Schröder, Ralf-Jürgen: Hochauflösende farbkodierte Duplexsonographie von Hauttumoren In-vitro-, tierexperimentelle und klinische Studien zur Signalverstärkung durch d-galaktosehaltige Ultraschallkontrastmittel

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Kapitel 3. Grundlagen der Farbduplexsonographie

3.1. Dopplereffekt

Die suffiziente diagnostische Evaluation von Gefäßen in der Sonographie wurde erst durch die Ausnutzung des Dopplereffektes möglich. Dieser im Jahre 1843 von Christian Doppler (1803 - 1853) erstmals beschriebene und seit ca. 1959 medizinisch angewandte Effekt postuliert, daß die von einem Beobachter gemessenene Wellenlänge von der relativen Bewegung des Senders und Empfängers abhängt. Bewegt sich ein reflektierender Körper auf die Schallquelle zu, reduziert sich die von der Schallwelle zum Durchlaufen der Strecke zwischen Sender, mobilem Reflektionskörper und stationärem Empfänger benötigte Zeitspanne im Vergleich zur gleichen Konstellation mit stationärem Reflektionskörper. Da das Produkt aus Zeit und Geschwindigkeit der Weg ist, reduziert sich bei konstanter Schallgeschwindigkeit und verringerter Zeit der in Wellenlängen gemessene Weg. Der umgekehrte Effekt tritt bei sich vom Sender fortbewegenden Reflektionskörpern auf. Insgesamt verringert bzw. erhöht sich somit die Wellenlänge bei mobilen Reflektoren. Umgekehrt proportional hierzu ändert sich die Frequenz. Der Unterschied zwischen ausgesandter und empfangener Schallfrequenz wird Dopplerfrequenzverschiebung genannt. Da die Erythrozyten als Streukörper im Vergleich zur verwendeten Wellenlänge klein sind, muß die Frequenzverschiebung aus der Rayleigh-Streuung, die nur eine geringe Intensität aufweist, bestimmt werden. Die Errechnung der Geschwindigkeit des sich bewegenden reflektierenden Objektes erfolgt gemäß folgenden Gleichungen (Doppler-Gleichung):

Fd = (2 F0 * V / c) * cos alpha (Fd = Frequenzverschiebung, F0 = ausgesandte Schallfrequenz,
c = Schallgeschwindigkeit, V = Geschwindigkeit des sich bewegenden Objektes, alpha = Winkel zwischen Schallausbreitungs- und Blutflußrichtung)

V = (Fd * c) / (2 F0 * cos alpha)

Mit der Größe des Winkels alpha steigt auch die Ungenauigkeit bei der Berechnung der realen Geschwindigkeit aus der gemessenen Dopplerfrequenzverschiebung. Er sollte für eine möglichst exakte Geschwindigkeitsbestimmung klein gewählt werden, da bei steigendem Winkel alpha die Frequenzverschiebung zunehmend ungenauer erfaßt wird. Ein 90o-Winkel läßt die Flußgeschwindigkeitsbestimmung nicht mehr zu, da der cos alpha = 0 ist.

Da sich die reflektierenden Körper innerhalb der Gefäße, bei denen es sich hauptsächlich um Erythrozyten handelt, mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten fortbewegen, weisen die empfangenen Schallechos unterschiedliche Frequenzverschiebungen auf. Dieses breite “physikalische“ Dopplerspektrum wird von der Gerätesoftware mittels der sogenannten Fast-Fourier-Transformation zu einem “medizinischen“ Dopplerspektrum zusammengefaßt im Sinne einer Wertemittelung. Das “medizinische“ Dopplerspektrum zeigt im Gegensatz zum “physikalischen“ die gemittelten Frequenzverschiebungswerte im zeitlichen Verlauf. Anhand des “medizinischen“ Dopplerspektrums lassen sich Flußgeschwindigkeit, -charakteristik (arteriell, venös, Parenchym-, Extremitätengefäß) und -laminarität erkennen. Der Untersucher selbst variiert die Pulsrepetitionsfrequenz (= PRF) und somit die zu dieser umgekehrt proportionale Tiefe des zur Messung gewählten Dopplergates. Es gilt:

PRF = c / (2 d) (PRF = Pulsrepetitionsfrequenz, c = Schallgeschwindigkeit, d = Dopplergatetiefe)

Dopplerfrequenzverschiebungen oberhalb von Delta ny = PRF / 2 können somit nicht mehr korrekt zugeorgdnet werden, so daß höhere Frequenzen als retrograder Fluß ( = Aliasing) imponieren.


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Für die Doppleruntersuchung stehen die kontinuierlich mit verschiedenen piezoelektrischen Elementen sendenden und empfangenden CW- (= continous wave) und die wechselweise mit denselben Elementen sendenden und empfangenden PW ( = pulsed wave)-Dopplergeräte zur Verfügung.

Abbildung 3-1: Schematische Darstellung des Dopplerprinzips mit Schallreflektion an Erythrozyten.

3.2. Farbkodierung

Bei der farbkodierten Dopplersonographie, auch Color-Flow-Mapping genannt, wird jedem mittels der verschiedenen Dopplergates erfaßten Pixel in einem vom Untersucher gewählten Ausschnitt des B-Bildes ein Farbwert zugewiesen, soweit ein Dopplershift oberhalb einer gewählten Mindestfrequenz (= Wandfilter) vorliegt. Da aus Gründen der Übersichtlichkeit und im Rahmen der technischen Möglichkeiten nicht die volle im Dopplerspektrum enthaltene Informationsbreite im Monitorbild wiedergegeben werden kann, müssen bestimmte Parameter ausgewählt werden, deren Informationsgehalt farbkodiert dargestellt werden soll. In Betacht kommen hierbei ( 41 , 162 , 174 ):

  1. die flußrichtungskodierte mittlere Frequenzverschiebung, wobei die Farbwerte die intensitätsgewichtete hauptsächlich am Meßort vertretene mittlere Dopplerfrequenzverschiebung aus dem Dopplerspektrum widerspiegeln,
  2. die Streubreite der verschiedenen Frequenzverschiebungen um einen Mittelwert berechnet als Varianz (= Quadrat der Standardabweichung) sowie
  3. die frequenzunabhängige Intensität aller Dopplersignale als Gesamtamplitude.

In der vorliegenden Studie wurden die erste, allgemein am häufigsten gebräuchliche, als konventionelle Farbdopplersonographie bekannte und die dritte, als Powerdopplersonographie


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bezeichnete Methode angwandt. Die Darstellung des Dopplerspektrums in Form einer Kurve wird durch die Art der Farbkodierung nicht beeinflußt.

Als Farbduplexverfahren wird die gleichzeitige B-Modus-Echtzeitschnittbild- und farbkodierte Dopplersonographiedarstellung in einem Untersuchungsgang bezeichnet. Die in dem Schallkopf integrierten Sonden für die B-Modus- und die Dopplersonographie werden rasch alternierend automatisch zugeschaltet und in einem gemeinsamen Monitorbild wiedergegeben.

3.3. 3.3 Quantitative Parameter

Die Dopplerkurve, das “medizinische“ Dopplerspektrum, kann unter verschiedenen quantitativen Aspekten analysiert werden. Zu den gebräuchlichsten gehören die Bestimmung der maximalen systolischen, der minimalen (end-)diastolischen und der über einen Herzzyklus gemittelten Geschwindigkeit. Aus diesen Werten können die Gefäßwiderstandsparameter Widerstands- und Pulsatilitätsindex errechnet werden:

RI = Vmax - Vmin / Vmax (RI = Widerstandsindex, Vmax = maximale systolische Flußgeschwindigkeit, Vmin = minimale diastolische Flußgeschwindigkeit)

PI = Vmax - Vmin / TAV (PI = Pulsatilitätsindex, TAV = durchschnittliche Flußgeschwindigkeit eines Herzzyklus)

Beide Indizes sind unabhängig vom Winkel alpha zwischen Schallstrahl und Gefäßachse, da es sich um reine Verhältniszahlen handelt. Sie sind daher von besonderem Wert bei der Analyse kleiner, nur kurzstreckig verfolgbarer Gefäße, da die Gefäßachse sich hier häufig nicht exakt ermitteln läßt. Die beiden Parameter geben Hinweise auf den Flußwiderstand des Gefäßes ( 64 , 123 ). Für ihre exakte Errechnung ist lediglich ein möglichst artefaktfreies Dopplerspektrum erforderlich.


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Mon Apr 10 17:16:34 2000