Nobologia essencial para anestesia regional guiada por ultrassom e tratamento intervencionista da dor

A segurança e eficácia do bloqueio do nervo guiado por ultrassom (US) depende muito de uma compreensão abrangente da “knobologia” da máquina [1–3]. Apesar das diferenças de aparência e layout, todas as máquinas dos EUA compartilham as mesmas funções operacionais básicas que os usuários devem apreciar para otimizar a imagem. Embora as máquinas americanas modernas ofereçam uma abundância de recursos, as funções básicas com as quais todos os operadores devem estar familiarizados são seleção de frequência e sonda, profundidade, ganho, compensação de ganho de tempo (TGC), foco, predefinições pré-programadas, Doppler colorido, Doppler de potência, imagem composta , imagens harmônicas de tecidos (THI) (em alguns modelos) e congelamento e aquisição de imagens. Uma vez compreendidos os princípios físicos da US, fica claro que a criação da “melhor” imagem é muitas vezes uma série de compensações entre melhorar uma função em detrimento de outra. Cada uma das funções mencionadas é apresentada a seguir, seguindo a sequência que usamos ao realizar qualquer intervenção guiada por US.

1. SELEÇÃO DE FREQUÊNCIA E SONDA

Selecionar a frequência apropriada da onda dos EUA emitida é talvez o mais crucial de todos os ajustes. As ondas de ultrassom são caracterizadas por uma frequência específica (f) e comprimento de onda (λ), conforme descrito pela equação v = f × λ, onde v é a velocidade na qual a onda viaja (todas as máquinas assumem que as ondas de US viajam através dos tecidos moles a 1540 m/s). A faixa de frequências usadas para bloqueios nervosos está entre 3 e 15 MHz. Frequências mais altas fornecem resolução axial superior (FIG. 1).

Fig.1 Frequências de ultrassom mais altas produzem durações de pulso mais curtas que promovem resolução axial melhorada. O oposto é verdadeiro quando frequências mais baixas são usadas

Conceitualmente, a resolução axial permite a diferenciação entre as estruturas situadas juntas em diferentes profundidades (eixo y) dentro da imagem de ultrassom, ou seja, acima e abaixo umas das outras. A baixa resolução axial ou a baixa frequência inapropriada podem induzir ao erro ao produzir apenas uma estrutura na imagem de US quando, na realidade, existem duas estruturas situadas imediatamente acima e abaixo uma da outra (FIG. 2).

Fig.2 A resolução axial denota a capacidade da máquina de ultrassom de separar visualmente duas estruturas situadas uma sobre a outra (eixo y) em uma direção paralela ao feixe. À medida que a frequência aumenta, a resolução axial aumenta, mas a profundidade de penetração diminui. Ondas de baixa frequência

Infelizmente, as ondas de frequência mais alta são mais atenuadas do que as ondas de frequência mais baixa. A atenuação, que é descrita com mais detalhes abaixo (consulte “Compensação de ganho de tempo”), refere-se à perda progressiva de energia (ou seja, intensidade do sinal) à medida que a onda de US viaja da sonda para o tecido alvo e volta para a sonda novamente para processamento em uma imagem (Figura 3) [1]. O resultado final do excesso de atenuação é uma imagem indiscernível. O operador deve, portanto, escolher a frequência mais alta possível enquanto ainda consegue penetrar na profundidade apropriada para visualizar o alvo. Transdutores de alta frequência são melhores para profundidades de até 3–4 cm; depois disso, uma sonda de frequência mais baixa geralmente é necessária.

Fig.3 A atenuação varia diretamente com a frequência da onda de ultrassom e a distância percorrida pela onda de ultrassom. Observe como a onda de ultrassom de frequência mais alta (10 MHz) é mais atenuada em relação à(s) onda(s) de frequência mais baixa (5 e 2.5 MHz) em qualquer distância (profundidade)

As categorias de sonda podem ser divididas em faixas de frequência alta (8 a 12 MHz), média (6 a 10 MHz) e baixa (2 a 5 MHz). Em algumas máquinas, uma variedade de sondas está sempre conectada e a escolha da sonda desejada requer apenas o acionamento de uma chave seletora. Em outras máquinas, as diferentes sondas devem ser fisicamente removidas e conectadas a cada vez. A maioria das sondas dos EUA tem uma frequência “central” (ou seja, ótima), bem como uma faixa de frequências em ambos os lados dessa frequência central, conhecida como largura de banda. Depois de escolher a sonda apropriada, o operador pode, portanto, ajustar a frequência da onda US emitida pelo transdutor selecionando ativamente apenas as frequências superior, média ou inferior da largura de banda de cada transdutor.

2. PROFUNDIDADE

A configuração de profundidade deve ser ajustada para que as estruturas de interesse caiam dentro do campo de visão (Figura 4). O objetivo é definir a profundidade logo abaixo do alvo desejado.

Isso serve a dois propósitos:

em primeiro lugar, a geração de imagens em uma profundidade maior do que o necessário resulta em um alvo menor, pois a tela tem um tamanho finito. Um alvo menor geralmente é mais difícil de visualizar e posteriormente abordar com a agulha (Fig. 4b).
em segundo lugar, minimizar a profundidade otimiza a resolução temporal. A resolução temporal pode ser considerada como a taxa de quadros e se refere à taxa na qual imagens únicas consecutivas são produzidas (expressas em quadros por segundo) para culminar em imagens contínuas em tempo real.

Fig. 4 Profundidade. (a) Configuração de profundidade ideal. O nervo mediano (MED) e a musculatura circundante são aparentes. (b) Configuração de profundidade excessiva. A configuração de profundidade é muito profunda, de modo que o tamanho relativo das estruturas alvo é diminuído. (c) Ajuste de profundidade inadequado. O MED não está visível

A resolução temporal depende da taxa na qual as ondas sucessivas dos EUA são emitidas para formar um feixe setorial completo (geralmente na ordem de milhares por segundo). Como as ondas US são na verdade emitidas em pulsos, com o próximo pulso emitido apenas quando o anterior retorna ao transdutor, segue-se que para estruturas mais profundas esta taxa de emissão global deve ser mais lenta. A resolução temporal é, portanto, perdida à medida que a profundidade aumenta em mais uma compensação entre funções, conforme descrito acima. As máquinas modernas dos EUA preservam a resolução temporal reduzindo a largura do feixe do setor, o que explica o estreitamento automático da imagem da tela à medida que a profundidade aumenta. A redução da largura do setor reduz efetivamente o número de ondas emitidas que devem retornar ao transdutor, reduzindo assim o tempo antes que uma imagem seja exibida e mantendo a taxa de quadros. Ao contrário da imagem cardíaca, quando a visualização de objetos em movimento é crucial, a resolução temporal é de menor importância na anestesia regional e gerenciamento de dor. Uma taxa de quadros baixa, no entanto, ainda pode ser significativa, criando uma imagem borrada durante o movimento da agulha ou durante a injeção rápida de anestésico local.

3. GANHO

O dial de ganho determina quão clara (hiperecoica) ou escura (hipoecoica) a imagem aparece. A energia mecânica dos ecos que retornam à sonda é convertida pela máquina de US em um sinal elétrico, que por sua vez é convertido em uma imagem exibida. Aumentar o ganho amplifica o sinal elétrico produzido por todos esses ecos de retorno que, por sua vez, aumenta o brilho de toda a imagem, incluindo o ruído de fundo (Fig. 5b). Deve-se ter cuidado ao ajustar o dial de ganho porque, apesar da percepção de alguns novatos de que quanto mais brilhante melhor, muito ganho pode na verdade criar ecos artificiais ou obscurecer estruturas existentes. Da mesma forma, muito pouco ganho pode fazer com que o operador perca informações de eco real (Fig. 5c). Finalmente, aumentar o ganho também reduz a resolução lateral. A resolução lateral refere-se à capacidade de distinguir objetos lado a lado e é discutida nas próximas lições.

Fig. 5 Ganho. (a) Configuração de ganho ideal. O nervo mediano alvo (MED) e a musculatura circundante no antebraço são aparentes. (b) O ganho está ajustado muito alto. (c) O ganho está ajustado muito baixo

4. COMPENSAÇÃO DE GANHO DE TEMPO

Semelhante ao dial de ganho, a função TGC permite que o operador faça ajustes no brilho. Enquanto o dial de ganho aumenta o brilho geral, o TGC difere ao permitir que o operador ajuste o brilho independentemente em profundidades específicas no campo (FIG. 6). Para entender o propósito do TGC, deve-se apreciar completamente o princípio da atenuação. As ondas de US que passam pelos tecidos são atenuadas, principalmente por absorção, mas também por reflexão e refração. A atenuação varia dependendo da frequência do feixe (ondas de frequência mais alta são mais atenuadas, conforme descrito acima) e do tipo de tecido através do qual o US passa (representado pelo coeficiente de atenuação característico de cada tipo de tecido). A atenuação também aumenta com a profundidade de penetração e, portanto, se a máquina realmente exibisse a amplitude dos ecos retornando à sonda, a imagem seria progressivamente mais escura de superficial para profunda. Isso porque aquelas ondas voltando de mais longe seriam mais atenuadas. Embora as máquinas americanas sejam projetadas para compensar automaticamente a atenuação, a correção automática da máquina nem sempre é precisa. Para criar uma imagem mais uniforme, o TGC é mais comumente ajustado para aumentar o brilho das estruturas no campo distante (isto é, estruturas profundas). Enquanto algumas máquinas têm controles individuais (“potenciômetros deslizantes”) para cada pequeno segmento da tela (Philips, GE), outras têm ganho mais simples “próximo” e “distante” (SonoSite). Quando os potes deslizantes individuais estão presentes, a configuração ideal é geralmente ter o ganho aumentando ligeiramente de superficial para profundo para compensar a atenuação descrita acima.

Fig. 6 Configuração inadequada de compensação de ganho de tempo. (a) O nervo mediano não é visível devido à banda hipoecóica no centro da imagem. Isso é causado por uma configuração baixa inadequada do dial de compensação de ganho de tempo (b) que cria uma banda de subganho

5. FOCO

O botão de foco não está presente em todas as máquinas, mas quando disponível, pode ser ajustado para otimizar a resolução lateral. A resolução lateral refere-se à capacidade da máquina de distinguir dois objetos situados um ao lado do outro na mesma profundidade, perpendiculares ao feixe de US (Figura 7). Múltiplos elementos piezoelétricos dispostos em paralelo na face do transdutor emitem ondas individuais que, juntas, produzem um feixe de US 3-D. Este feixe de US 3-D primeiro converge (zona de Fresnel) para um ponto onde o feixe é mais estreito, chamado de zona focal, e depois diverge (zona de Fraunhofer) à medida que se propaga através do tecido (Figura 8).

Fig. 7 A resolução lateral denota a capacidade da máquina de ultrassom de separar visualmente duas estruturas situadas uma ao lado da outra em uma direção perpendicular ao feixe (eixo x). À medida que a frequência aumenta, a resolução lateral aumenta, mas a profundidade de penetração diminui. As ondas de baixa frequência penetram mais profundamente às custas da resolução lateral. Observe como a máquina de ultrassom é cada vez mais incapaz de resolver cada estrutura distintamente à medida que a frequência diminui.

Fig.8 Zona focal. A zona focal é o limite no qual a convergência dos feixes termina e a divergência começa. A resolução lateral é melhor na zona focal. A resolução lateral denota a capacidade da máquina de ultrassom de distinguir corretamente duas estruturas situadas lado a lado (eixo x)

Conceitualmente, quando o feixe diverge, as ondas dos elementos individuais não viajam mais em paralelo e ficam cada vez mais distantes umas das outras. Idealmente, cada onda de elemento individual atingiria (e consequentemente produziria uma imagem correspondente) todos os pontos no campo, não importa o quão próximas duas estruturas separadas estivessem próximas uma da outra no plano lateral. Objetos-alvo podem ser perdidos por “escorregar no meio” de duas ondas individuais dos EUA, se estas forem divergentes. Limitar a quantidade de divergência do feixe, portanto, melhora a resolução lateral, e isso é ideal no nível da zona focal. O propósito do dial de foco é permitir que o operador ajuste a zona focal para várias profundidades no campo.

Ao posicionar o foco no mesmo nível do(s) alvo(s) de interesse (Figura 9), a quantidade de divergência do feixe pode ser limitada e a resolução lateral maximizada de acordo. O nível de foco geralmente é representado por uma pequena seta à esquerda ou à direita da imagem. Algumas máquinas realmente oferecem a capacidade de definir várias zonas focais, mas aumentar o número de zonas focais simultaneamente degrada a resolução temporal, pois a máquina gasta mais tempo ouvindo ecos de retorno e processando cada imagem.

Fig. 9 Foco. (a) Ajuste de foco correto para visualizar o nervo mediano (MED) no antebraço. As setas bidirecionais ao longo da borda direita da imagem indicam a configuração do nível de foco. (b) O nível de foco está muito raso. (c) O nível de foco está muito profundo

6. PREDEFINIÇÕES

Todas as máquinas têm predefinições que usam uma combinação das configurações descritas acima para criar uma imagem geralmente ideal para um determinado tecido. No nível mais básico, isso pode simplesmente ser definido para nervos ou vasos, mas outras máquinas podem ter configurações para cada bloqueio de nervo específico. Embora estes forneçam um ponto de partida útil, geralmente ainda são necessários ajustes manuais adicionais para compensar o tamanho e a condição do paciente.

7. DOPPLER COLORIDO

A tecnologia Color Doppler sobrepõe as informações do Doppler na imagem em tempo real e facilita a identificação e quantificação (velocidade, direção) do fluxo sanguíneo. O principal benefício, no entanto, da tecnologia Doppler para anestesiologistas que realizam procedimentos de dor guiados por ultrassom é confirmar a ausência de fluxo sanguíneo na trajetória prevista da agulha.

A física Doppler aplicada ao ultrassom está relacionada ao princípio de que, se uma onda sonora é emitida por um transdutor estacionário e refletida por um objeto em movimento (geralmente glóbulos vermelhos), a frequência dessa onda sonora refletida mudará (Figura 10). Quando o sangue está se afastando do transdutor, a onda refletida retornará em uma frequência mais baixa do que a onda emitida originalmente. Isso é representado pela cor azul. Por outro lado, quando o sangue está se movendo em direção ao transdutor, a onda refletida retorna em uma frequência mais alta do que a onda emitida originalmente. Isso é representado por uma cor vermelha. Os operadores devem estar cientes de que o vermelho não está necessariamente associado ao sangue arterial nem o azul ao sangue venoso. A mudança de frequência acima é conhecida como desvio Doppler, e é esse princípio que pode ser usado em aplicações cardíacas e vasculares para calcular a velocidade e a direção do fluxo sanguíneo. A equação de Doppler afirma que onde:

v é a velocidade do objeto em movimento, ft é a frequência transmitida, α é o ângulo de incidência entre o feixe de US e a direção do fluxo sanguíneo e c é a velocidade do US no sangue. Também é importante observar que, à medida que o ângulo de incidência do feixe se aproxima de 90°, grandes erros são introduzidos na equação Doppler, pois o cosseno de 90° é 0. Nesses casos, o fluxo sanguíneo em uma estrutura hipoecóica pode não ser visualizado (ou seja, , falso negativo - Figura 11). Assim como o brilho geral pode ser ajustado usando a função de ganho, a quantidade de sinal Doppler exibida também pode ser ajustada. Em algumas máquinas dos EUA, a sensibilidade Doppler é ajustada girando o botão de ganho no modo Doppler.

Fig.10 Doppler. (a) Quando uma onda sonora é emitida do transdutor e refletida de um objeto alvo movendo-se em direção ao transdutor, a frequência de retorno será maior do que a onda sonora original emitida. A imagem correspondente na máquina de ultrassom é representada por uma cor vermelha. (b) Por outro lado, se o objeto alvo estiver se afastando do transdutor, a frequência de retorno será menor do que a onda sonora original emitida. A imagem correspondente na máquina de ultrassom é representada pela cor azul.

Fig. 11 Doppler colorido. Visão do eixo curto da artéria radial. (a) Nenhum fluxo é aparente quando o feixe é perpendicular à direção na qual o sangue está fluindo. (b) Ajustar a inclinação da sonda altera o ângulo de insonação e, conseqüentemente, exibe o fluxo sanguíneo.

Outras máquinas têm um botão de sensibilidade Doppler separado. Deve-se observar, entretanto, que o aumento da sensibilidade do Doppler pode resultar na produção de artefatos de movimento (ou seja, falso positivo) criados por movimentos sutis do paciente.

Quando no modo Doppler, a máquina de US requer mais tempo para processar os ecos de retorno em comparação com a geração de imagens em modo B simples e, portanto, a resolução temporal pode ser reduzida. Isso explica por que apenas uma pequena área da imagem (geralmente um retângulo ou paralelogramo) é monitorada para desvio Doppler quando esta função está ativada. O operador pode subsequentemente mover esta forma sobre os alvos desejados usando um trackball ou touchpad.

8. DOPPLER DE PODER

O Power Doppler é uma tecnologia americana mais recente que é até cinco vezes mais sensível na detecção do fluxo sanguíneo do que o Doppler colorido e, portanto, pode detectar vasos que são difíceis ou impossíveis de ver usando o Doppler colorido padrão. Outro benefício é que, ao contrário do Doppler colorido, o power Doppler é quase independente do ângulo, reduzindo a incidência de falsos negativos descritos acima. Essas vantagens, no entanto, vêm à custa de mais artefatos de movimento com movimentos sutis, como a respiração. Uma outra desvantagem do power Doppler é que ele não pode resolver a direção do fluxo. Em vez de exibir uma cor azul ou vermelha, portanto, apenas uma cor (geralmente laranja) é usada em uma variedade de tons para indicar o fluxo.

9. IMAGEM COMPOSTA

A imagem composta é um dos avanços tecnológicos mais recentes nos EUA. Ele melhora a qualidade da imagem em comparação com o US convencional, reduzindo manchas e outros artefatos acústicos e melhora a definição dos planos do tecido e a visibilidade da agulha (FIG. 12).

Fig. 12 (a) Imagem composta no modo desligado. (b) Imagem composta no modo ligado. Observe o maior artefato de speckle e a redução na resolução em (a) em comparação com (b)

Os transdutores convencionais de US emitem ondas sonoras em uma direção, perpendicular ao transdutor. Os modernos transdutores de imagens compostas podem emitir e “dirigir” simultaneamente ondas de ultrassom em vários ângulos, produzindo, portanto, imagens do mesmo tecido de vários ângulos diferentes de insonação (FIG. 13). A imagem composta funciona combinando eletronicamente os ecos refletidos de todos os diferentes ângulos para produzir uma única imagem de alta qualidade (imagem composta espacial). A imagem composta de frequência é semelhante, mas usa frequências diferentes em vez de ângulos de insonação para criar uma única imagem.

Fig.13 Direção da viga. (a) Transdutor de ultrassom convencional que emite ondas sonoras em uma direção. (b) Transdutor de imagens compostas que emite ondas sonoras em vários ângulos.

10. IMAGEM HARMÔNICA DE TECIDOS

THI é outra tecnologia relativamente nova. Quando as ondas sonoras viajam pelos tecidos do corpo, frequências harmônicas são geradas (Figura 14). Essas frequências harmônicas são múltiplos da frequência fundamental original. Quando o THI está disponível, o transdutor captura preferencialmente esses ecos de frequência mais alta após seu retorno à sonda para processamento de imagem. Como as frequências harmônicas são mais altas, há resolução axial e lateral aprimorada com artefato reduzido. Outro ponto importante é que, ao contrário do US convencional, essas frequências mais altas são alcançadas sem sacrificar a profundidade de penetração. THI parece melhorar particularmente a visualização de estruturas císticas hipoecóicas, embora tenha sido relatado que piora a visibilidade da agulha.

Fig. 14 Harmônicos do tecido. À medida que a onda de ultrassom viaja através do tecido, a distorção da onda ocorre ao longo do caminho. As ondas distorcidas resultantes são harmônicos (múltiplos) da frequência fundamental (entrada) (f). Frequências mais altas, como 2f, 3f, etc., resultam em maior resolução. Na imagem harmônica do tecido, a máquina de ultrassom filtra a maioria das frequências, incluindo a frequência fundamental, e preferencialmente “escuta” uma das harmônicas, geralmente a segunda harmônica (2f), resultando em uma imagem com resolução axial e lateral superior e também menos artefatos

11. BOTÃO DE OTIMIZAÇÃO

Muitas máquinas mais novas agora implementam um botão de otimização automática de imagem que serve para combinar instantaneamente muitos dos recursos mencionados para criar a “imagem ideal”. Essa pode ser uma maneira simples, eficaz e rápida de melhorar a qualidade da imagem, embora alguns ajustes manuais ainda sejam necessários.

12. BOTÃO CONGELAR E AQUISIÇÃO DE IMAGEM

Imagem dos EUA é um processo dinâmico. A imagem, entretanto, é na verdade composta de uma série de “quadros” por segundo (resolução temporal, conforme descrito acima) que mudam com rapidez suficiente para produzir o que efetivamente aparece como uma exibição em tempo real. O botão congelar exibe a imagem atual na tela, mas geralmente também permite uma revisão sequencial dos “quadros” individuais durante um curto período de tempo anterior. Essas imagens podem então ser armazenadas, se desejado. A aquisição de imagens é importante para registros médico-legais, ensino e (menos comumente ao realizar bloqueios de nervos) fazendo medições. A maioria das máquinas tem capacidade para armazenar imagens estáticas e de vídeo.

Knobologia Essencial para Anestesia Regional Guiada por Ultrassom e Manejo Intervencionista da Dor