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Física do Ultrassom

Daquan Xu

INTRODUÇÃO

A aplicação de ultrassom permite a visualização não invasiva das estruturas dos tecidos. As imagens de ultrassom em tempo real são imagens integradas resultantes da reflexão das superfícies dos órgãos e da dispersão em tecidos heterogêneos. A varredura por ultrassom é um procedimento interativo que envolve o operador, o paciente e os instrumentos de ultrassom. Embora a física por trás da geração, propagação, detecção e transformação do ultrassom em informações práticas seja bastante complexa, sua aplicação clínica é muito mais simples. Como a imagem por ultrassom melhorou tremendamente na última década, ela pode fornecer aos anestesiologistas a oportunidade de visualizar diretamente o nervo alvo e as estruturas anatômicas relevantes. Um bloqueio nervoso guiado por ultrassom é uma área crítica de crescimento para novas aplicações da tecnologia de ultrassom e tornou-se uma parte essencial da anestesia regional. Compreender a física básica do ultrassom apresentada nesta seção será útil para os anestesiologistas selecionarem adequadamente o transdutor, configurar o sistema de ultrassom e obter imagens satisfatórias.

HISTÓRIA DO ULTRASSOM

Em 1880, os físicos franceses Pierre Curie e seu irmão mais velho, Paul-Jacques Curie, descobriram o efeito piezoelétrico em certos cristais. Paul Langevin, aluno de Pierre Curie, desenvolveu materiais piezoelétricos, que podem gerar e receber vibrações mecânicas com alta frequência (portanto, extremistasom). Durante a Primeira Guerra Mundial, o ultrassom foi introduzido na marinha como meio de detectar submarinos inimigos. No campo médico, no entanto, o ultra-som foi inicialmente usado para fins terapêuticos e não diagnósticos. No final da década de 1920, Paul Langevin descobriu que o ultra-som de alta potência poderia gerar calor nos ossos e romper os tecidos animais. Como resultado, durante todo o início da década de 1950, o ultrassom foi usado para tratar pacientes com doença de Ménière, doença de Parkinson e artrite reumática. As aplicações diagnósticas do ultrassom começaram com a colaboração de médicos e engenheiros de sonar (navegação sonora). Em 1942, Karl Dussik, um neuropsiquiatra, e seu irmão, Friederich Dussik, um físico, descreveram o ultrassom como uma ferramenta de diagnóstico médico para visualizar tecidos neoplásicos no cérebro e nos ventrículos cerebrais. No entanto, as limitações da instrumentação de ultrassom na época impediram o desenvolvimento de aplicações clínicas até meados da década de 1960. O B-scanner em tempo real foi desenvolvido em 1965 e foi introduzido pela primeira vez em obstetrícia. Em 1976, as primeiras máquinas de ultrassom acopladas a medidas Doppler estavam disponíveis comercialmente. Com relação à anestesia regional, já em 1978, La Grange e seus colegas foram os primeiros anestesiologistas a publicar um relato de série de casos de aplicação de ultra-som para bloqueio de nervos periféricos. Eles simplesmente usaram um transdutor Doppler para localizar a artéria subclávia e realizaram bloqueio do plexo braquial supraclavicular em 61 pacientes (Figuras 1A e 1B). A orientação Doppler levou a uma alta taxa de sucesso do bloqueio (98%) e ausência de complicações como pneumotórax, paralisia do nervo frênico, hematoma, convulsão, bloqueio do nervo laríngeo recorrente e raquianestesia. Em 1989, Ting e Sivagnanaratnam relataram o uso da ultrassonografia modo B para demonstrar a anatomia da axila e observar a dispersão dos anestésicos locais durante o bloqueio do plexo braquial axilar.

Figura 1. Painel do A: Aplicação precoce do ultrassom Doppler por LaGrange para realização de bloqueio braquial supraclavicular. B: Relação do plexo braquial dos nervos e da artéria subclávia.

Em 1994, Stephan Kapral e colegas exploraram sistematicamente o plexo braquial com ultrassom em modo B. Desde então, várias equipes em todo o mundo trabalharam incansavelmente para definir e melhorar a aplicação da imagem ultrassonográfica em anestesia regional. O bloqueio nervoso guiado por ultrassom é atualmente usado rotineiramente na prática da anestesia regional em muitos centros em todo o mundo.

Aqui está um resumo dos fatos rápidos do ultrassom:

  • 1880: Pierre e Jacques Curie descobriram o efeito piezoelétrico em cristais.
  • 1915: O ultrassom foi usado pela marinha para detectar submarinos.
  • Década de 1920: Paul Langevin descobriu que o ultra-som de alta potência pode gerar calor em tecidos ósseos e romper tecidos animais.
  • 1942: Os irmãos Dussik descreveram o uso do ultrassom como uma ferramenta de diagnóstico.
  • Década de 1950: O ultrassom foi usado para tratar pacientes com doença de Ménière, doença de Parkinson e artrite reumática.
  • 1965: O B-scan em tempo real foi desenvolvido e introduzido na obstetrícia.
  • 1978: La Grange publicou a primeira série de casos de aplicação de ultrassom para colocação de agulhas para bloqueios nervosos.
  • 1989: Ting e Sivagnanaratnam usaram a ultrassonografia para demonstrar a anatomia da axila e observar a disseminação de anestésicos locais durante um bloqueio axilar.
  • 1994: Steven Kapral e colegas exploraram o bloqueio do plexo braquial usando ultrassom em modo B.

Definição de ultrassom

O som viaja como uma onda mecânica longitudinal na qual o movimento das partículas para frente e para trás é paralelo à direção da onda. O ultrassom é um som de alta frequência e refere-se a vibrações mecânicas acima de 20 kHz. Os ouvidos humanos podem ouvir sons com frequências entre 20 Hz e 20 kHz. Os elefantes podem gerar e detectar sons com frequências inferiores a 20 Hz para comunicação de longa distância; morcegos e golfinhos produzem sons na faixa de 20 a 100 kHz para navegação precisa (Figuras 2A e 2B). As frequências de ultra-som comumente usadas para diagnóstico médico estão entre 2 e 15 MHz. No entanto, sons com frequências acima de 100 kHz não ocorrem naturalmente; apenas dispositivos desenvolvidos por humanos podem gerar e detectar essas frequências, ou ultra-sons.

Figura 2. Painel do R: Os elefantes podem gerar e detectar o som de frequências inferiores a 20 Hz para comunicação de longa distância. B: Morcegos e golfinhos produzem sons na faixa de 20 a 100 kHz para navegação e orientação espacial.

Efeito Piezoelétrico

As ondas de ultra-som podem ser geradas por material com efeito piezoelétrico. O efeito piezoelétrico é um fenômeno exibido pela geração de uma carga elétrica em resposta a uma força mecânica (aperto ou estiramento) aplicada em certos materiais. Por outro lado, a deformação mecânica pode ser produzida quando um campo elétrico é aplicado a tal material, também conhecido como efeito piezoelétrico.Figura 3). Tanto os materiais naturais quanto os feitos pelo homem, incluindo cristais de quartzo e materiais cerâmicos, podem demonstrar propriedades piezoelétricas. Recentemente, o titanato de zirconato de chumbo tem sido usado como material piezoelétrico para imagens médicas. Materiais piezoelétricos sem chumbo também estão em desenvolvimento. Materiais piezoelétricos individuais produzem uma pequena quantidade de energia. No entanto, ao empilhar elementos piezoelétricos em camadas em um transdutor, o transdutor pode converter energia elétrica em oscilações mecânicas de forma mais eficiente. Essas oscilações mecânicas são então convertidas em energia elétrica.

Figura 3. Painel do O efeito piezoelétrico. A deformação mecânica e a conseqüente oscilação causada por um campo elétrico aplicado a determinado material podem produzir um som de alta frequência.

Terminologia de ultrassom

de Payback é o tempo para uma onda sonora completar um ciclo; a unidade de medida do período é o microssegundo (µs). Wavelength é o comprimento do espaço sobre o qual um ciclo ocorre; é igual à distância percorrida do início ao fim de um ciclo. Frequência é o número de ciclos repetidos por segundo e medido em hertz (Hz). Velocidade acústica é a velocidade com que uma onda sonora se propaga em um meio. É igual à frequência vezes o comprimento de onda. Velocidade c é determinado pela densidade ρ e rigidez κ do meio (c = (κ/ρ)1/2). Densidade é a concentração de um meio. rigidez é a resistência de um material à compressão. A velocidade de propagação aumenta se a rigidez for aumentada ou a densidade for diminuída.

A velocidade média de propagação em tecidos moles é de 1540 m/s (variando de 1400 a 1640 m/s). No entanto, o ultra-som não pode penetrar nos tecidos pulmonares ou ósseos. Impedância acústica z é o grau de dificuldade demonstrado por uma onda sonora sendo transmitida através de um meio; é igual à densidade ρ multiplicada pela velocidade acústica c (z = ρc). Ela aumenta se a velocidade de propagação ou a densidade do meio for aumentada. coeficiente de atenuação é o parâmetro usado para estimar o decréscimo da amplitude do ultrassom em determinados meios em função da frequência do ultrassom. O coeficiente de atenuação aumenta com o aumento da frequência; portanto, uma consequência prática da atenuação é que a penetração diminui à medida que a frequência aumenta (Figura 4).

As ondas de ultra-som têm um efeito de auto-focagem, que se refere ao estreitamento natural do feixe de ultra-som a uma certa distância de viagem no campo ultra-sônico. É um nível de transição entre campo próximo e campo distante. A largura do feixe no nível de transição é igual à metade do diâmetro do transdutor. A uma distância de duas vezes o comprimento do campo próximo, a largura do feixe atinge o diâmetro do transdutor. O efeito de auto-focagem amplifica os sinais de ultra-som aumentando a pressão acústica.

Figura 4. Painel do A amplitude do ultrassom diminui em certos meios em função da frequência do ultrassom, um fenômeno conhecido como coeficiente de atenuação. (Adaptado com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Na imagem ultra-sonográfica, existem dois aspectos de resolução espacial: axial e lateral. Resolução axial é a separação mínima dos planos acima e abaixo ao longo do eixo do feixe. É determinado pelo comprimento do pulso espacial, que é igual ao produto do comprimento de onda e o número de ciclos dentro de um pulso. Pode ser apresentado na seguinte fórmula:

Resolução axial = Comprimento de onda λ × Número de ciclos por pulso n ÷ 2

O número de ciclos dentro de um pulso é determinado pelas características de amortecimento do transdutor. O número de ciclos dentro de um pulso geralmente é definido entre 2 e 4 pelo fabricante das máquinas de ultrassom. Por exemplo, se teoricamente for utilizado um transdutor de ultrassom de 2 MHz para fazer a varredura, a resolução axial ficaria entre 0.8 e 1.6 mm, impossibilitando a visualização de uma agulha de calibre 21. Para velocidade acústica constante, o ultrassom de alta frequência pode detectar objetos menores e fornecer uma imagem com melhor resolução. A resolução axial dos sistemas de ultrassom atuais está entre 0.05 e 0.5 mm. Figura 5 mostra imagens em diferentes resoluções quando um objeto de 0.5 mm de diâmetro é visualizado com três configurações de frequência diferentes.

Figura 5. Painel do A frequência do ultrassom afeta a resolução do objeto da imagem. A resolução pode ser melhorada aumentando a frequência e reduzindo a largura do feixe focando. (Reproduzido com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Resolução lateral é outro parâmetro de nitidez para descrever a distância mínima lado a lado entre dois objetos. É determinado tanto pela frequência do ultrassom quanto pela largura do feixe. As frequências mais altas têm um foco mais estreito e proporcionam melhor resolução axial e lateral. A resolução lateral também pode ser melhorada ajustando o foco para reduzir a largura do feixe.

Resolução temporária também é importante para observar um objeto em movimento, como vasos sanguíneos e coração. Como um filme ou vídeo de desenho animado, o olho humano requer que a imagem seja atualizada a uma taxa de aproximadamente 25 vezes por segundo ou mais para que uma imagem de ultrassom pareça contínua. No entanto, a resolução da imagem será comprometida pelo aumento da taxa de quadros. Otimizar a proporção de resolução para a taxa de quadros é essencial para fornecer a melhor imagem possível.

INTERAÇÕES DE ULTRASSOM COM TECIDOS

À medida que a onda de ultra-som viaja através dos tecidos, ela está sujeita a uma série de interações. As características mais importantes são as seguintes:

  • Reflexão
  • espalhar
  • Absorção

Quando o ultrassom encontra limites entre diferentes meios, parte do ultrassom é refletida e a outra parte é transmitida. As direções refletidas e transmitidas são dadas pelo ângulo de reflexão θr e ângulo de transmissão θt, respectivamente (Figura 6).

Figura 6. Painel do A interação das ondas de ultra-som através do meio em que viajam é complexa. Quando o ultrassom encontra limites entre diferentes meios, parte do ultrassom é refletida e parte é transmitida. As direções refletidas e transmitidas dependem dos respectivos ângulos de reflexão e transmissão. (Adaptado com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Reflexão das ondas sonoras é semelhante à reflexão óptica. Parte de sua energia é enviada de volta ao meio de onde veio. Em uma reflexão verdadeira, o ângulo de reflexão θr deve ser igual ao ângulo de incidência θi. A intensidade da reflexão de uma interface é variável e depende da diferença de impedâncias entre dois meios afins e do ângulo de incidência na fronteira. Se as impedâncias da mídia forem iguais, não haverá reflexão (sem eco). Se houver uma diferença significativa entre as impedâncias do meio, haverá reflexão quase completa. Por exemplo, uma interface entre tecidos moles e pulmão ou osso envolve uma mudança considerável na impedância acústica e cria ecos fortes. Esta intensidade de reflexão também é altamente dependente do ângulo. Em termos práticos, significa que o transdutor de ultrassom deve ser posicionado perpendicularmente ao nervo alvo para visualizá-lo com clareza. Uma mudança na direção do som ao cruzar a fronteira entre dois meios é chamada de refração. Se a velocidade de propagação através do segundo meio for mais lenta do que a do primeiro meio, o ângulo de refração é menor que o ângulo de incidência. A refração pode causar o artefato que ocorre sob grandes vasos na imagem.

Durante a varredura de ultrassom, um meio de acoplamento deve ser usado entre o transdutor e a pele para deslocar o ar da interface transdutor-pele. Uma variedade de géis e óleos são aplicados para esta finalidade. Além disso, eles podem atuar como lubrificantes, possibilitando um desempenho de varredura suave. A maioria das interfaces digitalizadas são um tanto irregulares e curvas. Se as dimensões do limite forem significativamente menores que o comprimento de onda ou não forem suaves, as ondas refletidas serão difundidas.

Espalhamento é o redirecionamento do som em qualquer direção por superfícies ásperas ou por meios heterogêneos (Figura 7).

Figura 7. Painel do O espalhamento é o redirecionamento do ultrassom em qualquer direção causado por superfícies ásperas ou por meios heterogêneos. (Adaptado com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Normalmente, a intensidade de espalhamento é muito menor do que as intensidades de reflexão espelhadas e é relativamente independente da direção da onda sonora incidente; portanto, a visualização do nervo alvo não é significativamente influenciada por outro espalhamento próximo.

Absorção é definida como a conversão direta da energia sonora em calor. Em outras palavras, a varredura de ultrassom gera calor no tecido. Frequências mais altas são absorvidas em uma taxa maior do que frequências mais baixas. No entanto, uma frequência de varredura mais alta fornece uma melhor resolução axial. Se a penetração do ultrassom não for suficiente para visualizar as estruturas de interesse, uma frequência mais baixa é selecionada para aumentar a penetração. O uso de comprimentos de onda mais longos (frequência mais baixa) resulta em resolução mais baixa porque a resolução da imagem de ultrassom é proporcional ao comprimento de onda da onda de imagem. Frequências entre 6 e 12 MHz normalmente produzem resolução adequada para imagens em bloqueio de nervo periférico, enquanto frequências entre 2 e 5 MHz são geralmente necessárias para imagens de estruturas neuroaxiais. Frequências inferiores a 2 MHz ou superiores a 15 MHz raramente são usadas devido à resolução insuficiente ou à profundidade de penetração insuficiente na maioria das aplicações clínicas.

MODOS DE IMAGEM DE ULTRASSOM

Modo A

O modo A é o mais antigo técnica de ultrassom e foi inventado em 1930. O transdutor envia um único pulso de ultrassom para o meio. Consequentemente, é criada uma imagem de ultrassom unidimensional mais simples, na qual uma série de picos verticais é gerada após os feixes de ultrassom encontrarem os limites dos diferentes tecidos. A distância entre os picos ecoados (Figura 8) pode ser calculado dividindo a velocidade do ultrassom no tecido (1540 m/s) pela metade do tempo decorrido, mas fornece poucas informações sobre a relação espacial das estruturas fotografadas. Portanto, o ultrassom em modo A não é aplicável à anestesia regional.

Figura 8. Painel do O modo A do ultrassom consiste em uma imagem de ultrassom unidimensional exibida como uma série de picos verticais correspondentes à profundidade das estruturas que o ultrassom encontra em diferentes tecidos. (Reproduzido com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGrawHill, Inc; 2011.)

Modo B

O modo B é uma imagem bidimensional (2D) da área que é digitalizada simultaneamente por uma matriz linear de 100 a 300 elementos piezoelétricos em vez de um único como no modo A (Figura 9). A amplitude do eco de uma série de varreduras A é convertida em pontos de brilho diferente na imagem em modo B. As direções horizontal e vertical representam distâncias reais no tecido, enquanto a intensidade da escala de cinza indica a força do eco.Figura 10). O modo B pode fornecer uma imagem de um corte transversal através da área de interesse e é o modo primário atualmente usado em anestesia regional.

Figura 9. Painel do O transdutor de modo B incorpora elementos piezoelétricos numéricos que são conectados eletricamente em paralelo.

Figura 10. Painel do Um exemplo de imagem em modo B. As direções horizontal e vertical representam distâncias e tecidos, enquanto a intensidade da escala de cinza indica a força do eco. (Adaptado com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Modo Doppler

O efeito Doppler é baseado no trabalho do físico austríaco Johann Christian Doppler. O termo descreve uma mudança na frequência ou comprimento de onda de uma onda sonora resultante do movimento relativo entre a fonte de som e o receptor de som. Em outras palavras, em uma posição estacionária, a frequência do som é constante. Se a fonte de som se mover em direção ao receptor de som, as ondas sonoras devem ser comprimidas e ocorre um som de tom mais alto (deslocamento Doppler positivo); se a fonte sonora se afasta do receptor, as ondas sonoras devem ser alongadas e o som recebido tem um tom mais baixo (deslocamento Doppler negativo) (Figura 11). A magnitude do deslocamento Doppler depende do ângulo de incidência entre as direções do feixe de ultrassom emitido e os refletores em movimento. Com um ângulo de 90° não há deslocamento Doppler. Se o ângulo for 0° ou 180°, o maior deslocamento Doppler pode ser detectado. Em ambientes médicos, os deslocamentos Doppler geralmente caem na faixa audível.

Figura 11. Painel do O efeito Doppler. Quando uma fonte de som se afasta do receptor, o som recebido tem um tom mais baixo e vice-versa. (Adaptado com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

O Doppler colorido produz um mapa codificado por cores dos deslocamentos Doppler sobrepostos a uma imagem de ultrassom em modo B. A direção do fluxo sanguíneo depende se o movimento é em direção ou para longe do transdutor. Selecionadas por convenção, as cores vermelha e azul fornecem informações sobre a direção e a velocidade do fluxo sanguíneo. De acordo com o mapa de cores (barra de cores) no canto superior esquerdo da figura (Figura 12), a cor vermelha na parte superior da barra indica o fluxo que vem em direção à sonda de ultrassom e a cor azul na parte inferior da barra indica o fluxo que se afasta da sonda.

Figura 12 O Doppler colorido produz um mapa codificado por cores de formas Doppler sobrepostas a uma imagem de ultrassom em modo B. Selecionadas por convenção, as cores vermelha e azul fornecem informações sobre a direção e a velocidade do fluxo sanguíneo. (Adaptado com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Figura 13. Painel do O modo Doppler colorido é usado para detectar a direção do vaso sanguíneo.

Em bloqueios de nervos periféricos guiados por ultrassom, o modo Doppler colorido é usado para detectar a presença e a natureza dos vasos sanguíneos (artéria versus veia) na área de interesse. Quando a direção do feixe de ultrassom muda, a cor do fluxo arterial muda de azul para vermelho, ou vice-versa, dependendo da convenção utilizada.Figuras 13, 14A, 14B e 14C). O Power Doppler é até cinco vezes mais sensível na detecção do fluxo sanguíneo do que o Doppler colorido e é menos dependente do ângulo de varredura. Assim, o power Doppler pode ser usado para identificar os vasos sanguíneos menores de forma mais confiável. A desvantagem é que o power Doppler não fornece nenhuma informação sobre a direção e a velocidade do fluxo sanguíneo.Figura 15).

Figura 14. Painel do A: A artéria carótida apresenta uma cor vermelha quando o sangue flui em direção ao transdutor. B: A artéria carótida apresenta coloração ambígua no ângulo Doppler de 90°; a forma de onda igual pode ser vista em ambos os lados da linha de base. C: A artéria carótida apresenta cor azul quando o sangue flui para longe do transdutor.

Figura 15. Painel do Embora o power Doppler possa ser útil na identificação de vasos sanguíneos menores, a desvantagem é que ele não fornece informações sobre a direção e a velocidade do fluxo sanguíneo. (Adaptado com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Modo M

Um único feixe em uma varredura de ultrassom pode ser usado para produzir uma imagem com um sinal de movimento, onde o movimento de uma estrutura, como uma válvula cardíaca, pode ser representado de maneira ondulatória. O modo M é usado extensivamente em imagens cardíacas e fetais; no entanto, seu uso atual em anestesia regional é insignificante (Figura 16).

Figura 16. Painel do O modo M consiste em um único feixe usado para produzir uma imagem com um sinal de movimento. O movimento de uma estrutura pode ser representado em uma matéria ondulatória. (Reproduzido com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

INSTRUMENTOS DE ULTRASSOM

As máquinas de ultrassom convertem os ecos recebidos pelo transdutor em pontos visíveis, que formam a imagem anatômica em uma tela de ultrassom. O brilho de cada ponto corresponde à intensidade do eco, produzindo o que é conhecido como imagem em tons de cinza. Dois tipos de transdutores de varredura são usados ​​em anestesia regional: linear e curvo. Um transdutor linear pode produzir linhas de varredura paralelas e uma tela retangular, chamada de varredura linear, enquanto um transdutor curvo produz uma varredura curvilínea e uma imagem em forma de arco.Figuras 17A e 17B). No exame clínico, mesmo uma camada muito fina de ar entre o transdutor e a pele pode refletir praticamente todo o ultrassom, dificultando qualquer penetração no tecido. Portanto, um meio de acoplamento, geralmente um gel aquoso, é aplicado entre as superfícies do transdutor e a pele para eliminar a camada de ar.

As máquinas de ultrassom atualmente usadas em anestesia regional fornecem uma imagem 2D, ou “fatia”. Máquinas capazes de produzir imagens tridimensionais (3D) foram recentemente desenvolvidas. Teoricamente, a imagem 3D deve ajudar a entender a relação das estruturas anatômicas e a disseminação dos anestésicos locais. Existem três tipos principais de imagens de ultrassom 3D: (1) Freehand 3D é baseado em um conjunto de imagens de ultrassom 2D transversais adquiridas de um ultrassonografista varrendo o transdutor sobre uma região de interesse (Figuras 18A e 18B). (2) O Volume 3D fornece imagens volumétricas 3D usando um transdutor 3D dedicado. Os elementos transdutores varrem automaticamente a região de interesse durante a varredura; o ultrassonografista não é obrigado a realizar movimentos de mão (Figura 18C). (3) O 3D em tempo real captura várias imagens em diferentes ângulos, permitindo que o ultrassonografista veja o modelo 3D se movendo em tempo real. No entanto, a resolução espacial típica da imagem 3D é de cerca de 0.34 a 0.5 mm. Atualmente, os sistemas de imagem 3D ainda carecem da resolução e simplicidade das imagens 2D, portanto, seu uso prático em anestesia regional é limitado.

Figura 17. Painel do A: Campo de varredura retangular dado pelo transdutor linear. B: Campo de varredura em forma de arco dado pelo transdutor curvo. (Adaptado com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Figura 18. Painel do  R: Imagens 3D à mão livre. Um transdutor linear produz linhas de varredura paralelas e uma tela retangular; varredura linear. B: Imagens 3D à mão livre. Um transdutor “phase array” curvo resulta em uma varredura curvilínea e uma imagem em forma de arco. C: Face fetal vista por imagem 3D de volume. (Reproduzido com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

COMPENSAÇÃO DE GANHO DE TEMPO

Os ecos exibem um declínio constante na amplitude com o aumento da profundidade. Isso ocorre por dois motivos: primeiro, cada reflexão sucessiva retira uma certa quantidade de energia do pulso, diminuindo a geração de ecos posteriores. Em segundo lugar, o tecido absorve o ultra-som, de modo que há uma perda constante de energia à medida que o pulso de ultra-som percorre os tecidos. Isso pode ser corrigido manipulando a compensação de ganho de tempo (TGC) e as funções de compressão. Ganho é a razão entre a potência elétrica de saída e de entrada; ele controla o brilho da imagem. O ganho é geralmente medido em decibéis (dB). Aumentar o ganho amplifica não apenas os sinais de retorno, mas também o ruído de fundo dentro do sistema da mesma maneira. TGC é uma amplificação dependente do tempo. A função TGC pode ser usada para aumentar a amplitude dos sinais de entrada de várias profundidades de tecido.

O layout dos controles TGC varia de uma máquina para outra. Um design popular é um conjunto de botões deslizantes. Cada botão no conjunto de controles deslizantes controla o ganho para uma profundidade específica, o que permite uma escala de ganho bem equilibrada na imagem (Figuras 19A, 19B e 19C).

Figura 19: A, B e C: O efeito das configurações de compensação de ganho de tempo. A compensação de ganho de tempo é uma função que permite a amplificação dependente do tempo (profundidade) de sinais que retornam de diferentes profundidades. (Adaptado com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

Amplificação é a conversão das pequenas tensões recebidas do transdutor em maiores que são adequadas para posterior processamento e armazenamento. Existem dois processos de amplificação considerados para aumentar a magnitude dos ecos de ultrassom: amplificação linear e não linear. Atualmente, o sistema de imagem ultrassônico com amplificadores lineares é comumente usado em aplicações de diagnóstico médico. No entanto, a intensidade dos ecos se atenua exponencialmente à medida que a distância entre o transdutor e o refletor aumenta. Instrumentos de imagem ultrassônicos equipados com amplificadores logarítmicos podem exibir sinais de eco com uma faixa dinâmica mais ampla do que um amplificador linear e melhorar notavelmente a sensibilidade para uma pequena magnitude de ecos na tela.

A gama dinâmica é a faixa de amplitudes do maior ao menor sinal de eco que um sistema de ultrassom pode detectar. A faixa dinâmica mais ampla/mais alta apresenta um número maior de níveis de tons de cinza e cria uma imagem mais suave; a imagem com uma faixa dinâmica mais estreita/inferior aparece com mais contraste (Figuras 20A e 20B). A faixa dinâmica inferior a 50 dB ou superior a 100 dB é provavelmente muito baixa ou muito alta em termos de visualização do nervo periférico. A compressão é o processo de diminuir as diferenças entre as menores e maiores amplitudes de eco-tensão; a compressão ideal está entre 2 e 4 para uma escala máxima igual a 6.

Figura 20. Painel do: A: Uma imagem mais suave fornecida por uma faixa dinâmica mais alta. B: Uma imagem com mais contraste proporcionada por uma faixa dinâmica mais baixa.

FOCANDO

Conforme discutido anteriormente, é comum o uso de meios eletrônicos para estreitar a largura do feixe em alguma profundidade e obter um efeito de foco semelhante ao obtido com uma lente convexa.Figura 21). Existem dois tipos de focagem: anular e linear. Estes são ilustrados em Figuras 22A e 22B, Respectivamente.

Ajustar o foco melhora a resolução espacial no plano de interesse porque a largura do feixe é convergente. No entanto, a redução na largura do feixe na profundidade selecionada é alcançada às custas da degradação na largura do feixe em outras profundidades, resultando em imagens mais pobres abaixo da zona focal.

Figura 21: Uma demonstração do efeito de focagem. Um meio eletrônico pode ser usado para estreitar a largura do feixe em uma profundidade específica, resultando no efeito de foco e maior resolução em uma profundidade escolhida. (Adaptado com permissão de Hadzic A: Hadzic's Peripheral Nerve Blocks and Anatomy for Ultrasound-Guided Regional Anesthesia, 2ª ed. Nova York: McGraw-Hill, Inc; 2011.)

 

Figura 22: A: A focagem anular é a focagem eletrônica de todas as direções no plano de varredura dada por um transdutor anular que contém vários elementos de anel dispostos concentricamente. B: A focagem linear é a focagem eletrônica aplicada ao longo de ambos os lados laterais no plano de varredura.

BIOEFEITO E SEGURANÇA

Os mecanismos de ação pelos quais uma aplicação de ultrassom pode produzir um efeito biológico podem ser conceitualmente categorizados em dois aspectos: aquecimento e mecânico. Na realidade, esses dois efeitos raramente são separáveis, exceto para a litotripsia extracorpórea, a aplicação terapêutica apenas de bioefeitos mecânicos. A geração de calor aumenta à medida que a intensidade ou frequência do ultra-som aumenta. Para condições de exposição semelhantes, o aumento de temperatura esperado no osso é significativamente maior do que nos tecidos moles. Em experimentos in vivo, ultra-som de alta intensidade (geralmente > 2 W/cm2) é usado para avaliar o efeito biológico nocivo; é 5 a 20 vezes maior que as intensidades terapêuticas (0.08–0.5 W/cm2) e 8 a 100 vezes maiores que as intensidades de diagnóstico (modo de fluxo de cor 0.25 W/cm2, varredura em modo B 0.02 W/cm2). Relatos em modelos animais (camundongos e ratos) sugerem que a aplicação do ultrassom pode resultar em vários efeitos indesejados, como redução do peso fetal, mortalidade pós-parto, anormalidades fetais, lesões teciduais, paralisia dos membros posteriores, estase do fluxo sanguíneo e regressão tumoral. Outros efeitos indesejados relatados em camundongos são anormalidades no desenvolvimento de células B e resposta ovulatória e teratogenicidade.

Em geral, os tecidos adultos são mais tolerantes ao aumento da temperatura do que os tecidos fetais e neonatais. Uma máquina de ultrassom moderna exibe dois índices padrão: térmico e mecânico. O índice térmico (IT) é definido como a potência de saída acústica do transdutor dividida pela potência estimada necessária para elevar a temperatura do tecido em 1°C. O índice mecânico (IM) é igual ao pico de pressão rarefacional dividido pela raiz quadrada da frequência central da largura de banda de pulso. TI e MI indicam a probabilidade relativa de risco térmico e mecânico in vivo, respectivamente. Qualquer TI ou MI maior que 1.0 é perigoso.

O efeito biológico devido ao ultrassom também depende do tempo de exposição do tecido. Os pesquisadores costumam usar camundongos prenhes para expor ao ultrassom com intensidade mínima de 1 W/cm2 por 60 a 420 minutos para avaliar os eventos adversos tempo-dependentes que ocorrem em fetos de roedores. Felizmente, o bloqueio nervoso guiado por ultrassom requer o uso apenas de valores baixos de TI e MI no paciente por um curto período de tempo. Com base nos resultados de estudos experimentais in vitro e in vivo até o momento, não há evidências de que o uso do ultrassom diagnóstico na prática clínica de rotina esteja associado a quaisquer riscos biológicos.

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