Abdomen-Sonografie
Dieser Artikel erklärt die Ultraschallanwendung in der Human- und Tiermedizin; zu dem Einsatz als Verfahren in der Werkstoffkunde siehe Ultraschallprüfung; zu der grafischen Darstellung eines akustischen Signals siehe Spektrogramm. „Sonographie“ nannte Charles Barbier auch die von ihm entwickelte Nachtschrift.

Sonografie, auch Echografie oder umgangssprachlich Ultraschall genannt, ist die Anwendung von Ultraschall als bildgebendes Verfahren zur Untersuchung von organischem Gewebe in der Medizin und Veterinärmedizin sowie von technischen Strukturen.

Ein Sonogramm ist ein Bild, das mit Hilfe der Sonografie erstellt wurde.

Inhaltsverzeichnis

Anwendungen in der Medizin

Herzultraschalluntersuchung bei einem Säugling

Ein wesentlicher Vorteil der Sonografie gegenüber dem in der Medizin ebenfalls häufig verwendeten Röntgen liegt in der Unschädlichkeit der eingesetzten Schallwellen. Auch sensible Gewebe wie bei Ungeborenen werden nicht beschädigt, die Untersuchung verläuft weitgehend schmerzfrei.

Neben der Herztonwehenschreibung (Kardiotokografie) ist sie ein Standardverfahren in der Schwangerschaftsvorsorge. Eine spezielle Untersuchung der Pränataldiagnostik zur Erkennung von Entwicklungsstörungen und körperlichen Besonderheiten ist der Feinultraschall.

Die Sonografie ist das wichtigste Verfahren bei der Differentialdiagnose eines Akuten Abdomens, bei Gallensteinen oder bei der Beurteilung von Gefäßen und deren Durchlässigkeit vor allem an den Beinen. Weiterhin wird sie standardmäßig zur Untersuchung der Schilddrüse, des Herzens – dann Echokardiografie oder Ultraschallkardiografie (UKG) genannt –, der Nieren, der Harnwege und der Harnblase benutzt. Durch den Einsatz von Echokontrastverstärkern (Kontrastmittel) ist in geeigneten Fällen eine weitere Verbesserung der Diagnostik möglich.

In der Gynäkologie werden mit einer vaginal eingeführten Sonde Eierstöcke und Gebärmutter betrachtet.

Die Ultraschallanwendung ist geeignet zur Erstbeurteilung und für Verlaufskontrollen, insbesondere bei medikamentösen oder strahlentherapeutischen Behandlungen bösartiger Erkrankungen.

Mit Ultraschall können krebsverdächtige Herde erkannt und erste Hinweise auf ihre Bösartigkeit gewonnen werden. Darüber hinaus sind ultraschallgesteuerte Biopsien und Zytologien (Entnahmen von Gewebeproben oder freier Flüssigkeit) durchführbar.

Die Aufnahme von Ultraschallbildsequenzen insbesondere in Verbindung mit Kontrastmitteln erlaubt die Beurteilung der Perfusion verschiedener Organe wie z. B. Leber oder Gehirn durch die Verlaufs-Visualisierung des Kontrastmittelniveaus im Blutkreislauf. Dies unterstützt z. B. eine frühzeitige Diagnose eines ischämischen Schlaganfalls.

Geschichte der Sonografie

Der Grundgedanke der Sichtbarmachung von Strukturen durch Schall geht auf militärische Anwendungen zurück. Während des Ersten Weltkrieges übertrug der Franzose Paul Langevin mittels Quarzkristallen erzeugte Ultraschallwellen ins Wasser und entwickelte so ein Verfahren zur Ortung von Unterseebooten. Zu medizinischen Anwendungen eignete sich das Verfahren nicht, denn die Intensität der Schallwellen war so stark, dass von ihnen getroffene Fische zerbarsten. Diese Form der Anwendung wurde mit der Entwicklung von ASDIC und Sonar durch Amerikaner und Briten im Zweiten Weltkrieg fortgesetzt.

In der Zeit zwischen den Kriegen entwickelten der Russe S. J. Sokoloff und der Amerikaner Floyd A. Firestone ultraschallgestützte Verfahren zur Aufdeckung von Materialfehlern in Werkstoffen. Eine erste medizinische Anwendung erfolgte 1942 durch den Neurologen Karl Dussik (1908–1968), der einen Seitenventrikel des Großhirns mittels A-Mode-Messung darstellte. Er nannte sein Verfahren Hyperfonografie.

Seit dem Ende der 1940er Jahre entwickelte sich die Sonografie gleichzeitig innerhalb verschiedener medizinischer Fachrichtungen. Erste kardiologische Untersuchungen mittels A-Mode-Messungen wurden durch Wolf-Dieter Keidel vorgenommen, erste M-Mode-artige Messungen führten Inge Edler und Carl Helmut Hertz an der Lund-Universität in Schweden durch. Etwa gleichzeitig wurden von John J. Wild, Douglass H. Howry und Joseph H. Holmes erste B-Mode-artige Schnittbilder aus dem Bereich des Halses und des Abdomens erzeugt. Die hierzu angewendete Methode war das Compound-Verfahren, bei dem die Versuchsperson in einer wassergefüllten Tonne saß und die Ultraschallsonde auf einer Kreisbahn um sie herumwanderte.

Im selben Zeitraum erfolgten erste Anwendungen in der Ophthalmologie (G. H. Mundt und W. F. Hughes, 1956) sowie der Gynäkologie (Ian Donald). Eine erste Anwendung des Dopplerprinzips erfolgte 1959 durch S. Satomura, das sich schnell einen Platz in der Angiologie und der Kardiologie erschloss. Farbkodierte Dopplerdarstellungen waren jedoch erst seit den 1980er Jahren mit der Verfügbarkeit leistungsstarker Rechner möglich.

Bildgebung

Überblick

Ultraschall ist Schall mit einer Frequenz oberhalb der menschlichen Hörgrenze, ab 20 kHz bis 1 GHz. In der Diagnostik verwendet man Frequenzen zwischen 1 und 40 MHz bei einer mittleren Schallintensität von 100 mW/cm2. Ein Ultraschallgerät enthält eine Elektronik für die Schallerzeugung, Signalverarbeitung und -darstellung, außerdem Schnittstellen für einen Monitor und Drucker sowie für Speichermedien oder Videokameras. Per Kabel daran angeschlossen ist eine auswechselbare Ultraschallsonde, auch Schallkopf genannt.

Sonden

Die Ultraschallwellen werden mit in der Sonde angeordneten Kristallen durch den piezoelektrischen Effekt erzeugt und auch wieder nachgewiesen. Von Bedeutung für die Schallausbreitung in einem Material ist die Impedanz, also der Widerstand, der der Ausbreitung von Wellen entgegenwirkt. An der Grenzfläche zweier Stoffe mit großem Impedanzunterschied wird der Schall stark reflektiert. Dieser Unterschied ist zwischen Luft und z.B. Wasser besonders stark ausgeprägt, deshalb wird die Ultraschallsonde immer mittels eines stark wasserhaltigen Gels angekoppelt, damit der Schall nicht von Lufteinschlüssen zwischen dem Sondenkopf und der Hautoberfläche reflektiert wird.

Die Sonde sendet kurze, gerichtete Schallwellenimpulse aus, die in den Gewebeschichten unterschiedlich stark reflektiert und gestreut werden, was als Echogenität bezeichnet wird. Aus der Laufzeit der reflektierten Signale kann die Tiefe der reflektierenden Struktur rekonstruiert werden. Die Stärke der Reflexion wird vom Ultraschallgerät als Grauwert auf einem Monitor dargestellt. So stellen sich Strukturen geringer Echogenität als schwarze, Strukturen hoher 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.

Von den Monitorbildern werden zur Dokumentation Ausdrucke, sogenannte Sonogramme, oder gelegentlich Videoaufnahmen gemacht. Schwangeren wird häufig auch ein Bild ihres ungeborenen Kindes überlassen.

Ein verwandtes Untersuchungsverfahren ist die Optische Kohärenztomografie. Sie arbeitet nach einem ähnlichen Prinzip, jedoch wird dort Licht statt Schall verwendet.

Echo-Impuls-Verfahren

Schematischer Ablauf des Echo-Impuls-Verfahrens

Die Bildgebung mit einem Ultraschallgerät erfolgt nach dem sogenannten Echo-Impuls-Verfahren. Ein elektrischer Impuls eines Hochfrequenzgenerators wird im Schallkopf durch den piezoelektrischen Effekt in einen Schallimpuls – einen kurzen Wellenzug – umgesetzt und ausgesendet. Die Schallwelle wird an Inhomogenitäten der Gewebestruktur teilweise oder vollständig gestreut und reflektiert. Im ersten Fall (teilweise Reflexion/Streuung) verliert der Wellenzug Energie und läuft mit schwächerem Schalldruck weiter, solange, bis durch Absorptionseffekte die Schallenergie vollständig in Wärme umgesetzt ist. Ein zurücklaufendes Echo wird im Schallkopf in ein elektrisches Signal gewandelt. Anschließend verstärkt eine Elektronik das Signal, wertet dieses aus und kann es auf verschiedene Weise an den Anwender ausgeben, beispielsweise auf einem Monitor (siehe Darstellungsmethoden).

Der darauffolgende Schallimpuls wird bei den zweidimensionalen Verfahren (wie dem am häufigsten benutzten B-Mode) durch automatisches mechanisches oder elektronisches Schwenken der schallerzeugenden Sonde in eine leicht andere Richtung ausgestrahlt. Dadurch scannt die Sonde einen gewissen Bereich des Körpers und erzeugt ein zweidimensionales Schnittbild.

Der nächste Impuls kann erst ausgesendet werden, wenn alle Echos des vorherigen Ultraschallimpuls abgeklungen sind. Somit ist die Wiederholrate abhängig von der Eindringtiefe; das ist die maximale Reichweite in das Untersuchungsobjekt hinein. Die Eindringtiefe des Schalls ist umso kleiner, je größer die Frequenz ist. Je größer allerdings die Frequenz, desto höher ist das örtliche Auflösungsvermögen, also die Fähigkeit, nahe beieinanderliegende Objekte auseinanderhalten zu können. Es muss stets die höchste Frequenz gewählt werden, die noch eine Untersuchung in der gewünschten Tiefe ermöglicht.

Beispielsweise liegt das Herz etwa 15 cm tief. Die zu verwendende Frequenz f ist 3,5 Mhz (siehe Physikalische Grundlagen, Tabelle 2). Die Laufzeitdifferenz zum Herzen beträgt dann

\Delta t=\frac{\Delta s}c = \frac{0{,}15\,\mathrm m}{1500\,\mathrm{\frac ms}} = 0{,}0001\,\mathrm s = 100\,\mathrm{\mu s}

mit c = Schallgeschwindigkeit in Fett/Wasser/Hirn/Muskeln. Bis das Echo wieder am Schallkopf ankommt, vergeht die doppelte Zeit. Die Wiederholrate der einzelnen Impulse (nicht die Bildwiederholrate des kompletten Schnittbilds) ist also f = \tfrac 1{2\Delta t} = 5\,\mathrm{kHz}.

Darstellungsmethoden

A-Mode-Scan Signalamplitude gegen Impulsverzögerung

Eine Ultraschalluntersuchung kann je nach Anforderung mit verschiedenen Ultraschallsonden und unterschiedlicher Auswertung und Darstellung der Messergebnisse durchgeführt werden, was man als Mode (engl.: Methode, Verfahren) bezeichnet. Die Bezeichnungen in der Raster Ultraschallmikroskopie (engl.: Scanning Acoustic Microscopy, SAM) sind aufgrund der Fokussierung des Strahles leicht unterschiedlich und bezeichnen primär die unterschiedlichen Dimensionen (A-, B-, C-Scan mode).

A-Mode

Die erste angewandte Darstellungsform war der A-Mode (A steht für Amplitudenmodulation). Das von der Sonde empfangene Echo wird in einem Diagramm dargestellt, wobei auf der x-Achse die Eindringtiefe und auf der y-Achse die Echostärke abgetragen wird. Je höher der Ausschlag der Messkurve, desto echogener ist das Gewebe in der angegebenen Tiefe. Der Name des Modus 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 wegen Absorption zu sehr geringer Signalamplitude führt. Der A-Mode hat heute nahezu keine Bedeutung mehr.

B-Mode

2D-Sonogramm eines Menschenfötus von neun Wochen

B-Mode (B für englisch brightness modulation) ist eine andere Darstellung der Information des Amplituden-Modus, bei der die Echointensität in eine Helligkeit umgesetzt wird. Durch mechanisches Bewegen der Sonde überstreicht der Messstrahl eine Fläche in einer Ebene ungefähr senkrecht zur Körperoberfläche. Die Amplitude eines Echos ist ein Maß für den Grauwert eines Bildpunktes auf dem Bildschirm.

2D-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.

M-Mode

Hundeherz, 2D/M-Mode. Die Bewegung des Herzmuskels wird entlang der senkrechten Linie im (oberen) 2D-Bild im unteren M-Bereich aufgetragen
3D-Darstellung eines menschlichen Fötus. Deutlich erkennbar sind Gesicht und eine Hand.

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.

Mehrdimensionale Anwendung

Als weitere Applikation wurde in den letzten Jahren (Anfang des 21. Jahrhunderts) die dreidimensionale Echografie entwickelt. Der 3D-Ultraschall produziert räumliche Standbilder, und der 4D-Ultraschall (auch genannt Live-3D: 3D plus zeitliche Dimension) 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 sogenannten Phased Array (siehe Ultraschallsonde), 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.

Doppler-Verfahren

Die Aussagekraft der Sonografie kann erheblich durch die Anwendung des Dopplereffekts erhöht werden. Man unterscheidet eindimensionale Verfahren (pulsed-wave doppler, continuous-wave doppler; auch als D-mode bezeichnet) von zweidimensionalen, farbkodierten Anwendungen (Farbdoppler – F-mode). Die Kombination B-Bild mit Doppler-Bild nennt man auch Duplex-Bild.

Dopplerverfahren werden benutzt zur Bestimmung von Blutfluss-Geschwindigkeiten, zur Entdeckung und Beurteilung von Herz(klappen)fehlern, Verengungen (Stenosen), Verschlüssen oder Kurzschlussverbindungen (Shunts).

Prinzip

Winkel zwischen Richtung des Blutflusses und Schallstrahl
Messfehler von 7,5 bei zwei verschiedenen Winkeln. Der Messfehler hat größere Auswirkungen bei großen Winkeln.

Der Dopplereffekt tritt immer dann auf, wenn Sender und Empfänger einer Welle sich relativ zueinander bewegen. Zur Bestimmung der Blutflussgeschwindigkeit in den Blutgefäßen oder im Herzen detektiert man das von den Blutkörperchen (Erythrozyten) reflektierte Echo. Das reflektierte Signal ist um eine bestimmte Frequenz im Vergleich zur vom Schallkopf ausgesandten Frequenz verschoben: die Dopplerfrequenz. Von dem „ruhenden“ Sender, dem Schallkopf, geht eine Welle der Frequenz f aus; ein sich bewegendes Teilchen mit der Flussgeschwindigkeit v reflektiert den Schall mit der Frequenzverschiebung Δf1. Die gesamte Frequenzverschiebung (mit θ = Winkel zwischen Teilchenbahn und Schallstrahl, c: Schallgeschwindigkeit) beträgt
\Delta f_1 = 2f\tfrac vc \cos\theta.

Aus ihrem Vorzeichen lässt sich die Flussrichtung rekonstruieren. Bei gegebener Geschwindigkeit ist die Frequenzverschiebung umso größer, je größer die Sendefrequenz f ist. Im Bereich von 2 bis 8 MHz und Flussgeschwindigkeiten von einigen mm/s bis zu 2 m/s ist Δf etwa 50 Hz bis 15 kHz, liegt also im hörbaren Bereich.

Zur exakten Geschwindigkeitsmessung ist die Bestimmung des Winkels (Doppler-Winkel)zwischen Schallausbreitungsrichtung und Bewegungsrichtung des Erythrozyten (Richtung des Blutgefäßverlaufes) notwendig. Da das Doppler-Prinzip winkelabhänging ist und die Kosinus-Funktion in die Geschwindigkeitsberechnung eingeht, kommt es infolge des sich mit zunehmendem Winkel ändernden Anstiegs der Cosinusfunktion zu unterschiedlich starken Einflüssen gleicher Winkelmessfehler auf die errechnete Geschwindigkeit. Da sich Bewegungen des Schallkopfes in der Realität kaum sicher vermeiden lassen, nehmen die Fehler, die durch diese Variation des Winkels entstehen, überproportional zu, wenn der Winkel zwischen Schallausbreitung und Gefäßrichtung untersuchungsbedingt variiert. Daher wird allgemein empfohlen, Aussagen zu Geschwindigkeiten bei Untersuchungen mit einem Doppler-Winkel >60° zu unterlassen. Die Abhängigkeit vom Winkel lässt sich aber eliminieren, beispielsweise durch Verwendung von Stereomessköpfen.

Die Verfahren im Einzelnen

Beim Continuous Wave Doppler (CW-Doppler)-Verfahren arbeiten ein Sender und ein Empfänger im Schallkopf gleichzeitig und kontinuierlich. Durch Mischen mit geeigneten Hochfrequenzsignalen und mit elektronischen Filtern lässt sich aus der zurückkommenden Welle in der Auswerteelektronik das Spektrum der Dopplerfrequenzen bzw. 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 kann man beim Pulsed Wave Doppler (PW-Doppler) für eine ortsselektive Geschwindigkeitsmessung im konventionellen B-Mode das sogenannte Gate festlegen. Es wird dann nur die Geschwindigkeit von Blutteilchen gemessen, die durch dieses Gate fließen. Von einem sowohl als Sender als auch als Empfänger fungierenden Wandler werden Ultraschall-Impulse geringer Dauer ausgeschickt. Die axiale Ortsauflösung ist ein Maß für das Vermögen des Gerätes, in Ausbreitungsrichtung eines Impulses nahe beieinanderliegende Objekte unterscheiden zu können. Je besser die axiale Ortsauflösung sein soll, desto kürzer muss der Impuls sein. Je geringer die Impulsdauer ist, 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 (Color-Window) die örtliche Dopplerfrequenz (= mittlere Flussgeschwindigkeit) und die Schwankungsbreite (= Turbulenz) bestimmt. Das Ergebnis wird in Falschfarben auf dem B-Bild überlagert, also in Farbtönen von rot und blau für verschiedene Blutgeschwindigkeit und grün für Turbulenz. Hierbei steht üblicherweise die Farbe Rot für Bewegung auf den Schallkopf zu, während mit blauen Farbtönen Flüsse weg von der Sonde codiert werden. Bereiche der Geschwindigkeit 0 werden durch die Elektronik unterdrückt.

Eine spezielle Anwendung ist der Gewebedoppler (auch Tissue-Doppler), bei dem nicht die Blutflussgeschwindigkeiten, sondern die Geschwindigkeit des Gewebes, insbesondere des Myokards gemessen und dargestellt werden. Gegenüber den herkömmlichen Dopplerverfahren treten wesentlich geringere Frequenzverschiebungen auf, und daher erfordert diese Untersuchungsmethode besondere Gerätemodifikationen. Eine Anwendung des Gewebedopplers sind Strain (Elastizität) und Strain Rate (Elastizitäts-Rate) Imaging: hier wird die Kontraktilität einzelner Gewebeabschnitte des Herzmuskels gemessen, womit man hofft, bessere Aussagen zur regionalen Wandbewegung machen zu können. [1]

Weitere Techniken

Fortschritte der digitalen Signalverarbeitung mit gesteigerter Rechenleistung eröffneten den Ultraschallgeräten neue Anwendungen. Mittels digitaler Schallwellencodierung ist es möglich, Umgebungsrauschen von der zur Bilderzeugung eingesetzten Schallwelle eindeutig abzugrenzen und damit die Auflösung zu verbessern. Auf ähnlichen Effekten wie die 3D-Sonografie beruhende Verfahren erlauben das Generieren von Panoramabildern.

Es kam zur Entwicklung weiterer Dopplerverfahren. Der amplituden-codierte Doppler (Powerdoppler) erfasst nicht die Flussgeschwindigkeit, sondern die Menge der bewegten Teilchen und erlaubt somit die Detektion wesentlich langsamerer Flüsse, als es mittels der klassischen Dopplerverfahren möglich ist.

Der Einsatz von sonografischen Kontrastmitteln (Kontrastmittelverstärkter Ultraschall) oder die Darstellung von Blutflüssen im B-Mode verfeinern die Möglichkeiten der Gefäßdiagnostik. Speziell den Kontrastmitteln wird eine steigende Bedeutung zugemessen, da mit ihrer Hilfe Aussagen über die Dignität (Gut- oder Bösartigkeit) von Gewebeneubildungen getroffen werden können.

Die B-Bild-Darstellung konnte Ende der 1990er Jahre noch einmal in kontrast- und räumlicher Auflösung mit Tissue Harmonic Imaging (THI) verbessert werden. Dieses Verfahren ist bei heutigen kommerziellen Ultraschallsystemen Standard.

Zugänglichkeit von Organen

Alle wasserhaltigen, blutreichen Organe sind für den Ultraschall gut untersuchbar. Schlecht untersuchbar sind alle gashaltigen oder von Knochen bedeckten Organe, zum Beispiel der Darm bei Blähungen, die Lunge, Gehirn und das Knochenmark. Manche Organe sind im Normalzustand nur schwierig, im krankhaft vergrößerten Zustand dagegen ganz gut erkennbar (Blinddarm, Harnleiter, Nebennieren).

Spezielle Sondentypen wie die Endoskopsonde, die in den Körper eingeführt werden, machen eine Untersuchung innerer Organe, genannt Endosono, möglich. So führt man beispielsweise eine Sonde vaginal ein zur Untersuchung der Eierstöcke, anal zur Durchschallung der Prostata oder oral zur Betrachtung des Magens oder – häufiger – des Herzens (TEE).

Gut untersuchbare Organe:

Bedingt oder durch Endoskopsonde zugänglich:

Schlecht zu untersuchen:

Bildfehler

Gb: Gallenblase;
LS: lateral shadowing;
SA: distale Schallauslöschung hinter dem stark reflektierenden Zwerchfell;
SV: distale Schallverstärkung
Rv: Reverberationen
Kometenschweifartefakt (Ks) hinter einer Dünndarmschlinge

Bei der Bilderzeugung mittels Ultraschall kann es zu Artefakten (Bildfehlern) kommen, die nicht durchweg als störend gelten, sondern auch zusätzliche Gewebe- bzw. Materialinformationen liefern können.

Ein sehr charakteristisches Artefakt ist das Speckle-Rauschen, das durch Interferenz der Schallwellen entsteht. Es ist die Ursache für die markanten, sich auf kurzer Distanz abwechselnden hellen und dunklen Flecken in Ultraschallbildern.

Ein häufiges Artefakt ist die Abschattung (distale Schallauslöschung) hinter stark reflektierenden Objekten mit einer vom übrigen Gewebe stark abweichenden Impedanz wie Knochen, Luft oder Konkrementen (Ablagerungen). Bei nahezu senkrechtem Schalleinfall gibt es ein starkes Echo, bei schrägem Einfall nicht.

Eine distale Schallverstärkung kommt zustande, indem hinter Gewebe, dessen Dämpfung im Vergleich zur Umgebung schwächer ist, aufgrund der tiefenabhängigen Verstärkung diese dann übermäßig hoch ist. Die time gain compensation (Teil der Verarbeitungselektronik) verstärkt das hinter dem schwächer dämpfenden Gebiet liegende Gewebe, da dieses ja eine größere Dämpfung hat, und das Echosignal wird dann im Vergleich zum nebenliegenden normal schwächenden Gewebe heller dargestellt.

Bei kreisförmig geschnittenen Objekten können die Randstrahlen weggespiegelt werden; dem Bild fehlen dann die Randstrukturen und es kommt zu Abschattungen (lateral shadowing).

Bei stark reflektierenden Grenzflächen kann es zu Mehrfachreflexionen (Kometenschweifartefakt, auch Ring-Down-Phänomen) beziehungsweise zu Spiegelartefakten in Form von virtuellen Bildern von vor der Grenzfläche befindlichen Objekten kommen.

Objekte können hinter Gebieten mit abweichender Schallgeschwindigkeit verschoben erscheinen.

Am Rand flüssigkeitsgefüllter Organe erzeugt ein wenig fokussierter Impuls beim Auftreffen auf eine schräg verlaufende Grenzfläche Echos mit geringer Stärke und unscharfer Kontur. Vor allem in flüssigkeitsgefüllten Hohlorganen wie Harn- und Gallenblase können durch dieses Schichtdickenartefakt in Wirklichkeit nicht vorhandene Strukturen vorgetäuscht werden.

Ungenügende Ankopplung des Schallkopfes an die Hautoberfläche verursacht das Auftreten mehrerer Echos im gleichen Abstand, ohne dass ein auswertbares Bild entsteht (Reverberationen).

Sicherheitsaspekte

Die Anwendung von Ultraschall ist eine sehr sichere Methode für die Bildgebung. Als mögliche Schadensquellen für Mensch und Tier kommen die Wärmeerzeugung und Kavitation in Betracht.

Kavitation

Als Kavitation (lat.: cavis, -is = die Höhle) bezeichnet man hier den Effekt, dass in der Unterdruckphase einer Schallwelle im Gewebe Hohlräume bzw. Gasbläschen entstehen, die in der Druckphase kollabieren und eine Gewebsschädigung verursachen. Das ist derselbe Effekt, der in einem Ultraschallreinigungsgerät genutzt wird. 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, darf zur Vermeidung von Kavitation in reinem entgastem Wasser der Schalldruck maximal 15 MPa betragen. Jedoch sind mit üblichen Schallköpfen Schalldrücke über 0,5 MPa im (zudem absorbierenden) Gewebe äußerst unwahrscheinlich, sodass eine Gewebsschädigung durch Kavitation praktisch ausgeschlossen ist.

Wärme

Das Maß an erzeugter Wärme ist abhängig von der absorbierten Schallintensität und der Impulswiederholfrequenz; die Wärmeabfuhr geschieht durch Blutströmung und Wärmeleitung. Für gesundes Gewebe ist selbst eine längerfristige Temperaturerhöhung von 1,5 °C 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 Impulswiederholfrequenz deutlich unter 5 kHz.

Im (T)M-Mode wird statt eines Volumens eine Linie des Gewebes durchstrahlt, allerdings mit einer geringeren Impulswiederholrate (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 Sendeschalldruck in angemessenem Verhältnis gewählt werden und das Personal entsprechend geschult sein.

Beim Continuous Wave Dopplerverfahren wird ständig eine Leistung von etwa 10 bis 100 mW in einem kleinen Volumen appliziert, dennoch ist die Gefahr einer lokalen Hyperthermie (Überwärmung) gering, da der Fokussierungsgrad niedrig ist. Wie beim Puls-Doppler sollte die Sendeenergie an die Messtiefe angepasst werden, um die Sicherheit zu erhöhen.

Allgemeines

Durch die in der Klinik verwendeten Intensitäten bzw. durch sorgfältige Anpassung und Optimierung der Parameter (Sendeleistung, Impulsfolge, Applikationsdauer) ist eine Gesundheitsgefährdung so gut wie auszuschließen. Eine Untersuchung der Food and Drug Administration (FDA) der USA ergab folgenden Sicherheitsbereich: Eine Schädigung tritt nicht auf, solange applizierte Intensität mal Einwirkungsdauer unter 50 W·s/cm2 bleibt: Jt\le 50\tfrac{\mathrm{Ws}}{\mathrm{cm}^2}, wobei dieses nicht als scharfe Grenze aufgefasst werden sollte.

International gibt es eine Sicherheitsnorm für Ultraschallgeräte, die allerdings keine Grenzwerte nennt und lediglich die Offenlegung der Schallparameter eines Gerätes fordert, sofern Schalldrücke unter –1 MPa und Intensitäten über 100 mW/cm2 erreicht werden können.

Darüber hinaus warnt die FDA jedoch vor unnötigen pränatalen Untersuchungen für das Erstellen von Bildern oder Videos als „Andenken“ ohne jede medizinische Indikation (Begründung), wie sie von manchen unseriösen Geschäftemachern und Ärzten angeboten werden. Zwar gibt es keine gesicherten Hinweise auf biologische Effekte, hervorgerufen durch eine Einwirkung gegenwärtig verwendeter Diagnostikinstrumente, allerdings ist es möglich, dass solche Effekte in der Zukunft vielleicht erkannt werden.

Vor- und Nachteile

Vorteile

Die Ultraschalldiagnostik wird heute von fast allen medizinischen Fachdisziplinen genutzt. Gründe liegen in der risikoarmen, nichtinvasiven, schmerzlosen und strahlenexpositionsfreien Anwendung, der hohen Verfügbarkeit und der schnellen Durchführung. Die Anschaffungs- und Betriebskosten sind im Vergleich zu anderen bildgebenden Verfahren wie der Computertomografie (CT) oder Magnetresonanztomografie (MRT) gering. Außerdem entfallen aufwendige Strahlenschutzmaßnahmen und -belehrungen. Eine freie Schnittführung der Sonden erlaubt eine Kontrolle über das gewünschte Schnittbild in Echtzeit. Die Dopplersonographie kann als einzige etablierte Methode Flüssigkeitsströme (v. a. Blutfluss) dynamisch darstellen.

Nachteile

Die Herstellung und Interpretation sonografischer Bilder erfordert verschiedene Fertigkeiten, die schwierig zu erlernen sind. Daraus resultiert die geringe Objektivität des Verfahrens. So hängt die Qualität der gewonnenen Bilder von vielen Faktoren ab, die gleichzeitig berücksichtigt werden müssen: Position des Patienten, Geräteeinstellungen, Handhabung der Sonde. Beim „Durchscannen“ eines Organs soll sich der Untersucher einen möglichst akkuraten, mentalen Eindruck von der Anatomie des Patienten in drei Dimensionen verschaffen. Dieses erfordert eine gute Hand-Auge-Koordination. Dieser subjektive Eindruck muss dann mit der normalen Anatomie verglichen und Abweichungen hinsichtlich ihrer Bedeutung (krankhaft/nicht krankhaft) beurteilt werden. Dieses setzt einige Erfahrung voraus.

Bei der Dokumentation ergeben sich weitere Herausforderungen. Meistens werden bei der Untersuchung Standbilder ausgedruckt oder abgespeichert, gelegentlich auch Videosequenzen aufgenommen. Diese belegen aber bestenfalls Schlussfolgerungen, die der Untersucher schon während der Untersuchung gezogen hat.

Des Weiteren weist das Verfahren eine geringere Raumauflösung auf als die CT und MRT, besonders in tieferliegenden Geweben. Auch die Weichteil-Kontrastauflösung ist der der MRT unterlegen.

Physikalische Grundlagen

Sonografie als bildgebendes Verfahren in der medizinischen Diagnostik beruht auf den physikalischen Besonderheiten der Ausbreitung von Schallwellen in einem Medium. Vereinfachend kann die Untersuchung beispielsweise eines Menschen mit der einer Flüssigkeit beschrieben werden, da wichtige materialabhängige Größen in menschlichen Geweben und Wasser annähernd übereinstimmen (s. Tabelle 1). In beiden können sich aufgrund der geringen Scherviskosität nur unpolarisierbare longitudinale Wellen ausbreiten.

Tabelle 1: Materialgrößen (circa-Werte)
Medium Schallgeschwindigkeit c
in m/s
Schallimpedanz Z
in kg/m2s
Dichte ρ
in kg/m3
Luft 340 410 1,2
Fett/Wasser/Hirn/Muskeln 1500 1,5·106 1000
Knochen (kompakt) 3600 6·106 1700

Bei einer diagnostischen sonografischen Untersuchung sind folgende Werte für Schallparameter üblich:

Schallphänomene

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

Reflexion

Für die Partielle Reflexion unter senkrechtem Einfall des Schalls an glatten Grenzflächen zwischen Gebieten mit unterschiedlicher Impedanz Z berechnet sich der Reflexionskoeffizient R (also das Verhältnis von reflektierter zur einfallender Schallintensität) gemäß:

R=\left(\frac{Z_2-Z_1}{Z_2+Z_1}\right)^2.

Je größer der Impedanzunterschied, desto größer die Reflexion. Im Vergleich zur Optik verhält sich hier die Impedanz analog zur Brechzahl. 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 Schall in den Körper (vgl. Tabelle 1: die Werte ergeben R\approx 99{,}9%), 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.

Streuung

Bei rauen 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 a\gg\lambda, mit λ: Schallwellenlänge) ist die Streuung stark, z. B. in Gefäßen. Sie sind in B-Mode-Bildern heller. Im „stochastischen“ Bereich (a\approx\lambda) wie in der Leber ist die Streuung mittelstark und macht hier etwa 20 % der Gesamtabsorption aus. Im „Rayleighbereich“ (a\ll\lambda) ist die Streuung schwach, beispielsweise im Blut.

Absorption

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: J(x) = J(0)e − μx. Der Absorptionskoeffizient μ 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.

Tabelle 2: Frequenzabhängigkeit der Schallreichweite
Frequenz f in Mhz Eindringtiefe x
in cm
Untersuchungsgebiet
1 50
2–3,5 25–15 Fetus, Leber, Herz, Veterinärmedizin (Großtiere)
3,5 15 Niere, Veterinärmedizin (große Hunde)
5 10 Gehirn, Veterinärmedizin (mittelgroße Hunde)
7,5 7 Schilddrüse, Brustdrüse, oberflächliche Gefäße, Veterinärmedizin (kleine Hunde, Katzen)
8–9 6 Prostata (endoskopisch)
10 5
11–12 4–3 Pankreas (intraoperativ)
7,5–15 7–2 Brustdiagnostik
20 1,2
21–24 1,1–0,9 Auge, Haut
40 0,6 Haut, Gefäße

Erzeugung und Nachweis von Ultraschall

Die Erzeugung von Ultraschall und auch der Nachweis zurückkommender Echos finden zumeist elektromechanisch in einem Wandler statt, der Teil der Sonde ist, und basiert auf dem piezoelektrischen Effekt: In einem piezoelektrischen Material wird durch mechanische Spannung eine elektrische Polarisation, eine Aufladung der Oberfläche und damit eine elektrische Spannung erzeugt. Bei Vibration des Materials wird Wechselspannung erzeugt (Nachweis der Schallschwingungen). Umgekehrt schwingen diese Kristalle mechanisch, wenn man eine elektrische Wechselspannung anlegt (Erzeugung von Schallschwingungen). Verwendung finden vor allem Keramiken wie Bariumtitanat, Bleititanat, -zirkonat, -metaniobat. Diese werden polarisierbar gemacht durch starke Erhitzung und anschließende Abkühlung unter Anlegen einer elektrischen Spannung.

Das Schallfeld eines kreisförmigen Ultraschallwandlers

Die Ausbreitung und Intensitätsverteilung der abgestrahlten, durch Begrenzung gebeugten Schallwellen lässt sich aus der Annahme des Huygensschen Prinzips herleiten, dass jeder Punkt der Wandleroberfläche eine Kugelwelle aussendet. Das Ergebnis kann man abhängig von der Entfernung x zum Wandler in Bereiche einteilen:

Der Nahbereich ist geprägt durch starke Interferenzen, die eine sehr inhomogene Intensitätssverteilung zufolge haben. Im Fernbereich bildet sich eine kontinuierlich aufweitende Strahlkeule. Im Fokalbereich (zwischen Nah- und Fernbereich) ist die Intensität gebündelt und nimmt senkrecht zur Strahlachse ab. Mit D: Wandlerdurchmesser, λ: Schallwellenlänge, liegt er zwischen

x = \left(1 \ldots 2 \right) \cdot \frac{D^2}{4 \lambda}.

Auflösungsvermögen

Das örtliche Auflösungsvermögen ist ein Maß für die Fähigkeit eines Messgeräts, nahe beieinanderliegende Objekte getrennt wahrnehmen zu können. Man unterscheidet das Auflösungsvermögen in Richtung der Strahlachse (axial) und senkrecht zur Achse (lateral).

Lateral

Die 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 = D / 3 (D: Durchmesser eines kreisförmigen Schallkopfes) im Fokalbereich. Außerhalb des Fokalbereichs nimmt die laterale Auflösung mit der Entfernung zum Wandler ab.

Axial

Zwei in Schallrichtung hintereinanderliegende Gewebeschichten können gerade noch getrennt wahrgenommen werden, wenn von den Grenzflächen zwei unterscheidbare Echos ausgehen. Man sagt, zwei gleichstarke Signalimpulse sind unterscheidbar, wenn sie mindestens um ihre Halbwertsbreite getrennt sind. Dieses ist gerade dann der Fall, wenn der Grenzflächenabstand mindestens z > λ / 2 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.

Übliche Werte

Typisch erreichbare Ortsauflösungen je nach Sendefrequenz sind:

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

Der Ultraschall-Markt

Ultraschallgeräte kosten je nach Ausstattung (zum Beispiel Anzahl der Sonden und Zusatzsoftware) und Qualität als Neugerät zwischen 3000 EUR und 250.000 EUR (Stand Januar 2009). Die Größe variiert zwischen PDA-Größe, über Laptop-Format und -Größe zu 200 kg schweren Systemen, die einem schmalen Schreibtisch mit PC auf Rollen ähneln.

Das Gesamtvolumen des Umsatzes in Ultraschall beträgt weltweit ca. US$ 4 Milliarden (2004) und wächst jährlich um ca. 3%-4%.[2] Die bedeutsamsten Anbieter sind GE, Philips und Siemens mit Marktanteilen um jeweils 20%. Am stärksten wachsen die Segmente mit 3D- und 4D-Darstellung. Ausserdem wächst stark der Markt für Geräte, die in der Hand gehalten werden können; hier ist Sonosite der Marktführer.[3] Es werden etwa genauso viele Systeme in die Segmente Kardiologie und Radiologie abgesetzt wie in die Geburtshilfe.

Hersteller

Siehe auch

Einzelnachweise

  1. Sutherland GR (2006) Doppler Myocardial Imaging. ISBN-13: 9789081059213
  2. PR leap 27.10.2006, zugegriffen 28.01.2009
  3. Frost&Sullivan Research Services 26.10.2004, zugegriffen 28.01.2009

Literatur

  • Olaf Dössel: Bildgebende Verfahren in der Medizin. Von der Technik zur medizinischen Anwendung. 1. Auflage. Springer, Berlin Heidelberg 2000, ISBN 3-540-66014-3
  • Heinz Morneburg (Hrsg.): Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik. 3. Auflage. Publicis MCD Verlag 1995, ISBN 3-895-78002-2
  • H. Fendel: Praenatale Dopplerdiagnostik (1992)
  • Günter Schmidt (Hrsg.): Ultraschall-Kursbuch. Nach den Richtlinien der DEGUM und der KBV. 4. Auflage. Thieme Verlag Stuttgart 2003, ISBN 3-131-19104-X
  • Günter Schmidt (Hrsg.): Sonographische Differenzialdiagnose. Thieme Verlag Stuttgart 2002, ISBN 3-131-26141-2
  • Bernhard Widder / Michael Görtler: Doppler- und Duplexsonographie der hirnversorgenden Gefäße. Springer, 2004, ISBN 3-540-02236-8
  • T. Grau (Hrsg.), Ultraschall in der Anästhesie und Intensivmedizin 2007. Deutscher Ärzte-Verlag, Köln 2007, ISBN 978-3-7691-1200-9.(Lehrbuch der Ultraschalldiagnostik).
  • C. D. Reimers / H. Gaulrapp / H. Kele (Hrsg.), Sonographie der Muskeln, Sehnen und Nerven 2. Auflage. Deutscher Ärzte-Verlag, Köln 2007, ISBN 978-3-7691-1188-0. (Untersuchungstechnik und Befundinterpretation).

Weblinks



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