超音波の物理学-NYSORA

徐大泉

はじめに

超音波アプリケーションは、組織構造の非侵襲的な視覚化を可能にします。リアルタイム超音波画像は、臓器表面の反射と不均一な組織内での散乱から生じる統合画像です。超音波スキャンは、オペレーター、患者、および超音波機器が関与するインタラクティブな手順です。超音波の生成、伝播、検出、および実用的な情報への変換の背後にある物理学はかなり複雑ですが、その臨床応用ははるかに簡単です。超音波イメージングは過去XNUMX年間で大幅に改善されたため、麻酔科医は標的神経と関連する解剖学的構造を直接視覚化する機会を得ることができます。超音波ガイド下神経ブロックは、超音波技術の新しいアプリケーションにとって重要な成長領域であり、局所麻酔の不可欠な部分になっています。このセクションで紹介する基本的な超音波物理学を理解することは、麻酔科医がトランスデューサーを適切に選択し、超音波システムを設定して、満足のいく画像を取得するのに役立ちます。

超音波の歴史

1880年、フランスの物理学者ピエールキュリーと彼の兄、ポールジャックキュリーは、特定の結晶に圧電効果があることを発見しました。ピエール・キュリーの学生であるポール・ランジュバンは、高周波で機械的振動を生成および受信できる圧電材料を開発しました（したがって、 ウルトラ音）。第一次世界大戦中、敵の潜水艦を検出する手段として超音波が海軍に導入されました。しかし、医療分野では、超音波は当初、診断目的ではなく治療目的で使用されていました。 1920年代後半、ポールランジュバンは、高出力の超音波が骨に熱を発生させ、動物の組織を破壊する可能性があることを発見しました。その結果、1950年代初頭を通して、超音波はメニエール病、パーキンソン病、およびリウマチ性関節炎の患者を治療するために使用されました。超音波の診断アプリケーションは、医師とソナー（サウンドナビゲーションレンジング）エンジニアのコラボレーションから始まりました。 1942年、神経精神科医のKarlDussikと彼の兄弟である物理学者のFriederichDussikは、脳と脳室の腫瘍性組織を視覚化するための医療診断ツールとして超音波を説明しました。しかし、当時の超音波機器の制限により、1960年代半ばまで臨床アプリケーションのさらなる開発が妨げられていました。リアルタイムBスキャナーは1965年に開発され、産科で最初に導入されました。 1976年に、ドップラー測定と組み合わせた最初の超音波装置が市販されました。局所麻酔に関しては、早くも1978年に、La Grangeと彼の同僚は、末梢神経ブロックへの超音波適用の症例シリーズレポートを発表した最初の麻酔科医でした。彼らは単にドップラートランスデューサーを使用して鎖骨下動脈の位置を特定し、61人の患者で鎖骨上腕神経叢ブロックを実施しました（図1Aおよび1B）。伝えられるところによると、ドップラーガイダンスは高いブロック成功率（98％）をもたらし、気胸、横隔神経麻痺、血腫、けいれん、反回神経ブロック、脊髄くも膜下麻酔などの合併症が見られませんでした。 1989年、TingとSivagnanaratnamは、Bモード超音波検査を使用して、腋窩の解剖学的構造を示し、腋窩腕神経叢ブロック中の局所麻酔薬の広がりを観察したことを報告しました。

図1。 A：鎖骨上腕神経叢ブロックを実行するためのLaGrangeによるドップラー超音波の早期適用。 B：神経の上腕神経叢と鎖骨下動脈の関係。

1994年、Stephan Kapralらは、Bモード超音波を使用して腕神経叢を体系的に調査しました。それ以来、世界中の複数のチームが、局所麻酔における超音波画像の適用を定義および改善するためにたゆまぬ努力を重ねてきました。超音波ガイド下神経ブロックは、現在、世界中の多くの施設で局所麻酔の実施に日常的に使用されています。

超音波の簡単な事実の要約は次のとおりです。

1880年：ピエールとジャック・キュリーが結晶の圧電効果を発見しました。
1915年：潜水艦を検出するために海軍によって超音波が使用されました。
1920年代：ポール・ランジュバンは、高出力の超音波が骨組織に熱を発生させ、動物組織を破壊する可能性があることを発見しました。
1942年：Dussik兄弟は超音波の使用を診断ツールとして説明しました。
1950年代：超音波は、メニエール病、パーキンソン病、およびリウマチ性関節炎の患者を治療するために使用されました。
1965年：リアルタイムBスキャンが開発され、産科に導入されました。
1978年：La Grangeは、神経ブロック用の針を配置するための超音波アプリケーションの最初のケースシリーズを発表しました。
1989年：TingとSivagnanaratnamは、超音波検査を使用して、腋窩の解剖学的構造を示し、腋窩ブロック中の局所麻酔薬の広がりを観察しました。
1994年：Steven Kapralらは、Bモード超音波を使用して腕神経叢ブロックを調査しました。

超音波の定義

音は機械的な縦波として伝わり、粒子の前後の動きは波の進行方向と平行になります。超音波は高周波音であり、20kHzを超える機械的振動を指します。人間の耳は、20 Hz〜20kHzの周波数の音を聞くことができます。象は、長距離通信用に20Hz未満の周波数の音を生成および検出できます。コウモリとイルカは、正確なナビゲーションのために20〜100 kHzの範囲の音を生成します（図2Aおよび2B）。医療診断に一般的に使用される超音波周波数は2〜15MHzです。ただし、周波数が100kHzを超える音は自然には発生しません。これらの周波数、つまり超音波を生成および検出できるのは、人間が開発したデバイスだけです。

図2。 A：象は、長距離通信用に20Hz未満の周波数の音を生成および検出できます。 B：コウモリとイルカは、ナビゲーションと空間的方向付けのために20〜100kHzの範囲の音を生成します。

圧電効果

超音波は、圧電効果のある材料によって生成することができます。圧電効果は、特定の材料に加えられた機械的な力（スクイーズまたはストレッチ）に応答して電荷が発生することによって示される現象です。逆に、このような材料に電界を加えると、圧電効果としても知られる機械的変形が発生する可能性があります（図3）。水晶やセラミック材料を含む天然材料と人工材料の両方が、圧電特性を示すことができます。最近、チタン酸ジルコン酸鉛が医用画像用の圧電材料として使用されています。鉛フリー圧電材料も開発中です。個々の圧電材料は少量のエネルギーを生成します。ただし、トランスデューサー内で圧電素子を層に積み重ねることにより、トランスデューサーは電気エネルギーをより効率的に機械的振動に変換できます。これらの機械的振動は、電気エネルギーに変換されます。

図3。 圧電効果。特定の材料に印加された電界によって引き起こされる機械的変形とその結果としての振動は、高周波の音を生成する可能性があります。

超音波用語

周期音波がXNUMXサイクルを完了する時間です。周期の測定単位はマイクロ秒（µs）です。波長 XNUMXサイクルが発生するスペースの長さです。これは、XNUMXサイクルの開始から終了までの移動距離に等しくなります。 周波数 XNUMX秒あたりに繰り返され、ヘルツ（Hz）で測定されるサイクル数です。音速音波が媒体を通過する速度です。これは、周波数と波長の積に等しくなります。スピード c 媒体の密度ρと剛性κによって決定されます（c =（κ/ρ)^1/2). 密度培地の濃度です。剛性圧縮に対する材料の抵抗です。剛性を上げるか密度を下げると、伝播速度が速くなります。

軟組織の平均伝播速度は1540m/ s（1400〜1640 m / sの範囲）です。ただし、超音波は肺や骨の組織に浸透することはできません。 音響インピーダンス z 音波が媒体を透過することによって示される難易度です。密度ρに音速を掛けたものに等しい c (z =ρc）。媒体の伝播速度または密度が増加すると増加します。 減衰係数 超音波周波数の関数として特定のメディアの超音波振幅の減少を推定するために使用されるパラメータです。減衰係数は周波数の増加とともに増加します。したがって、減衰の実際的な結果は、周波数が高くなるにつれて浸透が減少することです（図4).

超音波には自己集束効果があります。これは、超音波場の特定の移動距離で超音波ビームが自然に狭くなることを意味します。それは間の移行レベルです フィールドの近くに & 遠方場。遷移レベルでのビーム幅は、トランスデューサの直径の半分に等しくなります。近接場の長さのXNUMX倍の距離で、ビーム幅はトランスデューサの直径に達します。自己集束効果は、音圧を増加させることによって超音波信号を増幅します。

図4。 超音波の振幅は、減衰係数として知られる現象である超音波周波数の関数として特定の媒体で減少します。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て改作。）

超音波イメージングでは、空間分解能には軸方向と横方向のXNUMXつの側面があります。 軸方向の解像度 は、ビーム軸に沿った上下の平面の最小間隔です。これは、波長とパルス内のサイクル数の積に等しい空間パルス長によって決定されます。次の式で表すことができます。

軸分解能=波長λ×パルスあたりのサイクル数 n ÷2

パルス内のサイクル数は、トランスデューサの減衰特性によって決まります。パルス内のサイクル数は通常、超音波装置の製造元によって2〜4の間に設定されます。一例として、2 MHzの超音波トランスデューサーを理論的に使用してスキャンを行う場合、軸方向の分解能は0.8〜1.6 mmになり、21ゲージの針を視覚化することは不可能になります。一定の音速の場合、高周波超音波は小さな物体を検出し、より良い解像度の画像を提供できます。現在の超音波システムの軸方向の解像度は0.05〜0.5mmです。図5 は、直径0.5 mmのオブジェクトをXNUMXつの異なる周波数設定で視覚化した場合の、さまざまな解像度の画像を示しています。

図5。 超音波周波数は、画像化されたオブジェクトの解像度に影響を与えます。周波数を上げ、集束してビーム幅を狭くすることで、分解能を向上させることができます。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て複製。）

横方向の解像度 は、XNUMXつのオブジェクト間の最小の横並びの距離を表すシャープネスのもうXNUMXつのパラメータです。これは、超音波周波数とビーム幅の両方によって決定されます。より高い周波数はより狭い焦点を持ち、より良い軸方向および横方向の解像度を提供します。焦点を調整してビーム幅を狭くすることにより、横方向の解像度を向上させることもできます。

時間分解能 血管や心臓などの動く物体を観察する場合にも重要です。映画や漫画のビデオのように、人間の目では、超音波画像を連続して表示するには、画像を25秒あたり約XNUMX回以上の速度で更新する必要があります。ただし、フレームレートを上げると、画像の解像度が低下します。フレームレートに対する解像度の比率を最適化することは、可能な限り最高の画像を提供するために不可欠です。

超音波と組織の相互作用

超音波が組織を通過するとき、それは多くの相互作用の影響を受けます。最も重要な機能は次のとおりです。

反射
スキャッター
吸着

超音波が異なる媒体間の境界に遭遇すると、超音波の一部が反射され、他の部分が送信されます。反射方向と透過方向は、それぞれ反射角θrと透過角θtで与えられます（図6).

図6。 超音波が伝わる媒体を通る超音波の相互作用は複雑です。超音波が異なる媒体間の境界に遭遇すると、超音波の一部が反射され、一部が透過します。反射方向と透過方向は、それぞれの反射角度と透過角度によって異なります。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て改作。）

反射音波の反射に似ています。そのエネルギーの一部は、それが由来する媒体に送り返されます。真の反射では、反射角θ_r 入射角θと等しくなければなりません_i。界面からの反射の強さは可変であり、XNUMXつの親和性媒体間のインピーダンスの差と境界での入射角に依存します。メディアインピーダンスが等しい場合、反射はありません（エコーはありません）。メディアインピーダンス間に有意差がある場合、ほぼ完全な反射があります。たとえば、軟組織と肺または骨のいずれかとの間のインターフェースは、音響インピーダンスのかなりの変化を伴い、強いエコーを生成します。この反射強度も角度に大きく依存します。実際には、超音波トランスデューサーをターゲット神経に対して垂直に配置して、ターゲット神経を明確に視覚化する必要があることを意味します。 XNUMXつのメディアの境界を越えるときの音の方向の変化はと呼ばれます。第２の媒体を通る伝播速度が第１の媒体を通る伝播速度よりも遅い場合、屈折角は入射角よりも小さい。屈折は、画像上の大きな血管の下で発生するアーティファクトを引き起こす可能性があります。

超音波スキャン中、トランスデューサーと皮膚の境界面から空気を排出するために、トランスデューサーと皮膚の間に結合媒体を使用する必要があります。この目的のために、さまざまなジェルやオイルが使用されています。また、潤滑剤としても機能し、スムーズなスキャン性能を発揮します。スキャンされたインターフェイスのほとんどは、やや不規則で湾曲しています。境界の寸法が波長よりも大幅に小さいか、滑らかでない場合、反射波は拡散します。

散乱粗い表面または異種媒体による任意の方向への音のリダイレクトです（図7).

図7。 散乱とは、粗い表面または不均一な媒体によって引き起こされる任意の方向への超音波の方向転換です。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て改作。）

通常、散乱強度は鏡のような反射強度よりもはるかに小さく、入射音波の方向には比較的依存しません。したがって、ターゲット神経の視覚化は、近くにある別の散乱の影響をあまり受けません。

吸着音響エネルギーを熱に直接変換することとして定義されます。言い換えれば、超音波スキャンは組織内で熱を発生させます。より高い周波数は、より低い周波数よりも高いレートで吸収されます。ただし、スキャン周波数が高いほど、軸方向の解像度が高くなります。超音波の透過が目的の構造を視覚化するのに十分でない場合は、透過を増やすために低い周波数が選択されます。超音波イメージングの解像度はイメージング波の波長に比例するため、より長い波長（より低い周波数）を使用すると、解像度が低くなります。 6〜12 MHzの周波数は、通常、末梢神経ブロックのイメージングに十分な解像度をもたらしますが、2〜5 MHzの周波数は、通常、脊髄幹構造のイメージングに必要です。ほとんどの臨床アプリケーションでは、解像度が不十分であるか、侵入深さが不十分であるため、2MHz未満または15MHzを超える周波数が使用されることはめったにありません。

超音波画像モード

Aモード

Aモードが一番古い超音波技術トランスデューサーは超音波の単一パルスを媒体に送信します。その結果、超音波ビームが異なる組織の境界に遭遇した後に一連の垂直ピークが生成される、1930 次元の最も単純な超音波画像が作成されます。エコーしたスパイク間の距離 (図8）は、組織内の超音波の速度（1540 m / s）を経過時間の半分で割ることで計算できますが、画像化された構造の空間的関係に関する情報はほとんど提供されません。したがって、Aモード超音波は局所麻酔には適用できません。

図8。 超音波のAモードは、超音波がさまざまな組織で遭遇する構造の深さに対応する一連の垂直ピークとして表示される2次元超音波画像で構成されます。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2011nded。NewYork：McGrawHill、Inc; XNUMXの許可を得て複製。）

Bモード

Bモードは、Aモードのように単一の圧電素子ではなく、2〜100個の圧電素子の線形アレイによって同時にスキャンされる領域の300次元（XNUMXD）画像です（図9）。一連のAスキャンからのエコーの振幅は、Bモードイメージングで異なる明るさのドットに変換されます。水平方向と垂直方向は組織内の実際の距離を表し、グレースケールの強度はエコー強度を示します（図10）。 Bモードは、関心領域の断面の画像を提供でき、現在、局所麻酔で使用されている主要なモードです。

図9。 Bモードトランスデューサには、電気的に並列に接続された数値圧電素子が組み込まれています。

図10。 Bモードイメージングの例。水平方向と垂直方向は距離と組織を表し、グレースケールの強度はエコー強度を示します。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て改作。）

ドップラーモード

ドップラー効果は、オーストリアの物理学者JohannChristianDopplerの研究に基づいています。この用語は、音源と受音器の間の相対運動に起因する音波の周波数または波長の変化を表します。言い換えれば、静止位置では、音の周波数は一定です。音源が受音器に向かって移動する場合、音波を絞る必要があり、より高いピッチの音が発生します（正のドップラーシフト）。音源がレシーバーから離れる場合、音波を伸ばす必要があり、受信したサウンドのピッチは低くなります（負のドップラーシフト）（図11）。ドップラーシフトの大きさは、放出された超音波ビームの方向と移動する反射器の間の入射角に依存します。 90°の角度では、ドップラーシフトはありません。角度が0°または180°の場合、最大のドップラーシフトを検出できます。医療現場では、ドップラーシフトは通常可聴範囲内にあります。

図11。 ドップラー効果。音源がレシーバーから離れると、受信したサウンドのピッチが低くなり、その逆も同様です。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て改作。）

カラードップラーは、Bモード超音波画像に重ねられたドップラーシフトの色分けされたマップを生成します。血流の方向は、動きがトランスデューサーに向かっているか、トランスデューサーから離れているかによって異なります。慣例により選択された赤と青の色は、血流の方向と速度に関する情報を提供します。図の左上隅にあるカラーマップ（カラーバー）によると（図12）、バーの上部の赤い色は超音波プローブに向かう流れを示し、バーの下部の青い色はプローブから離れる流れを示します。

図12 カラードップラーは、Bモード超音波画像に重ねられたドップラー形状の色分けされたマップを生成します。慣例により選択された赤と青の色は、血流の方向と速度に関する情報を提供します。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て改作。）

図13。 カラードップラーモードは、血管の方向を検出するために使用されます。

超音波ガイド下末梢神経ブロックでは、カラードップラーモードを使用して、関心領域の血管（動脈と静脈）の存在と性質を検出します。超音波ビームの方向が変わると、使用される規則に応じて、動脈の流れの色が青から赤に、またはその逆に切り替わります（図13、14A、14B、および14C）。パワードップラーは、カラードップラーよりも血流の検出に最大XNUMX倍の感度があり、スキャン角度への依存度が低くなります。したがって、パワードップラーを使用して、より小さな血管をより確実に識別することができます。欠点は、パワードップラーが血流の方向と速度に関する情報を提供しないことです（図15).

図14。 A：血液がトランスデューサーに向かって流れると、頸動脈は赤色で表示されます。 B：頸動脈は90°のドップラー角度であいまいな色を示します。ベースラインの両側に同じ波形が見られます。 C：血液がトランスデューサーから離れると、頸動脈は青色で表示されます。

図15。 パワードップラーは、より小さな血管を識別するのに役立つ場合がありますが、欠点は、血流の方向と速度に関する情報を提供しないことです。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て改作。）

Mモード

超音波スキャンの単一ビームを使用して、心臓弁などの構造の動きを波のように描くことができるモーション信号を含む画像を生成できます。 Mモードは、心臓および胎児の心臓イメージングで広く使用されています。ただし、局所麻酔での現在の使用はごくわずかです（図16).

図16。 Mモードは、モーション信号を使用して画像を生成するために使用される単一のビームで構成されます。構造物の動きは波状の物質で表現できます。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て複製。）

超音波器具

超音波装置は、トランスデューサーが受信したエコーを目に見えるドットに変換し、超音波スクリーン上に解剖学的画像を形成します。各ドットの明るさはエコー強度に対応し、グレースケール画像と呼ばれるものを生成します。局所麻酔では、線形と湾曲のXNUMX種類のスキャントランスデューサが使用されます。線形トランスデューサーは、平行スキャンラインと線形スキャンと呼ばれる長方形のディスプレイを生成できますが、湾曲したトランスデューサーは、曲線スキャンと円弧状の画像を生成します（図17Aおよび17B）。臨床スキャンでは、トランスデューサーと皮膚の間の非常に薄い空気層でさえ、事実上すべての超音波を反射し、組織への浸透を妨げる可能性があります。したがって、結合媒体（通常は水性ゲル）をトランスデューサーの表面と皮膚の間に塗布して、空気層を除去します。

局所麻酔で現在使用されている超音波装置は、2D画像または「スライス」を提供します。最近、三次元（３Ｄ）画像を生成できる機械が開発された。理論的には、3Dイメージングは、解剖学的構造と局所麻酔薬の広がりの関係を理解するのに役立つはずです。 3D超音波イメージングには3つの主要なタイプがあります。（1）フリーハンド3Dは、関心領域でトランスデューサーをスイープする超音波検査者から取得した2D断面超音波画像のセットに基づいています（図18Aおよび18B）。（2）ボリューム3Dは、専用の3Dトランスデューサーを使用して3Dボリューム画像を提供します。トランスデューサー要素は、スキャン中に対象領域を自動的にスイープします。超音波検査者は手の動きを実行する必要はありません（図18C）。（3）リアルタイム3Dは、さまざまな角度で複数の画像を撮影するため、超音波検査者は3Dモデルがリアルタイムで動いているのを見ることができます。ただし、3Dイメージングの一般的な空間解像度は約0.34〜0.5mmです。現在、3Dイメージングシステムは2D画像の解像度と単純さを欠いているため、局所麻酔での実際の使用は限られています。

図17。 A：線形トランスデューサーによって与えられる長方形のスキャンフィールド。 B：湾曲したトランスデューサーによって与えられる弧状のスキャンフィールド。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て改作。）

図18。 A：フリーハンドの3Dイメージング。線形トランスデューサーは、平行な走査線と長方形のディスプレイを生成します。線形スキャン。 B：フリーハンド3Dイメージング。湾曲した「フェーズアレイ」トランスデューサは、曲線スキャンとアーチ型の画像をもたらします。 C：ボリューム3Dイメージングで見た胎児の顔。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て複製。）

タイムゲイン補償

エコーは、深さが増すにつれて振幅が着実に減少します。これはXNUMXつの理由で発生します。XNUMXつは、連続する反射ごとにパルスから一定量のエネルギーが除去され、後のエコーの生成が減少することです。第二に、組織は超音波を吸収するため、超音波パルスが組織を通過するときにエネルギーが着実に失われます。これは、タイムゲイン補正（TGC）および圧縮機能を操作することで修正できます。利得入力電力に対する出力の比率です。画像の明るさを制御します。ゲインは通常、デシベル（dB）で測定されます。ゲインを上げると、戻り信号だけでなく、システム内のバックグラウンドノイズも同じように増幅されます。 TGCは時間依存の増幅です。 TGC機能を使用して、さまざまな組織の深さからの入力信号の振幅を増やすことができます。

TGCコントロールのレイアウトは、マシンごとに異なります。人気のあるデザインは、スライダーノブのセットです。スライダーセットの各ノブは、特定の深さのゲインを制御します。これにより、画像のゲインスケールのバランスがとれます（フィギュア19A, 19B, 19C).

図19：A、B、C：タイムゲイン補正設定の効果。タイムゲイン補正は、さまざまな深度から戻る信号の時間（深度）に依存する増幅を可能にする機能です。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て改作。）

増幅トランスデューサから受け取った小さな電圧を、さらなる処理と保存に適した大きな電圧に変換することです。超音波エコーの大きさを増加させると考えられるXNUMXつの増幅プロセスがあります：線形および非線形増幅。現在、リニアアンプを備えた超音波イメージングシステムは、医療診断アプリケーションで一般的に使用されています。ただし、トランスデューサとリフレクタの間の距離が大きくなると、エコーの強度は指数関数的に減衰します。対数増幅器を備えた超音波イメージング機器は、線形増幅器よりも広いダイナミックレンジでエコー信号を表示でき、画面上の小さなエコーの感度を大幅に向上させます。

ダイナミックレンジ 超音波システムが検出できる最大から最小のエコー信号までの振幅の範囲です。より広い/より高いダイナミックレンジは、より多くのグレースケールレベルを示し、よりソフトな画像を作成します。ダイナミックレンジが狭い/低い画像は、よりコントラストが高くなります（図20Aおよび20B）。 50dB未満または100dBを超えるダイナミックレンジは、末梢神経の視覚化の観点からはおそらく低すぎるか高すぎます。圧縮は、最小と最大のエコー電圧振幅の差を減らすプロセスです。最大スケールが2の場合、最適な圧縮率は4〜6です。

図20。：A：より高いダイナミックレンジによって提供されるより柔らかい画像。 B：より低いダイナミックレンジによって提供されるよりコントラストの高い画像。

フォーカシング

前述のように、電子的手段を使用して、ある深さでビームの幅を狭め、凸レンズを使用して得られるものと同様の集束効果を達成するのが一般的です（図21）。フォーカシングには、環状と線形のXNUMX種類があります。これらはに示されています フィギュア22A & 22Bそれぞれ。

焦点を調整すると、ビーム幅が収束するため、対象の平面の空間分解能が向上します。ただし、選択した深度でのビーム幅の縮小は、他の深度でのビーム幅の劣化を犠牲にして達成され、焦点ゾーンの下の画像が貧弱になります。

図21：フォーカシング効果のデモンストレーション。電子的手段を使用して、特定の深さでビームの幅を狭めることができ、その結果、選択された深さで集束効果とより高い解像度が得られます。（Hadzic A：Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia、2nded。NewYork：McGraw-Hill、Inc; 2011の許可を得て改作。）

図22：A：環状集束は、同心円状に配置されたいくつかのリング要素を含む環状トランスデューサによって与えられるスキャン面のすべての方向からの電子集束です。 B：リニアフォーカシングは、スキャン面の両側に沿って適用される電子フォーカシングです。

生物学的効果と安全性

超音波アプリケーションが生物学的効果を生み出すことができる作用機序は、概念的に2つの側面に分類することができます：加熱と機械的。実際には、これらのXNUMXつの効果は、体外砕石術、つまり機械的生体効果のみの治療への応用を除いて、分離できることはめったにありません。超音波の強度または周波数が増加すると、熱の発生が増加します。同様の曝露条件では、骨の予想される温度上昇は軟組織よりも大幅に大きくなります。インビボ実験では、高密度超音波（通常> XNUMX W / cm²）有害な生物学的影響を評価するために使用されます。治療強度（5〜20 W / cm）の0.08〜0.5倍です。²）および診断強度の8〜100倍（カラーフローモード0.25 W / cm²、Bモードスキャン0.02 W / cm²）。動物モデル（マウスおよびラット）の報告によると、超音波の適用は、胎児の体重減少、分娩後の死亡率、胎児の異常、組織病変、後肢麻痺、血流の停滞、腫瘍の退縮など、多くの望ましくない影響をもたらす可能性があります。マウスで報告されている他の望ましくない影響は、B細胞の発達と排卵反応および催奇形性の異常です。

一般に、成人の組織は、胎児や新生児の組織よりも温度の上昇に対して耐性があります。最新の超音波装置は、熱と機械の1つの標準的な指標を表示します。熱指数（TI）は、トランスデューサの音響出力パワーを、組織の温度を1.0°C上げるのに必要な推定パワーで割ったものとして定義されます。機械的指標（MI）は、ピーク希少圧力をパルス帯域幅の中心周波数の平方根で割ったものに等しくなります。 TIとMIは、それぞれinvivoでの熱的および機械的危険の相対的な可能性を示します。 XNUMXを超えるTIまたはMIは危険です。

超音波による生物学的効果は、組織の曝露時間にも依存します。研究者は通常、妊娠中のマウスを使用して、最小強度1 W/cmの超音波にさらします。² げっ歯類の胎児で発生する時間依存の有害事象を評価するために60〜420分間。幸いなことに、超音波ガイド下神経ブロックでは、患者に短期間の低いTI値とMI値のみを使用する必要があります。これまでのinvitroおよびinvivoの実験的研究結果に基づくと、日常の臨床診療における診断用超音波の使用が生物学的リスクに関連しているという証拠はありません。

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