A ultrassonografia médica moderna é realizada principalmente utilizando uma abordagem de pulso-eco com visualização em modo de brilho (modo B). Os princípios básicos da imagem em modo B são praticamente os mesmos de décadas atrás. Isso envolve a transmissão de pequenos pulsos de eco ultrassônico de um transdutor para o corpo. À medida que as ondas ultrassônicas penetram nos tecidos corporais com diferentes impedâncias acústicas ao longo do trajeto de transmissão, parte delas é refletida de volta para o transdutor (sinais de eco) e parte continua a penetrar mais profundamente. Os sinais de eco retornados por muitos pulsos coplanares sequenciais são processados ​​e combinados para gerar uma imagem. Assim, um transdutor de ultrassom funciona tanto como um alto-falante (gerando ondas sonoras) quanto como um microfone (recebendo ondas sonoras). O pulso de ultrassom é, na verdade, bastante curto, mas como se propaga em linha reta, é frequentemente chamado de feixe de ultrassom. A direção de propagação do ultrassom ao longo da linha do feixe é chamada de direção axial, e a direção no plano da imagem perpendicular à axial é chamada de direção lateral. Normalmente, apenas uma pequena fração do pulso de ultrassom retorna como um eco refletido após atingir a interface do tecido corporal, enquanto o restante do pulso continua ao longo da linha do feixe até maiores profundidades do tecido.

Os transdutores (ou sondas) de ultrassom contêm múltiplos cristais piezoelétricos interconectados eletronicamente que vibram em resposta a uma corrente elétrica aplicada. Esse fenômeno, chamado efeito piezoelétrico, foi descrito originalmente pelos irmãos Curie em 1880, quando submeteram um pedaço de quartzo cortado a estresse mecânico, gerando uma carga elétrica em sua superfície. Posteriormente, eles também demonstraram o efeito piezoelétrico inverso, ou seja, a aplicação de eletricidade ao quartzo resultando em sua vibração. Essas ondas sonoras mecânicas vibratórias criam áreas alternadas de compressão e rarefação ao se propagarem pelos tecidos do corpo. As ondas sonoras podem ser descritas em termos de sua frequência (medida em ciclos por segundo ou hertz), comprimento de onda (medido em milímetros) e amplitude (medida em decibéis).

O comprimento de onda e a frequência do ultrassom são inversamente proporcionais, ou seja, ultrassom de alta frequência tem comprimento de onda curto e vice-versa. As ondas de ultrassom possuem frequências que excedem o limite superior da audição humana, ou seja, maiores que 20 kHz. Os aparelhos de ultrassom médico utilizam ondas sonoras na faixa de 1 a 20 MHz. A seleção adequada da frequência do transdutor é um conceito importante para fornecer resolução de imagem ideal em ultrassonografia diagnóstica e de procedimentos. Ondas de ultrassom de alta frequência (comprimento de onda curto) geram imagens com alta resolução axial. O aumento do número de ondas de compressão e rarefação para uma determinada distância pode discriminar com mais precisão entre duas estruturas separadas ao longo do plano axial de propagação da onda. No entanto, as ondas de alta frequência são mais atenuadas do que as ondas de baixa frequência para uma determinada distância; portanto, são adequadas principalmente para imagens de estruturas superficiais. Por outro lado, as ondas de baixa frequência (comprimento de onda longo) oferecem imagens de menor resolução, mas podem penetrar em estruturas mais profundas devido a um menor grau de atenuação.FIG. 1). Por esse motivo, é melhor usar transdutores de alta frequência (faixa de até 10 a 15 MHz) para obter imagens de estruturas superficiais (como blocos de gânglio estrelado) e transdutores de baixa frequência (normalmente de 2 a 5 MHz) para obter imagens da região lombar. estruturas neuraxiais que são profundas na maioria dos adultos (FIG. 2).

Fig. 1 Atenuação das ondas ultrassônicas e sua relação com a frequência das ondas. Observe que as ondas de frequência mais alta são mais atenuadas do que as ondas de frequência mais baixa para uma determinada distância. (a) Menor comprimento de onda com maior atenuação. (b) Maior comprimento de onda com menor atenuação (Reproduzido com permissão da Ref. [6])

Fig. 2 Uma comparação da resolução e penetração de diferentes frequências do transdutor de ultrassom. (Esta figura foi publicada na Ref. [3]. Copyright Elsevier (2000))

Fig. 3 Representação esquemática da geração do pulso de ultrassom. (Reproduzido com permissão da Ref. [6])

4. INTERAÇÃO ULTRASSOM-TECIDO

À medida que as ondas de US viajam pelos tecidos, elas são parcialmente transmitidas para estruturas mais profundas, parcialmente refletidas de volta ao transdutor como ecos, parcialmente dispersas e parcialmente transformadas em calor. Para fins de geração de imagens, estamos interessados ​​principalmente nos ecos refletidos de volta ao transdutor. A quantidade de eco retornada após atingir uma interface de tecido é determinada por uma propriedade de tecido chamada impedância acústica. Esta é uma propriedade física intrínseca de um meio definido como a densidade do meio vezes a velocidade de propagação da onda dos EUA no meio. Órgãos contendo ar (como o pulmão) têm a impedância acústica mais baixa, enquanto órgãos densos, como ossos, têm uma impedância acústica muito alta.tabela 1A intensidade de um eco refletido é proporcional à diferença (ou discrepância) nas impedâncias acústicas entre dois meios. Se dois tecidos têm impedância acústica idêntica, nenhum eco é gerado. Interfaces entre tecidos moles com impedâncias acústicas semelhantes geralmente geram ecos de baixa intensidade. Por outro lado, interfaces entre tecido mole e osso ou pulmão geram ecos muito fortes devido a um grande gradiente de impedância acústica.

Quando um pulso de ultrassom incidente encontra uma interface grande e suave de dois tecidos do corpo com diferentes impedâncias acústicas, a energia sonora é refletida de volta ao transdutor. Esse tipo de reflexão é chamado de reflexão especular, e a intensidade do eco gerado é proporcional ao gradiente de impedância acústica entre os dois meios (FIG. 4). Uma interface agulha-tecido mole quando uma agulha é inserida “no plano” é um bom exemplo de reflexão especular. Se o feixe de US incidente atingir a interface linear a 90°, quase todo o eco gerado retornará ao transdutor. No entanto, se o ângulo de incidência com o limite especular for menor que 90°, o eco não retornará ao transdutor, mas será refletido em um ângulo igual ao ângulo de incidência (como a luz visível refletida em um espelho). O eco de retorno provavelmente perderá o transdutor e não será detectado. Isso é de importância prática para o médico da dor e explica por que pode ser difícil visualizar uma agulha inserida em uma direção muito inclinada para alcançar estruturas localizadas profundamente.

Fig. 4 Diferentes tipos de interações onda-tecido de ultrassom. (Reproduzido com permissão da Ref. [6])

A refração refere-se a uma mudança na direção da transmissão do som após atingir uma interface de dois tecidos com diferentes velocidades de transmissão do som. Nesse caso, como a frequência do som é constante, o comprimento de onda precisa mudar para acomodar a diferença na velocidade de transmissão do som nos dois tecidos. Isso resulta em um redirecionamento do pulso de som conforme ele passa pela interface. A refração é uma das causas importantes da localização incorreta de uma estrutura em uma imagem de ultrassom. Como a velocidade do som é baixa na gordura (aproximadamente 1450 m/s) e alta nos tecidos moles (aproximadamente 1540 m/s), os artefatos de refração são mais proeminentes nas interfaces gordura/tecido mole. O artefato de refração mais reconhecido ocorre na junção do músculo reto abdominal com a gordura da parede abdominal. O resultado final é uma duplicação das estruturas abdominais e pélvicas profundas observadas ao escanear através da linha média abdominal (Fig 5Artefatos de duplicação também podem surgir durante a digitalização dos rins devido à refração do som na interface entre o baço (ou fígado) e a gordura adjacente.

Fig. 5 Artefato de refração. O diagrama (a) mostra como a refração do feixe de som resulta em artefatos de duplicação. (b) é uma visão transversal da linha média do abdome superior mostrando a duplicação da aorta (A) secundária à refração do músculo reto. (Esta figura foi publicada na Ref. [8]. Copyright Elsevier (2004))

Se o pulso de ultrassom encontrar refletores cujas dimensões sejam menores que o comprimento de onda do ultrassom, ou quando o pulso encontrar uma interface tecidual rugosa e irregular, ocorre dispersão. Nesse caso, os ecos refletidos em uma ampla gama de ângulos resultam em uma redução na intensidade do eco. No entanto, o resultado positivo da dispersão é o retorno de algum eco ao transdutor, independentemente do ângulo do pulso incidente. A maioria dos tecidos biológicos aparece em imagens de ultrassom como se estivesse preenchida com minúsculas estruturas de dispersão. O sinal de speckle que fornece a textura visível em órgãos como o fígado ou o músculo é resultado da interface entre múltiplos ecos dispersos produzidos dentro do volume do pulso de ultrassom incidente. À medida que os pulsos de ultrassom atravessam o tecido, sua intensidade é reduzida ou atenuada. Essa atenuação resulta da reflexão e da dispersão, bem como de perdas por atrito. Essas perdas resultam do movimento oscilatório induzido no tecido pelo pulso, que causa a conversão de energia da forma mecânica original em calor. Essa perda de energia por aquecimento localizado é chamada de absorção e é o principal fator que contribui para a atenuação do ultrassom. Ondas com maior comprimento de percurso e frequência mais alta resultam em maior atenuação. A atenuação também varia entre os tecidos do corpo, sendo maior nos ossos, menor nos músculos e órgãos sólidos e menor no sangue para qualquer frequência dada (FIG. 6). Todos os equipamentos de ultrassom compensam intrinsecamente um grau médio esperado de atenuação aumentando automaticamente o ganho (brilho geral ou intensidade dos sinais) em áreas mais profundas da tela. Esta é a causa de um artefato muito comum conhecido como “melhoramento acústico posterior” que descreve uma área relativamente hiperecóica posterior a grandes vasos sanguíneos ou cistos (FIG. 7). As estruturas contendo fluidos atenuam muito menos o som do que as estruturas sólidas, de modo que a força do pulso sonoro é maior após passar pelo fluido do que por uma quantidade equivalente de tecido sólido.

Fig. 6 Graus de atenuação dos feixes de ultrassom em função da frequência da onda em diferentes tecidos do corpo. (Reproduzido com permissão da Ref. [6])

Fig. 7 Imagem ultrassonográfica das estruturas neurovasculares femorais na região inguinal. Uma área hiperecóica pode ser apreciada profundamente na artéria femoral (cabeça de seta). Este artefato bem conhecido (conhecido como reforço acústico posterior) é normalmente visto no fundo de estruturas contendo fluido. N nervo femoral; A, artéria femoral; V, veia femoral

 

5. INOVAÇÕES RECENTES NO MODO B DE ULTRASSOM

Algumas inovações recentes que se tornaram disponíveis na maioria das unidades de ultrassom na última década melhoraram significativamente a resolução da imagem. Dois bons exemplos disso são imagens harmônicas de tecidos e imagens compostas espaciais.

Os benefícios da imagem harmônica tecidual foram observados inicialmente em trabalhos voltados para a imagem de materiais de contraste em ultrassom. O termo harmônico refere-se a frequências que são múltiplos inteiros da frequência do pulso transmitido (também chamada de frequência fundamental ou primeiro harmônico). O segundo harmônico tem uma frequência duas vezes maior que a fundamental. À medida que um pulso de ultrassom se propaga pelos tecidos, a forma da onda original é distorcida, passando de uma senoide perfeita para uma forma mais "afiada", com picos mais acentuados, semelhante a um dente de serra. Essa onda distorcida, por sua vez, gera ecos refletidos de diversas frequências, correspondentes a muitos harmônicos de ordem superior. Os aparelhos de ultrassom modernos utilizam não apenas a frequência fundamental, mas também seu componente de segundo harmônico. Isso geralmente resulta na redução de artefatos e ruídos nos tecidos próximos à superfície. A imagem harmônica é considerada mais útil em pacientes com estruturas corporais espessas e complexas, que apresentam dificuldades técnicas.

A imagem composta espacial (ou imagem multifeixe) refere-se ao direcionamento eletrônico de feixes de ultrassom provenientes de um transdutor matricial para gerar imagens do mesmo tecido múltiplas vezes, utilizando feixes paralelos orientados em diferentes direções. Os ecos dessas diferentes direções são então combinados (compostos) em uma única imagem composta. O uso de múltiplos feixes resulta na eliminação de ruídos (speckles), tornando a imagem menos granulada e aumentando a resolução lateral. Imagens compostas espaciais frequentemente apresentam níveis reduzidos de ruído e interferência, bem como melhor contraste e definição de margens. Como múltiplos feixes de ultrassom são usados ​​para examinar a mesma região do tecido, é necessário mais tempo para a aquisição de dados e a taxa de quadros da imagem composta é geralmente reduzida em comparação com a da imagem convencional em modo B.

 

6. CONCLUSÃO

US é relativamente barato, portátil, seguro e em tempo real na natureza. Essas características e melhorias contínuas na qualidade e resolução da imagem expandiram o uso da US para muitas áreas da medicina, além das aplicações tradicionais de diagnóstico por imagem. Em particular, seu uso para auxiliar ou orientar procedimentos intervencionistas está crescendo. Procedimentos de anestesia regional e analgésicos são algumas das áreas de crescimento atual. O equipamento moderno dos EUA é baseado em muitos dos mesmos princípios fundamentais empregados nos dispositivos iniciais usados ​​há mais de 50 anos. A compreensão desses princípios físicos básicos pode ajudar o anestesiologista e o especialista em dor a entender melhor essa nova ferramenta e a usá-la em todo o seu potencial.