Ultraschall

Zur Erzeugung der kurzen Ultraschallwellenzüge und auch zum Empfang der Echos werden heute überwiegend piezoelektrische Wandler (Transducer) eingesetzt.

Unter Ausnutzung des indirekten Piezoeffektes ändert sich die Dicke eines Wandlerelementes (kleine, wenige Millimeter messende rechteckige Scheiben) aus piezoelektrischer, polykristalliner Keramik mit der angelegten elektrischen Spannung und es wird eine Ultraschallwelle in das angrenzende Medium abgegeben. Das Prinzip ist vergleichbar mit einem Lautsprecher – allerdings können hier Schallfrequenzen bis weit in den MHz-Bereich hinein erzeugt werden.

Für den Empfang der Ultraschallechos werden dieselben Wandlerelemente, diesmal unter Ausnutzung des direkten Piezoeffektes, genutzt. Die auf die Piezo-Scheiben treffenden Druckwellen erzeugen Ladungen an den Kontaktflächen, die als elektrische Spannung abgegriffen, verstärkt und dann zu der Bildinformation verarbeitet werden.

Durch Anordnung der einzelnen Piezoelemente in einer Reihe (1-dimensional) oder auf einer Fläche (2-dimensional) lassen sich Schallköpfe (Multielementwandler bzw. Array-Wandler) aufbauen. Sie sind so in der Lage mit gerichteten, fokussierten Schallbündeln gezielt eine Ebene oder ein Volumen im Körper abzuscannen (Abb. 1) (Jenderka 2013a).

Die räumliche Verteilung der abgegebenen Schallwellen wird als Schallfeld bezeichnet (auf Grund der Form sind auch die Begriffe „Schallbündel“ oder „Schallkeule“ gebräuchlich). Dabei variiert die laterale Ausdehnung des Schallfeldes mit dem Abstand zum Schallkopf (siehe Abb. 1) und wird durch die Apertur (Durchmesser der aktiven Wandlerfläche) und die Sendefrequenz bestimmt. Generell weitet sich das Schallfeld in größerem Abstand zum Schallkopf auf, so dass sich die lateraleAuflösung verschlechtert. Dem kann durch Fokussierung entgegengewirkt werden (Abb. 2). Akustische Linsen, die für die Fokussierung senkrecht zur Bildebene und damit zur Optimierung der Schichtdicke (Elevationsrichtung) eingesetzt werden, nutzen dabei die im Vergleich zum Gewebe geringere Schallgeschwindigkeit aus. Bei der elektronischen Fokussierung werden die Elemente eines Arrays zeitversetzt angeregt und senden daraufhin Ultraschallimpulse ab, die sich zu einer gekrümmten Wellenfront vereinigen und in einem vordefinierten Punkt fokussieren.

Im Gegensatz zur akustischen Linse ist hier eine variable Fokuseinstellung möglich. Ebenso kann die Richtung des Schallbündels beeinflusst werden und für Senden und Empfangen können unterschiedliche Fokuseinstellungen gewählt werden. Die sogenannte dynamische Empfangsfokussierung (Hoskins et al. 2010), bei der sich während des Empfangs der Fokusabstand automatisch der Tiefe der empfangenen Echos anpasst, ist heute Standard. Zunehmend wird, beim sogenannten „Plane Wave Imaging“ (Montaldo et al. 2009), ganz auf die Sendefokussierung verzichtet und die empfangsseitige Fokussierung aus den für jedes Wandlerelement separat aufgezeichneten Echosignalen berechnet.

Die akustischen Eigenschaften verschiedener Weichgewebe unterscheiden sich hinsichtlich der Schallkennimpedanz, dem Produkt aus Dichte und Schallgeschwindigkeit, nur geringfügig und ist mit der von Wasser vergleichbar. Der Mittelwert der Schallgeschwindigkeit im Gewebe variiert um den Mittelwert von c = 1540 m/s, so dass die Schallkennimpedanz um den Wert von Z = 1540,00 Ns/m³ (= 1,54 MRayl) variiert. Die Schallkennimpedanz von Gasen (z. B. Lufteinschlüsse) sind deutlich kleiner – entsprechend die von Festkörpern (z. B. knöcherne Strukturen) deutlich größer.

Die Schallgeschwindigkeit definiert über λ = c/f auch die Länge der Ultraschallwellen, die sich je nach Arbeitsfrequenz im Weichgewebe ausbilden. Sie liegen bei typischen Arbeitsfrequenzen von 2 bis 12 MHz im Submillimeterbereich, wobei höhere Arbeitsfrequenzen prinzipiell eine bessere räumliche Auflösung erwarten lassen.

Andererseits werden Wellen während der Ausbreitung im Gewebe auch gedämpft und diese Dämpfung ist frequenzabhängig: höhere Frequenzen werden stärker abgeschwächt als niedrige Frequenzen. Dem Vorteil der zu erwartenden besseren räumlichen Auflösung steht damit der Nachteil der geringeren Eindringtiefe der Ultraschallwellen mit höherer Frequenz entgegen.

Ursache für die Dämpfung sind typische Welleneigenschaften wie Reflexion/Transmission und Brechung an Grenzflächen, Streuung an Strukturen in der Größenordnung der Wellenlänge oder kleiner und die Absorption der Energie (Umwandlung in dissipative Energieformen – überwiegend Wärme) der Welle (siehe Abb. 3).

Bei der Reflexion an einer Grenzfläche von zwei Gewebebereichen mit unterschiedlichen Schallkennimpedanzen Z hängt der Anteil der reflektierten Schallintensität von der Differenz der jeweiligen Impedanzen ab. D.h. der Reflexionskoeffizient für die Schallintensität ist proportional zu ΔZ² und die Ultraschallwelle tritt mit etwas verminderter Intensität durch die Grenzfläche hindurch und breitet sich weiter aus. Für Weichgewebe sind die Impedanzunterschiede sehr gering, so dass pro Grenzfläche jeweils nur Echos mit einem geringen Anteil der einfallenden Intensität zurück zum Schallwandler gelangen. Auch die an kleinen Strukturen gestreuten Schallintensitäten sind sehr gering. Insgesamt ermöglichen diese Umstände aber, dass die Ultraschallwellen überhaupt in größere Gewebetiefen (je nach Arbeitsfrequenz) vordringen können und auf dem Weg dorthin in jeder Tiefe noch ausreichend starke Echosignale entstehen (Jenderka und Delorme 2018).

Die Ausbreitung von Ultraschallwellen im Gewebe ist, insbesondere bei höheren Schalldrücken, nichtlinear. Das heißt in der Überdruckphase ist die Geschwindigkeit etwas höher – entsprechend in der Unterdruckphase etwas niedriger. Das führt zu eine zunehmenden Aufsteilung der fortschreitenden Welle, die damit zunehmend harmonische Frequenzkomponenten (ganzzahlige Vielfache der Sendefrequenz) enthält. Werden diese harmonischen Frequenzen aus dem Echosignal herausgefiltert und zur Bildgebung genutzt (das entsprechende Verfahren wird als Tissue Harmonic Imaging (THI) oder nur kurz Harmonic Imaging bezeichnet) (Hoskins et al. 2010), so können die Vorteile der höheren Frequenzen mit den kürzeren Wellenlängen zur Bildverbesserung genutzt werden.

Das Impuls-Echo-Prinzip beruht auf der Messung der Zeitdauer Δt vom Aussenden eines Signals bis zum Wiedereintreffen der Reflexionen von einer Struktur und der Berechnung des Abstandes Δs der Struktur zum Sender mit Δs = c Δt/2, wobei c die Ausbreitungsgeschwindigkeit der Wellen im jeweiligen Medium ist. Dieses Prinzip wird z. B. bei Radarsystemen, beim Sonar, in der Natur von Fledermäusen, bei der zerstörungsfreien Werkstoffprüfung und auch in der Ultraschalldiagnostik eingesetzt. Dabei stellte das A-Bild (auch als A-Mode bezeichnet) die am Schallwandler eintreffenden Echosignale direkt in Abhängigkeit der Signallaufzeit oder der entsprechend umgerechneten Entfernung dar (siehe Abb. 4).

Nach entsprechender elektrischer Anregung sendet der Ultraschallwandler einen Schallimpuls aus, dessen Echos von Gewebsstrukturen nach und nach wieder am Wandler eintreffen. Die Echolaufzeit wird dabei von dem Abstand zum Wandler und der Schallgeschwindigkeit und die Echoamplitude vom Reflexions-, Streu- und Dämpfungskoeffizienten im Gewebe beeinflusst. Nach Umwandlung der empfangenen Echos in elektrische Signale (siehe 2.1) werden die Signalamplituden entweder direkt oder nach Berechnung der Einhüllenden auf dem Display angezeigt. Diese Darstellung der Amplituden wird als A-Line bezeichnet, das Verfahren entsprechend als A-Bild oder A-Mode. Die Amplituden einer einzelnen Linie können auch durch Helligkeitswerte (Brightness) bzw. Grauwerte repräsentiert werden. Diese Darstellung entspricht dann einer B-Linie bzw. einer eindimensionalen Abbildung (Jenderka 2013a).

Zur Erfassung eines zweidimensionalen Datensatzes muss das Ultraschallbündel die Bildebene abtasten bzw. abscannen. Dazu werden die Wandlerelemente im Schallkopf so angesteuert, dass das die Schallbündel für Senden und Empfangen in der Bildebene lateral verschoben oder geschwenkt werden – dafür sind die Sende- und Empfangs-Beamformer zuständig (siehe Abb. 5). Die so erfassten B-Linien werden dann den Pixeln der Bildebene zugeordnet und auf dem Bildschirm dargestellt. Die geometrisch korrekte Übertragung auf die Bildkoordinaten ist insbesondere bei Curved-Array, Phased-Array oder anderen speziellen Schallkopfbauformen, wo die Wandlerelemente nicht nebeneinander auf einer geraden Linie liegen wie bei dem Linear-Array, von Bedeutung.

Die Amplitude der Echos, und damit auch die Helligkeit der Pixel im Bild, kann über die Gesamtverstärkung (gain), die Laufzeitabhängige Verstärkung (LAV, auch time gain compensation TGC) und die Sendeleistung angepasst werden. Die laufzeitabhängige Verstärkung dient zur Kompensation der stärkeren Dämpfung von Echos aus größeren Tiefen. Generell sollten für ein gutes Bild zunächst immer die Verstärkungseinstellungen optimiert werden und erst danach, wenn weitere Verstärkung nur zu Rauschen im Bild führt, die Sendeleistung erhöht werden (Kollmann et al. 2020).

Kriterien für die Qualität einer Abbildung sind die Kontrastauflösung und die räumliche Auflösung.

Die Kontrastauflösung beschreibt in welchem Maße Echos von Strukturen mit unterschiedlichen Reflexions-und Streueigenschaften unterschieden werden können. Ultraschallechosignale sind durch einen sehr hohen Dynamikumfang von 60 dB und mehr gekennzeichnet. Das sind Signalamplituden mit Unterschieden von drei Größenordnungen und mehr, die entsprechend den Grauwerten zugeordnet werden müssen. Durch die Wahl der Zuordnung, z. B. gleichmäßige Verteilung der logarithmierten Amplitudenwerte auf die Grauwerte oder Verteilung von mehr Grauwerten auf bestimmte Amplitudenbereiche (Spreizung), und in Verbindung mit der richtigen Einstellung des Monitors kann die Kontrastauflösung optimiert werden.

Die räumliche Auflösung beschreibt wie dicht kontrastgebende Strukturen benachbart sein können, um im Bild noch getrennt dargestellt zu werden. Das räumliche Auflösungsvermögen wird wesentlich von der Arbeitsfrequenz und der lateralen Ausdehnung des Schallbündels bestimmt, wobei die Auflösung in den drei Raumrichtungen axial, lateral und elevativ unterschiedlich ist (siehe Abb. 6).

Das axiale, in Schallausbreitungsrichtung orientierte, Auflösungsvermögen hängt von der Dauer bzw. der räumlichen Länge (entspricht der Pulsdauer mal Geschwindigkeit) des Ultraschallimpulses ab. Kurze Schallimpulse mit geringer Wellenlänge – also hoher Ultraschallfrequenz und nur wenigen Perioden ermöglichen Auflösungen im Bereich der halben, effektiven Länge des Schallimpulses. Damit kann im B-Bild die beste Auflösung grundsätzlich nur in axialer Richtung erreicht werden.

Das laterale, in der Bildebene senkrecht zur Ausbreitungsrichtung orientierte, und das elevative, senkrecht zur Bildebene orientierte, Auflösungsvermögen hängen von der Form des Schallfeldes, d. h. der jeweiligen räumlichen Ausdehnung des Schallbündels in Abhängigkeit vom Abstand zum Schallkopf, ab. Die beste Auflösung kann nur im Tiefenbereich der lateralen bzw. elevativen Fokuszonen erreicht werden. Die Fokussierung in Elevationsrichtung erfolgt in der Regel mit akustischen Linsen (siehe Abb. 2) und ist deshalb fest auf einen bestimmten Tiefenbereich eingestellt. In lateraler Richtung kann bei Array-Wandlern die Fokussierung angepasst und optimiert werden (z. B. durch Setzen mehrfacher Fokuspunkte, dynamische Empfangsfokussierung und zunehmend mit Plane-Wave-Imaging-Methoden), so dass grundsätzlich von einer besseren lateralen Auflösung im Vergleich zur elevativen Auflösung ausgegangen werden kann. Das Problem der Fokussierung in Elevationsrichtung kann nur durch Einsatz von Matrix-Array-Schallköpfen gelöst werden, die bereits am Markt verfügbar sind und deren Verbreitung zunehmen wird (Savord und Solomon 2003).

Bei der Umwandlung von Echosignalen einzelner Scanlinien in ein B-Bild wird von einer Reihe von Annahmen ausgegangen (Kremkau 2007):

Die in der Realität unvermeidbaren Abweichungen von diesen idealisierten Bedingungen sind Ursache für eine Reihe von typischen Artefakten, die je nach der konkreten Untersuchungssituation entstehen und im B-Bild beobachtet werden können (Jenderka 2009).

So führen Änderungen von Geschwindigkeit und Richtung der Schallausbreitung u. a. zu Entfernungsfehlern, Brechungsfehlern, Mehrfachreflexionen (Reverberation), Spiegelechos und Randschatten (Tangenteneffekt). Eine inhomogene Schallschwächung durch Gewebsstrukturen kann distale Schallschatten (z. B. hinter Steinen) oder eine distale Schallüberhöhung (z. B. hinter flüssigkeitsgefüllten Zysten) bewirken. Auch bei der Darstellung homogener Gewebebereiche als Anordnung von helleren und dunkleren Pixeln in einem charakteristischen Muster, die sogenannten Speckles, handelt es sich um ein Artefakt. Die abgebildete Textur entspricht somit nicht der Struktur des Gewebes, sondern entsteht durch Interferenzen von Streuechos dieser Strukturen. Die Specklemuster, wie auch alle anderen Artefakte, sollten nicht als Störung angesehen werden. Sie liefern, bei richtiger Interpretation, immer zusätzliche, diagnostisch verwertbare Informationen.

Dreidimensionale Abbildungsverfahren erfordern zwei Schritte: Erstens die Erfassung eines dreidimensionalen Datensatzes mit der kontrastgebenden Größe (in der 3D-Sonographie die Echoamplitude) mit der entsprechenden Zuordnung zu einem Punkt im Raum und Zweites der Visualisierung der Daten in der Bildebene auf dem Bildschirm.

Die Erfassung des Volumendatensatzes kann durch mechanisches Scannen (Schwenken, Rotieren oder lateral Verschieben) eines konventionellen Arraywandlers, wobei der Scanvorgang manuell freihändig (ggf. unter Nutzung von Positionsgebern) oder automatisch mit mechanisch geführten Bewegungen erfolgen kann. Moderne Matrix-Arrays erlauben die sehr schnelle Aufnahme eines 3D-Datensatzes ohne mechanische Bewegung des Schallkopfes (Fenster et al. 2011), so dass Bewegungsartefakte vermieden werden und eine dreidimensionale Visualisierung in Echtzeit erfolgen kann. Letzteres wird als 4D-Sonogafie bezeichnet.

In der Standardansicht werden drei senkrecht aufeinander stehende Ebenen aus dem 3D-Datensatz dargestellt (Abb. 7), wobei eine dem konventionellen B-Bild entspricht. Die angezeigten Ebenen können vom Untersucher im Volumen verschoben werden. Die parallel zur Wandlerfläche liegende C-Ebene (Abb. 7c) kann nur aus Volumendatensätzen generiert, währende die beiden anderen Ebenen prinzipiell auch mit konventioneller Bildgebung aufgenommen werden können. Ergänzend werden verschiedene 3D-spezifischen Darstellungsmodi angeboten, z. B. als gekreuzte Ebenen (crossed planes), auf den Außenflächen eines Quaders (cube-view), als halbtransparente Darstellung (volume mode, surface mode) oder nach der Definition von Organgrenzen, der Segmentierung, als gerendertes dreidimensionales Objekt. Zur Verbesserung des räumlichen Eindruckes besteht die Möglichkeit zur Betrachtung aus verschiedenen Blickwinkeln. Die 3D-Darstellungen können dazu automatisch oder interaktiv um wählbare Achsen rotiert werden.

Der Doppler-Effekt ist sicherlich jedem schon im Alltag begegnet: Die Tonlage des Geräusches eines schnell vorbeifahrenden Fahrzeuges (z. B. eines Motorrades) ändert sich von hoch nach tief. Der akustische Doppler-Effekt funktioniert genauso mit Ultraschallwellen (und natürlich auch mit allen anderen Wellenformen, wie z. B. elektromagnetischen Radarwellen).

Bewegt sich ein Beobachter auf eine ruhende Schallquelle zu, so durchquert er in kürzerer Zeit den Abstand zwischen zwei Wellenfronten. Damit erscheint die Wellenlänge kürzer und entsprechend die Frequenz höher. Bewegt sich der Beobachter von der Schallquelle weg, dann ist es umgekehrt. Diese Frequenzänderung ist genauso feststellbar, wenn sich die Schallquelle auf den ruhenden Beobachter zu- oder wegbewegt.

Die Frequenzänderung hängt neben der vom Sender abgegebenen Schallfrequenz f₀ und der Schallgeschwindigkeit im Medium c, insbesondere von Richtung und Betrag v der Geschwindigkeit des bewegten Beobachters (bzw. der Schallquelle) ab. D. h. nur die Geschwindigkeitskomponente in direkter Richtung zwischen Schallquelle und Beobachter wird wirksam. In der Dopplergleichung wird das durch den Faktor cos(α), mit α dem Dopplerwinkel, berücksichtigt: Δf = f₀ v cos(α)/c.

Der direkte Zusammenhang zwischen der Frequenzänderung und der Bewegungsgeschwindigkeit wird in der Dopplersonografie für die Messung der Fließgeschwindigkeit des Blutes ausgenutzt.

Bei der Messung treffen die vom Schallwandler abgegebenen Ultraschallwellen zunächst auf die fließenden Blutbestandteile (z. B. Erythrozyten) und es kommt zu einer ersten Frequenzverschiebung um Δf (siehe Abb. 8). Die Wellen werden dann vom Blut zurück zum Schallkopf reflektiert bzw. gestreut. Entsprechend wird der von der bewegten Quelle, dem Blut, abgegebene Ultraschall nochmals um Δf frequenzverschoben. Die gesamte Dopplerfrequenzverschiebung (oder kurz Dopplerfrequenz) f_D ergibt sich dann unter der der Annahme v << c zu:

Auf Grund der typischen Blutflussgeschwindigkeiten in der Größenordnung von einigen cm/s und den verwendeten Arbeitsfrequenzen in der Dopplersonografie von einigen MHz, liegen die Dopplerfrequenzen im hörbaren Bereich und werden, ergänzend zu den Flussinformationen auf dem Bildschirm, auch über Lautsprecher ausgegeben.

Die Spektraldopplerverfahren liefern Informationen über die zeitliche Änderung der im Dopplersignal enthaltenen Frequenzkomponenten (daher die Bezeichnung als Dopplerspektrum). Diese entsprechen der Verteilung der Fließgeschwindigkeiten im erfassten Untersuchungsgebiet. Hier muss zwischen dem cw- (continuous wave) und dem pw- (pulse wave) Verfahren unterschieden werden.

Beim cw-Doppler arbeiten zwei dicht nebeneinander angeordnete Ultraschallwandler als Sender und Empfänger, wobei der Empfänger kontinuierlich die Echosignale aus dem Gebiet empfängt, wo sich die Schallfelder beider Wandler überlagern (Abb. 9, links). Damit tragen Flüsse aus allen Gefäßen (Arterien, Venen) die sich in diesem Gebiet befinden, zum Dopplersignal bei.

Der pw-Doppler arbeitet nur mit einem Ultraschallwandler (bei Arraywandlern entsprechend mit einer Wandlergruppe), der mit einer vorgegebenen Frequenz (PRT - pulse repetition frequency) kurze Wellenzüge, sogenannte Bursts, aussendet und in den Pausen die auf Grund der Fließgeschwindigkeit um die Dopplerfrequenz verschobenen Echos des Blutes empfängt (Abb. 9, rechts). Werden nur Echos aus einem bestimmten Tiefenbereich ausgewertet, kann selektiv der Fluss im Lumen eines Gefäßes bestimmt werden. Dazu muss die Lage und Größe des Zeitfensters (des sogenannten Doppler gate) richtig eingestellt werden. Das gelingt am besten in Kombination mit dem B-Bild (Duplex-Mode) oder dem Farbdoppler (Triplex-Mode, Abb. 10).

Das im kHz-Bereich liegende Dopplerspektrum wird aus den im MHz-Bereich liegenden Sende- und Empfangssignalen durch Mischung (d. h. Multiplikation) beider Signale extrahiert. Zur Bestimmung der Flussrichtung werden nicht nur die Amplituden des Dopplersignals betrachtet, sondern auch deren Phasenlage. Das gesamte Verfahren zur Extraktion des Dopplersignals, das für den cw-Doppler als kontinuierliches Signal und für den pw-Doppler als abgetastetes Signal vorliegt (Abb. 8), wird als IQ-Demodulation bezeichnet (Jenderka und Delorme 2015a).

Für den pw-Doppler muss die Abtastfrequenz, die PRF, so gewählt werden, dass sie mindestens doppelt so groß ist wie die auftretenden maximalen Dopplerfrequenzen. Die PRF bestimmt somit den messbaren Geschwindigkeitsbereich. Bei ungünstiger Wahl des Messbereichs, also zu geringer PRF, kann es zur Unterabtastung kommen. Spitzen der Fließgeschwindigkeit werden dann als Rückwärtsfluss interpretiert. Dieses als Aliasing bezeichnete Artefakt ist auch aus Filmaufnahmen von schnell rotierenden Rädern bekannt – durch die limitierte Bildfrequenz drehen sich die Räder im Film rückwärts.

Im Gegensatz zu den Spektraldopplerverfahren werden die für einen Bildausschnitt erfassten Flussinformationen dem B-Bild farbkodiert überlagert. Dabei ist die Position, Breite und Höhe des Farbfensters (auch als Colorbox bezeichnet) vom Anwender einstellbar. Die Verfahren zur Bestimmung der Flussparameter unterscheiden sich von denen des Spektraldopplers und nutzen Autokorrelationsverfahren (Kasai et al. 1985). In jedem Fall ist die Erfassung von mehreren aufeinanderfolgenden Echosequenzen für jede Scanlinie innerhalb des Farbfensters erforderlich.

Bei dem Farbdopplerverfahren (auch Colordoppler) wird für jeden Bildpunkt innerhalb des Farbfensters die mittlere Flussgeschwindigkeit und deren Varianz bestimmt und entsprechend farbkodiert. Die Standardeinstellung ist so gewählt, dass der Fluss in Richtung Schallkopf mit heller werdenden Rottöne kodiert wird und umgekehrt mit Blautönen. Die Varianz des Flusses kann durch Zumischung von Grün dargestellt werden. Die Korrektur des Dopplerwinkels ist nicht oder nur eingeschränkt möglich, so dass immer nur die Komponenten der mittleren Fließgeschwindigkeit in Richtung der Scanlinien dargestellt werden. Das heißt die tatsächlichen Fließgeschwindigkeiten können durchaus höher sein. Damit ist das Farbdopplerverfahren eher für die Beurteilung zeitlichen und örtlichen Verteilung des Blutflusses in der Bildebene und der relativen Fließgeschwindigkeiten geeignet.

Das Powerdopplerverfahren nutzt ausschließlich die Leistung des Dopplersignals und die Farbkodierung erfolgt hier in Gelb-Orange-Farbtönen. Dabei erfolgt keine Analyse der Fließgeschwindigkeit und -richtung. Durch die ausschließliche Bewertung der Leistung ohne Bewertung von Betrag und Richtung des Flusses, ist das Verfahren besonders empfindlich und für den Nachweis sehr kleiner Flüsse geeignet.