Sonografie

Die Sonografie ist das am häufigsten angewendete bildgebende Verfahren in der Medizin überhaupt. Neben der Kardiotokografie ist es ein Standardverfahren in der Schwangerschaftsvorsorge. Ein wesentlicher Vorteil der Sonografie gegenüber dem in der Medizin gleichfalls häufig verwendeten Röntgen liegt in der Unschädlichkeit der zum Einsatz kommenden Schallwellen. Auch sensible Gewebe wie bei Ungeborenen werden nicht beschädigt.

Die Ultraschallwellen werden mit in den Ultraschallsonden angeordneten Kristallen durch den piezoelektrischen Effekt erzeugt. Zur Erzeugung eines Bildes ist die Schallausbreitung an flüssigkeitshaltiges Gewebe gebunden. Um den Impedanzunterschied zwischen Schallkopf und Gewebeoberfläche zu minimieren, wird die Ultraschallsonde mittels eines stark wasserhaltigen Gels angekoppelt.

Gerichtete Ultraschallstrahlimpulse werden ausgesendet und an Grenzflächen im beschallten Objekt mehr oder weniger stark reflektiert (Echogenität). Aus der Laufzeit der reflektierten Signale kann die Tiefe der reflektierenden Struktur rekonstruiert werden. Die Intensität der Reflexion wird vom Ultraschallgerät als Grauwert auf einem Monitor dargestellt. So stellen sich Strukturen geringer Echogenität als schwarze, Strukturen starker 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.

Die optische Kohärenztomografie (OCT) arbeitet nach einem ähnlichen Prinzip, wobei hier Licht statt Schall verwendet wird.

Inhalt

1 Physikalische Grundlagen 2 Auflösungsvermögen 3 Erzeugung von Ultraschall 3.1 Das Schallfeld eines kreisförmigen Ultraschallwandlers 4 Bildgebungsverfahren 4.2 Echo-Impuls-Verfahren 4.3 Moden 4.4 Doppler-Verfahren 5 Bildfehler 6 Sicherheitsaspekte 7 Organe die dem Ultraschall gut zugänglich sind 8 Vor- und Nachteile 8.5 Vorteile 8.6 Nachteile 9 10 Siehe auch 11

Physikalische Grundlagen

Tabelle 1: Materialgrößen

Medium	Schallgeschwindigkeit c [m/s]	Schallimpedanz Z [g/cm2s]	Dichte [g/cm3]
Luft	343	43	0,01
Fett/Wasser/Hirn/Muskeln
Knochen (kompakt)	3600		1,7

Bei einer diagnostischen sonografischen Untersuchung sind folgende Werte für Schallparameter üblich:
Ultraschallfrequenz:
mittlere Intensität:
mittlere Druckänderung (ggü. Normaldruck): .

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

• Für die Reflexion unter senkrechtem Einfall des Schalls an glatten Grenzflächen zwischen Gebieten mit unterschiedlicher Impedanz berechnet sich der Reflexionskoeffizient (also das Verhältnis von reflektierter zur einfallenden Intensität) gemäß:
  .
  Je größer der Impedanzunterschied, desto größer die Reflexion. Im Vergleich zur Optik verhält sich hier die Impedanz analog zum Brechungsindex. Um beim Übergang von schallerzeugender Sonde zum Untersuchungsobjekt möglichst wenig Intensität durch Reflexion zu verlieren, soll R klein und damit die Impedanzen von Sonde und Körper angepasst sein. Luft führt zu einer schlechten Einkopplung von Schallintensität in den Körper (vgl. Tabelle 1: ), 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.

• Bei rauhen 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 a des Streuzentrums ändert sich die Stärke der Streuung. Im „geometrischen“ Bereich (für , mit :Schallwellenlänge) ist die Streuung stark, z.B. in Gefäßen. Sie sind in B-Mode-Bildern heller. Im „stochastischen“ Bereich () wie in der Leber ist die Streuung mittelstark und macht hier etwa 20 % der Gesamtabsorption aus. Im „Rayleighbereich“ () ist die Streuung schwach, beispielsweise im Blut.

• 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 x vom Schallkopf: . Der Absorptionskoeffizient 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.

Frequenz f [Mhz] | Eindringtiefe x [cm] | Untersuchungsgebiet
1                  50
2-3,5              25-15                  Fetus, Leber, Herz
3,5                15                     Niere
5                  10                     Gehirn
7,5                 7
8-9                 6                     Prostata (endo)
10                  5
11-12               4-3                   Pankreas (intraoperativ)
20                  1,2
21-24               1,1-0,9               Auge, Haut
40                  0,6                   Haut, Gefäße

Auflösungsvermögen

• lateral: Die sogenannte Punktbildfunktion bestimmt man, indem ein punktförmiges Objekt innerhalb des Fokalbereichs vor dem Schallkopf senkrecht zur Ausbreitungsrichtung vorbeigeschoben und die Echointensität als Funktion des Ortes (also des Abstandes von der Strahlachse) aufgetragen wird. Die Breite d, bei der die Intensität im Vergleich zum Maximum um 6 dB gesunken ist, beidseitig vom Maximum, nimmt man als ein Maß für das laterale Ortsauflösungsvermögen. Näherungsweise gilt (D: Durchmesser eines kreisförmigen Schallkopfes) im Fokalbereich. Außerhalb des Fokalbereichs nimmt die laterale Auflösung mit der Entfernung zum Wandler ab.

• axial: Zwei axial hintereinanderliegende Ebenen können gerade noch getrennt wahrgenommen werden, wenn von den Grenzflächen zwei unterscheidbare Echos empfangen werden. Man sagt, zwei gleichstarke Signalimpulse sind unterscheidbar, wenn sie mindestens um ihre Halbwertsbreite getrennt sind. Dies ist gerade dann der Fall, wenn der Grenzflächenabstand mindestens beträgt, also größer als die halbe Wellenlänge eines Wellenzuges ist. Mit größerer Frequenz verbessert sich die axiale Auflösung, durch Dispersion im Medium verschlechtert sie sich. So erwartet man in Wasser bei einer Frequenz von 5 MHz ein axiales Auflösungsvermögen von 0,15 mm, praktisch ist es etwa um den Faktor 2 oder mehr schlechter.

• Typisch erreichbare Ortsauflösungen je nach Sendefrequenz sind:

Frequenz:                 2-15 MHz
Wellenlänge (in Muskeln): 0,78-0,1 mm
Eindringtiefe (einfach):  12-1,6 cm
Ortsauflösung:  lateral:  3,0-0,4 mm
                  axial:  0,8-0,15 mm

Das Schallfeld eines kreisförmigen Ultraschallwandlers

Bildgebungsverfahren

Moden

• Die erste angewandte Darstellungsform war der A-Mode (von Amplitudenmodulation). Das von der Sonde empfangene Echo wird in einem Diagramm dargestellt, wobei die Abszisse die Eindringtiefe und die Ordinate die Echointensität darstellt. Je höher der Ausschlag der Messkurve, desto echogener ist das Gewebe in der angegebenen Tiefe. Der Name der Mode 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 zu sehr geringen Signalintensitäten wegen Absorption führt. Der A-Mode hat heute nahezu keine Bedeutung mehr.

• Im B-Mode (von engl. brightness modulation), der häufigsten Anwendung des Ultraschalls, wird ein zweidimensionales Schnittbild des untersuchten Gewebes entlang der Schallausbreitung in Echtzeit erzeugt (siehe Abbildung). Die Form des erzeugten Bildes hängt dabei vom eingesetzten Sondentyp ab. Die Sonde überstreicht eine Fläche durch (mechanisches oder elektronisches) Bewegen des Strahles in einer Ebene senkrecht zur Körperoberfläche. Die Amplitude eines Echos moduliert den Grauwert oder die Helligkeit eines Bildpunktes auf dem Bildschirm. Der B-Mode kann mit anderen Verfahren wie der M-Mode oder dem Dopplerverfahren gekoppelt werden.

• Eine weitere häufig eingesetzte Darstellungsform ist der (T)M-Mode (von engl. (time) motion). Bei dieser Methode wird die auf einem Ultraschallstrahl detektierte Bewegung auf einer Zeitachse kontinuierlich abgetragen, und es lassen sich Bewegungsabläufe von Organen eindimensional darstellen. Die M-Mode-Darstellung ist häufig mit dem B-Mode gekoppelt. Ihre Hauptanwendung findet diese Untersuchungsmethode in der Kardiologie, um Bewegungen einzelner Herzmuskelbereiche und der Herzklappen genauer untersuchen zu können. Die zeitliche Auflösung dieser Mode ist bestimmt durch die maximale Wiederholrate der Schallimpulse und beträgt schon bei 20 cm Tiefe über 3 kHz.

• Als weitere Applikation wurde in den letzten Jahren die dreidimensionale Echografie entwickelt. Die so genannte 3D-Darstellung produziert räumliche Standbilder, die 4D-Technik 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 Phased Array, 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.

• Beim Continous Wave Doppler-Verfahren arbeiten ein Sender und ein Empfänger im Schallkopf gleichzeitig und kontinuierlich. Durch Mischen mit geeigneten Hochfrequenzsignalen und mit Filtern lässt sich aus der zurückkommenden Welle in der Auswerteelektronik das Spektrum der Dopplerfrequenzen/Geschwindigkeiten und auch die Richtung bestimmen. Nachteil bei diesem Verfahren ist, dass die Tiefe des Dopplerechos nicht bestimmbar ist, jedoch können auch relativ hohe Geschwindigkeiten registriert werden.
• Dagegen ist beim Pulsed Wave Doppler der Tiefenbereich für eine ortsselektive Geschwindigkeitsmessung im konventionellen Sonogramm festlegbar. Es werden von einem sowohl als Sender als auch als Empfänger fungierenden Wandler kurze Ultraschall-Pulse ausgeschickt. Je besser die axiale Ortsauflösung sein soll, desto kürzer muss der Puls sein. Je kürzer der Puls, desto unbestimmter ist seine Frequenz: kleine Dopplerfrequenzverschiebungen sind an einem einzigen Wellenpaket nicht mehr sichtbar. Durch eine geschickt konstruierte Verarbeitungselektronik lässt sich dieses Problem lösen, mit dem Makel von Alias-Artefakten beim Überschreiten einer bestimmten Grenzgeschwindigkeit.
• Bei der Farbdoppler-Sonografie wird für einen großen Bereich eines konventionellen Ultraschallbildes die mittlere Dopplerfrequenz (=mittlere Flussgeschwindigkeit) und die Schwankungsbreite (=Turbulenz) bestimmt. Das Ergebnis wird in Falschfarben (Farbtönen von rot und blau) dem B-Bild überlagert. Bereiche der Geschwindigkeit 0 werden durch die Elektronik (Wandfilter im Quadraturphasendetektor) unterdrückt.

Bildfehler

• Als Kavitation bezeichnet man den Effekt, dass in der Unterdruckphase einer Schallwelle im Gewebe Hohlräume bzw. Gasbläschen entstehen, die in der Druckphase kollabieren und eine Gewebsschädigung verursachen. Je höher die Ultraschallfrequenz ist, desto höhere Spitzendrücke werden vom Gewebe (bzw. von Flüssigkeiten) toleriert. Verwendet man die diagnostisch interessanten Frequenzen zwischen 2 bis 20 MHz, muss für die Erzeugung von Kavitation in reinem entgastem Wasser der negative Schalldruck mindestens 15 MPa betragen. Jedoch sind mit üblichen Schallköpfen Schalldrücke über -0,5 MPa im (absorbierenden) Gewebe äußerst unwahrscheinlich, sodass eine Gewebsschädigung durch Kavitation praktisch ausgeschlossen ist.

• Das Maß an erzeugter Wärme ist abhängig von der absorbierten Schallintensität und der Frequenz; die Wärmeabfuhr geschieht durch Blutströmung und Wärmeleitung. Für gesundes Gewebe ist selbst eine längerfristige Temperaturerhöhung von 1,5 K 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 µs und einer Pulswiederholfrequenz deutlich unter 5 kHz.
  • Im (T)M-Mode wird statt eines Volumens eine Linie des Gewebes durchstrahlt, allerdings mit einer geringeren Pulswiederholrate (etwa 1 kHz).
  • Das Puls-Dopplerverfahren erfolgt auch statisch, allerdings ist die Impulsfolgefrequenz mit bis zu 30 kHz viel höher und eine Überwärmung nicht mehr auszuschliessen. Daher muss hierbei Impulsfolge und Sendeintensität in angemessenem Verhältnis gewählt werden und das Personal entsprechend geschult sein.
  • Beim Continous Wave Dopplerverfahren wird ständig eine Leistung von etwa 10 bis 100 mW in einem kleinen Volumen appliziert, dennoch ist die Gefahr einer lokalen Hyperthermie gering, da der Fokussierungsgrad niedrig ist. Wie beim Puls-Doppler sollte die Sendeenergie an die Messtiefe angepasst werden, um die Sicherheit zu erhöhen.

Organe die dem Ultraschall gut zugänglich sind

• risikoarme, nichtinvasive, schmerzlose und strahlenexpositionsfreie Anwendung
• hohe Verfügbarkeit, schnelle Untersuchungsdurchführung
• Anschaffungs- und Betriebskosten im Vergleich zu anderen bildgebenden Verfahren (CT, MRT) gering
• aufwendige Strahlenschutzmaßnahmen und -belehrungen entfallen
• freie Schnittführung erlaubt Kontrolle über das gewünschte Schnittbild in Echtzeit
• geeignet zur Erstbeurteilung und für Verlaufskontrollen, insbes. bei medikamentösen oder strahlentherapeutischen Behandlungen
• Tumorerkennung und Bösartigkeitsbeurteilung möglich
• Ultraschallgezielte Biopsien durchführbar
• ESWL möglich

Der Ursprungsartikel stammt von der deutschsprachigen Wiki pedia (siehe oben: "Original Artikel & Autoren Liste"). Der Text steht unter der GNU Freie Dokumentation Lizenz.