La ecografía médica moderna se realiza principalmente mediante un enfoque de eco de pulso con una pantalla de modo de brillo (modo B). Los principios básicos de las imágenes en modo B son muy parecidos hoy a los de hace varias décadas. Esto implica transmitir pequeños pulsos de eco de ultrasonido desde un transductor al cuerpo. A medida que las ondas de ultrasonido penetran en los tejidos corporales de diferentes impedancias acústicas a lo largo de la ruta de transmisión, algunas se reflejan de regreso al transductor (señales de eco) y algunas continúan penetrando más profundamente. Las señales de eco devueltas por muchos pulsos coplanares secuenciales se procesan y combinan para generar una imagen. Por lo tanto, un transductor de ultrasonido funciona como altavoz (generando ondas sonoras) y como micrófono (recibiendo ondas sonoras). El pulso de ultrasonido es, de hecho, bastante corto, pero debido a que atraviesa un camino recto, a menudo se lo denomina haz de ultrasonido. La dirección de propagación del ultrasonido a lo largo de la línea de luz se denomina dirección axial, y la dirección en el plano de la imagen perpendicular al eje se denomina dirección lateral [2]. Por lo general, solo una pequeña fracción del pulso ultrasónico regresa como un eco reflejado después de alcanzar la interfaz del tejido corporal, mientras que el resto del pulso continúa a lo largo de la línea de luz hacia mayores profundidades del tejido.

Los transductores (o sondas) de ultrasonido contienen múltiples cristales piezoeléctricos que están interconectados electrónicamente y vibran en respuesta a una corriente eléctrica aplicada. Este fenómeno llamado efecto piezoeléctrico fue descrito originalmente por los hermanos Curie en 1880 cuando sometieron una pieza cortada de cuarzo a tensión mecánica generando una carga eléctrica en la superficie [3]. Posteriormente, también demostraron el efecto piezoeléctrico inverso, es decir, la aplicación de electricidad al cuarzo resultando en la vibración del cuarzo [4]. Estas ondas de sonido mecánicas vibrantes crean áreas alternas de compresión y rarefacción cuando se propagan a través de los tejidos corporales. Las ondas sonoras se pueden describir en términos de su frecuencia (medida en ciclos por segundo o hercios), longitud de onda (medida en milímetros) y amplitud (medida en decibelios).

La longitud de onda y la frecuencia de los ultrasonidos están inversamente relacionadas, es decir, el ultrasonido de alta frecuencia tiene una longitud de onda corta y viceversa. Las ondas estadounidenses tienen frecuencias que superan el límite superior para la audición humana audible, es decir, superiores a 20 kHz [3]. Los dispositivos médicos de ultrasonido utilizan ondas de sonido en el rango de 1 a 20 MHz. La selección adecuada de la frecuencia del transductor es un concepto importante para proporcionar una resolución de imagen óptima en la ecografía de diagnóstico y de procedimiento. Las ondas de ultrasonido de alta frecuencia (longitud de onda corta) generan imágenes de alta resolución axial. Aumentar el número de ondas de compresión y rarefacción para una distancia dada puede discriminar con mayor precisión entre dos estructuras separadas a lo largo del plano axial de propagación de la onda. Sin embargo, las ondas de alta frecuencia son más atenuadas que las ondas de baja frecuencia para una distancia dada; por lo tanto, son adecuados para obtener imágenes de estructuras principalmente superficiales [5]. Por el contrario, las ondas de baja frecuencia (longitud de onda larga) ofrecen imágenes de menor resolución pero pueden penetrar en estructuras más profundas debido a un menor grado de atenuación ( ). Por esta razón, es mejor usar transductores de alta frecuencia (hasta un rango de 10 a 15 MHz) para obtener imágenes de estructuras superficiales (como bloqueos de ganglios estrellados) y transductores de baja frecuencia (generalmente de 2 a 5 MHz) para obtener imágenes de la región lumbar. estructuras neuroaxiales que son profundas en la mayoría de los adultos ( ).

Fig. 1 Atenuación de ondas ultrasónicas y su relación con la frecuencia de onda. Tenga en cuenta que las ondas de mayor frecuencia están más atenuadas que las ondas de menor frecuencia para una distancia determinada. (a) Longitud de onda más corta con mayor atenuación. (b) Longitud de onda más larga con atenuación menor (Reproducida con autorización de la Ref. [6])

Fig. 2 Una comparación de la resolución y penetración de diferentes frecuencias de transductores de ultrasonido. (Esta cifra se publicó en Ref. [3]. Copyright Elsevier (2000))

Fig. 3 Representación esquemática de la generación de pulsos de ultrasonido. (Reproducido con permiso de Ref. [6])

4. INTERACCIÓN ULTRASONIDO-TEJIDO

A medida que las ondas de EE. UU. viajan a través de los tejidos, se transmiten en parte a estructuras más profundas, en parte se reflejan de regreso al transductor como ecos, en parte se dispersan y en parte se transforman en calor. Para fines de imagen, lo que más nos interesa son los ecos reflejados en el transductor. La cantidad de eco devuelto después de golpear una interfaz de tejido está determinada por una propiedad del tejido llamada impedancia acústica. Esta es una propiedad física intrínseca de un medio definida como la densidad del medio multiplicada por la velocidad de propagación de la onda de EE. UU. en el medio. Los órganos que contienen aire (como los pulmones) tienen la impedancia acústica más baja, mientras que los órganos densos como los huesos tienen una impedancia acústica muy alta (Tabla 1). La intensidad de un eco reflejado es proporcional a la diferencia (o desajuste) en las impedancias acústicas entre dos medios. Si dos tejidos tienen la misma impedancia acústica, no se genera eco. Las interfaces entre tejidos blandos de impedancias acústicas similares suelen generar ecos de baja intensidad. Por el contrario, las interfaces entre el tejido blando y el hueso o el pulmón generan ecos muy fuertes debido a un gran gradiente de impedancia acústica [7].

Cuando un pulso de ultrasonido incidente se encuentra con una interfaz grande y suave de dos tejidos corporales con diferentes impedancias acústicas, la energía del sonido se refleja de regreso al transductor. Este tipo de reflexión se denomina reflexión especular y la intensidad del eco generado es proporcional al gradiente de impedancia acústica entre los dos medios ( ). Una interfaz de tejido blando-aguja cuando se inserta una aguja "en el plano" es un buen ejemplo de reflexión especular. Si el haz de EE. UU. incidente alcanza la interfaz lineal a 90°, casi todo el eco generado volverá al transductor. Sin embargo, si el ángulo de incidencia con el límite especular es inferior a 90°, el eco no volverá al transductor sino que se reflejará con un ángulo igual al ángulo de incidencia (al igual que la luz visible reflejada en un espejo). El eco que regresa potencialmente perderá el transductor y no será detectado. Esto es de importancia práctica para el médico del dolor y explica por qué puede ser difícil obtener imágenes de una aguja que se inserta en una dirección muy pronunciada para llegar a estructuras ubicadas profundamente.

Fig. 4 Diferentes tipos de interacciones onda de ultrasonido-tejido. (Reproducido con permiso de Ref. [6])

La refracción se refiere a un cambio en la dirección de la transmisión del sonido después de tocar una interfaz de dos tejidos con diferentes velocidades de transmisión del sonido. En este caso, debido a que la frecuencia del sonido es constante, la longitud de onda tiene que cambiar para adaptarse a la diferencia en la velocidad de transmisión del sonido en los dos tejidos. Esto da como resultado una redirección del pulso de sonido a medida que pasa a través de la interfaz. La refracción es una de las causas importantes de la localización incorrecta de una estructura en una imagen de ultrasonido. Debido a que la velocidad del sonido es baja en la grasa (aproximadamente 1450 m/s) y alta en los tejidos blandos (aproximadamente 1540 m/s), los artefactos de refracción son más prominentes en las interfaces grasa/tejido blando. El artefacto de refracción más ampliamente reconocido ocurre en la unión del músculo recto del abdomen y la grasa de la pared abdominal. El resultado final es una duplicación de las estructuras abdominales y pélvicas profundas que se ven al escanear a través de la línea media abdominal (Fig 5). Los artefactos de duplicación también pueden surgir al escanear el riñón debido a la refracción del sonido en la interfaz entre el bazo (o el hígado) y la grasa adyacente [8].

Fig. 5 Artefacto de refracción. El diagrama (a) muestra cómo la refracción del haz de sonido produce artefactos de duplicación. (b) es una vista transversal de la línea media de la parte superior del abdomen que muestra la duplicación de la aorta (A) secundaria a la refracción del músculo recto. (Esta cifra se publicó en Ref. [8]. Copyright Elsevier (2004))

Si el pulso de ultrasonido encuentra reflectores cuyas dimensiones son más pequeñas que la longitud de onda del ultrasonido, o cuando el pulso encuentra una interfaz de tejido rugosa e irregular, se produce la dispersión. En este caso, los ecos reflejados a través de una amplia gama de ángulos dan como resultado una reducción en la intensidad del eco. Sin embargo, el resultado positivo de la dispersión es el retorno de algún eco al transductor sin importar el ángulo del pulso incidente. La mayoría de los tejidos biológicos aparecen en las imágenes ecográficas como si estuvieran llenos de diminutas estructuras dispersas. La señal moteada que proporciona la textura visible en órganos como el hígado o el músculo es el resultado de la interfaz entre múltiples ecos dispersos producidos dentro del volumen del pulso de ultrasonido incidente [2]. A medida que los pulsos de ultrasonido viajan a través del tejido, su intensidad se reduce o atenuado Esta atenuación es el resultado de la reflexión y la dispersión y también de las pérdidas por fricción. Estas pérdidas resultan del movimiento tisular oscilatorio inducido producido por el pulso, que provoca la conversión de energía de la forma mecánica original en calor. Esta pérdida de energía debido al calentamiento localizado se conoce como absorción y es el contribuyente más importante a la atenuación de los EE. UU. Una longitud de trayectoria más larga y ondas de mayor frecuencia dan como resultado una mayor atenuación. La atenuación también varía entre los tejidos corporales, con el grado más alto en el hueso, menos en el músculo y los órganos sólidos, y el más bajo en la sangre para cualquier frecuencia dada. ). Todos los equipos de ultrasonido compensan intrínsecamente un grado de atenuación promedio esperado aumentando automáticamente la ganancia (brillo general o intensidad de las señales) en áreas más profundas de la pantalla. Esta es la causa de un artefacto muy común conocido como "realce acústico posterior" que describe un área relativamente hiperecoica posterior a los vasos sanguíneos grandes o quistes ( ). Las estructuras que contienen fluidos atenúan el sonido mucho menos que las estructuras sólidas, por lo que la fuerza del pulso de sonido es mayor después de pasar a través del fluido que a través de una cantidad equivalente de tejido sólido.

Fig. 6 Grados de atenuación de los haces de ultrasonidos en función de la frecuencia de onda en diferentes tejidos corporales. (Reproducido con autorización de Ref. [6])

Fig. 7 Imagen ecográfica de las estructuras neurovasculares femorales en la zona inguinal. Se puede apreciar un área hiperecoica en lo profundo de la arteria femoral (punta de flecha). Este conocido artefacto (conocido como realce acústico posterior) generalmente se ve en las profundidades de las estructuras que contienen fluidos. N nervio femoral; A, arteria femoral; V, vena femoral

 

5. INNOVACIONES RECIENTES EN ULTRASONIDO MODO B

Algunas innovaciones recientes que han estado disponibles en la mayoría de las unidades de ultrasonido durante la última década han mejorado significativamente la resolución de la imagen. Dos buenos ejemplos de estos son las imágenes armónicas de tejidos y las imágenes compuestas espaciales.

Los beneficios de las imágenes armónicas de tejidos se observaron por primera vez en trabajos orientados a la obtención de imágenes de materiales de contraste de EE. UU. El término armónico se refiere a frecuencias que son múltiplos enteros de la frecuencia del pulso transmitido (que también se denomina frecuencia fundamental o primer armónico) [9]. El segundo armónico tiene una frecuencia del doble de la fundamental. A medida que un pulso de ultrasonido viaja a través de los tejidos, la forma de la onda original se distorsiona de una sinusoide perfecta a una forma de diente de sierra más “nítida”, más puntiaguda. Esta onda distorsionada, a su vez, genera ecos reflejados de varias frecuencias diferentes de muchos armónicos de orden superior. Las unidades de ultrasonido modernas usan no solo una frecuencia fundamental sino también su segundo componente armónico. Esto a menudo da como resultado la reducción de artefactos y desorden en los tejidos cercanos a la superficie. Se considera que las imágenes armónicas son más útiles en pacientes "técnicamente difíciles" con estructuras de pared corporal gruesas y complicadas.

La imagen espacial compuesta (o imagen multihaz) se refiere a la dirección electrónica de haces de ultrasonido desde un transductor de matriz para obtener imágenes del mismo tejido varias veces mediante el uso de haces paralelos orientados en diferentes direcciones [10]. Los ecos de estas diferentes direcciones luego se promedian juntos (compuestos) en una sola imagen compuesta. El uso de haces múltiples da como resultado un promedio de motas, lo que hace que la imagen se vea menos "granulosa" y aumenta la resolución lateral. Las imágenes compuestas espaciales a menudo muestran niveles reducidos de "ruido" y "desorden", así como una mejor definición de contraste y margen. Debido a que se utilizan múltiples haces de ultrasonido para interrogar la misma región de tejido, se requiere más tiempo para la adquisición de datos y la frecuencia de cuadros de imágenes compuestas generalmente se reduce en comparación con la de imágenes en modo B convencional.

 

6. CONCLUSIÓN

US es relativamente económico, portátil, seguro y en tiempo real por naturaleza. Estas características y las continuas mejoras en la calidad y resolución de la imagen han ampliado el uso de la ecografía a muchas áreas de la medicina más allá de las aplicaciones tradicionales de diagnóstico por imágenes. En particular, su uso para asistir o guiar procedimientos intervencionistas está creciendo. Los procedimientos de anestesia regional y analgésicos son algunas de las áreas de crecimiento actual. El equipo estadounidense moderno se basa en muchos de los mismos principios fundamentales empleados en los dispositivos iniciales utilizados hace más de 50 años. La comprensión de estos principios físicos básicos puede ayudar al anestesiólogo y al médico del dolor a comprender mejor esta nueva herramienta y utilizarla en todo su potencial.

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