Klinische Angiologie
Autoren
Daniel Staub und Markus Aschwanden

Vaskulärer Ultraschall: Allgemeines

Die Duplexsonografie der Gefässe erfolgt je nach Gefässregion mittels Linear- oder Konvex-Schallkopf unterschiedlicher Sendefrequenzen. Die Grundlage bildet jeweils das B-Bild. Dieses lässt sich durch verschiedene Einstellung optimieren, sodass die Gefässmorphologie beurteilt werden kann. Die Beurteilung der Hämodynamik erfolgt mittels zusätzlichen Dopplerverfahren. Mittels PW-Doppler lässt sich im Gefäss eine Spektralkurve ableiten. Diese lässt aufgrund der Flussgeschwindigkeiten und Kurvenform Rückschlüsse auf die Hämodynamik zu. Als zusätzliches Hilfsmittel zur Beurteilung der Hämodynamik im Gefäss steht der Farb-Doppler zur Verfügung.

Ultraschallsystem und Schallköpfe

Mithilfe der heutigen zur Verfügung stehenden „High-End“ Ultraschallsysteme ermöglicht die Duplexsonografie eine qualitativ hochstehende Bild-Diagnostik in der Gefässmedizin. Für eine Vielzahl von Gefässerkrankungen ist ein solcher vaskulärer Ultraschall die bildgebende Diagnostik der ersten Wahl und aus dem klinischen Alltag des Angiologen nicht mehr wegzudenken.
Die duplexsonografische Gefässuntersuchung erfolgt aufgrund einer gezielten klinischen Fragestellung basierend auf einer Anamnese, klinischen Untersuchung sowie allenfalls einfach apparativer Untersuchungen. Bei entsprechender Erfahrung und Fertigkeit des Ultraschall-Untersuchers und genügendem Zeitaufwand lässt sich bereits in der Duplexsonografie eine Diagnose stellen, welche das weitere therapeutische Vorgehen, sei es medikamentös oder invasiv, sowie eine gezielte weiterführende Bildgebung ermöglicht.
In keinem anderen Fachbereich verwendet man abhängig vom zu untersuchenden Gefäss-Territorium und Habitus des Patienten so viele verschiedene Schallköpfe wie in der Gefässmedizin. So werden für die sehr oberflächlich gelegenen Gefässe ein hochfrequenter Linear-Schallkopf (Sendefrequenz 5–18 MHz) (Abb. 1), für die meisten etwas tiefer gelegenen Extremitäten- und Halsgefässe ein mittelfrequenter Linear-Schallkopf (3–12 MHz) (Abb. 2) und für die intraabdominalen Gefässen oder auch entsprechendem Habitus extraabdominal ein niederfrequenten Konvex-Schallkopf (1–5 MHz oder 2–9 MHz) verwendet (Abb. 3). Gelegentlich wird auch ein niederfrequenter Sektor-Schallkopf verwendet.
Häufig ist es hilfreich, auch während einer Untersuchung – je nach Gefässverlauf und Bildqualität – zwischen den verschiedenen Sondenarten mit unterschiedlichem Frequenzbereich zu wechseln.

Duplexsonografie

Die Duplexsonografie basiert auf einer morphologischen Beurteilung der Gefässe und perivaskulärem Gewebe sowie der hämodynamischen Beurteilung des Blutflusses im Gefässlumen. Dafür werden neben dem klassischen B-Bild zusätzliche Doppler-Verfahren wie gepulster Doppler (PW-Doppler) und Farb-Doppler verwendet (Abb. 2 und 4). Im Folgendem werden deren allgemeine Anwendung und Optimierungsmöglichkeiten im Rahmen des Gefässultraschalls erläutert.

B-Bild

Das B-Bild als zweidimensionales Schnittbild, gebildet durch unzählige Bildpunkte verschiedener Graustufen basierend auf unterschiedlichen Reflexionen resp. Echointensitäten des Gewebes, bildet die Grundlage jeglicher Ultraschalldiagnostik. Je nach Gefässgrösse und Abstand zum Schallkopf lässt sich damit die Morphologie der Gefässe sowohl im Quer- als auch im Längsschnitt darstellen (Abb. 3 und 4). Je nach Sendefrequenz des Schallkopfes ändert sich das Auflösungsvermögen und die Eindringtiefe. So beträgt bei hochfrequenten Schallköpfen die axiale und laterale Auflösung zwischen 0,1–1 mm. Die Abbildungstiefe liegt jedoch bei maximal 5 cm (Abb. 1 und 2). Damit lassen sich zumindest die oberflächlich gelegenen, auch sehr kleinen Gefässe darstellen. Im Gegensatz dazu haben niederfrequente Schallköpfe eine deutlich bessere Abbildungstiefe bis 10–15 cm, jedoch nur noch eine axiale und laterale Auflösung von mehr als 1 mm. Damit lassen sich nur noch grössere Gefässe im B-Bild nachweisen (Abb. 3). Angepasst an die anatomischen Verhältnisse erfolgt daher die Wahl des Schallkopfes sowie auch die Einstellung der Tiefe im B-Bild, so dass das Zielgefäss (z. B. Carotis, Aorta) zentriert optimal zur Darstellung kommt. Je mehr Tiefe dargestellt wird, desto niedriger ist auch die Bildfrequenz.

Optimierung

Die Optimierung des Bildes erfolgt durch weitere Anpassung der Grundeinstellungen. Durch Veränderung der Verstärkung (Gain) erhöht oder verringert sich die Anzahl der Echoinformationen unabhängig von der Sendeleistung, wodurch das Bild aufgehellt oder verdunkelt wird. In der Regel wird die Verstärkung so eingestellt, dass Gefässlumen oder Zysten echofrei erscheinen. Bei sehr langsamer Strömung stellt sich sehr häufig das fliessende Blut als Spontanecho dar (Abb. 1).
Cave
Grundsätzlich ist jedoch darauf zu achten, dass allfällige intraluminale, sehr hypoechogene Veränderungen (z. B. hypoechogene Plaque, Thromben, Dissektionsmembran) durch eine zu niedrige Verstärkung nicht übersehen werden (Abb. 5).
Zudem ist es möglich, die Verstärkung der empfangenen Echosignale in bestimmten Bereichen unterschiedlicher Tiefe individuell mittels „Time-Gain-Compensation“ (TGC) anzupassen. Durch Platzierung der Fokuszone in der Tiefe des zu untersuchenden Gefässes erhöht sich die Auflösung in diesem Bereich.
Durch Änderung der Kompression resp. „dynamic range“ lässt sich die Anzahl der Graustufen zwischen dem hellsten und dem dunkelsten Punkt steuern, so dass die Echostruktur der Gefässwand respektiv von Gefässwandveränderungen oder von intraluminalen Strukturen eher härter (niedrige Kompression) oder weicher (hohe Kompression) erscheint.
Zudem gibt es weitere Ultraschallsystem-spezifische Bild Optimierungsmöglichkeiten im B-Bild durch vordefinierte unterschiedliche Grauskalen und Einfärbung der Grautöne sowie Zusatzfunktionen wie z. B. CrossXBeam, SonoCT, XRES oder Harmonic imaging.

Gefässdarstellung

Die Darstellung sowohl der Arterien als auch der Venen erfolgt idealerweise im Längs- und Querschnitt, wobei die Arterien eher im Längsschnitt und die Venen häufig im Querschnitt beurteilt werden (Abb. 4 und 1, im Kap. „Vaskulärer Ultraschall: Venöses System“). Neben der Gefässwand, welche bei Arterien kräftiger als bei den Venen erscheint, erfolgt die Beurteilung des Gefässdurchmessers sowie der Prozesse in der Gefässwand, intraluminal und der Gefässumgebung. Die Gefässwand stellt sich bei senkrechter Reflexion an der sondenfernen Wand als dreischichtig dar. Es kann eine schmale, echoreiche innere Schicht und eine breitere, echodichte äussere Schicht sowie dazwischen eine nahezu echofreie Schicht abgegrenzt werden (Abb. 6).
Die echoreiche innere Schicht zusammen mit der angrenzenden echofreien Schicht entspricht der Intima-Media-Dicke (IMT) welche in der Regel im Längsschnitt gemessen wird (O’Leary und Bots 2010).

Gefässdurchmesser

Neben der Wanddicke erfolgt die Messung des Gefässdurchmessers ebenfalls im B-Bild entweder im Quer- oder Längsschnitt (Abb. 3).
Die Messung des maximalen, antero-posterioren Gefässdurchmessers sollte in beiden Ebenen senkrecht zur Gefässachse erfolgen. Im Querschnitt besteht bei schräger Schnittführung die Gefahr der Überschätzung und im Längsschnitt bei nicht mittiger Schnittführung die Gefahr der Unterschätzung des Durchmessers.
Zudem gibt es verschiedene Messmethoden mit unterschiedlichen Ausgangspunkten der Durchmesserbestimmung am Gefäss (Abb. 7). Neben der Messung des Innen- und Aussendurchmessers kann auch die Leading-Edge-Methode angewendet werden (Wanhainen et al. 2019). Wichtig ist, dass bei Verlaufsuntersuchungen zum Vergleich immer die gleiche Methode verwendet wird und der Aussendurchmesser naturgemäss immer grösser ist und eine etwas schlechtere Reproduzierbarkeit als die anderen beiden Messmethoden aufweist, jedoch der Messmethode bei entsprechenden Schnittbildverfahren (z. B. CT-Angiografie) entspricht.
Bei einer fokalen Aufweitung um mehr als das 1,5-fache des normalen Gefässdurchmessers spricht man von einem Aneurysma.

Dopplerverfahren

Neben der morphologischen Beurteilung der Gefässe mittels B-Mode Ultraschall erfolgt in der Duplexsonografie eine für die Gefässdiagnostik sehr wichtige, gleichzeitigen Beurteilung des Blutflusses (Hämodynamik) mittels verschiedener Dopplerverfahren (Zierler und Dawson (2016) Strandness’s Duplex Scanning in Vascular Disorder).
Die sowohl im PW-Doppler als auch Farb-Doppler gewonnenen Strömungsinformationen basieren auf dem Doppler-Prinzip. Durch Messung der Differenz zwischen der Sendefrequenz (f0) und empfangener Frequenz (Δf, Dopplerverschiebung oder Doppler-Shift) lässt sich aufgrund der Dopplergleichung
\( \Delta f=\frac{2\mathrm{f}0\, \times \, \mathrm{v}\, \times \, \mathrm{c}\mathrm{os}\upalpha}{\mathrm{c}}\, \mathrm{resp}.v=\frac{\Delta f\times \, \mathrm{c}}{2\mathrm{f}0\, \times \, \mathrm{c}\mathrm{os}\upalpha} \)
die entsprechende Flussgeschwindigkeit (v) im Gefäss bestimmen. Beim PW-Doppler erfolgt neben einer akustischen Interpretation der Frequenz-Analyse resp. Flussgeschwindigkeit auch eine Visualisierung nach einer „Fast Fourier Transformation“ mittels Spektralanalyse (Abb. 2 und 4). Durch eine Autokorrelation erfolgt beim Farb-Doppler eine farbcodierte räumliche und zeitliche Visualisierung der Flussgeschwindigkeit im Gefäss.

Duplexsonografie mit PW-Doppler

Zur duplexsonografischen Bestimmung der Geschwindigkeiten und Art des Blutflusses wird die Kombination von B-Bild und PW-Doppler mit Frequenzspektrum-Analyse verwendet (Gerhard-Herman et al. 2006). Dabei erfolgt die Darstellung des Gefässes im Längsschnitt und die Platzierung des PW-Dopplers (Dopplerstrahl und Sample Volume) in die Mitte des interessierenden Gefässes respektive in die Stenose (Abb. 2, 4 und 8). Bei einem Konvexschallkopf lässt sich der Dopplerstrahl frei über einen fiktiven Mittelpunkt des Schallkopfes bewegen (Abb. 9). Bei einem Linearschallkopf kann der Einschallwinkel des Dopplerstrahls als Prozent Abweichung zum Lot in einem gewissen Spektrum gewählt werden (z. B. 0 bis ±30°).
Bezüglich Sample Volume ist darauf zu achten, dass zur optimalen Registrierung von Flussgeschwindigkeiten dieses möglichst klein gehalten wird. Möchte man jedoch ein Dopplersignal z. B. in einem schlecht schallbaren Organ oder einem tiefer gelegenem Gefäss auffinden, empfiehlt sich zur Suche ein grösseres Sample Volume einzustellen. Dies gilt auch zur Darstellung von möglichen Turbulenzen über den gesamten Gefässdurchmesser sowie bei Flussvolumenmessungen z. B. vor AV-Fisteln (Abb. 10).
Daneben lässt sich der Dopplerwinkel resp. Korrekturwinkel durch Rotation einer Hilfslinie um den Mittelpunkt des Sample Volume einstellen (Winkel zwischen Dopplerstrahl und Hilfslinie). Diese Hilfslinie sollte in der Flussrichtung des auf den Messpunkt zufliessenden Blutes liegen, in der Regel also parallel zur Gefässwand respektive parallel zur Flussrichtung in der Stenose und so eingestellt sein, dass der Dopplerwinkel möglichst klein, jedoch zwingend ≤60° beträgt (Abb. 4). Aufgrund der Cosinusfunktion dieses Dopplerwinkels (α) in der Dopplergleichung ist die Frequenzverschiebung bei zu grossem Winkel sehr gering und entsprechend der Messfehler mit zunehmendem Winkel grösser. Die Flussgeschwindigkeiten können daher je nach Dopplerwinkel stark variieren (Abb. 8).
Um möglichst einen kleinen Winkel zu erreichen – optimal ist ein 0° Winkel, gut ist ein Winkel bis 30° und noch akzeptabel ein Winkel von 60° – sollte der Einschallwinkel optimal angepasst (nur möglich beim Linearschallkopf) oder der Schallkopf zur Oberfläche entsprechend gekippt werden (gut möglich mit Konvexschallkopf).
Um Flussgeschwindigkeiten in Verlaufsuntersuchungen z. B. in Stenosen miteinander vergleichen zu können, sollte bei jeder Untersuchung stets der gleiche Winkel verwendet werden.
Nach korrekter Platzierung des PW-Dopplers im Gefäss erfolgt die Ableitung der Spektralkurve. Dabei wird das entsprechende Frequenzspektrum resp. die Flussgeschwindigkeit über die Zeit dargestellt. Auch die Echointensität lässt sich durch die Helligkeit der Signalpunkte ablesen und durch Einstellung der Verstärkung (Gain) anpassen. Zur weiteren Optimierung lässt sich die Pulsrepetitionsfrequenz (PRF) respektive der Massstab der Flussgeschwindigkeit (Skala) sowie auch die Nulllinie so einstellen, dass das gesamte Frequenzspektrum in beiden Strömungsrichtungen vollständig und möglichst gross zur Darstellung kommt (Abb. 8). Um ein sogenanntes Alaising zu vermeiden, muss die PRF doppelt so hoch sein wie die höchste zu messende Geschwindigkeit. Wird diese Grenze der korrekt erfassbaren Maximalgeschwindigkeit (Nyquistgrenze = PRF/2) überschritten, werden diese Geschwindigkeiten abgeschnitten (Aliasing-Phänomen) (Abb. 2).
Kann die PRF nicht mehr weiter erhöht werden, muss entweder eine tiefere Sendefrequenz und/oder ein grösserer Winkel gewählt werden.
Um allfällige Wandartefakte (Signal von niedriger Frequenz und hoher Amplitude), welche vor allem bei stark pulsierenden, grösseren Gefässen auftreten, kann der Wandfilter erhöht werden. Bei zu hohem Wandfilter werden jedoch in der Spektralkurve Anteile von niedriger Flussgeschwindigkeit zB. in der Diastole zum Teil abgeschnitten, sodass Informationen verloren gehen.

Spektralkurve

Die duplexsonografisch aufgezeichnete Spektralkurve wird schlussendlich bezüglich ihrer Kurvenform, Flussgeschwindigkeit und -richtung sowie Spektralbreite beurteilt (Kim et al. 2020). Im arteriellen Gefässsystem gibt die Kurvenform Hinweis auf den nachgeschalteten Strömungswiderstand. So findet sich vor allem in den Extremitätenarterien im Normalfall eine triphasische oder biphasische Spektralkurve mit geringem diastolischem Rückfluss sowie steilem systolischem Anstieg als Zeichen eines hohen Widerstandes (Abb. 11). Auch kann bei hohem Widerstand der diastolische Fluss ganz fehlen oder bei sehr hohem Widerstand z. B. vor einem Verschluss ein sogenanntes Anschlagssignal (kurzer systolischer Ausschlag und kaum diastolischer Fluss) entstehen (Abb. 12). In einem Gefässterritorium mit nachgeschaltetem niedrigem Widerstand (hirnzuführende Arterien, parenchymatöse Organe) (Abb. 8 und 9), aber häufig auch poststenotisch oder postokklusiv (Abb. 12) zeigen sich hingegen monophasische Spektralkurven. Poststenotisch kann es zudem zu einem verzögerten systolischen Anstieg sowie einer Abnahme der Flussgeschwindigkeit kommen (Zierler und Dawson (2016) Strandness’s Duplex Scanning in Vascular Disorder). Bei intermediärem Widerstand lässt sich kein diastolischer Rückfluss, jedoch eine deutliche end-systolische Kerbe (notch) mit noch diastolischem Vorwärtsfluss nachweisen (Abb. 4).
Bei laminarem Fluss zeigt sich vor allem bei tri- oder biphasischer Spektralkurve ein freies „systolisches Fenster“ und bei zunehmenden Turbulenzen z. B. Bifurkationen oder in Stenosen eine zunehmende Spektralverbreiterung mit ausgefülltem „systolischem Fenster“ bis hin zu einer sehr unruhigen, eben turbulenten Spektralkurve (Abb. 11).
Der am häufigsten bestimmte Parameter ist die maximale systolische Geschwindigkeit (PSV) (Gerhard-Herman et al. 2006) .
Die absolute PSV, aber auch die relative PSV intrastenotisch im Verhältnis zu prästenotisch, sind wichtige Parameter bei der Stenosegraduierung (Abb. 11).
Daneben wird ebenfalls zur Stenosegraduierung und zur Berechnung von Indizes bei monophasischer Spektralkurven die enddiastolische minimale Flussgeschwindigkeit (EDV) gemessen (Abb. 8).
Zudem lässt sich auch die über die Zeit gemittelte Strömungsgeschwindigkeit (Time Average Velocity Mean, TAVMn) berechnen. Diese verwendet man vor allem für die Berechnung des lokalen Flussvolumens (TAVMn x Fläche des Gefässquerschnittes) wobei die Berechnung der Fläche auf dem Innendurchmesser des Gefässes beruht (Abb. 10).
Am häufigsten wird bei monophasischen Spektralkurven der sogenannte Widerstands-Index oder Resistance-Index (RI) nach Pourcelot berechnet:
$$ RI=\frac{\mathrm{PSV}-\mathrm{EDV}}{\mathrm{PSV}} $$
Bei Spektralkurven mit hohem Widerstand mit EDV von 0 oder diastolischen Rückfluss macht die EDV keinen Sinn und der RI kann nicht verwendet werden. Hier wird gelegentlich die negative minimale diastolische Geschwindigkeit (MDV) zur Berechnung des sogenannten Pulsatilitäts-Index (PI) nach Gosling verwendet:
$$ PI=\frac{\mathrm{PSV}-\mathrm{MDV}}{\mathrm{TAVMn}} $$
In der Regel liegt unabhängig von der Kurvenform ein antegrader Fluss vor. In der Spektralkurve kann jedoch auch ein bidirektionaler Pendelfluss (to-and-fro) z. B. im Aneurysma spurium (Abb. 13) (Gerhard-Herman et al. 2006), ein retrograder Fluss bei kompletter Flussumkehr z. B. beim Subclavian-Steal oder auch ein vollständig fehlender Fluss mit fehlendem Dopplersignal bei einem Verschluss dokumentiert werden.
Die Spektralkurve in den Venen wird vor allem bezüglich ihres Flussprofils und Flussrichtung beurteilt (Kim et al. 2020). Die absolute Flussgeschwindigkeit spielt in der Regel keine wichtige Rolle. Im Normallfall zeigt sich ein spontaner, antegrader Blutfluss mit mehr oder weniger respiratorischer und/oder kardialer Modulation (Abb. 2 im Kap. „Vaskulärer Ultraschall: Venöses System“). Der Fluss kann bei entsprechender Pathologie jedoch auch retrograd verlaufen oder sogar vollständig fehlen.
Häufig erfolgt eine Beurteilung der Symmetrie der Spektralkurve im Vergleich zur Gegenseite. Bei entsprechender Abflussstörung kann eine verminderte Modulation sowie Flussgeschwindigkeit bis hin zu einem bandförmigen Fluss auf der pathologischen Seite dokumentiert werden (Abb. 4 im Kap. „Vaskulärer Ultraschall: Venöses System“).
Daneben lässt sich auch ein nicht-spontaner Fluss in der Vene durch entsprechendes Provokationsmanövern (Valsalva, Kompression – Dekompression, Muskelkontraktion) beurteilen (Zierler und Dawson (2016) Strandness’s Duplex Scanning in Vascular Disorder). Hier spielt vor allem der Nachweis eines Refluxes als lang anhaltenden, retrograden Fluss bei Venenklappeninsuffizienz in der Diagnostik des postthrombotischen Syndroms und Varikose eine wichtige Rolle (Abb. 8 im Kap. „Vaskulärer Ultraschall: Venöses System“).

Farb-Doppler

Die farbcodierte Duplexsonografie beinhaltet neben dem B-Bild eine gleichzeitige Darstellung des Blutflusses mittels einem Farb-Doppler (Abb. 4). Dabei wird innerhalb einer sogenannten Farb-Box, basierend ebenfalls auf dem Dopplerprinzip, sowohl die Flussrichtung, Flussgeschwindigkeit als auch das Flussmuster über die Zeit (Herzzyklus) farblich kodiert dargestellt. Die farbcodierte Duplexsonografie wird in der vaskulären Medizin breit eingesetzt und erleichtert und beschleunigt dabei die Untersuchung. Sie zeichnet sich durch ihre gute räumliche, jedoch schlechte zeitliche Auflösung aus. Auch kann damit nur die mittlere Geschwindigkeit geschätzt werden und sie liefert demnach keine genaue Geschwindigkeitsmessung. Daher wird sie oft nur zu Dokumentationszwecken alleine eingesetzt und kann vor allem als wichtige „Krücke“ für den PW-Doppler angesehen werden.
Die Farb-Box lässt sich in den Bereich des zu untersuchenden Gefässes im B-Bild verschieben. Daneben kann die Höhe und Breite dieser Box individuell angepasst werden. Mit zunehmender Breite der Farb-Box nimmt jedoch die Bildfrequenz ab und damit wird der Bildaufbau langsamer. Ähnlich wie beim PW-Doppler sollte auch beim Farb-Doppler der Dopplerwinkel (Winkel zwischem Einschallrichtung und Blutfluss) möglichst flach sein, wobei die Regel von ≤60° wie beim PW-Doppler nicht so strikte gilt (Abb. 2). Auch bei einem Winkel von >60° lässt sich der Blutfluss noch darstellen, eine fehlende Darstellung des Blutflusses erfolgt vor allem bei einem Winkel von 90°.
In der Regel wird auch bei der farbcodierten Duplexsonografie die Untersuchung der Gefässe im Längsschnitt durchgeführt (Abb. 4).
Beim Linearschallkopf lässt sich durch Kippen der Farb-Box um bis zu 20° gegenüber dem Lot der Dopplerwinkel so einstellen, dass auch bei parallel zur Hautoberfläche verlaufenden Gefässe ein Fluss dargestellt werden kann (Abb. 14). Beim Konvexschallkopf kann durch Platzierung der Farb-Box und entsprechendem Kippen des Schallkopfes ebenfalls ein entsprechender flacher Doppler-Winkel erreicht werden (Abb. 15). Selbst im Querschnitt lässt sich im Farb-Doppler durch leichte Angulation des Schallkopfes gegenüber der Flussrichtung im Gefäss der Blutfluss im Gefässlumen darstellen (Abb. 16).
Die Flussrichtung bezogen auf die Sonde wird durch zwei unterschiedliche Farben kodiert. Häufig wird der positive Fluss zur Sonde hin als rot und der negative Fluss von der Sonde weg als blau kodiert (Abb. 17). Dies ist jedoch je nach Präferenz umkehrbar. Daneben wird durch die Helligkeit der entsprechenden Farbe (je heller, desto schneller) die gemittelte Flussgeschwindigkeit in cm/s für einen Winkel von 0 Grad ebenfalls kodiert dargestellt. Der Massstab der Flussgeschwindigkeit lässt sich durch Änderung der PRF an die Flussgeschwindigkeit im Gefäss anpassen. Wie beim PW-Doppler sollte die PRF höher sein als das Doppelte der Frequenzverschiebung.
Wird diese Nyquistgrenze überschritten, kommt es auch im Farb-Doppler zu einem Aliasing, was sich mit einem sogenannten „Wrap around“, einem Farbumschlag von hellrot zu hellblau oder umgekehrt ohne wirkliche Richtungsänderung (kein schwarzer Strich zwischen dem Farbumschlag), zeigt (Abb. 17).
Dieses Phänomen wird genutzt, um den Jet in der Stenose und somit den optimalen Messpunkt für den PW-Doppler in der Stenose aufzufinden (Abb. 2, 8, und 14). Im Falle einer reellen Richtungsänderung im Gefäss, z. B. bei Turbulenzen im Bereich von Bifurkationen oder poststenotisch sowie bei Krümmungen und Torquierungen der Gefässe respektive bei einem Konvexschallkopf mit Gefässanteilen auf den Schallkopf zu und Anteile vom Schallkopf weg, zeigt sich ein Farbumschlag von Rot zu Blau oder umgekehrt mit einer jeweils dazwischenliegenden schwarzen Linie als Zeichen einer Richtungsänderung (Abb. 15 und 17).
Neben der optimalen Anpassung des Massstabs respektive der PRF an die entsprechende Flussgeschwindigkeit im Gefäss (so dass das gesamte Gefässlumen farblich homogen kodiert wird) sollte auch der entsprechende Farb-Gain gerade so hoch eingestellt sein, dass die Gefässgrenze respektive das perivaskuläre Gewebe nicht übermalt wird (Abb. 14). Um allfällige niederfrequente Bewegungsartefakte in der Gefässwand und im perivaskulären Gewebe zu vermeiden, lässt sich zudem auch im Farb-Doppler der Wandfilter erhöhen.
Im Bereich von sehr hohen Flussgeschwindigkeiten mit starken Turbulenzen, z. B. bei hochgradigen Stenosen oder AV-Fisteln, zeigen sich im Farb-Doppler sogenannte Vibrationsartefakte im entsprechenden perivaskulären Gewebe (Abb. 10). Dieser sogenannte Blooming-Artefakt oder Konfetti-Phänomen kann in gewissen Fällen auch diagnostisch hilfreich sein.
Grundsätzlich erfolgt jedoch die Stenosegraduierung nicht mittels Farb-Doppler, da der Stenosegrad aufgrund der Übermalung der Gefässwand eher unterschätzt wird (Zierler und Dawson (2016) Strandness’s Duplex Scanning in Vascular Disorder).
Cave
Daneben muss eine fehlende Perfusion im Farb-Doppler immer mit Vorsicht interpretiert werden (falscher Farb-Dopplerwinkel, inadäquat zu hohe oder zu tiefe PRF). Zudem kann eine stark verkalkte Gefässwand durch den Schallschatten eine fehlende Perfusion respektive einen Verschluss vortäuschen. Andersrum können solche Verkalkungen durch sogenannte Twinkling-Artefakte eine Perfusion in einem Verschluss vortäuschen.

Power-Doppler

Eine weitere Form der farbcodierten Duplexsonografie basierend auf einer Amplitudenwiedergabe anstelle der mittleren Dopplerfrequenz ist der sogenannte Power-Doppler resp. Color-Doppler-Energy. Dabei wird nicht die Flussgeschwindigkeit farblich kodiert, sondern die Intensität des Dopplersignals und ist dadurch eher ein Mass der Volumenstromstärke. Die Farbe kann oft frei gewählt werden, wobei ein heller Farbton intensitätsstarke Signale und ein dunkler Farbton intensitätsschwache Signale darstellen. Weiter erfolgt die Darstellung entweder richtungsunabhängig nicht-direktional (einfarbig) oder auch richtungsabhängig direktional (zweifarbig). Durch die höhere Sensibilität auch für langsame Strömungen kann damit oft das ganze durchströmte Lumen verbunden mit einer besseren Beurteilung von Gefässwand-Unregelmässigkeiten (Abb. 9) sowie auch die Organperfusionen in Echtzeit abgebildet werden.
Daneben gibt es noch weitere Ultraschallsystem-spezifische, Doppler-unabhängige Methoden um Strömungen auch in kleinen Gefässen mit sehr langsamem Blutfluss darstellen zu können. Neben dem seit Jahren bekannten B-Flow von GE® sind dies neuere Techniken wie Micro Flow Imaging (MFI) von Philips® (Abb. 18) oder Superb Microvascular Imaging von Toshiba Medical®.
Die Beschreibung der zusätzlichen Verwendung von Ultraschall-Kontrastmittel in der vaskulären Medizin zur besseren Darstellung der Makro- und Mikrozirkulation erfolgt im Kap. „Kontrastmittelultraschall“
Literatur
Gerhard-Herman M et al (2006) Guidelines for noninvasive vascular laboratory testing: a report from the American Society of Echocardiography and the Society for Vascular Medicine and Biology. Vasc Med 11:183–200CrossRef
Kim ES et al (2020) Interpretation of peripheral arterial and venous Doppler waveforms: a consensus statement from the Society for Vascular Medicine and Society for Vascular Ultrasound. Vasc Med 25:484–506CrossRef
O’Leary DH, Bots ML (2010) Imaging of atherosclerosis: carotid intima-media thickness. Eur Heart J 31:1682–1689CrossRef
Wanhainen A et al (2019) Editor’s Choice – European Society for Vascular Surgery (ESVS) 2019 clinical practice guidelines on the management of abdominal aorto-iliac artery aneurysms. Eur J Vasc Endovasc Surg 57:8–93CrossRef
Zierler RE, Dawson DL (Hrsg) (2016) Strandness’s duplex scanning in vascular disorder, 5. Aufl. New York, Wolters Kluwer