Physik des Ultraschalls

Daquan Xu

EINFÜHRUNG

Die Ultraschallanwendung ermöglicht eine nicht-invasive Visualisierung von Gewebestrukturen. Echtzeit-Ultraschallbilder sind integrierte Bilder, die aus der Reflexion von Organoberflächen und der Streuung in heterogenen Geweben resultieren. Das Ultraschallscannen ist ein interaktives Verfahren, an dem der Bediener, der Patient und die Ultraschallinstrumente beteiligt sind. Obwohl die Physik hinter der Erzeugung, Ausbreitung, Erkennung und Umwandlung von Ultraschall in praktische Informationen ziemlich komplex ist, ist seine klinische Anwendung viel einfacher. Da sich die Ultraschallbildgebung in den letzten zehn Jahren enorm verbessert hat, bietet sie Anästhesisten die Möglichkeit, Zielnerven und relevante anatomische Strukturen direkt zu visualisieren. Eine ultraschallgesteuerte Nervenblockade ist ein kritischer Wachstumsbereich für neue Anwendungen der Ultraschalltechnologie und hat sich zu einem wesentlichen Bestandteil der Regionalanästhesie entwickelt. Das Verständnis der in diesem Abschnitt vorgestellten grundlegenden Ultraschallphysik ist für Anästhesisten hilfreich, um den Schallkopf richtig auszuwählen, das Ultraschallsystem einzustellen und dann eine zufriedenstellende Bildgebung zu erhalten.

GESCHICHTE DES ULTRASCHALLS

1880 entdeckten die französischen Physiker Pierre Curie und sein älterer Bruder Paul-Jacques Curie den piezoelektrischen Effekt in bestimmten Kristallen. Paul Langevin, ein Schüler von Pierre Curie, entwickelte piezoelektrische Materialien, die mechanische Schwingungen mit hoher Frequenz erzeugen und empfangen können (daher Ultra-Klang). Während des Ersten Weltkriegs wurde Ultraschall in der Marine eingeführt, um feindliche U-Boote zu erkennen. Im medizinischen Bereich wurde Ultraschall jedoch zunächst eher zu therapeutischen als zu diagnostischen Zwecken eingesetzt. In den späten 1920er Jahren entdeckte Paul Langevin, dass Hochleistungs-Ultraschall Wärme in Knochen erzeugen und tierisches Gewebe zerstören kann. Infolgedessen wurde Ultraschall in den frühen 1950er Jahren zur Behandlung von Patienten mit Ménière-Krankheit, Parkinson-Krankheit und rheumatischer Arthritis eingesetzt. Diagnostische Anwendungen von Ultraschall begannen durch die Zusammenarbeit von Ärzten und Sonaringenieuren (Sound Navigation Rangeing). Im Jahr 1942 beschrieben Karl Dussik, ein Neuropsychiater, und sein Bruder, Friederich Dussik, ein Physiker, Ultraschall als medizinisches Diagnosewerkzeug, um neoplastisches Gewebe im Gehirn und in den Hirnventrikeln sichtbar zu machen. Die damaligen Einschränkungen der Ultraschallgeräte verhinderten jedoch die weitere Entwicklung klinischer Anwendungen bis Mitte der 1960er Jahre. Der Echtzeit-B-Scanner wurde 1965 entwickelt und erstmals in der Geburtshilfe eingeführt. 1976 waren die ersten mit Doppler-Messungen gekoppelten Ultraschallgeräte im Handel erhältlich. In Bezug auf die Regionalanästhesie waren La Grange und seine Kollegen bereits 1978 die ersten Anästhesisten, die einen Fallserienbericht über die Ultraschallanwendung bei peripherer Nervenblockade veröffentlichten. Sie verwendeten einfach einen Doppler-Schallkopf, um die A. subclavia zu lokalisieren, und führten bei 61 Patienten eine supraklavikuläre Plexus-brachialis-Blockade durch (Abbildungen 1A und 1B). Berichten zufolge führte die Dopplerführung zu einer hohen Blockierungserfolgsrate (98 %) und dem Fehlen von Komplikationen wie Pneumothorax, Zwerchfelllähmung, Hämatom, Konvulsion, wiederkehrender Larynxnervblockade und Spinalanästhesie. 1989 berichteten Ting und Sivagnanaratnam über die Verwendung von B-Mode-Ultraschall, um die Anatomie der Axilla zu demonstrieren und die Ausbreitung von Lokalanästhetika während einer Blockade des axillären Plexus brachialis zu beobachten.

Abbildung 1. A: Frühe Anwendung von Doppler-Ultraschall durch LaGrange zur Durchführung einer supraklavikulären Brachialblockade. B: Beziehung zwischen dem Plexus brachialis und der A. subclavia.

1994 untersuchten Stephan Kapral und Kollegen systematisch den Plexus brachialis mit B-Mode-Ultraschall. Seitdem haben mehrere Teams weltweit unermüdlich daran gearbeitet, die Anwendung der Ultraschallbildgebung in der Regionalanästhesie zu definieren und zu verbessern. Die ultraschallgesteuerte Nervenblockade wird derzeit in vielen Zentren weltweit routinemäßig in der Praxis der Regionalanästhesie eingesetzt.

Hier ist eine Zusammenfassung der Ultraschall-Quick-Facts:

1880: Pierre und Jacques Curie entdecken den piezoelektrischen Effekt in Kristallen.
1915: Ultraschall wird von der Marine zur Ortung von U-Booten eingesetzt.
1920er: Paul Langevin entdeckte, dass Hochleistungs-Ultraschall Wärme im Knochengewebe erzeugen und tierisches Gewebe zerstören kann.
1942: Die Dussik-Brüder beschreiben die Verwendung von Ultraschall als diagnostisches Instrument.
1950er Jahre: Ultraschall wird zur Behandlung von Patienten mit Ménière-Krankheit, Parkinson-Krankheit und rheumatischer Arthritis eingesetzt.
1965: Der Echtzeit-B-Scan wurde entwickelt und in der Geburtshilfe eingeführt.
1978: La Grange veröffentlichte die erste Fallserie von Ultraschallanwendungen zur Platzierung von Nadeln für Nervenblockaden.
1989: Ting und Sivagnanaratnam verwendeten Ultraschall, um die Anatomie der Axilla zu demonstrieren und die Ausbreitung von Lokalanästhetika während einer Achselblockade zu beobachten.
1994: Steven Kapral und Kollegen erforschten die Plexus-brachialis-Blockade mit B-Mode-Ultraschall.

Definition von Ultraschall

Schall breitet sich als mechanische Longitudinalwelle aus, bei der die Hin- und Herbewegung der Teilchen parallel zur Ausbreitungsrichtung der Welle verläuft. Ultraschall ist hochfrequenter Schall und bezeichnet mechanische Schwingungen oberhalb von 20 kHz. Das menschliche Ohr kann Töne mit Frequenzen zwischen 20 Hz und 20 kHz hören. Elefanten können Geräusche mit Frequenzen von weniger als 20 Hz für die Fernkommunikation erzeugen und erkennen. Fledermäuse und Delphine erzeugen Geräusche im Bereich von 20 bis 100 kHz für eine präzise Navigation (Abbildungen 2A und 2B). Üblicherweise für die medizinische Diagnostik verwendete Ultraschallfrequenzen liegen zwischen 2 und 15 MHz. Töne mit Frequenzen über 100 kHz treten jedoch nicht natürlich auf; Nur von Menschen entwickelte Geräte können diese Frequenzen oder Ultraschall erzeugen und erkennen.

Abbildung 2. A: Elefanten können Geräusche mit Frequenzen von weniger als 20 Hz für die Fernkommunikation erzeugen und erkennen. B: Fledermäuse und Delphine erzeugen Geräusche im Bereich von 20–100 kHz zur Navigation und räumlichen Orientierung.

Piezoelektrischer Effekt

Ultraschallwellen können durch Materialien mit piezoelektrischem Effekt erzeugt werden. Der piezoelektrische Effekt ist ein Phänomen, das durch die Erzeugung einer elektrischen Ladung als Reaktion auf eine auf bestimmte Materialien ausgeübte mechanische Kraft (Stauchen oder Strecken) auftritt. Umgekehrt kann beim Anlegen eines elektrischen Feldes an ein solches Material eine mechanische Verformung entstehen, die auch als piezoelektrischer Effekt bekannt ist (Figure 3). Sowohl natürliche als auch vom Menschen hergestellte Materialien, einschließlich Quarzkristalle und keramische Materialien, können piezoelektrische Eigenschaften aufweisen. Kürzlich wurde Bleizirkonattitanat als piezoelektrisches Material für die medizinische Bildgebung verwendet. Bleifreie piezoelektrische Materialien befinden sich ebenfalls in der Entwicklung. Einzelne piezoelektrische Materialien erzeugen eine kleine Energiemenge. Durch Stapeln piezoelektrischer Elemente in Schichten in einem Wandler kann der Wandler jedoch elektrische Energie effizienter in mechanische Schwingungen umwandeln. Diese mechanischen Schwingungen werden dann in elektrische Energie umgewandelt.

Abbildung 3. Der piezoelektrische Effekt. Mechanische Verformung und daraus resultierende Schwingungen, die durch ein an bestimmtes Material angelegtes elektrisches Feld verursacht werden, können einen Ton mit hoher Frequenz erzeugen.

Ultraschall-Terminologie

Zeitraum ist die Zeit, die eine Schallwelle benötigt, um einen Zyklus abzuschließen; die Maßeinheit der Periode ist die Mikrosekunde (µs). Wellenlänge ist die Raumlänge, über die ein Zyklus auftritt; sie ist gleich der Wegstrecke vom Beginn bis zum Ende eines Zyklus. Frequenz ist die Anzahl der Zyklen, die pro Sekunde wiederholt werden, und wird in Hertz (Hz) gemessen. Schallgeschwindigkeit ist die Geschwindigkeit, mit der sich eine Schallwelle durch ein Medium ausbreitet. Sie ist gleich der Frequenz mal der Wellenlänge. Geschwindigkeit c wird durch die Dichte ρ und Steifigkeit κ des Mediums bestimmt (c = (κ/ρ)^1/2). Dichte ist die Konzentration eines Mediums. Steifheit ist der Druckwiderstand eines Materials. Die Ausbreitungsgeschwindigkeit nimmt zu, wenn die Steifigkeit erhöht oder die Dichte verringert wird.

Die durchschnittliche Ausbreitungsgeschwindigkeit in Weichgeweben beträgt 1540 m/s (reicht von 1400 bis 1640 m/s). Ultraschall kann jedoch nicht in Lungen- oder Knochengewebe eindringen. Akustische Impedanz z ist der Schwierigkeitsgrad, den eine Schallwelle aufweist, die durch ein Medium übertragen wird; sie ist gleich der Dichte ρ multipliziert mit der Schallgeschwindigkeit c (z = ρc). Sie nimmt zu, wenn die Ausbreitungsgeschwindigkeit oder die Dichte des Mediums erhöht wird. Dämpfungskoeffizient ist der Parameter, der verwendet wird, um die Abnahme der Ultraschallamplitude in bestimmten Medien als Funktion der Ultraschallfrequenz abzuschätzen. Der Dämpfungskoeffizient steigt mit steigender Frequenz; Daher ist eine praktische Folge der Dämpfung, dass die Durchdringung mit zunehmender Frequenz abnimmt (Figure 4).

Ultraschallwellen haben einen selbstfokussierenden Effekt, der sich auf die natürliche Verengung des Ultraschallstrahls bei einer bestimmten Laufstrecke im Ultraschallfeld bezieht. Es ist eine Übergangsebene zwischen Nahfeld und Fernfeld. Die Strahlbreite auf der Übergangsebene ist gleich dem halben Durchmesser des Wandlers. Im Abstand der zweifachen Nahfeldlänge erreicht die Strahlbreite den Wandlerdurchmesser. Der selbstfokussierende Effekt verstärkt Ultraschallsignale durch Erhöhung des Schalldrucks.

Abbildung 4. Die Ultraschallamplitude nimmt in bestimmten Medien als Funktion der Ultraschallfrequenz ab, ein Phänomen, das als Dämpfungskoeffizient bekannt ist. (Angepasst mit Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Bei der Ultraschallbildgebung gibt es zwei Aspekte der räumlichen Auflösung: axial und lateral. Axiale Auflösung ist der minimale Abstand von oben-unten-Ebenen entlang der Strahlachse. Sie wird durch die räumliche Pulslänge bestimmt, die gleich dem Produkt aus Wellenlänge und Anzahl der Zyklen innerhalb eines Pulses ist. Sie lässt sich in folgender Formel darstellen:

Axiale Auflösung = Wellenlänge λ × Anzahl der Zyklen pro Impuls n 2

Die Anzahl der Zyklen innerhalb eines Impulses wird durch die Dämpfungseigenschaften des Wandlers bestimmt. Die Anzahl der Zyklen innerhalb eines Impulses wird üblicherweise vom Hersteller der Ultraschallgeräte zwischen 2 und 4 eingestellt. Wenn zum Beispiel ein 2-MHz-Ultraschallwandler theoretisch zum Scannen verwendet wird, würde die axiale Auflösung zwischen 0.8 und 1.6 mm liegen, was es unmöglich macht, eine 21-Gauge-Nadel sichtbar zu machen. Bei konstanter Schallgeschwindigkeit kann höherfrequenter Ultraschall kleinere Objekte erkennen und ein Bild mit besserer Auflösung liefern. Die axiale Auflösung aktueller Ultraschallsysteme liegt zwischen 0.05 und 0.5 mm. Figure 5 zeigt Bilder mit unterschiedlichen Auflösungen, wenn ein Objekt mit einem Durchmesser von 0.5 mm mit drei verschiedenen Frequenzeinstellungen visualisiert wird.

Abbildung 5. Die Ultraschallfrequenz beeinflusst die Auflösung des abgebildeten Objekts. Die Auflösung kann durch Erhöhen der Frequenz und Verringern der Strahlbreite durch Fokussieren verbessert werden. (Wiedergabe mit freundlicher Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Seitliche Auflösung ist ein weiterer Parameter der Schärfe, um den minimalen Abstand zwischen zwei Objekten nebeneinander zu beschreiben. Sie wird sowohl von der Ultraschallfrequenz als auch von der Strahlbreite bestimmt. Die höheren Frequenzen haben einen schmaleren Fokus und bieten eine bessere axiale und laterale Auflösung. Die seitliche Auflösung kann auch verbessert werden, indem der Fokus angepasst wird, um die Strahlbreite zu verringern.

Zeitliche Auflösung ist auch wichtig für die Beobachtung eines sich bewegenden Objekts wie Blutgefäße und Herz. Wie bei einem Film oder Zeichentrickfilm erfordert das menschliche Auge, dass das Bild mit einer Rate von ungefähr 25 Mal pro Sekunde oder mehr aktualisiert wird, damit ein Ultraschallbild kontinuierlich erscheint. Die Bildauflösung wird jedoch durch die Erhöhung der Bildfrequenz beeinträchtigt. Die Optimierung des Verhältnisses von Auflösung zu Bildrate ist entscheidend für die Bereitstellung des bestmöglichen Bildes.

WECHSELWIRKUNGEN VON ULTRASCHALL MIT GEWEBEN

Während sich die Ultraschallwelle durch Gewebe ausbreitet, unterliegt sie einer Reihe von Wechselwirkungen. Die wichtigsten Merkmale sind wie folgt:

Betrachtung
Streuen
Absorption

Trifft Ultraschall auf Grenzen zwischen verschiedenen Medien, wird ein Teil des Ultraschalls reflektiert und der andere Teil durchgelassen. Die reflektierten und transmittierten Richtungen sind durch den Reflexionswinkel θr bzw. den Transmissionswinkel θt gegeben (Figure 6).

Abbildung 6. Die Wechselwirkung von Ultraschallwellen durch die Medien, in denen sie sich ausbreiten, ist komplex. Wenn Ultraschall auf Grenzen zwischen verschiedenen Medien trifft, wird ein Teil des Ultraschalls reflektiert und ein Teil durchgelassen. Die reflektierten und transmittierten Richtungen hängen von den jeweiligen Reflexions- und Transmissionswinkeln ab. (Angepasst mit Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Refektion von Schallwellen ähnelt der optischen Reflexion. Ein Teil seiner Energie wird in das Medium zurückgeschickt, aus dem es kam. Bei einer echten Reflexion ist der Reflexionswinkel θ_r muss gleich dem Einfallswinkel θ sein_i. Die Stärke der Reflexion an einer Grenzfläche ist variabel und hängt von der Impedanzdifferenz zwischen zwei affinen Medien und dem Einfallswinkel an der Grenzfläche ab. Bei gleichen Medienimpedanzen erfolgt keine Reflexion (kein Echo). Wenn es einen signifikanten Unterschied zwischen den Medienimpedanzen gibt, erfolgt eine nahezu vollständige Reflexion. Beispielsweise bringt eine Grenzfläche zwischen Weichteilen und entweder Lunge oder Knochen eine beträchtliche Änderung der akustischen Impedanz mit sich und erzeugt starke Echos. Diese Reflexionsintensität ist auch stark winkelabhängig. In der Praxis bedeutet dies, dass der Ultraschallkopf senkrecht zum Zielnerv platziert werden muss, um ihn klar sichtbar zu machen. Eine Änderung der Schallrichtung beim Überschreiten der Grenze zwischen zwei Medien wird genannt Brechung. Wenn die Ausbreitungsgeschwindigkeit durch das zweite Medium langsamer ist als die durch das erste Medium, ist der Brechungswinkel kleiner als der Einfallswinkel. Refraktion kann das Artefakt verursachen, das unter großen Gefäßen auf dem Bild auftritt.

Während des Ultraschallscannens muss ein Kopplungsmedium zwischen dem Schallkopf und der Haut verwendet werden, um Luft von der Schallkopf-Haut-Grenzfläche zu verdrängen. Dazu werden verschiedene Gele und Öle aufgetragen. Darüber hinaus können sie als Schmiermittel wirken, was eine reibungslose Scanleistung ermöglicht. Die meisten gescannten Schnittstellen sind etwas unregelmäßig und gekrümmt. Wenn die Grenzabmessungen deutlich kleiner als die Wellenlänge sind oder nicht glatt sind, werden die reflektierten Wellen gestreut.

Streuung ist die Schallumlenkung in beliebige Richtungen durch raue Oberflächen oder durch heterogene Medien (Figure 7).

Abbildung 7. Streuung ist die Umlenkung von Ultraschall in beliebige Richtungen, die durch raue Oberflächen oder durch heterogene Medien verursacht wird. (Angepasst mit Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Normalerweise ist die Streuintensität viel geringer als die spiegelähnliche Reflexionsintensität und relativ unabhängig von der Richtung der einfallenden Schallwelle; daher wird die Visualisierung des Zielnervs nicht wesentlich durch eine andere Streuung in der Nähe beeinflusst.

Absorption ist definiert als die direkte Umwandlung der Schallenergie in Wärme. Mit anderen Worten, Ultraschall erzeugt Wärme im Gewebe. Höhere Frequenzen werden stärker absorbiert als niedrigere Frequenzen. Eine höhere Abtastfrequenz ergibt jedoch eine bessere axiale Auflösung. Wenn die Ultraschallpenetration nicht ausreicht, um die interessierenden Strukturen sichtbar zu machen, wird eine niedrigere Frequenz gewählt, um die Penetration zu erhöhen. Die Verwendung längerer Wellenlängen (niedrigere Frequenz) führt zu einer geringeren Auflösung, da die Auflösung der Ultraschallbildgebung proportional zur Wellenlänge der Bildgebungswelle ist. Frequenzen zwischen 6 und 12 MHz ergeben typischerweise eine ausreichende Auflösung für die Bildgebung bei peripherer Nervenblockade, während Frequenzen zwischen 2 und 5 MHz normalerweise für die Bildgebung von neuraxialen Strukturen benötigt werden. Frequenzen von weniger als 2 MHz oder mehr als 15 MHz werden aufgrund unzureichender Auflösung oder der unzureichenden Eindringtiefe in den meisten klinischen Anwendungen selten verwendet.

ULTRASCHALLBILDMODI

Ein Modus

Der A-Modus ist der älteste Ultraschalltechnik und wurde 1930 erfunden. Der Wandler sendet einen einzelnen Ultraschallimpuls in das Medium. Dadurch wird ein eindimensionales, einfachstes Ultraschallbild erstellt, auf dem eine Reihe vertikaler Spitzen erzeugt wird, nachdem Ultraschallstrahlen auf die Grenze des unterschiedlichen Gewebes treffen. Der Abstand zwischen den Echospitzen (Figure 8) kann berechnet werden, indem die Ultraschallgeschwindigkeit im Gewebe (1540 m/s) durch die Hälfte der verstrichenen Zeit geteilt wird, aber es gibt wenig Informationen über die räumliche Beziehung abgebildeter Strukturen. Daher ist der A-Modus-Ultraschall nicht für die Regionalanästhesie anwendbar.

Abbildung 8. Der A-Modus des Ultraschalls besteht aus einem eindimensionalen Ultraschallbild, das als eine Reihe vertikaler Spitzen angezeigt wird, die der Tiefe der Strukturen entsprechen, auf die der Ultraschall in verschiedenen Geweben trifft. (Wiedergegeben mit Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGrawHill, Inc; 2011.)

B-Modus

Der B-Modus ist ein zweidimensionales (2D) Bild des Bereichs, der gleichzeitig von einer linearen Anordnung von 100–300 piezoelektrischen Elementen abgetastet wird und nicht von einem einzigen wie im A-Modus (Figure 9). Die Amplitude des Echos aus einer Reihe von A-Scans wird in der B-Modus-Bildgebung in Punkte unterschiedlicher Helligkeit umgewandelt. Die horizontale und vertikale Richtung stellen reale Entfernungen im Gewebe dar, während die Intensität der Grauskala die Echostärke anzeigt (Figure 10). Der B-Modus kann ein Bild eines Querschnitts durch den interessierenden Bereich liefern und ist der primäre Modus, der derzeit in der Regionalanästhesie verwendet wird.

Abbildung 9. Der B-Modus-Wandler enthält numerische piezoelektrische Elemente, die elektrisch parallel geschaltet sind.

Abbildung 10. Ein Beispiel für die Bildgebung im B-Modus. Die horizontale und vertikale Richtung stellen Entfernungen und Gewebe dar, während die Intensität der Grauskala die Echostärke anzeigt. (Angepasst mit Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Doppler-Modus

Der Doppler-Effekt basiert auf der Arbeit des österreichischen Physikers Johann Christian Doppler. Der Begriff beschreibt eine Änderung der Frequenz oder Wellenlänge einer Schallwelle, die aus einer Relativbewegung zwischen Schallquelle und Schallempfänger resultiert. Mit anderen Worten, an einer stationären Position ist die Schallfrequenz konstant. Bewegt sich die Schallquelle auf den Schallempfänger zu, müssen die Schallwellen gestaucht werden und es entsteht ein höherer Ton (positive Doppler-Verschiebung); Wenn sich die Schallquelle vom Empfänger entfernt, müssen die Schallwellen gestreckt werden und der empfangene Schall hat eine niedrigere Tonhöhe (negative Dopplerverschiebung) (Figure 11). Die Größe der Dopplerverschiebung hängt vom Einfallswinkel zwischen den Richtungen des emittierten Ultraschallstrahls und den sich bewegenden Reflektoren ab. Bei einem Winkel von 90° gibt es keine Dopplerverschiebung. Bei einem Winkel von 0° oder 180° ist die größte Dopplerverschiebung zu erkennen. Im medizinischen Bereich fallen die Doppler-Verschiebungen normalerweise in den hörbaren Bereich.

Abbildung 11. Der Doppler-Effekt. Wenn sich eine Schallquelle vom Empfänger entfernt, hat der empfangene Schall eine niedrigere Tonhöhe und umgekehrt. (Angepasst mit Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Farbdoppler erzeugt eine farbcodierte Karte von Dopplerverschiebungen, die einem B-Mode-Ultraschallbild überlagert werden. Die Richtung des Blutflusses hängt davon ab, ob die Bewegung auf den Schallkopf zu oder von ihm weg erfolgt. Konventionell gewählt, geben rote und blaue Farben Auskunft über Richtung und Geschwindigkeit des Blutflusses. Gemäß der Farbkarte (Farbbalken) in der oberen linken Ecke der Abbildung (Figure 12), zeigt die rote Farbe oben auf dem Balken den Fluss an, der auf die Ultraschallsonde zukommt, und die blaue Farbe unten auf dem Balken zeigt den Fluss von der Sonde weg an.

Figure 12 Farbdoppler erzeugt eine farbcodierte Karte von Dopplerformen, die einem B-Mode-Ultraschallbild überlagert werden. Konventionell gewählt, geben rote und blaue Farben Auskunft über Richtung und Geschwindigkeit des Blutflusses. (Angepasst mit Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Abbildung 13. Der Farbdopplermodus wird verwendet, um die Richtung des Blutgefäßes zu erkennen.

Bei ultraschallgeführten peripheren Nervenblockaden wird der Farbdopplermodus verwendet, um das Vorhandensein und die Art der Blutgefäße (Arterie vs. Vene) im interessierenden Bereich zu erkennen. Wenn sich die Richtung des Ultraschallstrahls ändert, ändert sich die Farbe des arteriellen Flusses von blau nach rot oder umgekehrt, je nach verwendeter Konvention (Abbildungen 13, 14A, 14B und 14C). Der Power-Doppler ist bei der Erkennung des Blutflusses bis zu fünfmal empfindlicher als der Farbdoppler und weniger abhängig vom Scanwinkel. Somit können mittels Power-Doppler kleinere Blutgefäße zuverlässiger identifiziert werden. Der Nachteil ist, dass der Power-Doppler keine Informationen über Richtung und Geschwindigkeit des Blutflusses liefert (Figure 15).

Abbildung 14. A: Die Halsschlagader zeigt eine rote Farbe, wenn das Blut zum Schallkopf fließt. B: Karotisarterie zeigt mehrdeutige Farbe bei einem 90°-Doppler-Winkel; Die gleiche Wellenform ist auf beiden Seiten der Grundlinie zu sehen. C: Halsschlagader zeigt blaue Farbe, wenn das Blut vom Schallkopf wegfließt.

Abbildung 15. Obwohl der Power-Doppler bei der Identifizierung kleinerer Blutgefäße nützlich sein kann, besteht der Nachteil darin, dass er keine Informationen über die Richtung und Geschwindigkeit des Blutflusses liefert. (Angepasst mit Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

M-Mode

Ein einzelner Strahl in einem Ultraschallscan kann verwendet werden, um ein Bild mit einem Bewegungssignal zu erzeugen, in dem die Bewegung einer Struktur wie einer Herzklappe wellenartig dargestellt werden kann. Der M-Modus wird in großem Umfang in der kardialen und fötalen Herzbildgebung verwendet; seine derzeitige Verwendung in der Regionalanästhesie ist jedoch vernachlässigbar (Figure 16).

Abbildung 16. Der M-Modus besteht aus einem einzelnen Strahl, der verwendet wird, um ein Bild mit einem Bewegungssignal zu erzeugen. Die Bewegung einer Struktur kann in einer wellenförmigen Materie dargestellt werden. (Wiedergabe mit freundlicher Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

ULTRASCHALLINSTRUMENTE

Ultraschallgeräte wandeln die vom Schallkopf empfangenen Echos in sichtbare Punkte um, die das anatomische Bild auf einem Ultraschallbildschirm bilden. Die Helligkeit jedes Punktes entspricht der Echostärke, wodurch ein sogenanntes Graustufenbild entsteht. In der Regionalanästhesie werden zwei Arten von Scan-Schallköpfen verwendet: linear und gebogen. Ein linearer Schallkopf kann parallele Scanlinien und eine rechteckige Anzeige erzeugen, die als linearer Scan bezeichnet wird, während ein gekrümmter Schallkopf einen krummlinigen Scan und ein bogenförmiges Bild liefert (Abbildungen 17A und 17B). Beim klinischen Scannen kann selbst eine sehr dünne Luftschicht zwischen dem Schallkopf und der Haut praktisch den gesamten Ultraschall reflektieren und ein Eindringen in das Gewebe verhindern. Daher wird ein Kopplungsmedium, normalerweise ein wässriges Gel, zwischen den Oberflächen des Wandlers und der Haut aufgetragen, um die Luftschicht zu beseitigen.

Die derzeit in der Regionalanästhesie verwendeten Ultraschallgeräte liefern ein 2D-Bild oder „Schnitt“. Kürzlich wurden Maschinen entwickelt, die in der Lage sind, dreidimensionale (3D) Bilder zu erzeugen. Theoretisch sollte die 3D-Bildgebung helfen, den Zusammenhang zwischen anatomischen Strukturen und der Ausbreitung von Lokalanästhetika zu verstehen. Es gibt drei Haupttypen der 3D-Ultraschallbildgebung: (1) Freihand-3D basiert auf einer Reihe von 2D-Querschnitts-Ultraschallbildern, die von einem Sonographen aufgenommen wurden, der den Schallkopf über einen interessierenden Bereich schwenkt (Abbildungen 18A und 18B). (2) Volume 3D liefert volumetrische 3D-Bilder mit einem dedizierten 3D-Wandler. Die Wandlerelemente streichen während des Scannens automatisch durch den interessierenden Bereich; Der Sonograph muss keine Handbewegungen ausführen (Abbildung 18C). (3) Echtzeit-3D nimmt mehrere Bilder aus verschiedenen Winkeln auf, sodass der Sonographer sehen kann, wie sich das 3D-Modell in Echtzeit bewegt. Die typische räumliche Auflösung der 3D-Bildgebung beträgt jedoch etwa 0.34–0.5 mm. Derzeit fehlt es 3D-Bildgebungssystemen noch an der Auflösung und Einfachheit von 2D-Bildern, sodass ihr praktischer Einsatz in der Regionalanästhesie begrenzt ist.

Abbildung 17. A: Rechteckiges Scanfeld, das von einem linearen Schallkopf gegeben wird. B: Bogenförmiges Scanfeld, gegeben durch gekrümmten Schallkopf. (Angepasst mit Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Abbildung 18. A: Freihand-3D-Bildgebung. Ein linearer Wandler erzeugt parallele Abtastzeilen und eine rechteckige Anzeige; linearer Scan. B: Freihand-3D-Bildgebung. Ein gekrümmter „Phase-Array“-Schallkopf führt zu einem krummlinigen Scan und einem bogenförmigen Bild. C: Gesicht des Fötus, betrachtet durch Volumen-3D-Bildgebung. (Wiedergabe mit freundlicher Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

ZEITGEWINN-KOMPENSATION

Die Echos weisen mit zunehmender Tiefe eine stetige Abnahme der Amplitude auf. Dies geschieht aus zwei Gründen: Erstens entzieht jede aufeinanderfolgende Reflexion dem Impuls eine bestimmte Energiemenge, wodurch die Erzeugung späterer Echos verringert wird. Zweitens absorbiert Gewebe Ultraschall, so dass es zu einem stetigen Energieverlust kommt, wenn der Ultraschallimpuls durch das Gewebe wandert. Dies kann korrigiert werden, indem Zeitverstärkungskompensation (TGC) und Komprimierungsfunktionen manipuliert werden. Gewinnen ist das Verhältnis von abgegebener zu zugeführter elektrischer Leistung; es steuert die Helligkeit des Bildes. Die Verstärkung wird normalerweise in Dezibel (dB) gemessen. Eine Erhöhung der Verstärkung verstärkt nicht nur die zurückkommenden Signale, sondern auch das Hintergrundrauschen innerhalb des Systems auf die gleiche Weise. TGC ist eine zeitabhängige Verstärkung. Die TGC-Funktion kann verwendet werden, um die Amplitude eingehender Signale aus verschiedenen Gewebetiefen zu erhöhen.

Das Layout der TGC-Steuerung variiert von Maschine zu Maschine. Ein beliebtes Design ist eine Reihe von Schiebereglern. Jeder Regler im Schiebereglersatz steuert die Verstärkung für eine bestimmte Tiefe, was eine ausgewogene Verstärkungsskala auf dem Bild ermöglicht (Abbildungen 19A, 19 Mrd und 19C).

Figure 19: A, B und C: Der Effekt der Time-Gain-Kompensationseinstellungen. Die Zeitverstärkungskompensation ist eine Funktion, die eine zeit- (tiefen-)abhängige Verstärkung von Signalen ermöglicht, die aus verschiedenen Tiefen zurückkehren. (Angepasst mit Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Verstärkung ist die Umwandlung der vom Wandler empfangenen kleinen Spannungen in größere, die für die Weiterverarbeitung und Speicherung geeignet sind. Es gibt zwei Verstärkungsprozesse, die in Betracht gezogen werden, um die Größe von Ultraschallechos zu erhöhen: lineare und nichtlineare Verstärkung. Gegenwärtig wird das Ultraschallbildgebungssystem mit linearen Verstärkern üblicherweise in medizinischen Diagnoseanwendungen verwendet. Die Stärke der Echos nimmt jedoch exponentiell ab, wenn der Abstand zwischen dem Wandler und dem Reflektor zunimmt. Ultraschall-Bildgebungsinstrumente, die mit logarithmischen Verstärkern ausgestattet sind, können Echosignale mit einem größeren Dynamikbereich anzeigen als ein linearer Verstärker und die Empfindlichkeit für eine kleine Größe von Echos auf dem Bildschirm bemerkenswert verbessern.

Dynamikbereich ist der Amplitudenbereich vom größten bis zum kleinsten Echosignal, das ein Ultraschallsystem erkennen kann. Der breitere/höhere Dynamikbereich stellt eine größere Anzahl von Graustufen dar und erzeugt ein weicheres Bild; das Bild mit einem schmaleren/geringeren Dynamikbereich erscheint kontrastreicher (Abbildungen 20A und 20B). Ein Dynamikbereich von weniger als 50 dB oder mehr als 100 dB ist im Hinblick auf die Visualisierung peripherer Nerven wahrscheinlich zu niedrig oder zu hoch. Komprimierung ist der Vorgang des Verringerns der Unterschiede zwischen den kleinsten und größten Echospannungsamplituden; Die optimale Komprimierung liegt zwischen 2 und 4 für eine maximale Tonleiter von 6.

Abbildung 20.: A: Ein weicheres Bild durch einen höheren Dynamikbereich. B: Ein Bild mit mehr Kontrast, das durch einen geringeren Dynamikbereich bereitgestellt wird.

Fokussierung

Wie bereits erwähnt, ist es üblich, elektronische Mittel zu verwenden, um die Breite des Strahls in einer bestimmten Tiefe zu verengen und einen Fokussierungseffekt zu erzielen, der dem ähnlich ist, der mit einer konvexen Linse erzielt wird (Figure 21). Es gibt zwei Arten der Fokussierung: ringförmig und linear. Diese sind in abgebildet Abbildungen 22A und 22 Mrd, Bzw.

Das Anpassen des Fokus verbessert die räumliche Auflösung in der interessierenden Ebene, da die Strahlbreite konvergiert wird. Die Verringerung der Strahlbreite in der ausgewählten Tiefe wird jedoch auf Kosten einer Verschlechterung der Strahlbreite in anderen Tiefen erreicht, was zu schlechteren Bildern unterhalb der Fokuszone führt.

Figure 21: Eine Demonstration des Fokussierungseffekts. Ein elektronisches Mittel kann verwendet werden, um die Breite des Strahls in einer bestimmten Tiefe zu verengen, was zu einem Fokussierungseffekt und einer größeren Auflösung in einer gewählten Tiefe führt. (Angepasst mit Genehmigung von Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anästhesie, 2. Aufl. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Figure 22: A: Die ringförmige Fokussierung ist eine elektronische Fokussierung aus allen Richtungen in der Scanebene, die durch einen ringförmigen Wandler gegeben ist, der mehrere konzentrisch angeordnete Ringelemente enthält. B: Die lineare Fokussierung ist eine elektronische Fokussierung, die entlang beider seitlichen Seiten in der Scanebene angewendet wird.

BIOEFFEKT UND SICHERHEIT

Die Wirkungsmechanismen, durch die eine Ultraschallanwendung eine biologische Wirkung hervorrufen könnte, können konzeptionell in zwei Aspekte eingeteilt werden: Erwärmung und Mechanik. In Wirklichkeit sind diese beiden Wirkungen selten trennbar, außer bei der extrakorporalen Lithotripsie, der therapeutischen Anwendung allein mechanischer Bioeffekte. Die Wärmeerzeugung nimmt zu, wenn die Ultraschallintensität oder -frequenz erhöht wird. Bei ähnlichen Expositionsbedingungen ist der zu erwartende Temperaturanstieg im Knochen deutlich größer als im Weichgewebe. Bei In-vivo-Experimenten wird hochintensiver Ultraschall (normalerweise > 2 W/cm²) wird verwendet, um die schädliche biologische Wirkung zu bewerten; sie ist 5- bis 20-mal größer als therapeutische Intensitäten (0.08–0.5 W/cm²) und 8- bis 100-mal größer als diagnostische Intensitäten (Farbflussmodus 0.25 W/cm², B-Mode-Scan 0.02 W/cm²). Berichte in Tiermodellen (Mäuse und Ratten) deuten darauf hin, dass die Anwendung von Ultraschall zu einer Reihe unerwünschter Wirkungen führen kann, wie z. B. fötale Gewichtsreduktion, postpartale Mortalität, fötale Anomalien, Gewebeläsionen, Lähmung der Hinterbeine, Stase des Blutflusses und Tumorregression. Andere berichtete unerwünschte Wirkungen bei Mäusen sind Anomalien in der B-Zell-Entwicklung und der ovulatorischen Reaktion sowie Teratogenität.

Im Allgemeinen sind erwachsene Gewebe gegenüber steigenden Temperaturen toleranter als fötale und neonatale Gewebe. Ein modernes Ultraschallgerät zeigt zwei Standardindizes an: thermisch und mechanisch. Der thermische Index (TI) ist definiert als die Schallausgangsleistung des Wandlers dividiert durch die geschätzte Leistung, die erforderlich ist, um die Gewebetemperatur um 1 °C zu erhöhen. Der mechanische Index (MI) ist gleich dem Spitzenverdünnungsdruck dividiert durch die Quadratwurzel der Mittenfrequenz der Impulsbandbreite. TI und MI geben die relative Wahrscheinlichkeit einer thermischen bzw. mechanischen Gefährdung in vivo an. Entweder TI oder MI größer als 1.0 ist gefährlich.

Die biologische Wirkung des Ultraschalls hängt auch von der Expositionszeit des Gewebes ab. Üblicherweise verwenden die Forscher trächtige Mäuse, um sie mit Ultraschall mit einer Mindestintensität von 1 W/cm zu bestrahlen² für 60 bis 420 Minuten, um die zeitabhängigen unerwünschten Ereignisse zu bewerten, die bei Nagetierföten auftreten. Glücklicherweise erfordert die ultraschallgeführte Nervenblockade die Anwendung nur niedriger TI- und MI-Werte am Patienten für einen kurzen Zeitraum. Basierend auf den bisherigen Ergebnissen experimenteller In-vitro- und In-vivo-Studien gibt es keine Hinweise darauf, dass die Verwendung von diagnostischem Ultraschall in der klinischen Routinepraxis mit biologischen Risiken verbunden ist.

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