Ultraschall wird seit über einem halben Jahrhundert zur Abbildung des menschlichen Körpers verwendet. Dr. Karl Theo Dussik, ein österreichischer Neurologe, war der erste, der Ultraschall als medizinisches Diagnoseinstrument zur Bildgebung des Gehirns einsetzte [1]. Heute ist Ultraschall (USA) eine der am weitesten verbreiteten bildgebenden Verfahren in der Medizin. Es ist tragbar, frei von Strahlenrisiken und im Vergleich zu anderen bildgebenden Verfahren wie Magnetresonanz und Computertomographie relativ kostengünstig. Darüber hinaus sind US-Bilder tomographisch, dh sie bieten eine „Querschnitts“-Ansicht anatomischer Strukturen. Die Bilder können in „Echtzeit“ erfasst werden und bieten so eine sofortige visuelle Anleitung für viele interventionelle Verfahren, einschließlich solcher für Regionalanästhesie und Schmerzbehandlung. In diesem Kapitel beschreiben wir einige der grundlegenden Prinzipien und physikalischen Grundlagen der US-Technologie, die für den Schmerztherapeuten relevant sind.
1. GRUNDPRINZIPIEN DES B-MODUS US
Moderne medizinische US wird hauptsächlich unter Verwendung eines Puls-Echo-Ansatzes mit einer Anzeige im Helligkeitsmodus (B-Modus) durchgeführt. Die Grundprinzipien der B-Modus-Bildgebung sind heute im Wesentlichen dieselben wie vor einigen Jahrzehnten. Dabei werden kleine Ultraschallimpulse von einem Wandler in den Körper übertragen. Da die Ultraschallwellen Körpergewebe mit unterschiedlichen akustischen Impedanzen entlang des Übertragungswegs durchdringen, wird ein Teil zurück zum Schallkopf reflektiert (Echosignale) und ein Teil dringt weiter tiefer ein. Die Echosignale, die von vielen aufeinanderfolgenden koplanaren Impulsen zurückgegeben werden, werden verarbeitet und kombiniert, um ein Bild zu erzeugen. Somit fungiert ein Ultraschallwandler sowohl als Lautsprecher (Erzeugung von Schallwellen) als auch als Mikrofon (Empfang von Schallwellen). Der Ultraschallimpuls ist zwar ziemlich kurz, wird aber, da er auf einem geraden Weg verläuft, oft als Ultraschallstrahl bezeichnet. Die Ausbreitungsrichtung des Ultraschalls entlang der Beamline wird als axiale Richtung bezeichnet, und die Richtung in der Bildebene senkrecht zur axialen Richtung wird als laterale Richtung bezeichnet [2]. Normalerweise kehrt nur ein kleiner Bruchteil des Ultraschallimpulses als reflektiertes Echo zurück, nachdem er eine Körpergewebeschnittstelle erreicht hat, während der Rest des Impulses entlang der Strahllinie bis in größere Gewebetiefen weitergeht.
2. ERZEUGUNG VON ULTRASCHALLIMPULS
Ultraschallwandler (oder Sonden) enthalten mehrere piezoelektrische Kristalle, die elektronisch miteinander verbunden sind und als Reaktion auf einen angelegten elektrischen Strom vibrieren. Dieses als piezoelektrischer Effekt bezeichnete Phänomen wurde ursprünglich von den Curie-Brüdern im Jahr 1880 beschrieben, als sie ein geschnittenes Quarzstück mechanischer Spannung aussetzten, wodurch eine elektrische Ladung auf der Oberfläche erzeugt wurde [3]. Später demonstrierten sie auch den umgekehrten piezoelektrischen Effekt, dh das Anlegen von Elektrizität an den Quarz, was zu Quarzvibrationen führt [4]. Diese vibrierenden mechanischen Schallwellen erzeugen abwechselnd Bereiche der Kompression und Verdünnung, wenn sie sich durch Körpergewebe ausbreiten. Schallwellen können anhand ihrer Frequenz (gemessen in Zyklen pro Sekunde oder Hertz), Wellenlänge (gemessen in Millimeter) und Amplitude (gemessen in Dezibel) beschrieben werden.
3. ULTRASCHALLWELLENLÄNGE UND -FREQUENZ
Die Wellenlänge und die Frequenz von US stehen in umgekehrtem Zusammenhang, dh Ultraschall mit hoher Frequenz hat eine kurze Wellenlänge und umgekehrt. US-Wellen haben Frequenzen, die die obere Grenze für das hörbare menschliche Gehör überschreiten, dh größer als 20 kHz [3]. Medizinische Ultraschallgeräte verwenden Schallwellen im Bereich von 1–20 MHz. Die richtige Auswahl der Schallkopffrequenz ist ein wichtiges Konzept für die Bereitstellung einer optimalen Bildauflösung bei diagnostischen und verfahrensbedingten US. Hochfrequente Ultraschallwellen (kurze Wellenlänge) erzeugen Bilder mit hoher axialer Auflösung. Das Erhöhen der Anzahl von Kompressions- und Verdünnungswellen für einen gegebenen Abstand kann genauer zwischen zwei getrennten Strukturen entlang der axialen Ebene der Wellenausbreitung unterscheiden. Hochfrequente Wellen werden jedoch für eine bestimmte Entfernung stärker gedämpft als niedrigere Frequenzwellen; daher eignen sie sich zur Abbildung hauptsächlich oberflächlicher Strukturen [5]. Umgekehrt bieten niederfrequente Wellen (lange Wellenlänge) Bilder mit geringerer Auflösung, können aber aufgrund eines geringeren Dämpfungsgrades in tiefere Strukturen vordringen (Abb.. 1). Aus diesem Grund ist es am besten, Hochfrequenz-Schallköpfe (bis zu 10–15 MHz Bereich) zu verwenden, um oberflächliche Strukturen abzubilden (z. B. bei Sternganglienblöcken) und Niederfrequenz-Schallköpfe (typischerweise 2–5 MHz) für die Bildgebung der Lendenwirbelsäule neuroaxiale Strukturen, die bei den meisten Erwachsenen tief liegen (Abb.. 2).
Ultraschallwellen werden in Impulsen (intermittierenden Druckfolgen) erzeugt, die üblicherweise aus zwei oder drei Schallzyklen derselben Frequenz bestehen (Abb.. 3). Die Pulswiederholfrequenz (PRF) ist die Anzahl der Pulse, die der Wandler pro Zeiteinheit aussendet. Ultraschallwellen müssen in Pulsen mit ausreichend Zeit dazwischen emittiert werden, damit das Signal das interessierende Ziel erreichen und als Echo zum Schallkopf zurückreflektiert werden kann, bevor der nächste Puls erzeugt wird. Die PRF für medizinische Bildgebungsgeräte reicht von 1 bis 10 kHz.4. INTERAKTION ULTRASCHALL-GEWEBE
Wenn US-Wellen durch Gewebe wandern, werden sie teilweise zu tieferen Strukturen übertragen, teilweise als Echos zurück zum Schallkopf reflektiert, teilweise gestreut und teilweise in Wärme umgewandelt. Für Bildgebungszwecke sind wir hauptsächlich an den Echos interessiert, die zum Wandler zurückreflektiert werden. Die Menge des Echos, das nach dem Auftreffen auf eine Gewebegrenzfläche zurückgegeben wird, wird durch eine Gewebeeigenschaft bestimmt, die als akustische Impedanz bezeichnet wird. Dies ist eine intrinsische physikalische Eigenschaft eines Mediums, definiert als die Dichte des Mediums multipliziert mit der Ausbreitungsgeschwindigkeit der US-Welle im Medium. Lufthaltige Organe (wie die Lunge) haben die niedrigste akustische Impedanz, während dichte Organe wie Knochen eine sehr hohe akustische Impedanz haben (Tabelle 1). Die Intensität eines reflektierten Echos ist proportional zur Differenz (oder Fehlanpassung) der akustischen Impedanzen zwischen zwei Medien. Wenn zwei Gewebe identische akustische Impedanz haben, wird kein Echo erzeugt. Grenzflächen zwischen Weichgeweben mit ähnlichen akustischen Impedanzen erzeugen normalerweise Echos geringer Intensität. Umgekehrt erzeugen Grenzflächen zwischen Weichgewebe und Knochen oder der Lunge aufgrund eines großen akustischen Impedanzgradienten sehr starke Echos [7].
Wenn ein einfallender Ultraschallimpuls auf eine große, glatte Grenzfläche zweier Körpergewebe mit unterschiedlichen akustischen Impedanzen trifft, wird die Schallenergie zurück zum Schallkopf reflektiert. Diese Art der Reflexion wird Spiegelreflexion genannt, und die erzeugte Echointensität ist proportional zum Gradienten der akustischen Impedanz zwischen den beiden Medien (Abb.. 4). Eine Weichgewebe-Nadel-Schnittstelle, wenn eine Nadel „in der Ebene“ eingeführt wird, ist ein gutes Beispiel für Spiegelreflexion. Wenn der einfallende US-Strahl die lineare Grenzfläche in einem Winkel von 90° erreicht, wandert fast das gesamte erzeugte Echo zurück zum Wandler. Wenn der Einfallswinkel mit der spiegelnden Grenze jedoch weniger als 90° beträgt, kehrt das Echo nicht zum Wandler zurück, sondern wird in einem Winkel reflektiert, der dem Einfallswinkel entspricht (genau wie sichtbares Licht, das in einem Spiegel reflektiert wird). Das zurückkehrende Echo verfehlt möglicherweise den Wandler und wird nicht erfasst. Dies ist für den Schmerzmediziner von praktischer Bedeutung und erklärt, warum es schwierig sein kann, eine Nadel abzubilden, die in einer sehr steilen Richtung eingeführt wird, um tief gelegene Strukturen zu erreichen.
Brechung bezieht sich auf eine Richtungsänderung der Schallübertragung nach dem Auftreffen auf eine Grenzfläche zweier Gewebe mit unterschiedlichen Schallübertragungsgeschwindigkeiten. Da in diesem Fall die Schallfrequenz konstant ist, muss sich die Wellenlänge ändern, um den Unterschied in der Geschwindigkeit der Schallübertragung in den beiden Geweben auszugleichen. Dies führt zu einer Umlenkung des Schallimpulses beim Durchgang durch die Grenzfläche. Die Refraktion ist eine der wichtigsten Ursachen für die falsche Lokalisierung einer Struktur auf einem Ultraschallbild. Da die Schallgeschwindigkeit in Fettgewebe niedrig (ungefähr 1450 m/s) und in Weichgewebe hoch (ungefähr 1540 m/s) ist, treten Refraktionsartefakte am deutlichsten an Fett/Weichgewebe-Grenzflächen auf. Das bekannteste Refraktionsartefakt tritt an der Verbindung des M. rectus abdominis und des Bauchwandfetts auf. Das Endergebnis ist eine Duplizierung der tiefen Bauch- und Beckenstrukturen, die beim Scannen durch die Mittellinie des Abdomens zu sehen sind (Abb 5). Auch beim Scannen der Niere können aufgrund der Schallbrechung an der Grenzfläche zwischen Milz (oder Leber) und angrenzendem Fettgewebe Duplikationsartefakte entstehen [8]. Wenn der Ultraschallpuls auf Reflektoren trifft, deren Abmessungen kleiner sind als die Ultraschallwellenlänge, oder wenn der Puls auf eine raue, unregelmäßige Gewebegrenzfläche trifft, tritt Streuung auf. In diesem Fall führen Echos, die über einen weiten Winkelbereich reflektiert werden, zu einer Verringerung der Echointensität. Das positive Ergebnis der Streuung ist jedoch die Rückkehr eines gewissen Echos zum Wandler, unabhängig vom Winkel des einfallenden Impulses. Die meisten biologischen Gewebe erscheinen in US-Bildern, als wären sie mit winzigen Streustrukturen gefüllt. Das Speckle-Signal, das die sichtbare Textur in Organen wie Leber oder Muskel liefert, ist ein Ergebnis der Schnittstelle zwischen mehreren gestreuten Echos, die innerhalb des Volumens des einfallenden Ultraschallimpulses erzeugt werden [2]. Wenn US-Impulse durch Gewebe wandern, wird ihre Intensität reduziert oder gedämpft. Diese Dämpfung entsteht durch Reflexion und Streuung sowie durch reibungsartige Verluste. Diese Verluste resultieren aus der durch den Puls erzeugten induzierten oszillierenden Gewebebewegung, die die Umwandlung von Energie aus der ursprünglichen mechanischen Form in Wärme bewirkt. Dieser Energieverlust durch lokalisierte Erwärmung wird als Absorption bezeichnet und ist der wichtigste Beitrag zur US-Dämpfung. Längere Weglängen und höherfrequente Wellen führen zu größerer Dämpfung. Die Dämpfung variiert auch zwischen den Körpergeweben, wobei der höchste Grad in Knochen, weniger in Muskeln und festen Organen und am niedrigsten im Blut für eine bestimmte Frequenz (Abb.. 6). Alle Ultraschallgeräte kompensieren einen zu erwartenden durchschnittlichen Dämpfungsgrad automatisch, indem sie die Verstärkung (Gesamthelligkeit oder Signalintensität) in tieferen Bereichen des Bildschirms automatisch erhöhen. Dies ist die Ursache für ein sehr häufiges Artefakt, das als „hintere akustische Verstärkung“ bekannt ist und einen relativ echoreichen Bereich hinter großen Blutgefäßen oder Zysten beschreibt (Abb.. 7). Flüssigkeiten enthaltende Strukturen dämpfen Schall viel weniger als feste Strukturen, so dass die Stärke des Schallimpulses größer ist, nachdem sie Flüssigkeit durchdrungen hat, als durch eine äquivalente Menge an festem Gewebe.
5. NEUESTE INNOVATIONEN IM B – MODUS ULTRASCHALL
Einige neuere Innovationen, die in den letzten zehn Jahren in den meisten Ultraschallgeräten verfügbar wurden, haben die Bildauflösung erheblich verbessert. Zwei gute Beispiele dafür sind Tissue Harmonic Imaging und Spatial Compound Imaging.
Die Vorteile der Tissue Harmonic Imaging wurden zuerst in Arbeiten beobachtet, die auf die Bildgebung von US-Kontrastmaterialien ausgerichtet waren. Der Begriff Harmonische bezieht sich auf Frequenzen, die ganzzahlige Vielfache der Frequenz des gesendeten Impulses sind (die auch als Grundfrequenz oder erste Harmonische bezeichnet wird) [9]. Die zweite Harmonische hat eine doppelt so große Frequenz wie die Grundwelle. Wenn ein Ultraschallimpuls durch Gewebe wandert, wird die Form der ursprünglichen Welle von einer perfekten Sinuskurve zu einer „schärferen“, spitzeren Sägezahnform verzerrt. Diese verzerrte Welle wiederum erzeugt reflektierte Echos mehrerer unterschiedlicher Frequenzen vieler Oberschwingungen höherer Ordnung. Moderne Ultraschallgeräte verwenden nicht nur eine Grundfrequenz, sondern auch ihre zweite harmonische Komponente. Dies führt häufig zu einer Reduzierung von Artefakten und Clutter in den oberflächennahen Geweben. Die harmonische Bildgebung gilt als am nützlichsten bei „technisch schwierigen“ Patienten mit dicken und komplizierten Körperwandstrukturen.
Spatial Compound Imaging (oder Multibeam Imaging) bezieht sich auf die elektronische Lenkung von Ultraschallstrahlen von einem Array-Schallkopf, um dasselbe Gewebe mehrmals abzubilden, indem parallele Strahlen verwendet werden, die entlang verschiedener Richtungen ausgerichtet sind [10]. Die Echos aus diesen unterschiedlichen Richtungen werden dann zu einem einzigen zusammengesetzten Bild gemittelt (zusammengesetzt). Die Verwendung mehrerer Strahlen führt zu einer Ausmittelung von Speckles, wodurch das Bild weniger „körnig“ aussieht und die laterale Auflösung erhöht wird. Räumliche zusammengesetzte Bilder zeigen häufig ein geringeres Maß an „Rauschen“ und „Störungen“ sowie einen verbesserten Kontrast und eine verbesserte Randdefinition. Da mehrere Ultraschallstrahlen verwendet werden, um denselben Gewebebereich abzufragen, ist mehr Zeit für die Datenerfassung erforderlich, und die Framerate der zusammengesetzten Bildgebung ist im Allgemeinen im Vergleich zu der der herkömmlichen B-Mode-Bildgebung reduziert.
6. FAZIT
US ist relativ kostengünstig, tragbar, sicher und in Echtzeit verfügbar. Diese Eigenschaften und kontinuierliche Verbesserungen der Bildqualität und Auflösung haben den Einsatz von US auf viele Bereiche in der Medizin über traditionelle diagnostische Bildgebungsanwendungen hinaus erweitert. Insbesondere seine Verwendung zur Unterstützung oder Führung interventioneller Verfahren nimmt zu. Regionalanästhesie- und schmerzmedizinische Verfahren sind einige der Bereiche mit aktuellem Wachstum. Moderne US-Geräte basieren auf vielen der gleichen Grundprinzipien, die in den ersten Geräten verwendet wurden, die vor über 50 Jahren verwendet wurden. Das Verständnis dieser grundlegenden physikalischen Prinzipien kann dem Anästhesisten und Schmerztherapeuten helfen, dieses neue Werkzeug besser zu verstehen und sein volles Potenzial auszuschöpfen.