz (z.B. in der transcutanen Sonographie)
eingesetzt. Ultraschall breitet sich in homogenen Medien von der Schallquelle radiär
ausgehend geradlinig aus. Im menschlichen Gewebe, ausgenommen im Knochen,
erfolgt diese Schallausbreitung als Longitudinalwelle.
Bei Körpertemperatur beträgt die Schallgeschwindigkeit in unterschiedlichen
Geweben zwischen 1410m/s im Fettgewebe und 1630m/s in der Muskulatur. Bei der
Bildgebung im klinischen Alltag wird eine konstante mittlere Schallgeschwindigkeit
von 1540 m/s im Gewebe angenommen.
Abb. 18 Frequenzbereiche des Schalls [5]
31
Abb. 19 Frequenz und Eindringtiefe [5]
Wellenlänge: Die Wellenlänge λ ist der Quotient aus der mittleren
Schallgeschwindigkeit im Körper [c] (1540 m/s) und der eingestrahlten
Ultraschallfrequenz [f]: fc
=λ
3.1.3. Intensität, Absorption und Impedanz
Intensität: Die Schallintensität I nimmt auf dem Weg durch ein homogenes Medium
exponentiell nach der Formel sα
0 eII ⋅−⋅=
ab, wobei α den materialspezifischen Absorptionskoeffizienten, s den zurückgelegten
Weg darstellt.
Absorption: Die Absorption steigt proportional zur Ultraschallfrequenz an. An
Grenzflächen zwischen Medien mit unterschiedlichen Schalleigenschaften kommt es
zu den physikalischen Phänomenen Beugung, Brechung, Streuung und Reflexion.
Impedanz: All diese Phänomene werden im Wesentlichen durch die Impedanz [z]
der aneinander angrenzenden Medien beeinflusst.
Die Impedanz [z] ist das Produkt aus Schallgeschwindigkeit [c] und der Dichte [ρ] des
durchdrungenen Mediums: [ ]12 .. −−⋅⋅= smKgcZ ρ
32
Die Effekte Reflexion, Beugung, Brechung und Streuung addieren sich zur
Schallabschwächung durch die Absorption im Ganzen und ergeben stets den Wert 1.
Im menschlichen Gewebe geht man für die sonographische Bildgebung von einer
durchschnittlichen Schallabschwächung von 0,3–0,6dBMHz-1cm-1 aus [3]. Die
Frequenzabhängigkeit der Schallabschwächung grenzt den Einsatz hoher
Ultraschallfrequenzen bei der Untersuchung tiefer liegender Strukturen ein. Hier
werden vor allem tiefere Ultraschallfrequenzen angewandt. Dagegen werden
oberflächliche Strukturen bevorzugt mit hohen Ultraschallfrequenzen untersucht, weil
hiermit eine bessere Ortsauflösung erreicht werden kann.
3.1.4. Reflexion und Brechung
An Grenzflächen, die in Relation zur Wellenlänge des eingestrahlten Ultraschalls
groß sind, wird ein Teil der Schallenergie reflektiert, die übrige Energie durchdringt
die Grenzfläche und wird gebrochen.
Reflexionsgesetz: Einfallender und reflektierter Strahl bilden mit dem Einfallslot
gleiche Winkel. Lot und Strahlen liegen in einer Ebene.
Brechungsgesetz: Beim Eintritt einer Welle in ein dichteres bzw. dünneres Medium
wird die Ausbreitungsrichtung zum Einfallslot hin bzw. vom Einfallslot weg
gebrochen. Einfallender Strahl, Einfallslot und gebrochener Strahl liegen ebenfalls in
einer Ebene (Einfallsebene).
Abb. 20: Brechung und Reflexion zwischen zwei Medien mit den Schallgeschwindigkeiten c1 und c2. aE= Einfallswinkel,aR= Reflexionswinkel, aB= Brechungswinkel. Für αB gilt sin αE/sin αB= c1/c2. Für αR gilt: αR= αE.[3]
Wenn der Ultraschall aus einem Medium mit höherer Schallgeschwindigkeit in ein
Medium mit geringerer Schallgeschwindigkeit übertritt, erfolgt die Brechung in
33
Richtung zum Lot hin, das auf der Grenzfläche errichtet wurde. Im umgekehrten Fall
erfolgt die Brechung vom Lot weg, d.h. der Transmissionswinkel αT ist größer als der
Einfallswinkel αE (Abb.20). Die Intensitäten des transmittierten und reflektierten
Schalls sind abhängig vom Einfallswinkel und der Impedanz der beiden aneinander
grenzenden Medien. Je größer der Impedanzunterschied und der Einfallswinkel sind,
desto höher ist die Intensität des reflektierten Anteils [3].
3.1.5. Streuung, Interferenz und Beugung
Streuung: Sobald eine Schallwelle auf ein Hindernis trifft, d.h. auf eine Stelle, an der
die Homogenität des durchdrungenen Mediums unterbrochen ist, sendet dieses
Hindernis eine Streuwelle aus.
Interferenz: Von mehreren Quellen ausgehende Wellen löschen sich teilweise aus
bzw. überlagern sich.
Beugung: Trifft eine Welle auf eine Öffnung oder auf ein Hindernis in der
Größenordnung der Wellenlänge, so weicht ein Teil der Energie der Welle von der
geradlinigen Ausbreitungsrichtung ab; die Welle wird gebeugt.
An Grenzflächen, deren Ausdehnung kleiner ist als die Wellenlänge des
eingestrahlten Ultraschalls, tritt Streuung auf. Die Streuung erfolgt ungerichtet in alle
Raumrichtungen mit geringer Bevorzugung der Rückstreuung. Die Signalintensität
der gestreuten Ultraschallechos ist erheblich geringer als diejenige reflektierter bzw.
gebrochener Ultraschallechos. Die Streuung ist wesentlich für die farbkodierte
Duplexsonographie, da die für das Dopplersignal verantwortlichen bewegten
Blutkörperchen aufgrund ihrer Größe (Erythrozyt 2-7 μm) ausschließlich Streuechos
bewirken. Die Intensität dieser Echos ist proportional zur 4. Potenz der
Schallfrequenz [3]
I~f4 Schallwellen, die von unterschiedlichen Schallquellen ausgehen, wobei als
Schallquelle auch Grenzflächen gelten, an denen Streuung oder Brechung
stattfindet, führen zur Interferenz, d.h. die Wellen überlagern sich. Die
entsprechenden Amplituden werden addiert, wobei es in Abhängigkeit von der
Wellenphase zu einer Verstärkung oder Abschwächung der Signalintensität kommen
kann.
Die Beugung beschreibt den Sonderfall einer nicht geradlinigen Schallausbreitung,
entsprechend dem Huygens’schen Prinzip. Hiernach kann jeder Punkt, der von einer
34
Welle erreicht wird, gleichzeitig als Ausgangspunkt einer neuen Elementarwelle
angesehen werden, die sich kugelförmig um diesen Punkt ausbreitet. Die
tangierende Hüllfläche aller dieser Elementarwellen ergibt die neue Wellenfläche.
Abb. 21: Schematische Darstellung einer ebenen Welle und des Beugungseffektes um ein Hindernis (grau) bei
Beschreibung einer Wellenfront WF 2 als Summe multipler kugelförmiger Elementarwellen, die von der
Wellenfront WF 1 ausgehen (Huygens’sches Prinzip).[8].
Beugung und Interferenz führen zu einer Ultraschallausbreitung auch hinter
Strukturen, die zu einer vollständigen Schallabsorption oder Reflexion führen
(Abb.21). Reflexion und Streuung sind die wesentlichen Faktoren zur Darstellung der
Gewebsmorphologie und der Organgrenzen in der Sonographie.
3.2. Dopplersonographie
Der Dopplereffekt ist die beobachtete Wellenlänge des Schalls abhängig von der
Bewegung der Schallquelle und der des Beobachters. Entfernt sich die Schallquelle,
wird die Schallfrequenz gegenüber der abgegebenen Frequenz [f0] um die
Dopplerfrequenzverschiebung [fD] erniedrigt, im umgekehrten Falle erhöht. Bei
bekannter Sendefrequenz kann man nach der Dopplergleichung
fD= f0 v cos α / c
fD= Dopplerfrequenzverschiebung (Dopplershift)
f0= Sendefrequenz des Schallkopfes
v = Bewegungsgeschwindigkeit
c = Schallgeschwindigkeit (1540m/ s )
35
Abb. 22 Dopplerformel
α = Winkel zwischen der Ausbreitungsgeschwindigkeit des Schalls und der Richtung
des Flusses (Dopplerwinkel) auf die Bewegungsrichtung und Geschwindigkeit der
Schallquelle schließen. Bei der Ultraschalldiagnostik von Gefäßen ist als
Besonderheit zu berücksichtigen, dass Flussraten von Blutkörperchen gemessen
werden, indem Schallwellen empfangen werden, die von diesen Blutkörperchen
zurückgestreut werden. Das bedeutet, dass bewegte Blutkörperchen zunächst als
bewegte Empfänger wirken, danach als bewegte Sender und der Dopplereffekt somit
zweimal auftritt. Für diesen Sonderfall kann die Dopplergleichung näherungsweise
wie folgt abgeändert werden:
fD= 2 f0 v cos α/c.
Je größer die Zahl der mit der Schallwelle erfassten Blutkörperchen ist, desto größer
wird auch die Amplitude, d.h. die Intensität des Dopplersignals. Dies kann erreicht
werden, wenn die Sonde mit einem möglichst steilen Winkel zum Gefäß positioniert
wird. Die Streuung und damit der Intensitätsverlust sind minimal. Da allerdings der
Dopplershift vom Kosinus des Winkels abhängig ist, tritt bei einem Winkel von 90°
keine Dopplerverschiebung auf. Deshalb wäre durch eine möglichst flache Haltung
von nahezu 0° die größte Dopplerverschiebung zu erreichen. Berücksichtigt man
beide Überlegungen, ergibt sich ein optimales Verhältnis zwischen Dopplereffekt und
Signalintensität bei einem Beschallungswinkel von etwa 45°.
In der Medizin werden bei Doppleruntersuchungen Frequenzen zwischen 2 und 10
MHz angewendet. Da mittels Dopplershift nur der Unterschied zwischen emittierter
36
und reflektierter Frequenz erfasst werden kann, lässt sich zunächst die Richtung des
Blutflusses nicht angeben. Sie wird im Ultraschallgerät aus einer Analyse der
Phasenlage gewonnen. Die ermittelte Strömungsrichtung wird in allen direktionalen
Ultraschallgeräten in Abhängigkeit von der Sondenposition und Zirkulation als
positives oder negatives Signal dargestellt.
Die in der Gefäßdiagnostik üblicherweise erzielten Dopplerverschiebungen liegen im
hörbaren Bereich zwischen 20 Hz und 18.000 Hz, und daraus ableitbar werden
Geschwindigkeiten zwischen 0,1 m/s und 8 m/s erfasst. Ein hoher Ton entspricht
einer schnellen (und damit meist arteriellen) und ein tiefer Ton einer langsamen
(venösen) Blutströmung. Der absolute Wert der Dopplershift hängt bei gleicher
Strömungsgeschwindigkeit von der verwendeten Ultraschallgrundfrequenz ab. Bei
höheren Dopplerverschiebungen sollte mit einem niederfrequenten Schallkopf
untersucht werden, während bei niedrigen Änderungen des Dopplershifts wenn
möglich mit einem höherfrequenten Schallkopf gearbeitet werden sollte.
3.2.1 Pulsrepetitionsfrequenz, Nyquist-Theorem und Alias-Phänomen
Die Eindeutigkeit des Ortes eines Gefäßes oder Organs ist nur gegeben, wenn die
Signale aus dem Bereich der maximalen Eindringtiefe den Empfänger erreichen,
bevor der nächste Sendeimpuls abgegeben wird.
Pulsrepetitionsfrequenz: fPRF : Häufigkeit der Sendepulse pro Sekunde.
Nyquist-Theorem: Beziehung zwischen Abtastfrequenz (f) bzw.
Pulsrepetitionsfrequenz und der höchsten darzustellenden Dopplerfrequenz.
Mathematisch lässt sich diese Beziehung als
fPRF= 2fmax. oder fmax= ½ fPRF
beschreiben, wobei der Messbereich sowohl positive (Vorfluss-) wie negative
(Rückfluss-) Frequenzen gleichermaßen erfasst und somit beispielsweise von + 1/2
fPRF bis – ½ fPRF reichen kann. Damit sind dem gepulsten Ultraschall bei der Messung
hoher Frequenzen physikalische Grenzen gesetzt, welche abhängig von der
Pulsrepetitionsfrequenz, bzw. der für die Untersuchung notwendigen Eindringtiefe
sind.
37
Aliasing: Probleme mit dem Abtasttheorem treten vor allem bei Untersuchungen
stenosierender Gefäßprozesse (hohe fmax) in großer Eindringtiefe (geringe fPRF) z.B.
bei Nierenarterienstenosen auf.
Abb. 23: Aliasing bei einem monophasischen Strömungsgeschwindigkeitspuls [1].
In einer solchen Untersuchungssituation ist aufgrund der langen Laufzeit der
Ultraschallwelle zu dem zu untersuchenden Gefäß zur Herstellung der
Ortseindeutigkeit eine relativ niedrige Pulsrepetitionsfrequenz nötig. Damit wird die
Möglichkeit zur Messung hoher Dopplerfrequenzen bzw. hoher Geschwindigkeiten
deutlich eingeschränkt. Bei Überschreiten der Bedingungen des Abtasttheorems, d.h.
wenn die zu messende maximale Frequenz fmax >1/2 fPRF bzw. <2fmax. ist, kann fmax.
nicht mehr eindeutig gemessen werden. Bei der graphischen Darstellung ist dies
daran zu erkennen, dass der Gipfel des Dopplerfrequenzspektrums auf der positiven
Seite der Nulllinie abgeschnitten wird und dieser Kurventeil auf der negativen Seite
der Nulllinie am unteren Bildrand erscheint [1].
3.2.2. Gerätetechnik
Die Hauptbestandteile eines Ultraschalldiagnostiksystems sind:
1. Sonde = Schallkopf = Transducer = Scanner = Scanhead
2. Basiseinheit = Body = Ultraschallgerät = Konsole
3. Monitor
4. Drucker bzw. CD-, MOD- oder DVD-Laufwerk
Die Basiseinheit umfasst mindestens einen Monitor und hat 2 Aufgaben:
1. Erzeugung eines Sendeimpulses, der den Piezokristall in der Sonde zur
Erzeugung von Schallwellen anregt.
38
2. Aufnahme der vom Piezokristall während der Empfangsphase erzeugten
elektrischen Impulse und deren Weiterverarbeitung zu einem interpretierbaren
Ultraschallbild (Analog-Digital-Wandlung). Die Weiterverarbeitung der digitalen
Signale durch die Basiseinheit ist sehr stark vom Sondentyp abhängig.
Anschließend wird das verarbeitete Signal wieder in ein analoges Videosignal
umgewandelt.
3. Steuerung der vom Benutzer gewünschten Darstellungsart
(=Darstellungsmodus, A-, B- und M-Mode)
3.2.3. Darstellungsarten
Basis eines jeden zweidimensionalen Ultraschallbildes ist der sog. Pulsechozyklus.
Er beschreibt die Ausbreitung einer vom Schallkopf ausgesandten Ultraschallwelle
im Gewebe bis zum Empfang der Ultraschallechos durch den Schallkopf.
Ausgangspunkt des Schallimpulses ist ein piezoelektrisches Element, d.h. ein Kristall
(z. B. Quarz), welcher bei mechanischer Deformierung eine elektrische Spannung
erzeugt (piezoelektrischer Effekt), bzw. welcher beim Anlegen einer elektrischen
Wechselspannung zu mechanischen Schwingungen angeregt wird (reziproker
piezoelektrischer Effekt). Damit die von einem in Schwingung versetzten
piezoelektrischen Element ausgehenden Druckänderungen sich als
Longitudinalwelle in das Gewebe fortsetzen können, muss wegen der starken
Impedanzunterschiede zwischen Luft und Gewebe eine Ankopplung des
Piezoelements an die Hautoberfläche mit einem Kontaktgel, das gewebeähnliche
Schalleigenschaften aufweist, erfolgen. Durch die vorbeschriebenen physikalischen
Effekte auf die Schallwelle während ihrer Ausbreitung im Gewebe, insbesondere
Reflexion und Streuung, entstehen teilweise Schallwellen, die der ursprünglichen
Schallausbreitungsrichtung entgegenlaufen. Diese können vom Schallkopf als Echo
empfangen werden, wobei die Piezoelemente des Schallkopfes als Drucksensoren
wirken. Durch den piezoelektrischen Effekt entsteht eine elektrische Spannung,
deren Höhe proportional zur Amplitude des empfangenen Ultraschallechos ist.
3.2.3.1 A-Bildmodus Trägt man die Amplitude des empfangenen Echos nach Aussendung eines einzelnen
Ultraschallimpulses längs der Zeitachse auf, erhält man das sog. A-Mode-Bild
(Amplitudenmodus). Aus der Laufzeit des empfangenen Ultraschallimpulses und der
Schallgeschwindigkeit (1540 m/s) wird auf die Tiefe geschlossen, aus der die Echos
39
kommen. Damit diese Tiefenbestimmung eine eindeutige Ortzuordnung der Echos
ergibt, muss nach der Aussendung eines kurzzeitigen Ultraschallimpulses ein
Empfangsintervall eingeschaltet sein, das lang genug ist, um auch Signale aus der
größten erreichbaren Tiefe zu empfangen. Signale, die aufgrund ihrer geringen
Intensität im Hintergrundrauschen untergehen, werden dabei vernachlässigt. Wegen
des Zusammenhangs zwischen der Schallabsorption und der eingesetzten
Ultraschallfrequenz ist die maximale Eindringtiefe und damit die Dauer des
Empfangsintervalls zwischen 2 aufeinander folgenden Ultraschallimpulsen von der
eingesetzten Ultraschallfrequenz abhängig. Die diagnostische Aussagekraft des A-
Modes ist sehr beschränkt, da nur Tiefenmessungen und Abstandsmessungen
durchgeführt werden können. Der A-Modus war Historisch gesehen das erste
medizinische Ultraschallverfahren und wird heute nur noch selten benutzt.
3.2.3.2. B-Bildmodus (Brightness-Mode oder Helligkeitsmodus)
Historisch gesehen ist das B-Bildmodus eine Modifikation und Weiterentwicklung des
A-Modus. Hier werden Reflektierte Ultraschallimpulse entsprechend ihrer Intensität in
unterschiedlich hellen Bildpunkten auf dem Bildschirm dargestellt.
Abbildung 24: Darstellung der Leber mit der B-Bildsonographie.
Schallwellen werden fächerförmig oder linear in das Gewebe eingestrahlt, nach ihrer
Reflexion im Gewebe wieder empfangen und entsprechend ihrem zeitlichen
Eintreffen Zeile für Zeile aneinandergereiht. Das Schnittbild ist zweidimensional mit
ca. 120 Bildzeilen aufgebaut. Es erfolgt dann eine elektronische Verarbeitung der
40
unterschiedlichen Echointensitäten zu Bildpunkten unterschiedlicher Dichte. Dadurch
entstehen Helligkeits- oder Grauwert-Stufen.
3.2.3.3. 2-D-Echtzeitmodus (2D-realtime)
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.
3.2.3.4. M-Modus
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.
3.2.4.Dopplerarten
Bei der Dopplertechnik gilt es zu unterscheiden, ob ein Gerät in Duplexbetrieb
arbeitet oder nicht. Duplexbetrieb bedeutet, dass der Abtastpunkt, an dem die
41
Blutgeschwindigkeit gemessen wird, im B-Mode angezeigt wird. Dadurch wird die
anatomische Zuordnung zum Punkt der Geschwindigkeitsmessung wesentlich
genauer. Man unterscheidet folgende Dopplerarten:
• Cw-Doppler
• Pw-Doppler
• High-PRF-Doppler
• Farbdoppler
3.2.4.1. PW-Doppler (pulsed wave)
Diese Form der Dopplersonographie arbeitet mit einem einzigen Kristall, welcher sich
abwechselnd im Sende- und Empfangsbetrieb befindet. Entsprechend der
Zeitverzögerung zwischen Aussenden eines Wellenpaketes und Umschalten auf
Empfang kann über die Laufzeit des Ultraschalls eine Tiefenzuordnung der
Strömungsinformation erfolgen. Vor Aussenden des nächsten Schallimpulses muss
das Eintreffen des reflektierten Echos des ersten Impulses abgewartet werden, da
sonst eine Tiefenzuordnung nicht möglich ist. Liegt die Empfangsregion in großer
Tiefe, muss eine entsprechend längere Zeitverzögerung zwischen Sende- und
Empfangsbetrieb gewählt werden. Die Anzahl der Schallimpulse pro Zeiteinheit wird
geringer, die Pulsrepetitionsrate (pulse repetition frequency) erniedrigt sich. Das
Sample Volume (SV) bezeichnet die räumliche Ausdehnung der Empfangsregion. Im
pw-Betrieb kann neben der Empfangstiefe auch die Ausdehnung der Region, aus
welcher die Strömungsinformation stammt, variiert werden.
42
Abb. 25: Prinzip des PW-Dopplers. S/E=Sende- und Empfangselement. Die Strömungsinformation wird aus einer
räumlich abgegrenzten Region (SV=Sample Volume) empfangen, die sich in einer bestimmten Tiefe befindet.
Der Vorteil des pw-Dopplers ist die Tiefenselektivität. Nachteilig hierbei ist jedoch die
Begrenzung der korrekt erfassbaren Maximalgeschwindigkeit. Dies besagt das
Nyquist-Theorem.
Abb. 26 Rechter Ventrikel - Ausflußtrakt im pw-Doppler Modus (www.medizin.uni-essen.de )
43
3.2.4.2. CW-Doppler (continuous-wave-Doppler):
Ausstrahlung von Ultraschallwellen mit einem piezoelektrischen Kristall und
kontinuierlicher Empfang der Echos mit einem zweiten piezoelektrischen Kristall. Das
empfangene Ultraschallecho wird bei der CW- Dopplersonographie kontinuierlich
verändert. Es ist die einfachste in der Klinik eingesetzte Form der
Doppleruntersuchung.
Abb. 27 CW-Doppler der Aortenklappenprothese: hohe Maximalgeschwindigkeit, relativ hoher mittlerer Gradient trotz reduzierter linksventrikulärer Pumpfunktion.
Dieses Verfahren hat im Gegensatz zum pw-Doppler den Nachteil, dass wegen des
kontinuierlichen Sendebetriebs keine Pulslaufzeit mehr gemessen werden kann und
somit kann keine Tiefenzuordnung mehr erfolgen. Dafür kann er höhere
Geschwindigkeiten messen, was z. B. in der Kardiologie bei Klappenstenosen von
entscheidender Bedeutung ist. Hier hat den pw-Doppler seine Schwächen durch den
Aliaseffekt.
3.2.4.3. High-PRF-Doppler (PRF = Pulswiederholrate) Um diesen Aliaseffekt unter Beibehaltung der Tiefenselektivität zu umgehen, wurde
der High-PRF-Doppler entwickelt. Es ist eine Zwischenlösung zwischen pw und cw,
44
bei dem die Aliasgrenzfrequenz durch die Erhöhung der PRF nach oben verschoben
werden konnte. Wichtig ist es auch, ob ein Dopplersystem eine FA (=
Frequenzanalyse) enthält oder nicht. Dabei wird das Dopplersignal durch eine Fast-
Fourier-Transformation in seine einzelne Frequenzbestandteile zerlegt. Man erhält
somit weitere Geschwindigkeitsinformationen wie z. B. Informationen über den
Turbulenzgrad, der Aufschluss über eine turbulente, pathologische ´Strömung geben
kann.
3.2.4.4. Farbdoppler
Bei der farbkodierten Duplexsonographie werden die beiden zuvor genannten
Verfahren (B-Bild-Sonographie und PW-Dopplersonographie) zur Darstellung eines
zweidimensionalen B- Bild-Sonogramms mit überlagerter Strömungsinformation
kombiniert. Als Dopplerverfahren wird ein PW- Doppler mit multiplen sample volumes
verwendet. Die Darstellung der Strömungsinformation erfolgt hinsichtlich der
Richtung und Geschwindigkeit oder hinsichtlich der Energie des reflektierten Signals.
Abb. 28: Trikuspidalinsuffizienz im duplexsonographischen. (www.medizin.uni-essen.de )
45
Abb. 29 Nabelschnur im Farbdoppler (http://www.praenatale-diagnostik.de/foto_doppler.htm )
Damit die Dopplerinformationen von der morphologischen
Schwarzweißinformationen (B-Modus) unterschieden werden können, werden sie
wie flogt farbig kodiert [2]:
Fluss auf die Sonde zu Rot Schnell: hellrot Langsam: dunkelrot Fluss von der Sonde weg Blau Schnell: hellblau Langsam: dunkelblau
Tubulenz Grün
Die Ermittlung der zweidimensionalen Strömungsverteilung ist mit einem erheblichen
Rechenaufwand verbunden. Daher ist die Geschwindigkeit des Bildaufbaus
wesentlich geringer als bei Schwarzweiß-Bildern und somit die Anzahl der Bilder pro
Zeiteinheit (Frame Rate, FR) geringer. Die Geschwindigkeit des Farbbildaufbaus ist
stark abhängig von der Größe des Farbsektors. Insbesondere Verbreiterungen des
Farbsektors führen zu einer erheblichen Verlangsamung des Bildaufbaus.
Erweiterungen des Farbsektors in die Tiefe ohne Änderung der horizontalen
Ausdehnung sind dagegen von weniger starker Auswirkung. Ebenso wie bei anderen
gepulsten Dopplerverfahren kann auch bei der farbkodierten Duplexsonographie
Aliasing auftreten.
3.2.5. Schallköpfe
Der Schallkopf eines Ultraschallgerätes enthält ein oder mehrere
Schallkopfelemente, welche die Ultraschall-Impulse aussenden und die Echos beim
Scannen wieder empfangen. Jeder Schallkopf ist auf eine ganz besondere Tiefe
fokussiert. Der ausgesendete Schallstrahl des Ultraschalls variiert in Form und
46
Größe und hängt vom Schallkopftyp und vom Generator ab. Bei der klinisch
angewandten Sonographie bzw. Farbduplexsonographie unterscheidet man drei
verschiedene Schallkopftypen sowie mechanische und elektronische Systeme.
Linearscanner erzeugen ein viereckiges Schnittbild durch parallele Abtastung des
Gewebes in Zeilen bei linearer Anordnung von bis zu 512 Wandlerelementen.
Konvexscanner (Curved-array-Scanner) funktionieren wie Linearscanner, jedoch sind
die Wandlerelemente auf der konvexen Auflagefläche angeordnet. Dadurch entsteht
ein breites Schallfeld in der Tiefe bei kleiner Auflagefläche. Bei Sektorscannnern
drehen sich die Wandlerelemente entweder mechanisch (radiale Schallausbreitung)
oder die Wandlerelemente werden elektronisch phasenverschoben angeregt
(sektorförmiges Schnittbild) (Abb. 30). Bei mechanischen Systemen handelt es sich
entweder um Einkristall-Schallköpfe oder Annular-array-Schallköpfe mit ringförmig
angeordneten Piezoelementen. Das Schallfeld wird durch oszillierende Bewegung
des Kristalls erzeugt und ist sektorförmig. Ein simultaner Echtzeit-Betrieb von B-Bild
und Dopplermodus ist dabei nicht möglich. Die Piezoelemente bei elektronischen
Schallköpfen sind nebeneinander angeordnet. Abhängig vom Schallkopftyp liegt die
Zahl der Kristalle zwischen 64 und 256. Hier besteht die Möglichkeit eines
Simultanbetriebes von B- Bild und Dopplermodus. Häufig kann der gleiche
Schallkopf sowohl im B-Bild als auch im Dopplermodus mit unterschiedlichen
Arbeitsfrequenzen betrieben werden.
Abb. 30 Scanbereich der unterschiedlichen Sondentypen [4]
47
Abb. 31 von links nach rechts: Sektorsonde, Konvexsonde, Linearsonde [4]
3.2.6 Ein Beispiel zur Anwendung der Verfahren in der Praxis [16]
Doppler Dabei wird der beim Gesunden herzwärts gerichtete und durch die Atmung
modulierte Fluß abgeleitet und in einer Dopplerkurve dargestellt. In der Diagnostik
werden das spontane und das provozierte Venensignal angewandt.
Spontanes Venensignal (S-Sounds) (Abb. 32) Je nach Untersuchungsgebiet kommt es aufgrund der durch die Atmung (Zwerchfell)
bewirkten Druckveränderungen im Thorax bzw. Abdomen zur Modulation des
herzwärtsgerichteten Venenflusses (untere Extremität: bei Exspiration Zunahme des
herzwärtsgerichteten Flusses; bei Inspiration Abnahme bzw. beinahe Flußstop;
obere Extremität: bei Inspiration Zunahme des Flusses; bei Exspiration Abnahme).
48
Abb. 32 Atemmodulation im Doppler, bei Inspiration Abnahme des Flusses im Bereich der unteren Extremität Pathologie: Ein fehlendes Dopplersignal ist ein Hinweis auf Okklusion (Thrombose);
wird ein kontinuierlicher Fluß ohne atmungsabhängige Schwankungen in einem
distalen Venenabschnitt abgeleitet, deutet dies auf einen Verschluß in einem
proximalen Venensegment hin.
Provozierte Signale (A-Sounds) Aufgrund der langsamen Flußgeschwindigkeiten im venösen System und der
teilweise bestehenden Kaliberschwäche der Venen (z. B. Unterschenkelvenen) ist
zur Beurteilung des venösen Flusses und der Klappenfunktion eine
Signalverstärkung erforderlich; dies ist einerseits durch Kompression distal bzw.
proximal des Untersuchungsgebietes und andererseits durch verstärkte
Atemmanöver möglich.
Kompression/Dekompression (Ober-/Unterschenkel) Durch die Kompression kommt es zu einer verstärkten Entleerung des
entsprechenden Venensegmentes und dadurch proximal davon zu einer Zunahme
des venösen Flusses nach zentral (manuelle Signalverstärkung) (Abb. 33).
49
Abb. 33 Nach distaler Kompression Zunahme des Flusses im Doppler
Pathologie: Bei Klappeninsuffizienz kommt es in Abhängigkeit der Lokalisation der
Kompression (distal des Untersuchungsgebietes) nach Beendigung bzw. (proximal
des Untersuchungsgebietes) während der Kompression zum Rückfluß in die
Peripherie.
Atemmanöver a) Valsalva-Preßmanöver: Nach tiefer Inspiration und starkem Pressen
mit der Bauchmuskulatur kommt es zur Druckerhöhung in Thorax und
Abdomen und dadurch zum Sistieren des herzwärtsgerichteten
Blutflusses (Flußstop) in der unteren Extremität (Abb. 34).
Abb. 34 Dopplerkurve einer gesunden V. fem. sup. bei Provokation; Flußstop bei Valsalvamanöver
50
Pathologie: Bei Klappeninsuffizienz ist eine Flußumkehr in die
Peripherie zu beobachten (Abb. 35 - 37).
Abb. 35 Dopplerkurven (Flußumkehr bei Valsalvamanöver) einer insuffizienten V. saphena magna, abgeleitet im Bereich der Crosse, der Oberschenkelmitte und des Unterschenkels
Abb. 36 Darstellung eines postthrombotischen Syndroms im Doppler, bei Valsalvamanöver Flußumkehr
51
Abb. 37 Postthrombotisches Syndrom im Farbdoppler; bei Provokationsmanöver Flußumkehr in der V. fem. sup. und somit gleiche Farbkodierung der Vene wie der begleitenden Arterie
b) Forcierte Atmung: Im Bereich der unteren Extremität kommt es bei
tiefem Einatmen spätinspiratorisch annähernd zum Stop des Flusses;
exspiratorisch tritt ein verstärkter herzwärts gerichteter Fluß auf (siehe
Abb. 32); im Bereich der oberen Extremität findet man das Gegenteil.
Pathologie: Bei Venenthrombose ist distal des thrombotischen
Verschlusses trotz forcierter Atmung kontinuierlicher Fluß abzuleiten;
bei Vorliegen einer Klappeninsuffizienz kann ein Rückfluß in die
Peripherie beobachtet werden.
Farbdoppler Durch die zusätzliche Farbkodierung des Flusses (farbkodierte Duplexsonographie)
ist eine einfachere Diagnostik möglich. Bei der Farbkodierung sollte die
Farbeinstellung des herzwärts gerichteten Flusses in den Venen blau gewählt
werden (Abb. 38). Da – wie bereits im Abschnitt Doppler erwähnt – im venösen
System ein atmungsabhängiger Fluß und langsame Flußgeschwindigkeiten
vorherrschen, sind, um eine optimale Farbkodierung des Venenlumens zu erreichen,
eine optimale Farbverstärkung, Farbskalierung (niedrige Pulsrepetitionsfrequenz,
Slow-Flow-Technik), ein passender Beschallungswinkel und eine entsprechende
Farbfenstergröße zu wählen. Weiters kann eine bessere Füllung der Venen bzw.
Verstärkung des venösen Flusses – und somit der Farbe im Venenlumen – durch
Provokation (Kompression/Atemmanöver) erreicht werden. Das farbkodierte
Venenlumen (der Blutfluß) kann sowohl im Längs- als auch im Querschnitt
abgebildet werden. Zur Überprüfung der Farbkodierung des gesamten Venenlumens
52
bzw. der Volumenzunahme bei Provokation empfiehlt es sich, die Darstellung im
Querschnitt durchzuführen. Die atmungsabhängigen Schwankungen des Blutflusses
bzw. der Farbumschlag bei Klappeninsuffizienz während Provokationsmanöver sind
einfacher im Longitudinalschnitt zu dokumentieren.
Abb. 38 Farbdopplersonographische Darstellung der V. fem. sup. sowie der begleitenden Arterie und der V. fem. prof. im Längsschnitt Pathologie:
• Fehlende Farbkodierung bei Thrombose bzw. partielle Farbkodierung des
Venenlumens bei umspülter Thrombose (Abb. 39 - 42)
Abb. 39 Kompressionsversuch der V. poplitea. Aufgrund der Thromben ist keine vollständige Kompression der Vene möglich.
53
Abb. 40 Bei Thrombose Zunahme des Querdurchmessers der Vene im Vergleich zur Arterie
Abb. 41 Partielle Thrombose der V. poplitea, erweiterte V. poplitea, Besatz des Lumens mit Binnenechos, Farbkodierung des wandständigen Flusses
54
Abb. 42 Thrombosiertes oberflächliches Venenkonvolut, erweitertes Venenlumen, fehlende Komprimierbarkeit, keine Farbkodierung
• Farbumschlag während Valsalvamanöver; Hinweis auf Klappeninsuffizienz;
durch die Farbkodierung ist eine einfachere und raschere Identifizierung
möglich.
55
4. Literaturverzeichnis 1. Kurt Huck, Kursbuch Doppler und Duplexsonographie, Thieme 2001
2. Kramme, Medizintechnik, Springer 2007
3. Reinhard Kubale,Hubert Stiegler, Farbkodierte Duplexsonographie: interdisziplinärer vaskulärer Ultraschall, Thieme 2002
4. http://de.wikipedia.org/wiki/Dopplereffekt
5. http://www.dasp.uni-wuppertal.de/ars_auditus/index.html
6. http://www.ipe.uni-
stuttgart.de/content/web6/FA%202006%20Selected%20Fotos/Ultraschall.pdf
7. NEUERBURG-HEUSLER D., HENNERICI M., Gefäßdiagnostik mit
Ultraschall, Georg Thieme Verlag, Stuttgart 1999.
8. Recek C, Venöse Hämodynamik in den Beinen bei Gesunden und bei
primärer Varikose, Phlebologie 2001, 8. 7-16
9. Recek C, Hammerschlag A., Welche hämodynamische Bedeutung hat die
Insuffizienz der V. femoralis und V. poplitea? Phlebologie 1998; 27: 15-8.
10. Shull KC, Nicolaides AN, Fernandes JF, Miles C, Horner J, Needham T. Significance of popliteal reflux in relation to ambulatory venous pressure and
ulceration. Arch Surg 1979; 114: 1304-6.
11. Trendelenburg F. Über die Unterbindung der V. saphena magna bei
Unterschenkelvarizen. Beitr Klin Chir 1891; 7: 195-210.
12. www.medi.de
13. Strauss, Farbduplexsonographie der Arterien und Venen. Springer-Verlag,
Berlin Heidelberg New York, 2001
14. http://www.myangiologie.com/docs/farbduplexsono.html
15. Katzenschlager R, Atteneder M, Hirschl M, Ugurluoglu A, Duplexsonographie der Gefäße, Krause und Pachernegg GmbH Verlag für
Medizin und Wirtschaft, 3. Auflage 2007
(http://www.kup.at/impressum/index.html )
