Konzipierung und Implementierung einer Software für die Diagnose von Perfusionsdefekten in der Myokardialen Kontrast-Echokardiographie

Inhalt

Abkürzungsverzeichnis

Abbildungsverzeichnis

Tabellenverzeichnis

1 Einleitung

2 Problemstellung und Ziele der Arbeit

3 Medizinische und physikalische Grundlagen des Kontrast-Ultraschalls
3.1 Kontrastmittelapplikation
3.1.1 Motivation für Kontrastmittel in der Echokardiographie
3.1.2 Arbeitsweise von Kontrastmitteln für Ultraschall
3.1.3 Methoden der Administration eines Contrast Agent
3.2 Bildgebung mit Kontrastmittel
3.2.1 Lineare Rückstreuung des Ultraschallsignals
3.2.2 Nicht-lineare Rückstreuung
3.2.3 Destruktive versus nicht-destruktive Kontrast-Bildgebung

4 Projektphasen und Problemlösung
4.1 Anforderungsanalyse
4.1.1 Analyse des bestehenden Ansatzes zur Evaluierung von Kontrastdaten
4.1.2 Zeitplanung
4.2 Softwareentwurf
4.2.1 Grundlegende Konzepte
4.2.2 Verwendete Klassenbibliotheken
4.2.3 Programmübersicht
4.2.4 Pflichtenheft
4.3 Implementierung
4.3.1 Programmstruktur und Algorithmen
4.3.2 Datenbeschaffung

5 Ausgewähltes Anwendungsbeispiel
5.1 Selektion der Bildart
5.2 Erstellung des Mittelwert-Baseline-Bildes
5.3 Hintergrundsubtraktion
5.4 Definition von interessierenden Regionen
5.5 Auswertung der Messwerte

6 Zusammenfassung und Diskussion
6.1 Ergebnisse
6.2 Wertung und Ausblick

Literaturverzeichnis

Abkürzungsverzeichnis

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildungsverzeichnis

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Tabellenverzeichnis

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

1 Einleitung

Ultraschall (US) besitzt im klinischen Alltag seit Jahren eine enorme Bedeutung, um das Innere des menschlichen Körpers auf Unregelmäßigkeiten zu examinieren. Ge- genüber herkömmlichen bildgebenden Modalitäten, wie z.B. Magnet-Resonanz- To- mographie (MRT), Computertomographie, Szintigraphie oder Angiographie, hat US viele Vorteile. Er ist nicht-invasiv, belastet den menschlichen Körper nicht mit schäd- licher Strahlung, benötigt kein aufwändiges technisches Equipment und ist im Routi- nebetrieb verhältnismäßig kostenarm. Zusätzlich kann US beispielsweise in der In- tensivmedizin sehr leicht und vor allem schnell auf den Patienten angewendet wer- den, was die Erstellung einer lebensrettenden Diagnose erheblich beschleunigt. Be- reits in den sechziger Jahren hielt die Ultraschalluntersuchung Einzug in die Kardio- logie. Damals versuchte man, mittels einfachen M-Mode-Bildern Stenosen in Arteri- en zu lokalisieren. 1968 entdeckten Gramiak und Shah[15] bei der Angiographie des Aortenbogens, dass sich nach der intravasalen Injektion einer von Hand geschüttelten Salzlösung dessen Struktur besser abzeichnete. Einige Jahre später demonstrierten McKay und Rubissow[26], dass eine Lösung, die kleine Bläschen mit 1-10 µm Durchmesser enthält, durch ein Ultraschallgerät dargestellt werden kann. Ziskin et al.[43] und Meltzer et al.[27] zeigten nachträglich, dass der Ursprung dieses Effekts die luftgefüllten Mikrobläschen sind. Sie besitzen akustische Merkmale, die sich von umliegenden Gewebe und Flüssigkeiten unterscheiden und führen deshalb zu einer Kontrastwirkung. Die klinische Anwendung der Kontrast-Echokardiographie be- schränkte sich dann jahrelang auf die Erkennung von Beipässen und Überprüfung deren Funktionsweise nach Operationen. Da durch Schütteln erzeugte Mikroblasen nicht dazu in der Lage waren, den Lungenkreislauf zu passieren, beschränkte sich die Visualisierung der linken Herzkammern und des Myokards lange Zeit auf die invasi- ve Angiographie. Für die Bildgebung der Durchblutung des Myokards blieb nur die zusätzliche Methode der Szintigraphie, welche teuer und aufwendig ist und zudem den Patienten mit nicht unerheblichen Nebenwirkungen belastet. Erst in den letzten sieben Jahren wurden neue US-Kontrastmittel bis zur Marktreife entwickelt, die dazu in der Lage sind, den Lungenkreislauf unbeschädigt zu durchdringen. Gleichzeitig erschienen innovative bildgebende US-Verfahren, welche die Fähigkeit besitzen, die Mikroblasen noch besser vom Blut zu differenzieren und demnach schärfer darzustel- len. Momentan sprechen viele Ärzte optimistisch von einer neuen Ära der Visualisie- rung des Herzens, bei der simultan und nicht-invasiv myokardiale Durchblutung und Funktion in der klinischen Routine beurteilt werden können.

2 Problemstellung und Ziele der Arbeit

Wenn der Verdacht auf einen myokardialen Durchblutungsdefekt, eine Ischämie, be- steht, durchläuft ein Patient in der Regel eine Kette von diagnostischen Methoden. Der Arzt wird zuerst ein Stress-Elektrokardiogramm (EKG) heranziehen, bei dem das Herz des Patienten durch körperliche Bewegung einer erhöhten Anstrengung ausgesetzt wird. Danach werden Unregelmäßigkeiten im EKG untersucht. Die Wahrscheinlichkeit auf ein positives Ergebnis beträgt jedoch nur 50% für Patienten, bei denen nur eine Arterie erkrankt und die dortige Stenose größer als 70% ist[4 ff]. Falls die Methode keine ein- deutigen Rückschlüsse erlaubt, wird der Arzt ein Stress-Echokardiogramm anordnen. Bei dieser Methode wird die Herzfrequenz künstlich mittels des stresshormonähnlichen Wirkstoffes Dobutamin erhöht. Über den Umweg der Analyse der Wandbewegung des Herzens wird versucht, indirekt auf eine Ischämie zu schließen. Diese Analyse ist mit hohem Risiko für den Patienten verbunden, da zur Erkennung von pathologischen Be- wegungsmustern der Blutfluss in einem Areal von mindestens 5% des Myokards auf 50% reduziert werden muss. Außerdem erfordert sie bei der Auswertung eine große Erfahrung des behandelnden Arztes und ist mit hoher diagnostischer Unsicherheit ver- bunden. Ist selbst dieses Ergebnis nicht zufriedenstellend, dann wird die Myokardiale Szintigraphie eingesetzt. Dabei wird dem Patienten eine radioaktive Substanz injiziert, die dann durch ein aufwändiges technisches Verfahren innerhalb des Myokards nach- gewiesen wird. Trotz der langen Vorbereitungszeit (ca. 7 Stunden) und des hohen Prei- ses (ca. 5.000 DM pro Untersuchung) ist die Szintigraphie heute der „Goldstandard“ der Perfusionsdiagnostik, da Ischämien mit sehr hoher Genauigkeit und Sensitivität beur- teilt werden können. Es existieren viele Situationen im klinischen Alltag, in denen die konventionellen Methoden nicht angewendet werden können. Denkbar ist z.B. ein In- tensivpatient, dessen Bewegungsfreiheit eingeschränkt ist und der nicht in die enge Un- tersuchungsröhre eines MRT passt. Ein weiteres Beispiel ist ein Patient mit akutem Herzinfarkt, der keiner Stresssituation ausgesetzt werden darf. Als zusätzlicher Vorteil ergibt sich die vergleichsweise hohe Kostenarmut des US, denn eine Untersuchung mit Kontrastmittel kostet zur Zeit nur ca. 1.000 DM. Da US im Gegensatz zu herkömmli- chen Methoden weitaus schonender auf den Patienten wirkt, ist er sehr gut für Verlaufs- diagnosen geeignet. Deshalb besteht ein klarer medizinischer Bedarf an einer bildgebenden Modalität für die myokardiale Perfusion, die sich aufgrund neuer Eigenschaften im bisher nicht abgedeckten klinischen Umfeld etablieren lässt. Hauptproblem ist der noch recht neue Ansatz der Myokardialen Kontrast-Echokardiographie (MKE) an sich. Hier ist bisher noch kein Durchbruch bei der Vorgehensweise erzielt worden und es existieren parallel vielfältige Methoden zur Erlangung einer Perfusionsdiagnose. Diese besitzen alle ihre Vor- und Nachteile und sind in mehreren Punkten recht gegensätzlich. Als Voraussetzung dieser Arbeit ist der Ansatz zur Evaluierung von US-Kontrastdaten von Dr. Sanjiv Kaul¹ angenommen[17]. Das Ziel ist es, den vorhandenen Ansatz sorgfäl- tig zu analysieren und daraus eine brauchbare Methode zu abstrahieren, die es ermög- licht, sie innerhalb einer vorgegebenen Zeit erfolgreich zu realisieren. Es sollen die er- sten Phasen der Softwareentwicklung bis hin zur Implementierung eines lauffähigen Prototypen durchlaufen werden. Der so konzipierte Prototyp soll vollständig in die Pro- duktpalette der TomTec Imaging Systems GmbH integriert sein. Bestehende und bei der Entwicklung auftretende Probleme sollen komplett beschrieben und auch gelöst werden. Die Software muss in die vorliegende Produktstruktur eingepasst werden und existie- rende Routinen, Algorithmen und Klassenbibliotheken nutzen bzw. erweitern, so dass der dann vorliegende Prototyp mit geringem Aufwand zu Markreife gelangen kann. Die Software soll durch Auswertung vorliegender aufgezeichneter US-Clips dem Arzt ein- deutig aufzeigen, in welchen Arealen des Myokards eine Ischämie vorliegt. Das bedeu- tet eine klare Abgrenzung gemessener Parameter von gesundem und nekrotischem Ge- webe, jedoch ohne klinische Erhebung. Dabei sollen weitreichende Automatisierungen den Arzt in der Routinearbeit unterstützen. Ein plausibles Ergebnis der Messungen und eine klare Ablauforganisation besitzen oberste Priorität. Demgegenüber tritt die Erstel- lung eines vollständigen und abgerundeten Softwarepaketes in den Hintergrund, der Prototypenstatus soll nicht verlassen werden.

3 Medizinische und physikalische Grundlagen des Kontrast- Ultraschalls

3.1 Kontrastmittelapplikation

Alle verschiedenen Kontrastmittel für US interagieren als integraler Bestandteil mit dem bildgebenden Prozess. Für eine weitere effektive Betrachtung ist ein Grundver- ständnis dieser Interaktion unabdingbar. Kenntnisse über Grundlagen der US-Technik werden jedoch vorausgesetzt.

3.1.1 Motivation für Kontrastmittel in der Echokardiographie

Grundlagen

Es ist bekannt, dass Blut auf Ultraschallbildern schwarz erscheint. Dies ist nicht da- durch begründet, dass Blut kein Echo produziert. Der von den roten Blutzellen reflek- tierte Schall ist einfach zu schwach (1.000 bis 10.000 mal schwächer als der von festem Gewebe), um bei den üblichen geringen diagnostischen Frequenzen von 1 bis 3 MHz, in der im Bild dargestellten Bandbreite von empfangenen US-Impulsen zu erscheinen. Die Hauptaufgabe eines Bildes bei einer US-Untersuchung des Herzens besteht in einer kla- ren Identifikation von Konturen, besonders der zwischen Blut und Myokard. Die Identifizierung der vollständigen Umrisse des Endokards ist beispielsweise ein wichtiger Teil jedes Stress-Echokardiogramms und der dazugehörigen Wandbewegungseinschätzung². Obwohl sich bei einigen Patienten diese Kontur von allein klar abzeichnet, ist bei vielen anderen, durch die Präsenz von sogenannten künstlichen Echos, das Endokard kaum zu definieren. Diese Echos, welche häufig eine Folge der Schallreflexion zwischen Trans- ducer ³ und Brustbereich des Patienten oder der Ablenkung des US-Strahls auf seinem Weg zwischen den Rippen sind, reduzieren letztendlich den Kontrast zwischen Blut und Gewebe. Wenn man das Echo des Blutes durch Beigabe von Kontrastmittel, einem so- genannten Contrast Agent (CA), erhöht, dann kann das Blut in den Herzkammern sicht- bar über den Artefakten wiedergegeben werden. Da das Echo homogener als das der Herzwand ist und das tragende Medium diese zusätzlich umströmt, leidet das Bild nicht an den zuvor erwähnten Artefakten. Es zeichnet sich eine klare Kontur ab, welche sich deutlich vom dunkleren Bereich des Endokards abgrenzt ([Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten] Abbildung 3-1).

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 3-1: Kontrastverstärktes harmonisches Bild des linken Ventrikel

Wenn nun das Echo des Blutes durch einen CA erhöht wird und somit große Blutgefäße besser dargestellt werden können, welchen Effekt hat dann der CA auf das Mikrogefäß- system des Myokards?

Der Muskel selbst erscheint dunkel auf dem US-Bild, so dass eine geringfügig gestei- gerte Helligkeit innerhalb des mikrovaskulären Systems zu erwarten wäre, die, falls sie detektierbar ist, die Möglichkeit zur Bestimmung der relativen Durchblutung innerhalb des Myokards eröffnet. Mit herkömmlichen Technologien war es nicht möglich, den geringfügigen Anstieg der Signalintensität zu detektieren. Mit speziellen Methoden wird eine Myokardiale Perfusionsbildgebung mittels US jedoch möglich.

Physiologie und Pathophysiologie Myokardialer Perfusion

Das Ziel der Quantifizierung myokardialer Perfusion ist es, zu bestimmen, ob die Myo- cyten ⁴ ausreichend mit Sauerstoff versorgt werden. Deshalb erfordert eine umfassende Einschätzung der Perfusion die Messung von Sauerstoffförderung des Blutes und Sau- erstoffverbrauch der Myocyten. Da die Sauerstoffübertragungskapazität des Blutes⁵ im allgemeinen konstant ist, wird die Sauerstoffversorgung üblicherweise durch die Mes- sung des Myokardialen Blutflusses (MBF) eingeschätzt[17].

Die vaskulären Kompartimente innerhalb des Myokards umfassen die größeren Arteri- en, die kleineren Arteriolen, das Kapillarnetzwerk und die intramyokardialen Venen. Bei einer intrakoronaren Bolusinjektion von Kontrastmittel ist der Effekt des Kontrast- anstiegs nacheinander in allen Kompartimenten zu sehen. Für die Einschätzung der Per- fusion ist es notwendig, das Blut innerhalb des Kapillarnetzwerks zu detektieren, wel- ches mehr als 90% des intramyokardialen Blutvolumens beinhaltet. Eine Quantifikation der Perfusion zielt auf eine Messung des intravaskulären Blutvolumens und der Ge- schwindigkeit des Blutes ab, aus denen der MBF abgeleitet werden kann.

Die Verteilung der intramyokardialen Gefäße ist nicht uniform, die Gefäßdichte ist in den subendokardialen Schichten am größten. Der Sauerstoffverbrauch ist dort höher als in epikardialen Schichten, weil das Endokard den höchsten Drücken ausgeliefert ist. Diese räumliche Nicht-Uniformität der myokardialen Perfusion wird weiter durch die temporalen Veränderungen des Myokardialen Blutvolumens⁶ (MBV) und demzufolge des MBF verkompliziert. Ein anderer Einflussfaktor auf die Veränderung des MBF ist zum Beispiel körperlicher Stress. Durch ihn hervorgerufene Auswirkungen während pharmakologischer Intervention werden am Ende dieses Unterkapitels beschrieben.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 3-2: Akuter Herzinfarkt in transsternaler Ansicht

Liegt nun ein akuter transmuraler Herzinfarkt vor, so ist dieser gekennzeichnet durch signifikant reduzierten oder nicht existierenden Blutfluss. Darauf folgt die Nekrose der Myocyten, die einher geht mit dem lokalen Verlust der mikrovaskulären Integrität. Die Nekrose tritt dabei zuerst im subendokardialen Myokard auf. Bei längeren arteriellen Okklusionen bewegt sich die Front der Nekrose innerhalb der gesamten ischämischen Zone progressiv durch den ganzen Muskel in Richtung Epikard (‹ Abbildung 3-2). Die resultierende Infarktgröße hängt also nicht nur vom Versorgungsbereich der verstopften Arterie ab, sondern auch von der Präsenz von Kollateralgefäßen, die eine Versorgung des Gewebes in diesem Fall übernehmen.

Nach einer erfolgreichen Rekanalisation der Arterie besitzen nekrotische Zonen als cha- rakteristische Eigenschaft keinen erneuten Blutfluss. Gerettetes Myokard, mit erhaltener mikrovaskulärer Integrität, wird hingegen wieder durchblutet. Es dauert eine gewisse Zeit, bis die mechanische Funktion nach einem ischämischen Ereignis wieder herge- stellt ist. Nicht-nekrotisches, jedoch betäubtes Herzgewebe wird als gerettet betrachtet, obwohl es sich nicht bewegt, da es seine Kontraktionsfähigkeit innerhalb weniger Wo- chen wiedererlangt. Die einzige diagnostische Prozedur für eine frühe Einschätzung der Wiederdurchblutung ist momentan die myokardiale Szintigraphie.

Bei Ruhe resultieren 90% der Stenosen von epikardialen Gefäßen durch kompensatori- sche Vasodilatation ⁷ der peripheren Gefäße nicht in einer Veränderung des MBF inner- halb des Versorgungsbereiches einer stenotisierten Arterie. Es gibt dabei einen signifi- kanten Unterschied zwischen epikardialen und subendokardialen Schichten. Subendo- kardiale intramurale Gefäße sind bei chronischem Herzleiden maximal erweitert, wäh- rend es epikardiale nicht sind. Ein vasodilatativer Stimulus erhöht den transmuralen Fluss durch Erweiterung der subendokardialen Mikrogefäße der gesunden Arterie und verringert entsprechend den treibenden Druck. Da aber die endokardialen Gefäße der stenotisierten Arterie schon maximal erweitert sind, resultiert der Abfall des Druckes in einer Verringerung des dortigen Flusses, da der kompensatorische Fluss nachlässt (‹Abbildung 3-3). Es kommen folglich chronische Herzleiden erst bei Stress richtig zum Vorschein, was unter anderem bei einer Stress-Untersuchung ausgenutzt wird. Gleichzeitig wird aber auch das enorme Risiko für den Patienten deutlich, da prinzipiell ein Infarkt provoziert werden kann. Betrachtet man einzig den MBF des gesamten Herzmuskels bei vasodilatativer Stimulation, so wird dieser beibehalten oder verbessert sich sogar.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 3-3: Effekt eines Vasodilatators auf die intramyokardialen Gefäße, (a) normaler epikardialer Arterien und (b) bei Präsenz einer Stenose

Somit beeinflussen Stenosen der Koronararterien das Volumen des Blutes im Versor- gungsgebiet und den dazugehörigen MBF, was ihn potentiell als signifikanten Parame- ter der Sauerstoffversorgung des myokardialen Gewebes auszeichnet. Eine Verringe- rung erklärt die messbaren Unterschiede in der maximalen Signalintensität zwischen normal und schlecht durchbluteten myokardialen Segmenten. Sie erlauben schließlich eine Beurteilung des Herzzustandes mittels Kontrast-Echokardiographie.

3.1.2 Arbeitsweise von Kontrastmitteln für Ultraschall

Die CA sind in vielen Ländern noch nicht oder nur teilweise von den jeweiligen Behör- den zugelassen. In Deutschland sind es zum Beispiel nur zwei. Hinzu kommt, das diese CA als Drogen klassifiziert werden, was den behandelnden Ärzten die Rückerstattung der Kosten bei den Krankenkassen erschwert. Ihre grundlegenden Eigenschaften und Verhaltensweisen sollen im folgenden erörtert werden.

Contrast Agents für Ultraschall

Die grundlegenden Anforderungen an einen CA sind, dass er einfach in den Blutkreis- lauf einzuführen sein muss, dort über die Dauer der Untersuchung stabil ist, eine gerin- ge toxische Wirkung auf den menschlichen Metabolismus besitzt und die akustischen Eigenschaften des interessierenden Gewebes signifikant verändert. Die universelle Technologie beruht auf kleinen gasgefüllten Mikrobläschen, die kleiner als die roten Blutkörperchen und deshalb dazu fähig sind, frei im Körper zu zirkulieren. Sie werden als sogenannte blood pool agents ⁸ bezeichnet ([Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten] Abbildung 3-4).

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 3-4: OPTISON®-Mikrobläschen mit roten Blutzellen, in vitro fotografiert

Die wichtigsten Eigenschaften, die das Ultraschallbild beeinflussen, sind Rückstreu- Koeffizient (RSK), Abschwächung, und akustische Ausbreitungsgeschwindigkeit[29]. Alle CA versuchen den RSK zu verstärken und dabei die Abschwächung so wenig wie möglich zu erhöhen, um damit ihr Echo im Kontrast zu dem des Blutes zu steigern. Die Entwicklung der CA begann mit der Untersuchung eingangs erwähnter Luftbläschen. Diese besaßen eine natürliche Instabilität, hatten einen zu großen Durchmesser, um den Lungenkreislauf zu passieren und zeigten nur etwa 2 bis 5 Sekunden eine Kontrastwir- kung[15]. Es gab in der Folgezeit oft Experimente um die Stabilität zu erhöhen, indem man versuchte, das Gasbläschen mit einer festen Schale zu umgeben. Der Durchbruch wurde 1984 durch Feistein et al. erzielt. Er produzierte Mikrobläschen durch Sonifikati- on einer Lösung des Humanserums Albumin und wies nach, dass sie nach einer intrave- nösen Injektion im linken Ventrikel visualisiert werden können[11]. Dieser CA wurde nachträglich kommerziell als ALBUNEX®, ⁹ weiterentwickelt. Viele Hersteller produ- zierten dann diese Art von stabilisierten Luftbläschen, unter anderem auch den CA LE- VOVIST®, ¹⁰. Diese sogenannten CA der ersten Generation besitzen jedoch den Nach- teil, dass die Schalen der Mikrobläschen extrem dünn sind, was dem Gas im Körperin- neren eine Diffusion zurück ins Blut erlaubt. Die effektive Nutzungsdauer variiert von Patient zu Patient und beträgt nur einige Minuten. Die nutzbare Zeit zur Bildgebung war jedoch in der Praxis beträchtlich geringer. Diese CA wurden als Bolusinjektion in den Blutkreislauf überführt und der maximale Effekt trat nur in der ersten Kreislaufpassage auf. Deshalb wurde die Entwicklung von CA vorangetrieben, deren akustische Eigen- schaften weiter verbessert wurden und die vor allem länger im Blutkreislauf verbleiben. Die Bläschen wurden anstatt mit Luft mit schwer löslichen Gasen, wie z.B. Fluorkoh- lenwasserstoffe, gefüllt und werden als CA der zweiten Generation bezeichnet (OPTI- SON®, 9, ECHOGEN®, ¹¹). Der Preis für die Stabilität ist jedoch eine reduzierte akusti- sche Interaktionsfähigkeit, demnach ein geringerer RSK.

Die Entwicklung der CA ist noch lange nicht abgeschlossen, denn die neuen US- Bildgebungs-Modalitäten erfordern immer mehr signifikante Eigenschaften, insbeson- dere eine größere Stabilität bei höheren akustischen Drücken[5].

Verhalten einer Mikroblase bei veränderlichem Druck

Die Interaktion einer US-Welle mit einer Population von Bläschen ist ein komplexer Prozess. Wenn ein Schallfeld sich durch ein Medium ausbreitet, dann ändert sich der Druck im Medium zwischen den Fronten der Longitudinalwellen. Ein Gasbläschen wird durch die Druckänderung entweder zusammengedrückt oder dehnt sich aus, das heißt, es geht in eine lineare Oszillation über. Bei dieser Bewegung wird es selbst zu einer Schallquelle[15], dessen Echo sich vom Entstehungsort radial durch den Körper ausbrei- tet. Der Schall, der den Transducer von diesem Bläschen und allen Benachbarten er- reicht, wird als zurückgeworfenes Echo des CA betrachtet. Die Basis kontrast- spezifischer Bildgebungs-Modalitäten ist es, dieses Echo zu charakterisieren, so dass es von dem gewöhnlichen Gewebes unterschieden werden kann.

Anders als das Gewebe reagiert eine Mikroblase in eigener Art auf ein auftretendes US- Feld. Dieses Verhalten ist grundsätzlich vom Durchmesser des Mikrobläschens und von der Energie des produzierten Feldes abhängig, das bedeutet von der Amplitude der Schallwellen. Bei geringen Schalldrücken von kleiner als 100 kPa gehen oszillieren die CA wie das Gewebe linear über, was in einer Erhöhung des Echos resultiert. Bei weite- rer Erhöhung der Signalintensität auf bis zu 1 MPa erreichen die oszillatorischen Aus- lenkungen der Mikroblase einen Punkt, an dem die alternierenden Ausdehnungen und Kompressionen in ihrer Größe nicht mehr identisch sind. Das Echo des CA zeigt daher nicht-lineare Merkmale, wie die Emission von Oberwellen zusätzlich zur fundamenta- len Welle. Die Folge dieses Resonanzphänomens ist, dass auf das reflektierte Signal diese zusätzliche Energie aufmoduliert wird und zusätzliche Signalanteile im Bereich der zweiten Oberwelle nachweisbar sind[4].

Wenn der Druck schließlich 1 MPa übersteigt, dann werden die Mikrobläschen zerstört und emittieren zuletzt starke, transiente und nicht-lineare Echos[37]. Diese sehr intensi- ven Signale entstehen beim völligen Kollaps der Außenhülle. Die Grenzen zwischen linearer Oszillation, nicht-linearer Resonanz und Zerstörung sind fließend. Sie hängen primär von Durchmesser und Beschaffenheit der Hülle des Bläschens ab[9]. Größere Bläschen neigen eher zur Instabilität als kleine, da sie eine erhöhte Angriffsfläche für den Schall bieten und das Verhältnis von Eigengröße zu Schalendicke sehr ungünstig ist. Ein Diagramm zur Darstellung des Auftretens von Resonanz in Abhängigkeit zum Durchmesser ist in Abbildung 3-5 zu sehen. Um das Resonanzphänomen innerhalb der diagnostischen Frequenzen für die Kardiologie¹² nutzen zu können, wird bei der Her- stellung der CA versucht, einen Durchmesser zwischen 3 und 4 µm zu erzielen.

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Abbildung 3-5: Abhängigkeit der Resonanz von Durchmesser und Frequenz

Der Mechanische Index

Um auftretende Eigenschaften des Schalls einfach beschreiben und Entstehungsbedin- gungen eines US-Bildes beurteilen zu können, muss ein signifikanter Parameter defi- niert werden. In den USA ist es durch die „ Food and Drugs Administration “¹³ (FDA) vorgeschrieben, dass alle Transducer mit dem geschätzten negativen Höchstdruck, dem das Gewebe ausgesetzt ist, gekennzeichnet sind. Per Definition wurde somit ein Index festgelegt, der die ungefähre Exponierung eines durchschnittlichen Gewebes durch US- Druck im Fokus des Strahls wiedergibt. Dieser Wert steht in Beziehung zu der Menge an mechanischer Arbeit, welche an einer Mikroblase während einer negativen Halbwel- le des Schalls verrichtet wird. Er ist direkt von der Signalamplitude (Intensität) und der Frequenz abhängig. Insgesamt ist der Mechanische Index (MI) wie folgt definiert:

Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten

Dabei ist P neg der Höchstwert des negativen US-Druckes und f die US-Frequenz. Bei klinischen US-Systemen liegt der MI gewöhnlich zwischen 0,1 und 2,0. Der Wert selbst variiert innerhalb der Schallkeule und ist maximal im Fokus, wenn keine Ablenkung des Schalls erfolgt. Dies ist durch Divergenz in der Energieverteilung des Fernfeldes be- gründet. Bei einer Kontrast-Untersuchung ist der MI einer der wichtigsten Gerätepara- meter, da er unter anderem die durchschnittliche Exponierung einer Mikroblase mit US beschreibt. Dadurch kann der Arzt die Zerstörung des CA durch US und folglich die Lebensdauer zur Visualisierung einschätzen.

3.1.3 Methoden der Administration eines Contrast Agent

Die Art der Administration eines CA ist abhängig von der Untersuchungsmethode und vor allem der bildgebenden Modalität. Ihre spezifischen Eigenschaften werden in Punkt 3.2 - Bildgebung mit Kontrastmittel erläutert. Um die Auswirkungen der Administration auf die Bildgebung zu analysieren, sollen die verschiedenen Ablaufszenarien miteinan- der zu verglichen werden.

[...]

¹ Cardiovascular Division, University of Virginia School of Medicine, Charlottesville, USA

² Ischämische Regionen implizieren eine sichtbar eingeschränkte Bewegung des Endokards.

³ engl.: Schallkopf

⁴ lat.: Herzmuskelzellen

⁵ Sie ist bestimmt durch Hämoglobin-Sättigung und Sauerstoffbindung.

⁶ Zum Beispiel zwischen Systole und Diastole.

⁷ lat.: Blutgefäßerweiterung

⁸ engl.: Kontrastmittel im Blutvolumen

⁹ Mallinckrodt Medical Incorporated, St Louis, USA

¹⁰ Schering AG, Berlin, Deutschland

¹¹ Sonus Incorporated, Bothell, USA

¹² Der Fokus des Schalls liegt hier in ca. 10-15 cm Tiefe. Dies bedeutet eine Benutzung eines Transducers niederer Frequenz (z.B. 3 MHz), da die Reichweite Hochfrequenter Transducer beschränkt ist.

¹³ Engl.: Amerikanische Verwaltungsbehörde für Lebens- und Arzneimittel.