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Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erfassung der Organperfusion auf Grundlage von sonografischen Methoden nach dem Dopplerprinzip unter Verwendung eines Systems zur Positionserkennung (z. B. Kamera-Marker-Systeme, elektromagnetische Positionserkennung) welches mit einem auf das zu untersuchende Blutgefäß ausgerichteten Schallkopf ausgestattet ist.
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Die als Perfusion bezeichnete Durchblutung von Organen des menschlichen Körpers bewirkt eine Versorgung des Körpergewebes mit Sauerstoff und weiteren Blutbestandteilen sowie eine Entsorgung von Stoffwechselprodukten und dergleichen. Funktionelle Mängel der Organperfusion, umgangssprachlich als Durchblutungsstörung bezeichnet, können akute oder chronische Beeinträchtigungen verschiedener Organ- bzw. Gewebefunktionen hervorrufen. Deshalb ist es für verschiedenartige medizinische Aufgaben notwendig, die Organperfusion des menschlichen Körpers zu erfassen.
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Eine diesbezüglich typische Anwendung ist beispielsweise die Untersuchung während einer Schwangerschaft. Für die normale Funktion aller Organe und für die normale Entwicklung der Organfunktion im Laufe der Schwangerschaft ist eine adäquate Blutversorgung eine unerlässliche Voraussetzung. Störungen der notwendigen Blutversorgung von Organen führen, insbesondere während der embryonalen und fetalen Entwicklung, zu einer Wachstumshemmung und Störung des Organaufbaus und/oder der Organfunktion. Beide Abweichungen von der Norm führen bei einem Großteil der mit einer solchen Störung behafteten Patienten zu Komplikationen kurz vor, während oder unmittelbar nach der Geburt. Weiterhin gehen viele pathophysiologische Prozesse (Veränderungen der Körperfunktionen) mit einer Veränderung der Organ- und Gewebsdurchblutung einher. So sind beispielsweise entzündliche Erkrankungen regelmäßig mit einer Steigerung der Gewebsdurchblutung verbunden, wohingegen zahlreiche chronische Erkrankungen mit einer verminderten Gewebsdurchblutung und dem Untergang der kleineren Blutgefäße innerhalb eines Organs verbunden sind.
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Deshalb wird sowohl für eine Einschätzung der embryonalen und fetalen vorgeburtlichen Entwicklung eines Kindes als auch für eine spätere Bewertung zahlreicher Erkrankungen angestrebt, dass die Organperfusion gemessen werden kann.
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Hierfür sind in der Medizin bereits verschiedene Verfahren verfügbar, die allerdings mit jeweils spezifischen Nachteilen behaftet sind.
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So sind die Magnetresonanztomografie und die Computertomografie sehr geräteaufwendig und kostenintensiv, so dass ein Einsatz dieser Verfahren überwiegend nur bei speziellen Fragestellungen erfolgt. Außerdem sind die Computertomografie und andere radiologische Verfahren, wie die angiografische Darstellung von Gefäßen, mit einer Strahlenbelastung für den Patienten verbunden und erfordern die Injektion eines Kontrastmittels. Dies kann z. B. bei Funktionseinschränkungen der Niere zu einer weiteren Verschlechterung der Nierenfunktion führen, so dass dieses Verfahren insbesondere bei vielen älteren Patienten nicht anwendbar ist. Ferner sind diese Verfahren naturgemäß invasiv und erfordern neben der Injektion eines Kontrastmittels auch die Punktion einer Vene oder Arterie und teilweise auch eine Katheterisierung bestimmter Gefäßgebiete.
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Weitere Möglichkeiten zur Erfassung der Organperfusion bieten szintigrafische Verfahren, also bildgebende Verfahren unter Anwendung von Gammastrahlen. Wesentlicher Nachteil ist hierbei die schlechte Ortsauflösung und die somit fehlende Möglichkeit einer Zuordnung der Perfusionssignale zu bestimmten Gewebsformationen.
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Eine Alternative stellen Verfahren unter Nutzung der Sonografie dar. Diese haben gegenüber den oben benannten Verfahren den wesentlichen Vorteil, dass die Anwendung für Patienten völlig unschädlich ist. Dabei kann mithilfe des kostengünstigen und an sich breit verfügbaren Verfahrens der Farbdopplertechnik die Durchblutung nicht-invasiv dargestellt werden. Ferner ist keine Injektion von Kontrastmitteln erforderlich, was die Anwendbarkeit dieser Methode weiter steigert. Die sonografischen Verfahren, insbesondere der Farbduplexsonografie, gestatten daher auch im ambulanten Sektor eine beliebig oft wiederholbare Darstellung der Durchblutung in den vom Ultraschall erreichbaren Organen und Geweben.
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Daher wird in der vorgeburtlichen Diagnostik die Farbdopplersonografie zur Beurteilung von Blutflussphänomenen in der Nabelschnur und im ungeborenen Kind selbst eingesetzt und außerdem auch bei einer Durchblutungsbeurteilung von verschiedenen Erkrankungen nach der Geburt. Allerdings besteht ein Nachteil der bislang bekannten farbduplexsonografischen Verfahren darin, dass hiermit keine tatsächliche Quantifizierung der Blutflussvolumina vorgenommen werden kann. Vielmehr handelt es sich bei den sog. Durchblutungsmessungen um die punktuelle Ableitung von Flussgeschwindigkeitsspektren über mehrere Herzaktionen. Dabei werden ganz überwiegend lediglich zwei Messwerte, nämlich der systolische (Blut-Ausströmungsphase des Herzens) und der diastolische (Blut-Einströmungsphase des Herzens) Geschwindigkeitswert ermittelt und zueinander ins Verhältnis gesetzt, um einen sog. Gefäßwiderstandsindex auf Grundlage folgender Formel ”RI = (Vmax – Vmin)/Vmax” zu berechnen, wobei ”RI” den Gefäßwiderstandsindex, ”Vmax” die systolische maximale Flussgeschwindigkeit und ”Vmin” die enddiastolische minimale Flussgeschwindigkeit während eines Herzzyklus beschreiben.
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Eine derartige Gefäßwiderstandsberechnung beschreibt jedoch lediglich die Änderung der Blutflussgeschwindigkeit während einer Herzaktion. Dabei wird insbesondere bei kleineren Gefäßen darauf verzichtet, den Winkel zwischen dem Blutgefäß und dem Ultraschallkopf zu messen. Eine exakte – hier allerdings nicht erfolgende – Schallwinkelbestimmung ist nach dem Dopplerprinzip die unabdingbare Voraussetzung für die Korrektur der gemessenen Geschwindigkeiten, um nach deren Division durch den Kosinus des Gefäßwinkels die tatsächliche Flussgeschwindigkeit errechnen zu können. Die bisherigen Verfahren zur Messung der Organperfusion liefern daher keine exakte Flussgeschwindigkeitsmessung.
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Der Stand der Technik beschreibt bisher auch weitere weniger verbreitete Verfahren. Eine Methode wird durch eine Ultraschallaufnahme in 3D durch einen Matrix- oder Linearschallkopf realisiert. Die Ermittlung der Organperfusion erfolgt durch Schnitt in der Horizontalebene in Verbindung mit der Ermittlung der Fläche durch das Auszählen der Pixel und somit die Bestimmung der Perfusion. Ausgehend von einem ideal runden Gefäß ergibt sich im schrägen Querschnitt eine Ellipse. Die Parameter werden nach folgenden Formeln berechnet:
Flächeninhalt Ellipse: A = π·a·b → areal = bgemessen/cosα → blgemessen = areal·cosα Volumenstrom/fluss: V . = vBlut·A
Blutflussgeschwindigkeit: VBlut = vMess/cosα
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Es ergibt sich: V . = (vMess·π·areal· areal·cosα)/cosα V . = vMess·π·areal 2 = vMess·AMess
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Diese Verfahrensweise wird durch Software (z. B. eine unter der Bezeichnung „PixelFlux” von Chameleon bekannte Software) ermöglicht, wobei entsprechende Berechnungen von Prof. Scholbach bekannt sind, siehe hierzu beispielsweise „Ultraschall in der Medizin/Impact Factor 3.260/E122 bis E127”. Ein Nachteil dieser Methode besteht allerdings darin, dass sie auf Grundlage von inhomogenen, da zeitlich versetzt zur Herzaktion aufgenommenen, Ultraschallaufnahmen des 3D-Würfels erfolgt.
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Bei den aus
US 2007/007 3153 A1 ,
US 2002/004 2574 A1 und
US 6,261,233 B1 bekannten technischen Lösungen werden entweder speziell angefertigte Schallköpfe verwendet oder es müssen zwei Schallköpfe auf der Haut des Patienten gleichzeitig angeordnet werden.
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Beim einem Verfahren gemäß
US 8,622,913 B2 wird der Gefäßverlauf und somit dessen Schallwinkel aus einer hohen Rate an Bildern im Farbdoppler und wechselweise im B-Bild kontinuierlich ermittelt. Dies geschieht unter Zuhilfenahme von mehreren Schallebenen relativ unabhängig von der eigentlichen Position des Schallkopfes. Dabei liegt der wesentliche Unterschied beim verwendeten Schallkopf und bei der Akquise der in der Druckschrift genannten „Scan Planes” zum Gefäßtracking. Nachteil des Verfahrens ist, dass zwingend ein 3D-Schallkopf notwendig ist, wobei entweder elektronische Schalllenkung in einem Matrix-Array oder ein motorgesteuerter Schwenk kontinuierlich durchgeführt wird. Dabei wird die Lage und Fläche des Gefäßes in Echtzeit ermittelt. Das Referenzbild wird permanent aus den umliegenden Scan Planes winkelkorrigiert, wobei der Schallkopf zur Berechnung an einer Position auf der Hautoberfläche bleibt.
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Weiterhin sind „Freihandverfahren mit Positionssensor” bekannt, wobei jedoch ebenso wie bei dem Verfahren mittels der oben erwähnten Software „PixelFlux” (Horizontalschnitt) die Dopplersignale in der auswertbaren Rekonstruktion inhomogen sind, da die Aufnahmen der Gefäßquerschnitte unabhängig von der Herzaktion durchgeführt werden. Das führt zwangsläufig zu falschen Werten in pulsatilen Gefäßen.
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Aufgabe der Erfindung ist es, eine technische Lösung zur winkelkorrigierten exakten Messung der Perfusion in Gefäßen und Organen zu schaffen. Dabei soll der Winkel zwischen dem Blutgefäß und dem Ultraschallgerät mittels System zur Positionserkennung gemessen werden. Es soll erreicht werden, dass nicht nur einzelne Gefäße punktuell einer Untersuchung unterzogen werden, sondern dass alle Gefäße eines Gewebes simultan untersucht werden können, um die tatsächliche mittlere Flussgeschwindigkeit in jedem einzelnen Gefäß nach einer Winkelkorrektur zu bestimmen. Außerdem soll die Querschnittsfläche aller Gefäße in einem Gewebe ermittelt werden und zum gesamten Gewebsquerschnitt ins Verhältnis gesetzt werden.
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Diese Aufgabe wird mit den im Patentanspruch benannten technischen Merkmalen gelöst, die in einem Ausführungsbeispiel noch näher erläutert werden.
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Mit der erfindungsgemäßen Lösung kann jeder beliebige am Markt erhältliche 2D-Farbdoppler-Schallkopf verwendet werden. Lediglich eine Adaptierung des Positioniersystems am Ultraschallkopf muss angepasst werden. Dabei genügt ein einzelner Schallkopf, welcher parallel zur Hautoberfläche bewegt wird. Somit werden unter gewohnter Handhabung beide Referenzpositionen, welche zur Berechnung des Gefäßwinkels notwendig sind, mit dem Schallkopf angefahren.
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Bei Anwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens wird ein einziger manueller Schwenk durchgeführt, gefolgt von der Auswertung anhand mindestens zwei daraus aufgenommener Positionen auf der Haut des Patienten. Die entstandene Sequenz wird demnach im Nachgang, also nicht in Echtzeit, ausgewertet.
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Nachfolgend wird ein Ausführungsbeispiel unter Bezugnahme auf die Zeichnung erläutert:
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1 zeigt den grundsätzlichen Verfahrensablauf gemäß der Erfindung in einer stilisierten Darstellung. Demzufolge ist eine Berechnung in einer zweidimensionalen Frontalebene vorgesehen, wobei mit einem System zur Positionserkennung A/B (z. B. Kamera-Marker-System), welches mit einem auf das Gefäß ausgerichteten Schallkopf ausgestattet ist, auf der Hautoberfläche der zu untersuchenden Person in einem kurzen Schwenk entlang der im Ultraschallbild sichtbaren Gefäßachse(n) geführt wird und somit an mindestens zwei unterschiedlichen Positionen (Pos 1 u. Pos 2) jeweils Aufnahmen des Gefäßquerschnittes D ausgelöst werden, wobei die vom Schallkopf – folglich im Ultraschallbild – und dem Positionserkennungssystem detektierten Parameter einer rechentechnischen Auswertung zugeführt werden.
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Die oben genannte Inhomogenität bisheriger Lösungen entfällt, da nur eine initiale Sequenz des quer geschnittenen Gefäßes D mit allen Herzaktionen C notwendig ist – wobei der Schallkopf dazu nicht bewegt wird – gefolgt von mindestens einer weiteren Aufnahme an einer zweiten Position (Einzelaufnahme oder Einzelbild aus Sequenz), die zur Lagebestimmung des jeweiligen Gefäßes im Raum benötigt wird. Dabei werden auf Grundlage der Vektorbestimmung im Raum die für eine Aussage zur Organperfusion relevanten Daten ermittelt.
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Hierfür wird der Volumenstrom (V) in der initialen Sequenz anhand der Parameter Querschnittsfläche, mittlere Geschwindigkeit und des ermittelten Schallwinkels α durch Vektorbestimmung entlang der Gefäßachse anhand mindestens zwei Positionen in einem definierten Abstand in einem oder mehreren Gefäßen nach folgender Formel berechnet: V . = VMess·AMess·tanα
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Somit wird gewährleistet, dass bei einer Messung der Organperfusion der Winkel zwischen dem zu untersuchenden Blutgefäß und dem jeweils zugeordneten Ultraschallkopf gemessen werden kann. Dabei wird erreicht, dass nicht nur einzelne Gefäße und diese punktuell einer Untersuchung unterzogen werden, sondern dass alle Gefäße eines Gewebes simultan untersucht werden können, um die tatsächliche Flussgeschwindigkeit in jedem einzelnen Gefäß nach einer Winkelkorrektur zu bestimmen.
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Außerdem kann die Querschnittsfläche von allen Gefäßen in einem Gewebe ermittelt werden und zum gesamten Gewebsquerschnitt ins Verhältnis gesetzt werden.
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Des Weiteren sind nunmehr bisher nur schwer durchführbare Messungen in verwundenen und unsymmetrischen Gefäßen, z. B. der Nabelschnur, möglich. Das wird dadurch begründet, dass auch ein nicht ideal rund geformtes Gefäß im Querschnitt aufgrund eines Schallwinkels < 90° im Bild eine höhere Fläche aufweist als ein orthogonal zur Flussrichtung geschnittenes Gefäß, aber zusammen mit der veränderten Geschwindigkeit durch den Dopplereffekt und dem Tangens des Schallwinkels keine Korrektur der Fläche an sich notwendig ist. Durch das automatische Auszählen der Pixel und die programmatische Interpretation der Farbinformationen anhand einer Skala am Rande des Ultraschallbildes kann man die in mm2 umgerechnete Fläche des Gefäßes im Bild direkt mit der ermittelten mittleren Geschwindigkeit und mit dem durch die genannte Vorrichtung exakt ermittelten Schallwinkel multiplizieren und man erhält das ebenso exakte Flussvolumen.
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Mit der vorgeschlagenen technischen Lösung können durch eine sehr genaue Ermittlung der Perfusionsmenge wesentlich genauere Aussagen zur Organdurchblutung getroffen und die Risiken von Störungen der Organfunktion und der Organmorphologie besser eingeschätzt werden. Dies ist für zahlreiche medizinische Anwendungen relevant, wobei als bevorzugte Anwendung diesbezügliche Untersuchungen während der Schwangerschaft zu nennen sind.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- US 2007/0073153 A1 [0014]
- US 2002/0042574 A1 [0014]
- US 6261233 B1 [0014]
- US 8622913 B2 [0015]
