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Física del ultrasonido

Daquan Xu

INTRODUCCIÓN

La aplicación de ultrasonido permite la visualización no invasiva de estructuras tisulares. Las imágenes de ultrasonido en tiempo real son imágenes integradas que resultan del reflejo de las superficies de los órganos y la dispersión dentro de tejidos heterogéneos. La ecografía es un procedimiento interactivo en el que participan el operador, el paciente y los instrumentos de ecografía. Aunque la física detrás de la generación, propagación, detección y transformación de ultrasonidos en información práctica es bastante compleja, su aplicación clínica es mucho más simple. Debido a que las imágenes de ultrasonido han mejorado enormemente durante la última década, pueden brindar a los anestesiólogos la oportunidad de visualizar directamente el nervio objetivo y las estructuras anatómicas relevantes. Un bloqueo nervioso guiado por ultrasonido es un área de crecimiento crítica para las nuevas aplicaciones de la tecnología de ultrasonido y se ha convertido en una parte esencial de la anestesia regional. Comprender la física básica del ultrasonido que se presenta en esta sección será útil para que los anestesiólogos seleccionen adecuadamente el transductor, configuren el sistema de ultrasonido y luego obtengan imágenes satisfactorias.

HISTORIA DEL ULTRASONIDO

En 1880, los físicos franceses Pierre Curie y su hermano mayor, Paul-Jacques Curie, descubrieron el efecto piezoeléctrico en ciertos cristales. Paul Langevin, alumno de Pierre Curie, desarrolló materiales piezoeléctricos, que pueden generar y recibir vibraciones mecánicas de alta frecuencia (por lo tanto Ultrasonido). Durante la Primera Guerra Mundial, se introdujo el ultrasonido en la marina como un medio para detectar submarinos enemigos. Sin embargo, en el campo de la medicina, el ultrasonido se utilizó inicialmente con fines terapéuticos más que de diagnóstico. A fines de la década de 1920, Paul Langevin descubrió que el ultrasonido de alta potencia podía generar calor en los huesos y alterar los tejidos animales. Como resultado, a principios de la década de 1950 se utilizó el ultrasonido para tratar a pacientes con enfermedad de Ménière, enfermedad de Parkinson y artritis reumática. Las aplicaciones diagnósticas del ultrasonido comenzaron gracias a la colaboración de médicos e ingenieros de sonar (rango de navegación por sonido). En 1942, Karl Dussik, neuropsiquiatra, y su hermano, Friederich Dussik, físico, describieron el ultrasonido como una herramienta de diagnóstico médico para visualizar tejidos neoplásicos en el cerebro y los ventrículos cerebrales. Sin embargo, las limitaciones de la instrumentación de ultrasonido en ese momento impidieron un mayor desarrollo de las aplicaciones clínicas hasta mediados de la década de 1960. El escáner B en tiempo real se desarrolló en 1965 y se introdujo por primera vez en obstetricia. En 1976, las primeras máquinas de ultrasonido acopladas con mediciones Doppler estaban disponibles comercialmente. Con respecto a la anestesia regional, ya en 1978, La Grange y sus colegas fueron los primeros anestesiólogos en publicar un informe de serie de casos de aplicación de ultrasonido para el bloqueo de nervios periféricos. Simplemente utilizaron un transductor Doppler para localizar la arteria subclavia y realizaron un bloqueo supraclavicular del plexo braquial en 61 pacientes (Figuras 1A y 1B). Según se informa, la guía Doppler condujo a una alta tasa de éxito del bloqueo (98 %) y ausencia de complicaciones como neumotórax, parálisis del nervio frénico, hematoma, convulsiones, bloqueo del nervio laríngeo recurrente y anestesia espinal. En 1989, Ting y Sivagnanaratnam informaron sobre el uso de la ecografía en modo B para demostrar la anatomía de la axila y observar la propagación de los anestésicos locales durante el bloqueo del plexo braquial axilar.

Figura 1. A: aplicación temprana de ultrasonido Doppler por LaGrange para realizar un bloqueo braquial supraclavicular. B: Relación del plexo nervioso braquial y la arteria subclavia.

En 1994, Stephan Kapral y sus colegas exploraron sistemáticamente el plexo braquial con ultrasonido en modo B. Desde entonces, varios equipos de todo el mundo han trabajado incansablemente para definir y mejorar la aplicación de la ecografía en la anestesia regional. El bloqueo nervioso guiado por ecografía se utiliza actualmente de forma rutinaria en la práctica de la anestesia regional en muchos centros de todo el mundo.

Aquí hay un resumen de los datos rápidos de ultrasonido:

  • 1880: Pierre y Jacques Curie descubren el efecto piezoeléctrico en los cristales.
  • 1915: La marina utilizó ultrasonido para detectar submarinos.
  • Década de 1920: Paul Langevin descubrió que el ultrasonido de alta potencia puede generar calor en los tejidos óseos y alterar los tejidos animales.
  • 1942: Los hermanos Dussik describen el uso de la ecografía como herramienta de diagnóstico.
  • Década de 1950: el ultrasonido se utilizó para tratar a pacientes con enfermedad de Ménière, enfermedad de Parkinson y artritis reumática.
  • 1965: Se desarrolló el B-scan en tiempo real y se introdujo en obstetricia.
  • 1978: La Grange publicó la primera serie de casos de aplicación de ultrasonido para la colocación de agujas para bloqueos nerviosos.
  • 1989: Ting y Sivagnanaratnam utilizaron la ecografía para demostrar la anatomía de la axila y observar la propagación de los anestésicos locales durante un bloqueo axilar.
  • 1994: Steven Kapral y sus colegas exploraron el bloqueo del plexo braquial mediante ecografía en modo B.

Definición de ultrasonido

El sonido viaja como una onda longitudinal mecánica en la que el movimiento de las partículas de adelante hacia atrás es paralelo a la dirección de viaje de la onda. El ultrasonido es un sonido de alta frecuencia y se refiere a vibraciones mecánicas por encima de 20 kHz. Los oídos humanos pueden escuchar sonidos con frecuencias entre 20 Hz y 20 kHz. Los elefantes pueden generar y detectar sonido con frecuencias inferiores a 20 Hz para la comunicación a larga distancia; los murciélagos y los delfines producen sonidos en el rango de 20 a 100 kHz para una navegación precisa (Figuras 2A y 2B). Las frecuencias de ultrasonido comúnmente utilizadas para el diagnóstico médico están entre 2 y 15 MHz. Sin embargo, los sonidos con frecuencias superiores a 100 kHz no se producen de forma natural; solo los dispositivos desarrollados por humanos pueden generar y detectar estas frecuencias o ultrasonidos.

Figura 2. R: Los elefantes pueden generar y detectar el sonido de frecuencias inferiores a 20 Hz para la comunicación a larga distancia. B: Los murciélagos y los delfines producen sonidos en el rango de 20 a 100 kHz para la navegación y la orientación espacial.

Efecto piezoeléctrico

Las ondas de ultrasonido pueden ser generadas por material con un efecto piezoeléctrico. El efecto piezoeléctrico es un fenómeno exhibido por la generación de una carga eléctrica en respuesta a una fuerza mecánica (compresión o estiramiento) aplicada sobre ciertos materiales. Por el contrario, se puede producir una deformación mecánica cuando se aplica un campo eléctrico a dicho material, también conocido como efecto piezoeléctrico (Figura 3 y XNUMX). Tanto los materiales naturales como los fabricados por el hombre, incluidos los cristales de cuarzo y los materiales cerámicos, pueden demostrar propiedades piezoeléctricas. Recientemente, el titanato de zirconato de plomo se ha utilizado como material piezoeléctrico para imágenes médicas. También se están desarrollando materiales piezoeléctricos sin plomo. Los materiales piezoeléctricos individuales producen una pequeña cantidad de energía. Sin embargo, al apilar elementos piezoeléctricos en capas en un transductor, el transductor puede convertir la energía eléctrica en oscilaciones mecánicas de manera más eficiente. Estas oscilaciones mecánicas se convierten luego en energía eléctrica.

Figura 3. El efecto piezoeléctrico. La deformación mecánica y la consiguiente oscilación provocada por un campo eléctrico aplicado a cierto material puede producir un sonido de alta frecuencia.

Terminología de ultrasonido

periodo es el tiempo que tarda una onda sonora en completar un ciclo; la unidad de medida del período es el microsegundo (µs). Longitud de onda es la longitud del espacio en el que ocurre un ciclo; es igual a la distancia recorrida desde el principio hasta el final de un ciclo. Frecuencia es el número de ciclos repetidos por segundo y medido en hercios (Hz). Velocidad acústica es la velocidad a la que viaja una onda sonora a través de un medio. Es igual a la frecuencia por la longitud de onda. Velocidad c está determinada por la densidad ρ y la rigidez κ del medio (c = (κ/ρ)1/2). Densidad es la concentración de un medio. Rigidez es la resistencia de un material a la compresión. La velocidad de propagación aumenta si aumenta la rigidez o si disminuye la densidad.

La velocidad de propagación promedio en tejidos blandos es de 1540 m/s (rango de 1400 a 1640 m/s). Sin embargo, el ultrasonido no puede penetrar los tejidos pulmonares o óseos. Impedancia acústica z es el grado de dificultad demostrado por una onda de sonido que se transmite a través de un medio; es igual a la densidad ρ multiplicada por la velocidad acústica c (z = ρc). Aumenta si se aumenta la velocidad de propagación o la densidad del medio. Coeficiente de atenuación es el parámetro utilizado para estimar la disminución de la amplitud de los ultrasonidos en determinados medios en función de la frecuencia de los ultrasonidos. El coeficiente de atenuación aumenta al aumentar la frecuencia; por lo tanto, una consecuencia práctica de la atenuación es que la penetración disminuye a medida que aumenta la frecuencia (Figura 4 y XNUMX).

Las ondas de ultrasonido tienen un efecto de autoenfoque, que se refiere al estrechamiento natural del haz de ultrasonido a una cierta distancia de viaje en el campo ultrasónico. Es un nivel de transición entre campo cercano y campo lejano. El ancho del haz en el nivel de transición es igual a la mitad del diámetro del transductor. A una distancia de dos veces la longitud del campo cercano, el ancho del haz alcanza el diámetro del transductor. El efecto de autoenfoque amplifica las señales de ultrasonido aumentando la presión acústica.

Figura 4. La amplitud de los ultrasonidos disminuye en ciertos medios en función de la frecuencia de los ultrasonidos, fenómeno conocido como coeficiente de atenuación. (Adaptado con autorización de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

En las imágenes de ultrasonido, hay dos aspectos de la resolución espacial: axial y lateral. Resolución axial es la separación mínima de los planos arriba-abajo a lo largo del eje del haz. Está determinado por la longitud del pulso espacial, que es igual al producto de la longitud de onda y el número de ciclos dentro de un pulso. Se puede presentar en la siguiente fórmula:

Resolución axial = Longitud de onda λ × Número de ciclos por pulso n ÷ 2

El número de ciclos dentro de un pulso está determinado por las características de amortiguación del transductor. El número de ciclos dentro de un pulso generalmente lo establece el fabricante de las máquinas de ultrasonido entre 2 y 4. A modo de ejemplo, si teóricamente se utiliza un transductor de ultrasonido de 2 MHz para hacer el escaneo, la resolución axial estaría entre 0.8 y 1.6 mm, lo que haría imposible visualizar una aguja de calibre 21. Para una velocidad acústica constante, el ultrasonido de mayor frecuencia puede detectar objetos más pequeños y proporcionar una imagen con mejor resolución. La resolución axial de los sistemas de ultrasonido actuales está entre 0.05 y 0.5 mm. Figura 5 y XNUMX muestra imágenes a diferentes resoluciones cuando se visualiza un objeto de 0.5 mm de diámetro con tres configuraciones de frecuencia diferentes.

Figura 5. La frecuencia del ultrasonido afecta la resolución del objeto fotografiado. La resolución se puede mejorar aumentando la frecuencia y reduciendo el ancho del haz mediante el enfoque. (Reproducido con permiso de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Resolución lateral es otro parámetro de nitidez para describir la distancia mínima de lado a lado entre dos objetos. Se determina tanto por la frecuencia del ultrasonido como por el ancho del haz. Las frecuencias más altas tienen un foco más estrecho y proporcionan una mejor resolución axial y lateral. La resolución lateral también se puede mejorar ajustando el enfoque para reducir el ancho del haz.

Resolución temporal también es importante para observar un objeto en movimiento, como los vasos sanguíneos y el corazón. Al igual que una película o un video de dibujos animados, el ojo humano requiere que la imagen se actualice a una velocidad de aproximadamente 25 veces por segundo o más para que una imagen de ultrasonido parezca continua. Sin embargo, la resolución de la imagen se verá comprometida al aumentar la velocidad de fotogramas. La optimización de la relación entre la resolución y la velocidad de fotogramas es esencial para proporcionar la mejor imagen posible.

INTERACCIONES DEL ULTRASONIDO CON LOS TEJIDOS

A medida que la onda de ultrasonido viaja a través de los tejidos, está sujeta a una serie de interacciones. Las características más importantes son las siguientes:

  • Reflexión
  • Dispersión
  • Absorción

Cuando el ultrasonido encuentra límites entre diferentes medios, parte del ultrasonido se refleja y la otra parte se transmite. Las direcciones reflejada y transmitida están dadas por el ángulo de reflexión θr y el ángulo de transmisión θt, respectivamente (Figura 6 y XNUMX).

Figura 6. La interacción de las ondas de ultrasonido a través del medio en el que viajan es compleja. Cuando el ultrasonido encuentra límites entre diferentes medios, parte del ultrasonido se refleja y parte se transmite. Las direcciones reflejada y transmitida dependen de los respectivos ángulos de reflexión y transmisión. (Adaptado con autorización de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Refacción de las ondas de sonido es similar a la reflexión óptica. Parte de su energía se devuelve al medio del que procede. En una reflexión verdadera, el ángulo de reflexión θr debe ser igual al ángulo de incidencia θi. La fuerza de la reflexión de una interfaz es variable y depende de la diferencia de impedancias entre dos medios afines y el ángulo de incidencia en el límite. Si las impedancias de los medios son iguales, no hay reflexión (no hay eco). Si hay una diferencia significativa entre las impedancias de los medios, habrá una reflexión casi completa. Por ejemplo, una interfaz entre los tejidos blandos y el pulmón o el hueso implica un cambio considerable en la impedancia acústica y crea ecos fuertes. Esta intensidad de reflexión también depende en gran medida del ángulo. En términos prácticos, significa que el transductor de ultrasonido debe colocarse perpendicular al nervio objetivo para visualizarlo claramente. Un cambio en la dirección del sonido al cruzar el límite entre dos medios se llama refracción. Si la velocidad de propagación a través del segundo medio es más lenta que la del primero, el ángulo de refracción es menor que el ángulo de incidencia. La refracción puede causar el artefacto que se produce debajo de los grandes vasos en la imagen.

Durante la ecografía, se debe utilizar un medio de acoplamiento entre el transductor y la piel para desplazar el aire de la interfaz entre el transductor y la piel. Se aplica una variedad de geles y aceites para este propósito. Además, pueden actuar como lubricantes, haciendo posible un rendimiento de escaneo fluido. La mayoría de las interfaces escaneadas son algo irregulares y curvas. Si las dimensiones del límite son significativamente menores que la longitud de onda o no son uniformes, las ondas reflejadas se difundirán.

Dispersión es la redirección del sonido en cualquier dirección por superficies ásperas o por medios heterogéneos (Figura 7 y XNUMX).

Figura 7. La dispersión es la redirección del ultrasonido en cualquier dirección causada por superficies rugosas o por medios heterogéneos. (Adaptado con autorización de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Normalmente, la intensidad de dispersión es mucho menor que las intensidades de reflexión de tipo espejo y es relativamente independiente de la dirección de la onda de sonido incidente; por lo tanto, la visualización del nervio objetivo no se ve significativamente influenciada por otra dispersión cercana.

Absorción se define como la conversión directa de la energía del sonido en calor. En otras palabras, la ecografía genera calor en el tejido. Las frecuencias más altas se absorben a mayor velocidad que las frecuencias más bajas. Sin embargo, una frecuencia de exploración más alta proporciona una mejor resolución axial. Si la penetración del ultrasonido no es suficiente para visualizar las estructuras de interés, se selecciona una frecuencia más baja para aumentar la penetración. El uso de longitudes de onda más largas (frecuencia más baja) da como resultado una resolución más baja porque la resolución de la imagen por ultrasonido es proporcional a la longitud de onda de la onda de la imagen. Las frecuencias entre 6 y 12 MHz generalmente brindan una resolución adecuada para obtener imágenes en el bloqueo de nervios periféricos, mientras que las frecuencias entre 2 y 5 MHz generalmente se necesitan para obtener imágenes de estructuras neuroaxiales. Rara vez se utilizan frecuencias inferiores a 2 MHz o superiores a 15 MHz debido a la resolución insuficiente o la profundidad de penetración insuficiente en la mayoría de las aplicaciones clínicas.

MODOS DE IMAGEN DE ULTRASONIDO

Modo A

El modo A es el más antiguo. técnica de ultrasonido y fue inventado en 1930. El transductor envía un único pulso de ultrasonido al medio. En consecuencia, se crea una imagen de ultrasonido unidimensional más simple en la que se genera una serie de picos verticales después de que los haces de ultrasonido encuentran el límite de los diferentes tejidos. La distancia entre los picos repetidos (Figura 8 y XNUMX) se puede calcular dividiendo la velocidad del ultrasonido en el tejido (1540 m/s) por la mitad del tiempo transcurrido, pero proporciona poca información sobre la relación espacial de las estructuras en imágenes. Por lo tanto, la ecografía en modo A no es aplicable a la anestesia regional.

Figura 8. El modo A de ultrasonido consiste en una imagen de ultrasonido unidimensional que se muestra como una serie de picos verticales correspondientes a la profundidad de las estructuras que encuentra el ultrasonido en diferentes tejidos. (Reproducido con permiso de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGrawHill, Inc; 2011.)

Modo B

El modo B es una imagen bidimensional (2D) del área que es escaneada simultáneamente por una matriz lineal de 100 a 300 elementos piezoeléctricos en lugar de uno solo como en el modo A (Figura 9 y XNUMX). La amplitud del eco de una serie de escaneos A se convierte en puntos de diferente brillo en las imágenes en modo B. Las direcciones horizontal y vertical representan distancias reales en el tejido, mientras que la intensidad de la escala de grises indica la intensidad del eco (Figura 10 y XNUMX). El modo B puede proporcionar una imagen de una sección transversal a través del área de interés y es el modo principal que se utiliza actualmente en la anestesia regional.

Figura 9. El transductor de modo B incorpora elementos piezoeléctricos numéricos que están eléctricamente conectados en paralelo.

Figura 10. Un ejemplo de imagen en modo B. Las direcciones horizontal y vertical representan distancias y tejidos, mientras que la intensidad de la escala de grises indica la fuerza del eco. (Adaptado con autorización de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Modo Doppler

El efecto Doppler se basa en el trabajo del físico austriaco Johann Christian Doppler. El término describe un cambio en la frecuencia o longitud de onda de una onda de sonido que resulta del movimiento relativo entre la fuente de sonido y el receptor de sonido. En otras palabras, en una posición estacionaria, la frecuencia del sonido es constante. Si la fuente de sonido se mueve hacia el receptor de sonido, las ondas de sonido deben comprimirse y se produce un sonido de tono más alto (desplazamiento Doppler positivo); si la fuente de sonido se aleja del receptor, las ondas de sonido deben estirarse y el sonido recibido tiene un tono más bajo (desplazamiento Doppler negativo) (Figura 11 y XNUMX). La magnitud del desplazamiento Doppler depende del ángulo de incidencia entre las direcciones del haz de ultrasonido emitido y los reflectores en movimiento. Con un ángulo de 90° no hay desplazamiento Doppler. Si el ángulo es 0° o 180°, se puede detectar el desplazamiento Doppler más grande. En entornos médicos, los cambios Doppler generalmente caen en el rango audible.

Figura 11. El efecto Doppler. Cuando una fuente de sonido se aleja del receptor, el sonido recibido tiene un tono más bajo y viceversa. (Adaptado con permiso de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Color Doppler produce un mapa codificado por colores de los cambios Doppler superpuestos a una imagen de ultrasonido en modo B. La dirección del flujo de sangre depende de si el movimiento se acerca o se aleja del transductor. Seleccionados por convención, los colores rojo y azul brindan información sobre la dirección y la velocidad del flujo sanguíneo. Según el mapa de colores (barra de colores) en la esquina superior izquierda de la figura (Figura 12 y XNUMX), el color rojo en la parte superior de la barra indica el flujo que se acerca a la sonda de ultrasonido y el color azul en la parte inferior de la barra indica el flujo que se aleja de la sonda.

Figura 12 y XNUMX Color Doppler produce un mapa codificado por colores de formas Doppler superpuestas a una imagen de ultrasonido en modo B. Seleccionados por convención, los colores rojo y azul brindan información sobre la dirección y la velocidad del flujo sanguíneo. (Adaptado con autorización de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Figura 13. El modo Doppler color se utiliza para detectar la dirección del vaso sanguíneo.

En los bloqueos de nervios periféricos guiados por ecografía, el modo Doppler color se utiliza para detectar la presencia y la naturaleza de los vasos sanguíneos (arteria frente a vena) en el área de interés. Cuando cambia la dirección del haz de ultrasonido, el color del flujo arterial cambia de azul a rojo, o viceversa, según la convención utilizada (Figuras 13, 14A, 14B y 14C). El Power Doppler es hasta cinco veces más sensible para detectar el flujo sanguíneo que el Doppler color y depende menos del ángulo de exploración. Por lo tanto, el Doppler de potencia se puede utilizar para identificar los vasos sanguíneos más pequeños de forma más fiable. El inconveniente es que el Doppler de potencia no proporciona ninguna información sobre la dirección y la velocidad del flujo sanguíneo (Figura 15 y XNUMX).

Figura 14. R: La arteria carótida muestra un color rojo cuando la sangre fluye hacia el transductor. B: la arteria carótida muestra un color ambiguo en un ángulo Doppler de 90°; la forma de onda igual se puede ver en ambos lados de la línea de base. C: la arteria carótida muestra un color azul cuando la sangre sale del transductor.

Figura 15. Aunque el Doppler de potencia puede ser útil para identificar vasos sanguíneos más pequeños, el inconveniente es que no proporciona información sobre la dirección y la velocidad del flujo sanguíneo. (Adaptado con autorización de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Modo M

Se puede usar un solo haz en una ecografía para producir una imagen con una señal de movimiento, donde el movimiento de una estructura, como una válvula cardíaca, se puede representar en forma de onda. El modo M se usa ampliamente en imágenes cardíacas y cardíacas fetales; sin embargo, su uso actual en anestesia regional es insignificante (Figura 16 y XNUMX).

Figura 16. El modo M consiste en un solo haz que se utiliza para producir una imagen con una señal de movimiento. El movimiento de una estructura se puede representar en forma de onda. (Reproducido con permiso de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

INSTRUMENTOS DE ULTRASONIDO

Las máquinas de ultrasonido convierten los ecos recibidos por el transductor en puntos visibles, que forman la imagen anatómica en una pantalla de ultrasonido. El brillo de cada punto corresponde a la fuerza del eco, produciendo lo que se conoce como una imagen en escala de grises. En la anestesia regional se utilizan dos tipos de transductores de exploración: lineales y curvos. Un transductor lineal puede producir líneas de exploración paralelas y una pantalla rectangular, denominada exploración lineal, mientras que un transductor curvo produce una exploración curvilínea y una imagen en forma de arco (Figuras 17A y 17B). En la exploración clínica, incluso una capa muy fina de aire entre el transductor y la piel puede reflejar prácticamente todo el ultrasonido, lo que dificulta la penetración en el tejido. Por lo tanto, se aplica un medio de acoplamiento, generalmente un gel acuoso, entre las superficies del transductor y la piel para eliminar la capa de aire.

Las máquinas de ultrasonido que se utilizan actualmente en la anestesia regional proporcionan una imagen 2D o "corte". Recientemente se han desarrollado máquinas capaces de producir imágenes tridimensionales (3D). Teóricamente, las imágenes en 3D deberían ayudar a comprender la relación de las estructuras anatómicas y la propagación de los anestésicos locales. Hay tres tipos principales de imágenes de ultrasonido 3D: (1) Freehand 3D se basa en un conjunto de imágenes de ultrasonido de corte transversal 2D adquiridas de un ecografista que barre el transductor sobre una región de interés (Figuras 18A y 18B). (2) Volume 3D proporciona imágenes volumétricas en 3D utilizando un transductor 3D dedicado. Los elementos transductores barren automáticamente la región de interés durante el escaneo; el ecografista no está obligado a realizar movimientos de la mano (Figura 18C). (3) 3D en tiempo real toma múltiples imágenes en diferentes ángulos, lo que permite al ecografista ver el movimiento del modelo 3D en tiempo real. Sin embargo, la resolución espacial típica de las imágenes en 3D es de aproximadamente 0.34 a 0.5 mm. En la actualidad, los sistemas de imágenes 3D todavía carecen de la resolución y simplicidad de las imágenes 2D, por lo que su uso práctico en anestesia regional es limitado.

Figura 17. A: campo de escaneo rectangular proporcionado por un transductor lineal. B: campo de exploración en forma de arco dado por el transductor curvo. (Adaptado con autorización de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Figura 18.  A: imágenes 3D a mano alzada. Un transductor lineal produce líneas de exploración paralelas y una pantalla rectangular; exploración lineal. B: Imágenes 3D a mano alzada. Un transductor curvo de "matriz de fase" da como resultado un escaneo curvilíneo y una imagen en forma de arco. C: cara fetal vista por imágenes volumétricas en 3D. (Reproducido con permiso de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

COMPENSACIÓN POR GANANCIA DE TIEMPO

Los ecos exhiben una disminución constante en la amplitud a medida que aumenta la profundidad. Esto ocurre por dos razones: Primero, cada reflexión sucesiva quita una cierta cantidad de energía del pulso, disminuyendo la generación de ecos posteriores. En segundo lugar, el tejido absorbe el ultrasonido, por lo que hay una pérdida constante de energía a medida que el pulso de ultrasonido viaja a través de los tejidos. Esto se puede corregir manipulando la compensación de ganancia de tiempo (TGC) y las funciones de compresión. Ganancia es la relación entre la potencia eléctrica de salida y la de entrada; controla el brillo de la imagen. La ganancia se suele medir en decibelios (dB). El aumento de la ganancia amplifica no solo las señales de retorno, sino también el ruido de fondo dentro del sistema de la misma manera. TGC es una amplificación dependiente del tiempo. La función TGC se puede utilizar para aumentar la amplitud de las señales entrantes desde varias profundidades de tejido.

El diseño de los controles TGC varía de una máquina a otra. Un diseño popular es un conjunto de perillas deslizantes. Cada perilla en el conjunto de controles deslizantes controla la ganancia para una profundidad específica, lo que permite una escala de ganancia bien equilibrada en la imagen (Figuras 19A, 19B y 19C).

Figura 19 y XNUMX: A, B y C: el efecto de los ajustes de compensación de ganancia de tiempo. La compensación de ganancia de tiempo es una función que permite la amplificación dependiente del tiempo (profundidad) de las señales que regresan desde diferentes profundidades. (Adaptado con autorización de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Amplificación es la conversión de los pequeños voltajes recibidos del transductor en otros más grandes que son adecuados para su posterior procesamiento y almacenamiento. Hay dos procesos de amplificación considerados para aumentar la magnitud de los ecos de ultrasonido: amplificación lineal y no lineal. Actualmente, el sistema de imágenes ultrasónicas con amplificadores lineales se usa comúnmente en aplicaciones de diagnóstico médico. Sin embargo, la fuerza de los ecos se atenúa exponencialmente a medida que aumenta la distancia entre el transductor y el reflector. Los instrumentos de imágenes ultrasónicas equipados con amplificadores logarítmicos pueden mostrar señales de eco con un rango dinámico más amplio que un amplificador lineal y mejorar notablemente la sensibilidad para una pequeña magnitud de ecos en la pantalla.

Rango dinámico es el rango de amplitudes de las señales de eco más grandes a las más pequeñas que un sistema de ultrasonido puede detectar. El rango dinámico más amplio/alto presenta una mayor cantidad de niveles de escala de grises y crea una imagen más suave; la imagen con un rango dinámico más estrecho/bajo aparece con más contraste (Figuras 20A y 20B). El rango dinámico inferior a 50 dB o superior a 100 dB probablemente sea demasiado bajo o demasiado alto en términos de visualización del nervio periférico. La compresión es el proceso de disminuir las diferencias entre las amplitudes de voltaje de eco más pequeñas y más grandes; la compresión óptima está entre 2 y 4 para una escala máxima igual a 6.

Figura 20.: A: Una imagen más suave proporcionada por un rango dinámico más alto. B: Una imagen con más contraste proporcionada por un rango dinámico más bajo.

ENFOQUE

Como se mencionó anteriormente, es común usar medios electrónicos para estrechar el ancho del haz a cierta profundidad y lograr un efecto de enfoque similar al que se obtiene usando una lente convexa (Figura 21 y XNUMX). Hay dos tipos de enfoque: anular y lineal. Estos se ilustran en Figuras 22A y 22B, respectivamente.

Ajustar el enfoque mejora la resolución espacial en el plano de interés porque el ancho del haz converge. Sin embargo, la reducción del ancho del haz a la profundidad seleccionada se logra a expensas de la degradación del ancho del haz a otras profundidades, lo que da como resultado imágenes más pobres debajo de la zona focal.

Figura 21 y XNUMX: Una demostración del efecto de enfoque. Se puede utilizar un medio electrónico para estrechar el ancho del haz a una profundidad específica, lo que da como resultado el efecto de enfoque y una mayor resolución a la profundidad elegida. (Adaptado con autorización de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2nd ed. New York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

 

Figura 22 y XNUMX: R: El enfoque anular es un enfoque electrónico desde todas las direcciones en el plano de exploración proporcionado por un transductor anular que contiene varios elementos anulares dispuestos concéntricamente. B: El enfoque lineal es un enfoque electrónico aplicado a lo largo de ambos lados laterales en el plano de exploración.

BIOEFECTO Y SEGURIDAD

Los mecanismos de acción por los cuales una aplicación de ultrasonido podría producir un efecto biológico pueden categorizarse conceptualmente en dos aspectos: calentamiento y mecánico. En realidad, estos dos efectos rara vez son separables excepto en el caso de la litotricia extracorpórea, la aplicación terapéutica de bioefectos mecánicos solos. La generación de calor aumenta a medida que aumenta la intensidad o la frecuencia de los ultrasonidos. Para condiciones de exposición similares, el aumento de temperatura esperado en el hueso es significativamente mayor que en los tejidos blandos. En experimentos in vivo, ultrasonido de alta intensidad (generalmente > 2 W/cm2) se utiliza para evaluar el efecto biológico nocivo; es de 5 a 20 veces mayor que las intensidades terapéuticas (0.08-0.5 W/cm2) y de 8 a 100 veces mayor que las intensidades de diagnóstico (modo de flujo de color 0.25 W/cm2, exploración en modo B 0.02 W/cm2). Los informes en modelos animales (ratones y ratas) sugieren que la aplicación de ultrasonido puede provocar una serie de efectos no deseados, como reducción de peso fetal, mortalidad posparto, anomalías fetales, lesiones tisulares, parálisis de las patas traseras, estasis del flujo sanguíneo y regresión tumoral. Otros efectos no deseados informados en ratones son anomalías en el desarrollo de células B y la respuesta ovulatoria y teratogenicidad.

En general, los tejidos adultos son más tolerantes al aumento de la temperatura que los tejidos fetales y neonatales. Una máquina de ultrasonido moderna muestra dos índices estándar: térmico y mecánico. El índice térmico (TI) se define como la potencia de salida acústica del transductor dividida por la potencia estimada necesaria para aumentar la temperatura del tejido en 1 °C. El índice mecánico (MI) es igual a la presión máxima de rarefacción dividida por la raíz cuadrada de la frecuencia central del ancho de banda del pulso. TI y MI indican la probabilidad relativa de riesgo térmico y mecánico in vivo, respectivamente. Tanto TI como MI superiores a 1.0 son peligrosos.

El efecto biológico debido al ultrasonido también depende del tiempo de exposición del tejido. Los investigadores suelen utilizar ratones preñados para exponerlos a ultrasonidos con una intensidad mínima de 1 W/cm2 durante 60 a 420 minutos para evaluar los eventos adversos dependientes del tiempo que ocurren en fetos de roedores. Afortunadamente, el bloqueo nervioso guiado por ultrasonido requiere el uso de valores bajos de TI y MI en el paciente durante un corto período de tiempo. Según los resultados de los estudios experimentales in vitro e in vivo hasta la fecha, no hay evidencia de que el uso de ultrasonido de diagnóstico en la práctica clínica habitual esté asociado con algún riesgo biológico.

Referencias

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