超音波の基礎: 落とし穴と限界

超音波は、半世紀以上にわたって人体の画像化に使用されてきました。オーストリアの神経科医である Karl Theo Dussik 博士は、脳を画像化するための医療診断ツールとして超音波を初めて適用した [1]。今日、超音波 (米国) は、医療で最も広く使用されている画像技術の XNUMX つです。ポータブルで、放射線のリスクがなく、磁気共鳴やコンピューター断層撮影などの他の画像診断法と比較すると比較的安価です。さらに、US 画像は断層撮影です。つまり、解剖学的構造の「断面」ビューを提供します。画像は「リアルタイム」で取得できるため、局所麻酔や疼痛管理を含む多くの介入手順に即座に視覚的なガイダンスを提供します。この章では、痛みの専門家に関連する米国の技術の基礎となる基本原理と物理学のいくつかについて説明します。

1. B-MODE US の基本原理

現代の医療用 US は、主に輝度モード (B モード) ディスプレイを使用したパルスエコー法を使用して行われます。 B モードイメージングの基本原理は、今日でも数十年前とほとんど同じです。これには、超音波エコーの小さなパルスをトランスデューサから体内に送信することが含まれます。超音波が送信経路に沿って異なる音響インピーダンスの身体組織を透過するとき、一部はトランスデューサに反射され (エコー信号)、一部はより深く浸透し続けます。多くの連続したコプレーナパルスから返されたエコー信号が処理され、結合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ーは、スピーカー (音波を生成する) とマイク (音波を受信する) の両方として機能します。超音波パルスは実際には非常に短いですが、直線的な経路を通過するため、超音波ビームと呼ばれることがよくあります。ビームラインに沿った超音波の伝播方向は軸方向と呼ばれ、軸方向に垂直な画像面内の方向は横方向と呼ばれます[2]。通常、超音波パルスのごく一部のみが体組織界面に到達した後に反射エコーとして戻りますが、パルスの残りの部分はビームラインに沿って組織のより深い深さまで続きます。

2. 超音波パルスの生成

超音波トランスデューサ (またはプローブ) には、複数の圧電結晶が含まれており、電気的に相互接続されており、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 年にキュリー兄弟によって最初に説明されました。彼らは水晶のカット片に機械的応力を加えて、表面に電荷を発生させました [3]。その後、逆圧電効果、つまり水晶に電気を加えると水晶が振動することも実証しました[4]。これらの振動する機械的音波は、身体組織を伝搬する際に圧縮領域と希薄領域を交互に作り出します。音波は、周波数 (サイクル/秒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) で表すことができます。

3. 超音波の波長と周波数

超音波の波長と周波数は反比例の関係にあり、周波数の高い超音波は波長が短く、その逆の関係にあります。米国の波は、人間の可聴限界を超える周波数、つまり 20 kHz を超える周波数を持っています [3]。医療用超音波装置は、1 ～ 20 MHz の範囲の音波を使用します。トランスデューサ周波数の適切な選択は、診断および処置 US で最適な画像解像度を提供するための重要な概念です。高周波超音波 (短波長) は、高軸方向解像度の画像を生成します。一定の距離に対する圧縮および希薄化の波の数を増やすと、波の伝播の軸面に沿った 5 つの別個の構造をより正確に区別できます。ただし、一定の距離では、高周波は低周波よりも減衰します。したがって、それらは主に表面構造のイメージングに適しています[XNUMX]。逆に、低周波 (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、より深い構造に浸透できます (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))

超音波は、一般に同じ周波数の XNUMX つまたは XNUMX つの音のサイクルで構成されるパルス (圧力の断続的な列) で生成されます (図3）。パルス繰り返し周波数 (PRF) は、単位時間あたりにトランスデューサによって放出されるパルスの数です。超音波は、信号が目的のターゲットに到達し、次のパルスが生成される前にエコーとしてトランスデューサに反射されるように、間に十分な時間間隔を置いてパルスで放出される必要があります。医用画像装置の PRF の範囲は 1 ～ 10 kHz です。

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、7 つの媒体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。 XNUMX 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。同様の音響インピーダンスの軟部組織間の界面は、通常、低強度のエコーを生成します。逆に、軟部組織と骨または肺との間の界面は、音響インピーダンス勾配が大きいため、非常に強いエコーを生成します [XNUMX]。

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）。重複アーティファクトは、脾臓 (または肝臓) と隣接する脂肪の間の界面での音の屈折により、腎臓をスキャンするときにも発生する可能性があります [8]。

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て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るエコーは、エコー強度の減少をもたらします。ただし、散乱の肯定的な結果は、入射パルスの角度に関係なく、トランスデューサにエコーが戻ることです。ほとんどの生体組織は、小さな散乱構造で満たされているかのように、US 画像に表示されます。肝臓や筋肉などの臓器に目に見えるテクスチャを提供するスペックル信号は、入射超音波パルスのボリューム内で生成された複数の散乱エコー間のインターフェースの結果です [2]。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、パルスによって生成される誘発された組織の振動運動に起因し、元の機械的形態から熱へのエネルギーの変換を引き起こします。局所加熱によるこのエネルギー損失は吸収と呼ばれ、US 減衰の最も重要な要因です。経路長が長く、周波数が高いほど、減衰が大きくなります。減衰は体組織によっても異なり、骨で最も高く、筋肉と固形臓器でより少なく、任意の周波数で血液で最も低くなります(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。

ティッシュハーモニックイメージングの利点は、米国の造影剤のイメージングに向けた研究で最初に観察されました。高調波という用語は、送信されたパルスの周波数 (基本周波数または第 9 高調波とも呼ばれます) の整数倍である周波数を指します [XNUMX]。第 XNUMX 高調波は、基本波の XNUMX 倍の周波数を持ちます。超音波パルスが組織を通過すると、元の波の形状は完全な正弦波から「より鋭い」、より尖った鋸歯状に変形します。この歪んだ波は、多くの高次高調波のいくつかの異なる周波数の反射エコーを生成します。最新の超音波ユニットは、基本周波数だけでなく、その XNUMX 次高調波成分も使用します。これにより、多くの場合、表面近くの組織のアーティファクトとクラッターが減少します。ハーモニックイメージングは、厚くて複雑な体壁構造を持つ「技術的に難しい」患者に最も有用であると考えられています。

空間複合イメージング (またはマルチビームイメージング) は、アレイトランスデューサからの超音波ビームを電子的にステアリングして、異なる方向に向けられた平行ビームを使用して同じ組織を複数回イメージングすることを指します [10]。これらの異なる方向からのエコーは、XNUMX つの合成画像にまとめて平均化 (合成) されます。複数のビームを使用すると、スペックルが平均化され、画像の「ざらつき」が少なくなり、横方向の解像度が向上します。空間複合画像では、多くの場合、「ノイズ」と「クラッター」のレベルが低下し、コントラストとマージンの定義が改善されます。同じ組織領域を調査するために複数の超音波ビームが使用されるため、データ取得により多くの時間が必要になり、複合イメージングのフレームレートは通常、従来の B モードイメージングと比較して減少します。

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。