超声引导区域麻醉和介入性疼痛管理的基本 Knobology

超声 (US) 引导神经阻滞的安全性和有效性在很大程度上取决于对机器“knobology”的全面了解 [1–3]。尽管外观和布局有所不同，但所有美国机器都具有相同的基本操作功能，用户必须欣赏这些功能才能优化图像。虽然现代美国机器提供了丰富的功能，但所有操作员都应该熟悉的基本功能是频率和探头选择、深度、增益、时间增益补偿 (TGC)、聚焦、预编程预设、彩色多普勒、能量多普勒、复合成像、组织谐波成像 (THI)（在某些型号上）以及图像冻结和采集。一旦理解了 US 的物理原理，就会清楚创造“最佳”形象通常是在以牺牲另一种功能为代价来改善一种功能之间进行的一系列权衡。下面依次介绍上述每个功能，遵循我们在执行任何美国指导的干预时使用的顺序。

1. 频率和探头选择

选择发射美国波的适当频率可能是所有调整中最关键的。超声波具有特定频率 (f) 和波长 (λ) 的特征，如等式 v = f × λ 所述，其中 v 是波传播的速度（所有机器都假设超声波穿过软组织1540 米/秒）。用于神经阻滞的频率范围在 3 到 15 MHz 之间。更高的频率提供更高的轴向分辨率（图。 1).

图 1 更高的超声频率产生更短的脉冲持续时间，从而促进轴向分辨率的提高。当使用较低频率时情况正好相反

从概念上讲，轴向分辨率可以区分超声图像中不同深度（y 轴）上靠得很近的结构，即彼此上下的结构。较差的轴向分辨率或不适当的低频率可能会在超声图像上仅产生一个结构而产生误导，而实际上，有两个结构紧挨着彼此的上方和下方（图。 2).

图 2 轴向分辨率表示超声波机器在平行于波束的方向上视觉分离位于彼此顶部（y 轴）的两个结构的能力。随着频率增加，轴向分辨率增加，但穿透深度减小。低频波

不幸的是，高频波比低频波衰减得更多。衰减，这在下面有更详细的描述（见“时间增益补偿”），指的是当超声波从探头传播到目标组织并再次返回探头时能量（即信号强度）的逐渐损失处理成图像（图。3) [1]。过度衰减的最终结果是难以辨认的图像。因此，操作员必须选择尽可能高的频率，同时仍然能够穿透到适当的深度，以便观察目标。高频换能器最适用于 3-4 厘米的深度；此后，通常需要使用较低频率的探头。

图 3 衰减直接随超声波的频率和超声波传播的距离而变化。请注意，在任何给定距离（深度），较高频率（10 MHz）的超声波相对于较低频率（5 和 2.5 MHz）波的衰减程度如何

探头类别可分为高 (8–12 MHz)、中 (6–10 MHz) 和低 (2–5 MHz) 频率范围。在某些机器上，始终连接着各种探头，选择所需的探头只需要拨动选择器开关即可。在其他机器上，每次都必须物理移除和连接不同的探针。大多数 US 探头都有一个“中心”（即最佳）频率以及该中心频率两侧的频率范围，称为带宽。选择合适的探头后，操作员可以通过从每个换能器的带宽中主动选择高频、中频或低频来微调从换能器发射的 US 波的频率。

2. 深度

必须调整深度设置，使感兴趣的结构落在视野内（图。4). 目的是将深度设置为刚好低于所需目标。

这有两个目的：

首先，由于显示器的尺寸有限，因此在比必要深度更大的深度成像会导致目标更小。较小的目标通常更难以可视化并随后用针接近（图 4b).
其次，最小化深度可以优化时间分辨率。时间分辨率可以被认为是帧速率，指的是产生连续的独特图像（以每秒帧数表示）以达到连续实时成像的速率。

图 4 深度。 (a) 最佳深度设置。正中神经 (MED) 和周围的肌肉组织很明显。 (b) 深度设置过大。深度设置太深以至于目标结构的相对尺寸减小。 (c) 深度设置不足。 MED 不可见

时间分辨率取决于发射连续美国波以形成全扇形波束的速率（通常约为每秒数千个）。因为美国波实际上是以脉冲形式发射的，只有当前一个脉冲返回到换能器时才会发射下一个脉冲，因此对于更深的结构，整体发射速率必须更慢。因此，在如上所述的函数之间的又一个权衡中，随着深度的增加，时间分辨率被丧失。现代美国机器通过减小扇形光束的宽度来保持时间分辨率，这解释了随着深度的增加屏幕图像自动变窄的原因。减小扇区宽度可以有效地减少必须返回传感器的发射波的数量，从而减少显示图像之前的时间并保持帧速率。与心脏成像过程不同，当可视化移动物体至关重要时，时间分辨率在局部麻醉和疼痛管理。然而，低帧速率仍然可能很重要，因为在针移动或快速注射局部麻醉剂期间会产生模糊的图像。

3. 增益

增益刻度盘决定了图像的亮度（高回声）或暗度（低回声）。返回探头的回波的机械能被美国机器转换成电信号，电信号又被转换成显示图像。增加增益会放大所有这些返回回波产生的电信号，从而增加整个图像的亮度，包括背景噪声（图5b). 调整增益旋钮时必须小心，因为尽管一些新手认为越亮越好，但过多的增益实际上会产生人为回声或模糊现有结构。同样，增益太小会导致操作员错过真实的回波信息（图5c). 最后，增加增益也会降低横向分辨率。横向分辨率是指并排区分物体的能力，将在下一课中讨论。

图 5 增益。 (a) 最佳增益设置。目标正中神经 (MED) 和前臂周围的肌肉组织很明显。 (b) 增益调得太高。 (c) 增益调得太低

4. 时间增益补偿

与增益旋钮类似，TGC 功能允许操作员调整亮度。虽然增益旋钮增加了整体亮度，但 TGC 的不同之处在于允许操作员在现场的特定深度独立调整亮度（图。 6). 为了理解 TGC 的目的，必须充分理解衰减原理。穿过组织的美国波被衰减，主要是由于吸收，但也是反射和折射的结果。衰减取决于光束频率（高频波衰减更多，如上所述）和超声穿过的组织类型（由每种组织类型的特征衰减系数表示）。衰减也随着穿透深度的增加而增加，因此如果机器实际显示返回探头的回波幅度，则图像会从表面到深处逐渐变暗。这是因为那些从更远的地方返回的波会被衰减得更多。虽然美国的机器被设计成自动补偿衰减，但机器的自动校正并不总是准确的。为了创建更均匀的图像，最常见的调整 TGC 以增加远场结构（即深层结构）的亮度。虽然有些机器对显示屏的每个小部分都有单独的控制（“滑动电位器”）（飞利浦、通用电气），但其他机器具有更简单的“近”和“远”增益（SonoSite）。当存在单独的滑动罐时，最佳配置通常是增益从浅层到深部略有增加，以补偿上述衰减。

图 6 时间增益补偿设置不当。 (a) 由于图像中心的低回声带，正中神经不可见。这是由于时间增益补偿拨盘 (b) 的不适当低设置造成的，它会产生增益不足的频带

5. 聚焦

对焦按钮并非在所有机器上都有，但如果可用，可以对其进行调整以优化横向分辨率。横向分辨率是指机器区分同一深度并排放置的两个物体的能力，垂直于 US 光束（图。7). 平行排列在换能器表面的多个压电元件发出单独的波，这些波共同产生 3-D US 光束。这个 3-D US 光束首先会聚（菲涅尔区）到光束最窄的点，称为焦点区，然后在它传播通过组织时发散（夫琅禾费区）（图。8).

图 7 横向分辨率表示超声机在垂直于波束（x 轴）的方向上从视觉上分离彼此相邻的两个结构的能力。随着频率的增加，横向分辨率增加，但穿透深度减小。低频波以横向分辨率为代价穿透得更深。请注意，随着频率降低，超声波机器越来越无法清楚地分辨每个结构。

图 8 焦点区域。焦区是光束会聚结束和发散开始的边界。焦区的横向分辨率最好。横向分辨率表示超声机正确区分并排放置的两个结构（x 轴）的能力

从概念上讲，当光束发散时，单个元素波不再平行传播，并且彼此之间的距离越来越远。理想情况下，每个单独的元素波都会撞击（并因此产生相应的图像）场中的每个点，无论两个单独的结构在横向平面上彼此相邻的距离有多近。如果这些是发散的，则目标对象可能会因“滑入”两个单独的美国波而错过。因此，限制光束发散量可以提高横向分辨率，这在焦区级别是最佳的。聚焦拨盘的目的是让操作员能够将聚焦区域调整到视野中的不同深度。

通过将焦点定位在与感兴趣的目标相同的水平（图。9)，可以限制光束发散量，并相应地最大化横向分辨率。对焦水平通常由图像左侧或右侧的小箭头表示。有些机器实际上提供了设置多个聚焦区域的能力，但是同时增加聚焦区域的数量会降低时间分辨率，因为机器会花费更多时间来监听返回的回波和处理每个图像。

图 9 焦点。 (a) 用于查看前臂正中神经 (MED) 的正确焦点设置。沿图像右边界的双向箭头表示焦点级别设置。 (b) 焦点水平设置得太浅。 (c) 焦点层次设置过深

6. 预设

所有机器都有预设，这些预设使用上述设置的组合来创建通常最适合特定组织的图像。在最基本的层面上，这可能只是为神经或血管设置，但其他机器可能对每个特定的神经阻滞都有设置。虽然这些提供了一个有用的起点，但通常仍需要进一步手动调整以补偿患者的体型和状况。

7.彩色多普勒

彩色多普勒技术将多普勒信息叠加在实时图像上，便于血流的识别和量化（速度、方向）。然而，多普勒技术对执行超声引导疼痛手术的麻醉师的主要好处是确认针的预期轨迹中没有血流。

应用于超声波的多普勒物理学与以下原理有关，即如果声波从静止换能器发出并被移动物体（通常是红细胞）反射，则反射声波的频率将发生变化（图。10). 当血液远离换能器时，反射波将以低于原始发射波的频率返回。这由蓝色表示。相反，当血液流向换能器时，反射波以比原始发射波更高的频率返回。这由红色表示。操作员应注意，红色不一定与动脉血相关，蓝色也不一定与静脉血相关。上述频率变化称为多普勒频移，正是这一原理可用于心脏和血管应用，以计算血流速度和血流方向。多普勒方程指出:

v 是运动物体的速度，ft是发射频率，α是超声束与血流方向的入射角，c是超声在血液中的速度。同样重要的是要注意，当光束的入射角接近 90° 时，由于 90° 的余弦为 0，多普勒方程中会引入较大的误差。在这种情况下，可能无法看到低回声结构中的血流（即, 假阴性 – 图。11). 正如可以使用增益功能调整整体亮度一样，也可以调整显示的多普勒信号量。在一些美国机器上，多普勒灵敏度是通过在多普勒模式下转动增益旋钮来调整的。

图 10 多普勒。 (a) 当声波从换能器发射并被朝向换能器移动的目标物体反射时，返回频率将高于原始发射的声波。超声机上的相应图像用红色表示。 (b) 相反，如果目标物体正在远离换能器，则返回频率将低于最初发射的声波。超声机上相应的图像用蓝色表示。

图 11 彩色多普勒。桡动脉的短轴视图。 (a) 当光束垂直于血液流动的方向时，没有明显的流动。 (b) 调整探头的倾斜度会改变声波的角度，从而显示血流。

其他机器有一个单独的多普勒灵敏度旋钮。然而，应该注意的是，增加多普勒灵敏度可能会导致产生由细微的患者运动产生的运动伪影（即误报）。

在多普勒模式下，与简单的 B 模式成像相比，美国机器需要更多时间来处理返回的回声，因此时间分辨率可能会降低。这解释了为什么在打开此功能时仅监视图像的一小部分区域（通常是矩形或平行四边形）的多普勒频移。操作员随后可以使用轨迹球或触摸板将此形状移动到所需目标上。

8.能量多普勒

能量多普勒是一项较新的美国技术，它在检测血流方面的灵敏度是彩色多普勒的五倍，因此可以检测使用标准彩色多普勒难以或不可能看到的血管。另一个好处是，与彩色多普勒不同，能量多普勒几乎与角度无关，从而减少了上述假阴性的发生率。然而，这些优势是以呼吸等细微运动的更多运动伪影为代价的。能量多普勒的另一个缺点是它无法分辨血流方向。因此，不是显示蓝色或红色，而是在一系列色调中仅使用一种颜色（通常是橙色）来指示流量。

9.复合成像

复合成像是美国最近的技术进步之一。与传统超声相比，它通过减少散斑和其他声学伪影提高了图像质量，并提高了组织平面的清晰度和针的可见性（图。 12).

图 12 (a) 关闭模式下的复合成像。 (b) 开启模式下的复合成像。请注意 (a) 与 (b) 相比更大的散斑伪影和分辨率降低

传统的美国换能器在垂直于换能器的一个方向上发射声波。现代复合成像换能器可以同时以各种角度发射和“引导”超声波，因此从几个不同的声波角度产生同一组织的图像（图。 13). 复合成像通过以电子方式组合来自所有不同角度的反射回波来产生单个高质量图像（空间复合成像）。频率复合成像类似，但使用不同的频率而不是声波角度来创建单个图像。

图 13 光束控制。 (a) 传统的超声换能器在一个方向发射声波。 (b) 以各种角度发射声波的复合成像换能器。

10. 组织谐波成像

THI 是另一种相对较新的技术。当声波穿过身体组织时，会产生谐波频率（图。14). 这些谐波频率是原始基频的倍数。当 THI 可用时，换能器优先捕获这些返回到探头以进行图像处理的高频回波。因为谐波频率更高，所以轴向和横向分辨率增强，伪影减少。更重要的一点是，与传统的美国不同，这些更高的频率是在不牺牲穿透深度的情况下实现的。 THI 似乎特别改善了低回声、囊性结构的可视化，尽管据报道它会降低针头的可见度。

图 14 组织谐波。当超声波穿过组织时，沿途会发生波的失真。由此产生的失真波是基本（输入）频率 (f) 的谐波（倍数）。更高的频率（例如 2f、3f 等）会产生更高的分辨率。在组织谐波成像中，超声机过滤掉大部分频率，包括基频，并优先“收听”其中一种谐波，通常是二次谐波 (2f)，从而产生具有更高轴向和横向分辨率且更少的图像文物

11.优化按钮

许多较新的机器现在都配备了一个自动图像优化按钮，用于即时组合上述许多功能以创建“理想图像”。尽管有时仍需要进一步的手动调整，但这是提高图像质量的一种简单、有效且快速的方法。

12. 冻结按钮和图像采集

美国成像是一个动态的过程。然而，图像实际上由每秒许多“帧”（时间分辨率，如上所述）组成，这些帧的变化速度足以产生有效的实时显示。冻结按钮在屏幕上显示当前图像，但通常还允许顺序查看之前短时间内的各个“帧”。如果需要的话，可以存储这些图像。图像采集对于法医学记录、教学非常重要，并且（在执行任务时不太常见）神经阻滞）进行测量。大多数机器都有存储静态和视频图像的能力。

超声引导下局部麻醉和介入性疼痛管理的基本知识