現代の医療用超音波検査は、主にパルスエコー法と輝度モード（Bモード）表示を用いて行われます。Bモードイメージングの基本原理は、数十年前とほとんど変わりません。これは、トランスデューサから体内に超音波エコーの小さなパルスを送信することから始まります。超音波は、伝送経路に沿って音響インピーダンスの異なる体組織を通過する際に、一部はトランスデューサに反射され（エコー信号）、一部はさらに深く浸透します。連続する多数の同一平面上のパルスから戻ってきたエコー信号は処理され、合成されて画像が生成されます。したがって、超音波トランスデューサは、スピーカー（音波を発生させる）とマイクロホン（音波を受信する）の両方の役割を果たします。超音波パルスは実際には非常に短いですが、直線経路を伝搬するため、しばしば超音波ビームと呼ばれます。ビームラインに沿った超音波の伝搬方向は軸方向と呼ばれ、画像平面において軸方向に垂直な方向は横方向と呼ばれます。通常、超音波パルスのごく一部だけが体組織の境界面に到達した後、反射エコーとして戻ってくるのであり、残りのパルスはビームラインに沿ってより深い組織層へと伝わっていく。

超音波トランスデューサー（またはプローブ）には、電子的に相互接続された複数の圧電結晶が含まれており、印加された電流に応じて振動します。圧電効果と呼ばれるこの現象は、1880年にキュリー兄弟が石英の切片に機械的応力を加えて表面に電荷を発生させた際に初めて記述されました。その後、彼らは逆圧電効果、つまり石英に電流を流すと石英が振動することも実証しました。これらの振動する機械的な音波は、体内の組織を伝播する際に、圧縮と希薄が交互に現れる領域を作り出します。音波は、周波数（1秒あたりのサイクル数またはヘルツで測定）、波長（ミリメートルで測定）、および振幅（デシベルで測定）によって記述できます。

超音波の波長と周波数は反比例の関係にあり、つまり、高周波の超音波は波長が短く、その逆もまた然りです。超音波の周波数は人間の可聴域の上限を超え、20 kHz以上です。医療用超音波装置は1～20 MHzの音波を使用します。診断および処置用超音波において最適な画像解像度を得るには、トランスデューサ周波数の適切な選択が重要な概念です。高周波超音波（短波長）は、軸方向解像度の高い画像を生成します。一定の距離における圧縮波と希薄波の数を増やすことで、波の伝播軸面に沿って2つの異なる構造をより正確に識別できます。ただし、高周波波は一定の距離において低周波波よりも減衰が大きいため、主に表層構造の画像化に適しています。逆に、低周波波（長波長）は解像度の低い画像を提供しますが、減衰度が低いため、より深い構造まで到達できます。図1）。 このため、表層構造 (星状神経節ブロックなど) の画像化には高周波トランスデューサ (最大 10 ～ 15 MHz 範囲) を使用し、腰椎の画像化には低周波トランスデューサ (通常は 2 ～ 5 MHz) を使用するのが最適です。ほとんどの成人の深部にある神経軸構造 (図2).

図1 超音波の減衰と波の周波数との関係。 所定の距離では、周波数の高い波は周波数の低い波よりも大きく減衰することに注意してください。 (a) より大きな減衰を伴うより短い波長。 (b) 減衰の少ない長波長 (許可を得て参考文献 [6] から転載)

図 2 異なる超音波トランスデューサ周波数の解像度と浸透の比較。 (この図は参考文献 [3] に掲載されています。Copyright Elsevier (2000))

図3 超音波パルス発生の模式図。 (参考文献 [6] から許可を得て転載)

4. 超音波と組織の相互作用

US 波が組織を通過すると、一部はより深い構造に伝達され、一部はエコーとしてトランスデューサに反射され、一部は散乱され、一部は熱に変換されます。 イメージングの目的で、トランスデューサに反射されたエコーに主に関心があります。 組織界面に当たった後に返されるエコーの量は、音響インピーダンスと呼ばれる組織の特性によって決まります。 これは、媒体の密度に媒体内の超音波伝搬速度を掛けたものとして定義される、媒体固有の物理的特性です。 空気を含む臓器 (肺など) の音響インピーダンスは最も低く、骨などの密度の高い臓器は音響インピーダンスが非常に高くなります (テーブル1反射エコーの強度は、2つの媒質間の音響インピーダンスの差（または不一致）に比例します。2つの組織の音響インピーダンスが同じ場合、エコーは発生しません。音響インピーダンスが類似している軟組織間の界面では、通常、低強度のエコーが発生します。逆に、軟組織と骨または肺との界面では、大きな音響インピーダンス勾配のため、非常に強いエコーが発生します。

入射超音波パルスが、異なる音響インピーダンスを持つ XNUMX つの身体組織の大きくて滑らかな界面に遭遇すると、音響エネルギーがトランスデューサに反射されます。 このタイプの反射は鏡面反射と呼ばれ、生成されるエコー強度は XNUMX つの媒体間の音響インピーダンス勾配に比例します (図4）。 針が「面内」に挿入されたときの軟組織と針の界面は、鏡面反射の良い例です。 入射 US ビームが 90° でリニア インターフェースに到達すると、生成されたエコーのほとんどすべてがトランスデューサに戻ります。 ただし、鏡面境界への入射角が 90° 未満の場合、エコーはトランスデューサに戻らず、入射角と同じ角度で反射されます (鏡に反射する可視光のように)。 戻ってきたエコーは、トランスデューサに届かず、検出されない可能性があります。 これは疼痛医にとって実際に重要であり、深く位置する構造に到達するために非常に急な方向に挿入された針をイメージするのが難しい理由を説明しています.

図 4 さまざまなタイプの超音波と組織の相互作用。 (参考文献 [6] から許可を得て転載)

屈折とは、音の伝達速度が異なる 1450 つの組織の界面に当たった後の音の伝達方向の変化を指します。 この場合、音の周波数は一定であるため、1540 つの組織の音の伝達速度の違いに対応するために波長を変更する必要があります。 これにより、サウンド パルスがインターフェイスを通過する際に方向が変更されます。 屈折は、超音波画像上の構造の位置が正しくない重要な原因の XNUMX つです。 音速は脂肪では遅く (約 XNUMX m/s)、軟部組織では速い (約 XNUMX m/s) ため、屈折アーチファクトは脂肪と軟部組織の境界面で最も顕著になります。 最も広く認識されている屈折アーチファクトは、腹直筋と腹壁脂肪の接合部で発生します。 最終結果は、腹部の正中線をスキャンしたときに見られる腹部と骨盤の深部構造の重複です (図5腎臓をスキャンする際には、脾臓（または肝臓）と隣接する脂肪との境界面での音波の屈折により、重複アーチファクトが発生することもあります。

図 5 屈折アーティファクト。 図 (a) は、音響ビームの屈折によって複製アーティファクトが生じる様子を示しています。 (b) 直筋屈折に続発する大動脈 (A) の重複を示す上腹部の横方向の正中図です。 (この図は参考文献 [8] に掲載されています。Copyright Elsevier (2004))

超音波パルスが超音波波長よりも小さい寸法の反射体に遭遇した場合、またはパルスが粗く不規則な組織界面に遭遇した場合、散乱が発生します。この場合、広範囲の角度で反射されたエコーにより、エコー強度が低下します。しかし、散乱のプラスの効果は、入射パルスの角度に関係なく、一部のエコーがトランスデューサに戻ってくることです。ほとんどの生体組織は、超音波画像では、微細な散乱構造で満たされているように見えます。肝臓や筋肉などの臓器に目に見えるテクスチャを与えるスペックル信号は、入射超音波パルスの体積内で生成された複数の散乱エコー間の界面の結果です。超音波パルスが組織を通過すると、その強度は減少または減衰します。この減衰は、反射と散乱、および摩擦のような損失の結果です。これらの損失は、パルスによって誘発される振動組織の運動によって発生し、元の機械的形態のエネルギーが熱に変換されます。局所的な加熱によるこのエネルギー損失は吸収と呼ばれ、超音波減衰の最も重要な要因です。経路長が長く、周波数が高い波ほど減衰が大きくなります。減衰は体組織によっても異なり、骨で最も大きく、筋肉や実質臓器では小さく、血液ではどの周波数でも最も小さくなります（図6）。 すべての超音波機器は、画面のより深い領域でゲイン (全体的な明るさまたは信号の強度) を自動的に増加させることによって、予想される平均減衰度を本質的に補正します。 これは、大きな血管または嚢胞の後方の比較的高エコー領域を表す「後方音響増強」として知られる非常に一般的なアーティファクトの原因です (図7）。 流体を含む構造は、固体構造よりも音の減衰がはるかに少ないため、流体を通過した後の音響パルスの強度は、同等量の固体組織を通過した場合よりも大きくなります。

図 6 さまざまな身体組織における波周波数の関数としての超音波ビームの減衰度。 (参考文献 [6] から許可を得て転載)

図7 鼠径部の大腿神経血管構造の超音波画像。 高エコー領域は、大腿動脈 (矢印) の奥深くに認められます。 このよく知られたアーティファクト (後方音響増強として知られています) は、通常、流体を含む構造の奥深くで見られます。 N 大腿神経。 A、大腿動脈。 V、大腿静脈

 

5. B モード超音波の最近のイノベーション

過去 XNUMX 年ほどの間にほとんどの超音波ユニットで利用できるようになったいくつかの最近の技術革新により、画像の解像度が大幅に向上しました。 これらの XNUMX つの良い例は、ティッシュ ハーモニック イメージングと空間複合イメージングです。

組織高調波イメージングの利点は、超音波造影剤のイメージングを目的とした研究で初めて確認されました。高調波とは、送信パルスの周波数（基本周波数または第1高調波とも呼ばれる）の整数倍の周波数を指します。第2高調波の周波数は基本周波数の2倍です。超音波パルスが組織を通過する際、元の波形は完全な正弦波から、より鋭く、ピークが尖った鋸歯状の波形に歪みます。この歪んだ波形は、さらに多くの高次高調波のさまざまな周波数の反射エコーを生成します。最新の超音波装置は、基本周波数だけでなく、その第2高調波成分も使用します。これにより、表面近くの組織におけるアーチファクトやノイズが低減されることがよくあります。高調波イメージングは​​、厚く複雑な体壁構造を持つ「技術的に困難な」患者に最も有用であると考えられています。

空間合成イメージング（またはマルチビームイメージング）とは、アレイ型トランスデューサからの超音波ビームを電子的に制御し、異なる方向に配置された平行ビームを用いて同じ組織を複数回画像化する技術です。これらの異なる方向からのエコーは平均化（合成）され、単一の合成画像が作成されます。複数のビームを使用することで、スペックルノイズが平均化され、画像が「ざらつき」が少なくなり、横方向の解像度が向上します。空間合成画像は、多くの場合、「ノイズ」や「クラッター」のレベルが低減され、コントラストと境界の明確性が向上します。同じ組織領域を検査するために複数の超音波ビームを使用するため、データ取得に時間がかかり、合成イメージングのフレームレートは一般的に従来のBモードイメージングよりも低くなります。

 

6。 結論

米国は比較的安価で、持ち運び可能で、安全で、リアルタイム性があります。 これらの特性と、画質と解像度の継続的な改善により、US の使用は、従来の画像診断アプリケーションを超えて、医療の多くの分野に拡大しました。 特に、インターベンション手順を支援またはガイドするためのその使用が増加しています。 局所麻酔と疼痛治療は、現在成長している分野の一部です。 現代の米国の機器は、50 年以上前に使用されていた初期の機器で採用されていたのと同じ基本原理の多くに基づいています。 これらの基本的な物理原則を理解することは、麻酔科医や疼痛専門医がこの新しいツールをよりよく理解し、その可能性を最大限に活用するのに役立ちます。