L'US medica moderna viene eseguita principalmente utilizzando un approccio pulse-echo con un display in modalità luminosità (B-mode). I principi di base dell'imaging B-mode sono molto simili oggi come lo erano diversi decenni fa. Ciò comporta la trasmissione di piccoli impulsi di eco ad ultrasuoni da un trasduttore nel corpo. Man mano che le onde ultrasoniche penetrano nei tessuti corporei di diverse impedenze acustiche lungo il percorso di trasmissione, alcune vengono riflesse al trasduttore (segnali di eco) e altre continuano a penetrare più in profondità. I segnali di eco restituiti da molti impulsi complanari sequenziali vengono elaborati e combinati per generare un'immagine. Pertanto, un trasduttore a ultrasuoni funziona sia come altoparlante (generando onde sonore) sia come microfono (ricevendo onde sonore). L'impulso ultrasonico è infatti piuttosto breve, ma poiché attraversa un percorso rettilineo, viene spesso definito raggio ultrasonico. La direzione di propagazione degli ultrasuoni lungo la linea del fascio è detta direzione assiale, mentre la direzione nel piano dell'immagine perpendicolare all'asse è detta direzione laterale [2]. Di solito, solo una piccola frazione dell'impulso ultrasonico ritorna come eco riflessa dopo aver raggiunto un'interfaccia del tessuto corporeo, mentre il resto dell'impulso continua lungo la linea del fascio fino a maggiori profondità del tessuto.

I trasduttori a ultrasuoni (o sonde) contengono più cristalli piezoelettrici che sono interconnessi elettronicamente e vibrano in risposta a una corrente elettrica applicata. Questo fenomeno chiamato effetto piezoelettrico fu originariamente descritto dai fratelli Curie nel 1880 quando sottoposero un pezzo di quarzo tagliato a stress meccanico generando una carica elettrica sulla superficie [3]. Successivamente, hanno anche dimostrato l'effetto piezoelettrico inverso, ovvero l'applicazione di elettricità al quarzo con conseguente vibrazione del quarzo [4]. Queste onde sonore meccaniche vibranti creano aree alternate di compressione e rarefazione quando si propagano attraverso i tessuti del corpo. Le onde sonore possono essere descritte in termini di frequenza (misurata in cicli al secondo o hertz), lunghezza d'onda (misurata in millimetri) e ampiezza (misurata in decibel).

La lunghezza d'onda e la frequenza degli US sono inversamente correlate, cioè gli ultrasuoni ad alta frequenza hanno una lunghezza d'onda corta e viceversa. Le onde degli Stati Uniti hanno frequenze che superano il limite superiore per l'udito umano udibile, cioè maggiore di 20 kHz [3]. I dispositivi medici a ultrasuoni utilizzano onde sonore nella gamma da 1 a 20 MHz. La corretta selezione della frequenza del trasduttore è un concetto importante per fornire una risoluzione ottimale dell'immagine negli Stati Uniti diagnostici e procedurali. Le onde ultrasoniche ad alta frequenza (lunghezza d'onda corta) generano immagini ad alta risoluzione assiale. Aumentando il numero di onde di compressione e rarefazione per una data distanza è possibile discriminare più accuratamente tra due strutture separate lungo il piano assiale di propagazione delle onde. Tuttavia, le onde ad alta frequenza sono più attenuate delle onde a frequenza inferiore per una data distanza; pertanto, sono adatti per l'imaging principalmente di strutture superficiali [5]. Al contrario, le onde a bassa frequenza (lunghezza d'onda lunga) offrono immagini di risoluzione inferiore ma possono penetrare in strutture più profonde a causa di un minore grado di attenuazione (Fig. 1). Per questo motivo, è meglio utilizzare trasduttori ad alta frequenza (fino a 10-15 MHz) per l'imaging di strutture superficiali (come per i blocchi del ganglio stellato) e trasduttori a bassa frequenza (tipicamente 2-5 MHz) per l'imaging del lombare strutture neuroassiali che sono profonde nella maggior parte degli adulti (Fig. 2).

Fig. 1 Attenuazione delle onde ultrasoniche e loro relazione con la frequenza delle onde. Si noti che le onde a frequenza più alta sono maggiormente attenuate rispetto alle onde a frequenza più bassa per una data distanza. (a) Lunghezza d'onda più corta con maggiore attenuazione. (b) Lunghezza d'onda maggiore con minore attenuazione (riprodotta con il permesso di Rif. [6])

Fig. 2 Un confronto tra la risoluzione e la penetrazione di diverse frequenze del trasduttore a ultrasuoni. (Questa cifra è stata pubblicata in Rif. [3]. Copyright Elsevier (2000))

Fig. 3 Rappresentazione schematica della generazione di impulsi ad ultrasuoni. (Riprodotto con il permesso di Ref. [6])

4. INTERAZIONE ECOGRAFIA-TESSUTO

Quando le onde statunitensi viaggiano attraverso i tessuti, vengono in parte trasmesse a strutture più profonde, in parte riflesse al trasduttore come echi, in parte disperse e in parte trasformate in calore. Ai fini dell'imaging, siamo principalmente interessati agli echi riflessi al trasduttore. La quantità di eco restituita dopo aver colpito un'interfaccia tissutale è determinata da una proprietà del tessuto chiamata impedenza acustica. Questa è una proprietà fisica intrinseca di un mezzo definita come la densità del mezzo moltiplicata per la velocità di propagazione delle onde statunitensi nel mezzo. Gli organi contenenti aria (come il polmone) hanno l'impedenza acustica più bassa, mentre gli organi densi come le ossa hanno un'impedenza acustica molto elevata (Tabella 1). L'intensità di un'eco riflessa è proporzionale alla differenza (o mancata corrispondenza) delle impedenze acustiche tra due mezzi. Se due tessuti hanno un'impedenza acustica identica, non viene generata alcuna eco. Le interfacce tra tessuti molli con impedenze acustiche simili di solito generano echi di bassa intensità. Al contrario, le interfacce tra i tessuti molli e l'osso o il polmone generano echi molto forti a causa di un elevato gradiente di impedenza acustica [7].

Quando un impulso ultrasonico incidente incontra un'interfaccia ampia e liscia di due tessuti corporei con diverse impedenze acustiche, l'energia sonora viene riflessa al trasduttore. Questo tipo di riflessione è chiamata riflessione speculare e l'intensità dell'eco generata è proporzionale al gradiente di impedenza acustica tra i due mezzi (Fig. 4). Un'interfaccia tessuto molle-ago quando un ago è inserito "nel piano" è un buon esempio di riflessione speculare. Se il raggio US incidente raggiunge l'interfaccia lineare a 90°, quasi tutto l'eco generato tornerà al trasduttore. Tuttavia, se l'angolo di incidenza con il confine speculare è inferiore a 90°, l'eco non tornerà al trasduttore ma verrà riflesso con un angolo uguale all'angolo di incidenza (proprio come la luce visibile che si riflette in uno specchio). L'eco di ritorno potrebbe perdere il trasduttore e non essere rilevato. Questo è di importanza pratica per il medico del dolore e spiega perché può essere difficile visualizzare un ago inserito in una direzione molto ripida per raggiungere strutture localizzate in profondità.

Fig. 4 Diversi tipi di interazioni onda-tessuto degli ultrasuoni. (Riprodotto con il permesso di Ref. [6])

La rifrazione si riferisce a un cambiamento nella direzione della trasmissione del suono dopo aver colpito un'interfaccia di due tessuti con diverse velocità di trasmissione del suono. In questo caso, poiché la frequenza del suono è costante, la lunghezza d'onda deve cambiare per adattarsi alla differenza nella velocità di trasmissione del suono nei due tessuti. Ciò si traduce in un reindirizzamento dell'impulso sonoro mentre passa attraverso l'interfaccia. La rifrazione è una delle cause importanti della localizzazione errata di una struttura su un'immagine ecografica. Poiché la velocità del suono è bassa nel grasso (circa 1450 m/s) e alta nei tessuti molli (circa 1540 m/s), gli artefatti da rifrazione sono più evidenti nelle interfacce grasso/tessuti molli. L'artefatto di rifrazione più ampiamente riconosciuto si verifica alla giunzione del muscolo retto dell'addome e del grasso della parete addominale. Il risultato finale è una duplicazione delle strutture addominali e pelviche profonde osservate durante la scansione attraverso la linea mediana addominale (Fig 5). Gli artefatti da duplicazione possono anche insorgere durante la scansione del rene a causa della rifrazione del suono all'interfaccia tra la milza (o fegato) e il grasso adiacente [8].

Fig. 5 Artefatto di rifrazione. Il diagramma (a) mostra come la rifrazione del raggio sonoro provochi artefatti da duplicazione. (b) è una vista della linea mediana trasversale dell'addome superiore che mostra la duplicazione dell'aorta (A) secondaria alla rifrazione del muscolo retto. (Questa cifra è stata pubblicata in Rif. [8]. Copyright Elsevier (2004))

Se l'impulso ultrasonico incontra riflettori le cui dimensioni sono inferiori alla lunghezza d'onda dell'ultrasuono, o quando l'impulso incontra un'interfaccia tissutale ruvida e irregolare, si verifica lo scattering. In questo caso, gli echi riflessi attraverso un'ampia gamma di angoli comportano una riduzione dell'intensità dell'eco. Tuttavia, il risultato positivo della diffusione è il ritorno di una certa eco al trasduttore indipendentemente dall'angolo dell'impulso incidente. La maggior parte dei tessuti biologici appare nelle immagini ecografiche come se fossero pieni di minuscole strutture di dispersione. Il segnale speckle che fornisce la trama visibile in organi come il fegato o il muscolo è il risultato dell'interfaccia tra molteplici echi sparsi prodotti all'interno del volume dell'impulso ultrasonico incidente [2]. Quando gli impulsi ecografici viaggiano attraverso il tessuto, la loro intensità si riduce o attenuato. Questa attenuazione è il risultato della riflessione e della dispersione e anche di perdite simili all'attrito. Queste perdite derivano dal movimento oscillatorio indotto del tessuto prodotto dall'impulso, che provoca la conversione dell'energia dalla forma meccanica originale in calore. Questa perdita di energia per il riscaldamento localizzato è indicata come assorbimento ed è il contributo più importante all'attenuazione US. La lunghezza del percorso più lunga e le onde di frequenza più elevate determinano una maggiore attenuazione. L'attenuazione varia anche tra i tessuti del corpo, con il più alto grado nelle ossa, meno nei muscoli e negli organi solidi e il più basso nel sangue per una data frequenza.Fig. 6). Tutte le apparecchiature a ultrasuoni compensano intrinsecamente un grado medio previsto di attenuazione aumentando automaticamente il guadagno (luminosità complessiva o intensità dei segnali) nelle aree più profonde dello schermo. Questa è la causa di un artefatto molto comune noto come "enhancement acustico posteriore" che descrive un'area relativamente iperecogena posteriore a grandi vasi sanguigni o cisti (Fig. 7). Le strutture contenenti fluidi attenuano il suono molto meno delle strutture solide in modo che la forza dell'impulso sonoro sia maggiore dopo il passaggio attraverso il fluido che attraverso una quantità equivalente di tessuto solido.

Fig. 6 Gradi di attenuazione dei fasci di ultrasuoni in funzione della frequenza dell'onda nei diversi tessuti corporei. (Riprodotto con il permesso di Ref. [6])

Fig. 7 Immagine ecografica delle strutture neurovascolari femorali nell'area inguinale. Un'area iperecogena può essere apprezzata in profondità nell'arteria femorale (punta di freccia). Questo noto artefatto (noto come potenziamento acustico posteriore) è tipicamente visto in profondità nelle strutture contenenti fluidi. N nervo femorale; A, arteria femorale; V, vena femorale

 

5. RECENTI INNOVAZIONI NEGLI ULTRASUONI IN MODALITÀ B

Alcune recenti innovazioni che sono diventate disponibili nella maggior parte delle unità a ultrasuoni negli ultimi dieci anni hanno migliorato significativamente la risoluzione dell'immagine. Due buoni esempi di questi sono l'imaging armonico dei tessuti e l'imaging composto spaziale.

I vantaggi dell'imaging armonico tissutale sono stati osservati per la prima volta nel lavoro orientato all'imaging di materiali di contrasto ecografici. Il termine armonico si riferisce a frequenze che sono multipli interi della frequenza dell'impulso trasmesso (che è anche chiamata frequenza fondamentale o prima armonica) [9]. La seconda armonica ha una frequenza doppia rispetto alla fondamentale. Quando un impulso ultrasonico viaggia attraverso i tessuti, la forma dell'onda originale viene distorta da una sinusoide perfetta a una forma a dente di sega "più nitida", più appuntita. Questa onda distorta a sua volta genera echi riflessi di diverse frequenze di molte armoniche di ordine superiore. Le moderne unità ad ultrasuoni utilizzano non solo una frequenza fondamentale ma anche la sua componente di seconda armonica. Ciò si traduce spesso nella riduzione di artefatti e disordine nei tessuti vicino alla superficie. L'imaging armonico è considerato più utile nei pazienti "tecnicamente difficili" con strutture della parete corporea spesse e complicate.

L'imaging composto spaziale (o imaging multibeam) si riferisce alla guida elettronica di fasci di ultrasuoni da un trasduttore a matrice per visualizzare lo stesso tessuto più volte utilizzando fasci paralleli orientati in direzioni diverse [10]. Gli echi provenienti da queste diverse direzioni vengono quindi mediati insieme (composti) in un'unica immagine composita. L'uso di più raggi determina una media delle macchie, rendendo l'immagine meno "sgranata" e aumentando la risoluzione laterale. Le immagini composte spaziali mostrano spesso livelli ridotti di "rumore" e "disordine", nonché contrasto e definizione dei margini migliorati. Poiché vengono utilizzati più fasci di ultrasuoni per interrogare la stessa regione tissutale, è necessario più tempo per l'acquisizione dei dati e il frame rate dell'imaging composto è generalmente ridotto rispetto a quello dell'imaging B-mode convenzionale.

 

6. CONCLUSIONE

Gli Stati Uniti sono relativamente economici, portatili, sicuri e in tempo reale in natura. Queste caratteristiche e i continui miglioramenti nella qualità e nella risoluzione delle immagini hanno esteso l'uso degli Stati Uniti a molte aree della medicina oltre alle tradizionali applicazioni di diagnostica per immagini. In particolare, il suo utilizzo per assistere o guidare le procedure interventistiche è in crescita. L'anestesia regionale e le procedure di medicina del dolore sono alcune delle aree di crescita attuale. Le moderne apparecchiature statunitensi si basano su molti degli stessi principi fondamentali impiegati nei dispositivi iniziali utilizzati oltre 50 anni fa. La comprensione di questi principi fisici di base può aiutare l'anestesista e il professionista del dolore a comprendere meglio questo nuovo strumento e ad utilizzarlo al massimo delle sue potenzialità.

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