半个多世纪以来,超声波一直用于对人体进行成像。 奥地利神经学家 Karl Theo Dussik 博士率先将超声作为医学诊断工具对大脑进行成像 [1]。 今天,超声(美国)是医学中使用最广泛的成像技术之一。 与其他成像方式(例如磁共振和计算机断层扫描)相比,它具有便携性、无辐射风险且相对便宜。 此外,美国图像是断层扫描,即提供解剖结构的“横截面”视图。 这些图像可以“实时”获取,从而为包括区域麻醉和疼痛管理在内的许多介入程序提供即时视觉指导。 在本章中,我们描述了与疼痛从业者相关的美国技术的一些基本原理和物理学。
1. B-MODE US的基本原理
现代医学超声主要使用具有亮度模式(B 模式)显示的脉冲回波方法进行。 如今,B 模式成像的基本原理与几十年前大致相同。 这涉及将超声波回波的小脉冲从换能器传输到体内。 随着超声波沿传输路径穿透不同声阻抗的人体组织,有的被反射回换能器(回波信号),有的继续穿透更深。 从许多连续共面脉冲返回的回波信号经过处理和组合以生成图像。 因此,超声换能器既可以用作扬声器(产生声波),也可以用作麦克风(接收声波)。 超声波脉冲实际上很短,但由于它以直线路径穿过,因此通常被称为超声波束。 超声沿束线传播的方向称为轴向,像平面中垂直于轴向的方向称为横向[2]。 通常,只有一小部分超声脉冲在到达身体组织界面后作为反射回波返回,而其余的脉冲沿光束线继续到达更大的组织深度。
2. 超声波脉冲的产生
超声换能器(或探头)包含多个压电晶体,这些压电晶体以电子方式相互连接并响应施加的电流而振动。 这种被称为压电效应的现象最初是由居里兄弟在 1880 年描述的,当时他们对一块切割的石英施加机械应力,在其表面产生电荷 [3]。 后来,他们还演示了反向压电效应,即对石英施加电导致石英振动[4]。 这些振动的机械声波在通过身体组织传播时会产生交替的压缩和稀疏区域。 声波可以用它们的频率(以每秒周期数或赫兹测量)、波长(以毫米测量)和振幅(以分贝测量)来描述。
3. 超声波的波长和频率
US的波长与频率成反比,即高频超声波波长短,反之亦然。 US 波的频率超过人类听觉的上限,即大于 20 kHz [3]。 医疗超声设备使用 1-20 MHz 范围内的声波。 正确选择换能器频率是在诊断和手术超声中提供最佳图像分辨率的重要概念。 高频超声波(短波长)产生高轴向分辨率的图像。 增加给定距离的压缩波和稀疏波的数量可以更准确地区分沿波传播的轴向平面的两个独立结构。 然而,对于给定距离,高频波比低频波衰减更多; 因此,它们适用于主要对表面结构进行成像 [5]。 相反,低频波(长波长)提供的图像分辨率较低,但由于衰减程度较低,可以穿透更深的结构(图。 1)。 出于这个原因,最好使用高频换能器(最高 10-15 MHz 范围)对表面结构(例如星状神经节阻滞)和低频换能器(通常 2-5 MHz)成像腰椎大多数成年人体内深部的神经轴结构(图。 2).
超声波以脉冲(间歇的压力序列)产生,通常由两个或三个相同频率的声音周期组成(图。 3)。 脉冲重复频率 (PRF) 是换能器在单位时间内发出的脉冲数。 超声波必须以脉冲形式发射,其间有足够的时间,以使信号到达感兴趣的目标并在生成下一个脉冲之前作为回波反射回换能器。 医学成像设备的 PRF 范围为 1 到 10 kHz。4. 超声-组织相互作用
当 US 波穿过组织时,它们部分传输到更深的结构,部分作为回波反射回换能器,部分散射,部分转化为热量。 出于成像目的,我们最感兴趣的是反射回换能器的回波。 撞击组织界面后返回的回声量由称为声阻抗的组织特性决定。 这是介质的固有物理特性,定义为介质的密度乘以 US 波在介质中的传播速度。 含气器官(如肺)的声阻抗最低,而骨骼等致密器官的声阻抗非常高(表1)。 反射回声的强度与两种介质之间声阻抗的差异(或失配)成正比。 如果两个组织具有相同的声阻抗,则不会产生回声。 具有相似声阻抗的软组织之间的界面通常会产生低强度的回声。 相反,软组织与骨骼或肺之间的界面由于声阻抗梯度大而产生非常强的回声[7]。
当入射超声脉冲遇到具有不同声阻抗的两个身体组织的大而光滑的界面时,声能被反射回换能器。 这种类型的反射称为镜面反射,产生的回波强度与两种介质之间的声阻抗梯度成正比(图。 4)。 当针“平面”插入时的软组织-针界面是镜面反射的一个很好的例子。 如果入射的 US 光束以 90° 角到达线性界面,几乎所有生成的回波都将返回换能器。 但是,如果与镜面边界的入射角小于 90°,则回波将不会返回换能器,而是以与入射角相等的角度反射(就像可见光在镜子中反射一样)。 返回的回波可能会错过换能器而不会被检测到。 这对疼痛医师具有实际意义,并解释了为什么可能难以对以非常陡峭的方向插入的针头进行成像以到达位于深处的结构。
折射是指以不同的传声速度撞击两个组织的界面后传声方向的变化。 在这种情况下,由于声音频率是恒定的,因此必须改变波长以适应两个组织中声音传播速度的差异。 这导致声音脉冲在通过界面时重定向。 折射是超声图像上结构定位不正确的重要原因之一。 由于脂肪中的声速较低(约 1450 m/s)而软组织中的声速较高(约 1540 m/s),因此在脂肪/软组织界面处折射伪影最为突出。 最广为人知的屈光伪影发生在腹直肌和腹壁脂肪的交界处。 最终结果是通过腹部中线扫描时看到的深部腹部和骨盆结构重复(图5)。 由于脾脏(或肝脏)和相邻脂肪之间的界面处的声音折射,在扫描肾脏时也会出现重复伪影[8]。 如果超声波脉冲遇到尺寸小于超声波波长的反射器,或者当脉冲遇到粗糙、不规则的组织界面时,就会发生散射。 在这种情况下,通过各种角度反射的回波会导致回波强度降低。 然而,散射的积极结果是一些回波返回到换能器,而不管入射脉冲的角度如何。 大多数生物组织出现在美国图像中,就好像它们充满了微小的散射结构。 在肝脏或肌肉等器官中提供可见纹理的散斑信号是在入射超声脉冲 [2] 体积内产生的多个散射回波之间的界面的结果。随着超声脉冲穿过组织,它们的强度降低或减弱。 这种衰减是反射和散射以及类似摩擦损失的结果。 这些损失是由脉冲产生的诱导振荡组织运动引起的,这导致能量从原始机械形式转换为热量。 这种局部加热的能量损失被称为吸收,是美国衰减的最重要因素。 更长的路径长度和更高频率的波会导致更大的衰减。 身体组织之间的衰减也不同,在任何给定频率下,骨骼的程度最高,肌肉和实体器官的衰减程度较低,血液中的衰减程度最低。图。 6)。 所有超声设备通过自动增加屏幕较深区域的增益(整体亮度或信号强度)来内在地补偿预期的平均衰减程度。 这就是称为“后声学增强”的常见伪影的原因,该伪影描述了大血管或囊肿后方相对高回声的区域。图。 7)。 与固体结构相比,含有流体的结构对声音的衰减要小得多,因此声脉冲在通过流体后的强度大于通过等量的实体组织后的强度。
5. B 模式超声的最新创新
在过去十年左右的时间里,大多数超声设备中出现的一些最新创新显着提高了图像分辨率。 其中两个很好的例子是组织谐波成像和空间复合成像。
组织谐波成像的好处首先是在针对美国造影材料成像的工作中观察到的。 谐波一词是指频率是发射脉冲频率的整数倍(也称为基频或一次谐波)[9]。 二次谐波的频率是基波的两倍。 当超声波脉冲穿过组织时,原始波的形状会从完美的正弦曲线变形为“更锐利”、更尖的锯齿形。 这种扭曲的波又会产生许多高次谐波的几种不同频率的反射回波。 现代超声设备不仅使用基频,还使用其二次谐波分量。 这通常会减少近表面组织中的伪影和杂乱。 谐波成像被认为对体壁结构较厚且复杂的“技术困难”患者最有用。
空间复合成像(或多波束成像)是指对来自阵列换能器的超声波束进行电子转向,通过使用沿不同方向定向的平行波束对同一组织进行多次成像 [10]。 然后将来自这些不同方向的回波平均在一起(合成)成单个合成图像。 多光束的使用导致散斑的平均化,使图像看起来不那么“颗粒状”并提高横向分辨率。 空间复合图像通常显示降低的“噪声”和“杂波”水平以及改进的对比度和边缘定义。 由于使用多个超声束询问同一组织区域,因此数据采集需要更多时间,并且与常规B模式成像相比,复合成像帧速率通常降低。
6。 结论
US 在本质上相对便宜、便携、安全和实时。 这些特征以及图像质量和分辨率的持续改进已将 US 的使用扩展到传统诊断成像应用之外的许多医学领域。 特别是,它在辅助或指导介入程序方面的应用正在增长。 区域麻醉和止痛药程序是当前增长的一些领域。 现代美国设备基于 50 多年前使用的初始设备中采用的许多相同基本原理。 对这些基本物理原理的理解可以帮助麻醉师和疼痛从业者更好地理解这个新工具,并充分利用它的潜力。