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Princípios Físicos e Técnicos Básicos
1 Princípios físicos e técnicos básicos
1.1 Física da ultrassonografia Propriedades das ondas sonoras
Características de propagação: as ondas sonoras apresentam diversas propriedades:
• Propagação das ondas de ultrassom: as ondas sonoras trafegam através do ar, dos fluidos e dos tecidos humanos quase exclusivamente como ondas longitudinais.
Essas são regiões nas quais as moléculas estão alternadamente rarefeitas e conden- sadas. Assim, as ondas sonoras devem se propagar através de matéria e não podem existir no vácuo.
• Velocidade de propagação: a velocidade do som é relativamente lenta em todos os materiais (nos tecidos, por volta de 1.540 m/s). Como consequência, seu tempo de trânsito pode ser precisamente determinado por meio de medidas eletrônicas e cor- relacionado com a distância percorrida, aplicando-se o princípio tempo-distância.
• Reflexão (parcial ou completa) das ondas sonoras em interfaces: o grau de reflexão de ondas sonoras incidentes em uma interface depende da resistência acústica (“im- pedância”) do meio:
– Impedância = proporção da intensidade sonora incidente em relação à porção que é transmitida.
– Resistência acústica = o produto da densidade ⫻ a velocidade da onda sonora.
Efeito Doppler: o efeito Doppler determina que a frequência das ondas sonoras que retornam (recebidas) se alterem quando a fonte sonora é movida em direção ao/ou para longe do receptor. De acordo com a lei do tempo-distância, o produto de tempo e velocidade é igual à distância percorrida. Assim, as alterações de frequência nas ondas sonoras refletidas de hemácias em movimento podem ser analisadas para determinar a direção e a velocidade do fluxo sanguíneo através dos vasos e no coração.
Resolução
Frequência da ultrassonografia: a qualidade de um exame de ultrassonografia depende de dois critérios relacionados às propriedades das ondas sonoras:
• A maior resolução possível (alta frequência do transdutor).
• Uma profundidade adequada da penetração do som (baixa frequência do transdutor).
• Regra: comprimentos de onda mais curtos melhoram a resolução, mas diminuem a profundidade de penetração do feixe sonoro.
• Solução de compromisso: a variação ideal de frequência para ultrassonografia diag- nóstica é 1 a 10 MHz. A variação ideal de comprimentos de onda é 0,15 a 1,5 mm (Tabela 1).
Velocidade de propagação do som: depende da densidade do meio (aproximadamente 1.500 a 1.600 m/s nos tecidos moles e líquidos, 331 m/s no ar e 3.500 m/s no osso).
Tabela 1 Valores de referência para a resolução de profundidade de penetração como uma função da frequência
Frequência (MHz) Resolução (mm) Profundidade de penetração (mm) Axial Lateral
3,5 1 2 160
5 0,6 1,2 100
7,5 0,4 0,8 50
1.1 Física da Ultrassonografia
Princípios Físicos e Técnicos Básicos
1 1.1 Física da Ultrassonografia
Aparelhos de ultrassonografia são calibrados para uma velocidade média do som de 1.540 m/s.
Resolução axial: um pulso de som composto, preferivelmente, de dois (ou três) com- primentos de onda é emitido na direção longitudinal (axial). A capacidade máxima de resolução de dois pontos separados na direção longitudinal é igual a metade do comprimento de pulso, ou aproximadamente um comprimento de onda. Por exem- plo, a resolução a uma frequência operacional de 3,5 MHz é aproximadamente igual a 0,5 (⫺1) mm.
Resolução lateral: o feixe sonoro inicialmente converge com o aumento da profundida- de e, então, se alarga para fora novamente com a redução da intensidade e da resolução.
A região focal (“cintura”) do feixe tem uma amplitude de 3 a 4 comprimentos de onda, sendo a área onde a resolução lateral é mais alta (Figura 1). A resolução lateral com uma frequência de 3,5 MHz é de aproximadamente 2 mm, o que significa que dois pontos adjacentes podem ser distinguidos como pontos separados quando se encontram pelo menos 2 mm distantes um do outro.
Focalização: o propósito da focalização na ultrassonografia é obter uma resolução má- xima e melhorar a capacidade de reconhecimento de detalhes finos.
• Opções técnicas:
– Tornar o transdutor côncavo para produzir um feixe convergente (efeito do espe- lho côncavo).
– Usar uma lente convergente.
• Focalização mecânica: isso cria uma zona focal fixa que não pode ser movida (sis- tema de foco fixo), embora possa ser um pouco modificada quando se processa a imagem através de uma cobertura líquida.
• Focalização eletrônica: com esta opção, a zona focal pode ser ajustada para qual- quer profundidade desejada (Figura 1). Por exemplo, a zona focal pode ser posicio- nada para fornecer uma imagem bem definida da vesícula biliar, ou pode ser esten- dida sobre a profundidade total do campo de imagem.
• Ajuste do foco durante um exame ultrassonográfico: essa é a marca registrada de um examinador competente. Uma característica de um exame de ultrassonografia de alta qualidade, com uma alteração definitiva na resolução, é observada quando se move a zona focal.
Elemento transdutor
Campo próximo
Zona focal
Campo distante
3-4 λ Figura 1 Formato do feixe sonoro e fo-
calização eletrônica (segundo Röthlin, Bouillon e Klotter).
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1.2 Técnicas de Ultrassonografia
Características de propagação de ondas sonoras
A propagação das ondas de ultrassom obedece às leis da física de ondas. Os termos a seguir foram adotados a partir da radiação óptica e da óptica de ondas.
Reflexão: as ondas sonoras são parcialmente refletidas e parcialmente transmitidas em tecidos biológicos. A imagem de um órgão é gerada a partir dos sinais de eco que re- tornam através da análise de diferenças de impedância em interfaces acústicas. Quanto mais alta a impedância acústica, maior o grau de reflexão, com reflexão total ocorrendo em interfaces com um desacordo de impedância muito alto (p. ex., entre tecidos moles e osso, cálcio ou ar, produzindo um eco de grande amplitude). Interfaces com uma im- pedância acústica alta (p. ex., cálculos biliares) refletem todo o som incidente e lançam uma sombra acústica.
Reflexão dispersa: consiste em reflexões aleatoriamente dirigidas que ocorrem em in- terfaces teciduais e superfícies irregulares. Os ecos gerados por centros de dispersão contribuem significativamente com a imagenologia médica (p. ex., a representação de contornos de órgãos arredondados).
Refração: esse fenômeno é mais pronunciado em interfaces lisas com uma alta impe- dância acústica. As ondas sonoras são defletidas em um ângulo oblíquo em relação à direção do feixe principal.
Absorção e atenuação: descrevem a “perda” de ondas sonoras devido à sua distribuição espacial no tecido e à conversão da energia sonora em calor. De acordo com achados da comissão da Organização Mundial de Saúde (OMS), a conversão da energia sonora em calor encontra-se dentro de limites seguros com os níveis energéticos baixos usados na ultrassonografia diagnóstica. Mesmo assim, é prudente usar a energia do ultrassom mais baixa possível ao examinar crianças e mulheres grávidas. As ondas sonoras tam- bém são atenuadas em tecidos como um resultado da deflexão, da reflexão dispersa e da refração. Isso leva a uma perda energética significativa, que é contrabalançada pelo ajuste da compensação de ganho de tempo (CGT) do aparelho.
1.2 Técnicas de ultrassonografia
Imagem modo-A, imagem modo-B e imagem modo-M
Imagem modo-A (Figura 2a): nessa técnica, as amplitudes (modo-A) dos sinais de eco que retornam das interfaces teciduais são apresentadas como uma série de deflexões de amplitude junto ao eixo horizontal, como em um osciloscópio.
Imagem modo-B (modo de brilho, Figura 2b):
• Princípio: pulsos de ultrassom refletidos são apresentados no monitor como pontos de brilho variável em proporção a sua intensidade. Dentro dos tecidos, as ondas sonoras são transmitidas em uma imagem paralela ou um feixe em forma de leque, e os ecos são refletidos de volta para o transdutor e se encontram alinhados de acordo com seu tempo de chegada.
• Exibição do sinal e reconstrução de imagem: aproximadamente 120 linhas de ima- gens são reunidas para formar uma imagem seccional bidimensional. As diferentes intensidades de eco são convertidas por meio de processamento eletrônico em pon- tos de imagem de densidade variável ou sombras de cinza (escala decinza, modu- lação de brilho).
Imagem modo-M (tempo-movimento): ao longo do tempo, essa técnica gera um pro- grama que registra o movimento de refletores acústicos, como válvulas cardíacas e pa- redes miocárdicas.
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1 1.2 Técnicas de Ultrassonografia
Ultrassonografia com Doppler
Doppler de onda contínua (CW):
• Princípio: são usados dois cristais piezoelétricos, um para a transmissão contínua de pulsos de ultrassom (onda contínua) e outro para a recepção dos sinais ultrasso- nográficos refletidos.
• Representação do sinal: o espectro de frequência dos ecos que retornam é represen- tado acusticamente e também de forma visual, se desejado. Os desvios de frequên- cia podem ser usados para calcular a direção e a velocidade do fluxo sanguíneo. Essa técnica, no entanto, não fornece informação sobre a profundidade ou a variação da fonte de eco.
Doppler pulsado:
• Princípio: essa técnica emprega um cristal piezoelétrico que funciona alternada- mente como transmissor e receptor (onda pulsada).
• Representação do sinal: sinais de eco são registrados a partir de uma amostra de volume designada durante a fase de recebimento da imagem. Isso torna possível determinar a profundidade e a amplitude do volume da amostra e investigar o fluxo sanguíneo dentro de uma área circunscrita.
Efeito Dúplex
• Princípio: Doppler ou CW pulsado é combinado com imagem modo-B, fornecendo uma retroalimentação visual para o posicionamento do feixe Doppler e o volume da amostra.
Power Doppler: esta técnica demonstra a distribuição espacial do fluxo sanguíneo, mas não é capaz de determinar a direção do fluxo. É mais útil para estabelecer a presença ou a ausência de fluxo e avaliar a quantidade do mesmo. O Power Doppler é excelente para detectar o aumento do fluxo sanguíneo devido à inflamação, por exemplo.
Doppler espectral: a análise espectral dos padrões do fluxo sanguíneo é usada para determinar o tempo de percurso e a distribuição de velocidade do fluxo, ou seja, suas velocidades sistólica e diastólica. Isso é de fundamental importância para o diagnóstico de estenoses vasculares.
Transdutores de ultrassonografia
Transdutores lineares: esse tipo de transdutor consiste em um arranjo linear de até 512 elementos piezoelétricos que são eletronicamente ativados em grupos. O feixe paralelo Figura 2a, b Imagens em modo-A e modo-B, ilustradas a partir do seio maxilar. a Sinal modo-A.
b Representação modo-B: as amplitudes do eco são convertidas em pontos de brilho variável. E
= ecos de entrada (osso), E’ = eco de entrada (espícula óssea ou pólipo), M1 = mucosa, M2 = mu- cosa espessada, L = líquido, ES = eco de saída.
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1.2 Técnicas de Ultrassonografia
cria uma imagem geometricamente verdadeira, mas a grande área de cobertura pode ser um problema (p. ex., na presença de gás intestinal). Um arranjo linear é melhor para a representação por imagens de estruturas superficiais.
Transdutores convexos: os elementos piezoelétricos são os mesmos usados no trans- dutor linear, mas são arranjados junto à superfície curva, resultando em um feixe em forma de leque.
Transdutor setorial: pode ser mecânico ou eletrônico. Em um transdutor setorial mecâ- nico, os elementos são rodados mecanicamente para produzir uma imagem de formato radial. Com um transdutor setorial eletrônico, os cristais são pulsados em fases (arranjo em fase) para produzir uma imagem setorial, em forma de torta. A vantagem de um transdutor setorial é sua área de cobertura pequena, o que torna mais fácil o exame ao redor de obstruções como costelas e gás intestinal. Ele é particularmente útil para representar estruturas mais profundas.
Processamento de sinal
Pré-processamento: realce eletrônico da qualidade e resolução do sinal no momento de recebimento dos ecos.
Pós-processamento: melhorando o contraste entre sinais fracos (tecidos moles) e si- nais fortes (estruturas calcificadas ou ósseas) por meio de amplificação ou supressão de certas variações da escala de cinza.
Compensação de ganho de tempo (CGT): sinais mais tardios (vindos de profundidades maiores) são mais amplificados do que sinais precoces para compensar o efeito de ate- nuação dos tecidos (p. ex., a atenuação de ecos mais profundos em um fígado esteatótico).
Energia transmitida: o máximo de energia emitida pelo aparelho, designado 0. Para evitar inundação e desbotamento da imagem em escala de cinza, a energia deve ser regulada o mais baixo possível, por exemplo, 3 a 9% abaixo da regulagem máxima (isso também evita potenciais efeitos adversos em crianças e mulheres grávidas).
Ganho total: amplifica os sinais que retornam. A regulagem do ganho deve equipa- rar-se à energia transmitida (a energia emitida pelo transdutor).
Processamento digital da imagem
Cada vez mais, a imagenologia convencional está sendo acompanhada pelo processamen- to digital de sinal com computadores potentes que podem desempenhar vários bilhões de operações por segundo. Essa tendência vem sendo apoiada pelos avanços na tecnologia de transdutores dos dispositivos de linha única para dispositivos multilinha (matriciais) e dos dispositivos de banda larga em que as frequências transmitidas e recebidas podem ser selecionadas e usadas através de um amplo espectro. Esses desenvolvimentos, combinados com o processamento digital de sinais e uma alta taxa de amostras de sinais de eco, torna- ram possível a obtenção de imagens de ultrassonografia com alto contraste e resolução e até mesmo o estudo da dinâmica do fluxo sanguíneo lento em pequenos vasos.
Harmônica de contraste (CHI) e harmônica de tecido (THI): tecidos não homogêneos dão origem a sinais de eco que contêm frequências harmônicas de ecos adicionalmente à frequência fundamental do pulso transmitido.
• THI combina sequências de pulso especialmente transmitidas com uma técnica de recepção de frequências de banda larga, usando os componentes de frequência harmônica para criar imagens de ultrassonografia que tenham alto contraste, alta resolução espacial e ruído baixo.
• CHI emprega agentes de contraste que realçam o eco para aumentar o componen- te de frequência harmônica a fim de melhorar a discriminação entre ecos de fluxo sanguíneo e ecos teciduais.
Photopic ultrasound imaging: esta técnica pode ser usada para otimizar o contraste de imagem. Por meio da conversão dos níveis de cinza para valores coloridos monocromá- ticos, podem ser apreciadas diferenças estruturais muito sutis.
Princípios Físicos e Técnicos Básicos
1 1.2 Técnicas de Ultrassonografia
Ultrassonografia 3D: grandes conjuntos de dados de imagem podem ser armazenados em grande número por meio de processamento digital de sinal de alta velocidade. Não é necessário um sensor de posição. Utiliza-se informação local de eco a partir de fatias de imagem contíguas para reconstruir conjuntos de dados 3D com um tamanho de voxel isotópico. A aquisição de dados pode ser feita à mão livre com transdutores-padrão ou podem ser usados transdutores matriciais que permitem o direcionamento eletrônico do feixe. As imagens modo-B e as imagens Doppler são adquiridas separadamente e podem ser apresentadas em separado ou em formato combinado.
Ultrassonografia com contraste
Técnica e desenvolvimento: lesões menores do que 4 mm em diâmetro podem ser detectadas com a tecnologia de ultrassonografia atualmente disponível. No entanto, devido a fatores relacionados ao paciente (obesidade, gás intestinal sobrejacente, inca- pacidade de fazer inspirações profundas) e a propriedades acústicas de alguns tumores, que são isoecoicos em relação ao tecido circundante, certas massas podem ser difíceis de detectar. Nesses casos, os agentes de contraste da ultrassonografia (micropartículas ecogênicas injetadas intravenosamente) podem ser usados para localizar e até mesmo caracterizar massas com base no efeito Doppler.
Aplicações:
• Gastroenterologia, ultrassonografia hepática: o uso de agentes que intensificam o eco tem sido investigado em muitos estudos nos últimos anos e pode ser considera- do o padrão para uma “ultrassonografia de alta qualidade”, especialmente na discri- minação de lesões hepáticas focais.
• Ultrassonografia transfontanelar: no campo da neurologia, a ultrassonografia com contraste é amplamente praticada em laboratórios ultrassonográficos especializa- dos, onde o uso de agentes intensificadores de eco pode melhorar significativamen- te o diagnóstico devido à dificuldade de obtenção de imagens através do crânio.
• Existem outras áreas, como a investigação da perfusão miocárdica, em que a ultras- sonografia com contraste ainda não é amplamente usada.
Ajustes do equipamento
Lembrete: um diagnóstico ultrassonográfico preciso baseia-se na experiência e na apli- cação do examinador, mas também requer ajustes ideais do equipamento. A regulagem do aparelho de ultrassonografia deve ser continuamente ajustada de paciente para pa- ciente e de órgão para órgão.
Ajustes do monitor:
• Brilho: inicialmente, ajuste o controle de brilho de modo que as estruturas possam ser claramente delineadas em relação ao brilho de fundo.
• Contraste: a seguir, ajuste o controle de contraste até que possa ser identificada a completa variação de níveis de cinza na barra da escala de cinza.
Ajustes básicos no aparelho de ultrassonografia:
• Ajuste de energia: regule sempre para o nível mais baixo possível.
• Ganho total: reduza o nível caso a imagem pareça desbotada.
• Compensação de ganho de tempo: ajuste a CGT para obter uma densidade sonora homogênea e um brilho de imagem uniforme.
Erros comuns de ajuste:
• Ganho ajustado muito alto ou muito baixo.
• Ajuste errado de CGT.
• Aspecto desbotado do campo próximo, do campo distante ou de ambos.
Lembrete: a meta do monitor ideal e de ajustes ideais do aparelho é evitar erros de interpretação de imagem.
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1.3 Ultrassonografia com Doppler Colorido
1.3 Ultrassonografia com Doppler colorido Método, informação diagnóstica
Sinônimos: UDC, imagem de fluxo colorido (CFI), mapeamento de fluxo colorido (CFM), imagem de velocidade colorida (CVI).
Princípio: A UDC combina imagem convencional de escala de cinza com amostragem de fluxo Doppler. Os volumes de amostra Doppler são posicionados dentro de um setor de imagem modo-B ou sobre uma imagem completa modo-B, e os desvios da frequên- cia Doppler são registrados e eletronicamente codificados por cor. Por convenção geral, o fluxo em direção ao transdutor é codificado em vermelho e o fluxo para longe do transdutor é codificado em azul.
Metas e capacidades:
• Mapeamento: partículas em movimento dentro de órgãos são representadas sobre uma ampla área de imagem.
• Detecção de movimento (p. ex., de células do sangue) baseada em alterações de fre- quência originadas do efeito Doppler.
• Visualização dos vasos sanguíneos: o cursor da amostra (o volume da amostra no Doppler pulsado) é posicionado no vaso de interesse, e pixels coloridos são eletroni- camente posicionados dentro do lúmem do vaso.
• Medida das velocidades de fluxo máximo (com Doppler colorido): estenose e/ou dire- ção do fluxo podem ser detectadas com base na análise espectral da forma da onda, nas alterações de cor e nos padrões coloridos mistos (turbulentos).
Processamento do sinal, ajustes do equipamento
Ajustes do equipamento:
• A profundidade de penetração e a velocidade detectável do fluxo dependem do tipo de transdutor usado e de sua frequência de operação.
• O ajuste de energia (expresso como uma porcentagem da liberação máxima de ener- gia ou em decibéis) deve ser mantido o mais baixo possível, tanto por razões de segurança como para prevenir o aparecimento de artefatos de codificação de cores tais como turbulência artificial e extravazamento extraluminal de cor.
• O ganho total (ganho receptor) e o CGT devem ser ajustados no nível superior da variação.
Filtro de parede:
• A parede filtra limites de aquisição de sinal para variações de frequência designadas (p. ex., para detectar velocidades de fluxo baixos).
• Também elimina frequências indesejadas.
Frequência Doppler:
• A frequência Doppler máxima mensurável é ajustada com um dial ou comutador al- ternado. A frequência ou velocidade máxima é apresentada acima e abaixo da escala de cores na borda da tela.
• O ajuste de velocidade baseia-se no espectro de frequência antecipado. Por exemplo, espera-se que vasos parenquimatosos apresentem frequências e velocidades mais baixas do que vasos do tipo resistência.
• A frequência máxima detectável depende da frequência de repetição do pulso (PRF), que, por sua vez, depende da frequência do transdutor e da profundidade da pene- tração.
• O ajuste da PRF deve ser duas vezes tão alto quanto a velocidade máxima detectá- vel. Se a PRF for muito baixa, pode causar um fluxo reverso aparente denominado aliasing.
Deslocamento da linha de referência: as frequências ou velocidades medidas são repre- sentadas em uma escala com uma linha de referência central e variações mais/menos.
Se a variação de frequências detectável for insuficiente em altas velocidades, a linha de
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1 1.4 Artefatos de Imagem
referência pode ser deslocada para cima ou para baixo a fim de expandir a variação de interesse.
Ângulo do feixe:
• Assim como no Doppler pulsado e no Doppler colorido, o deslocamento da frequên- cia detectável depende do ângulo de incidência do feixe sonoro. Para uma dada velocidade, a alteração da frequência (deslocamento Doppler) aumenta quando o ângulo do feixe diminui.
• O erro de medida diminui quando o ângulo do feixe se aproxima de 0°.
• O deslocamento da frequência Doppler pode ser precisamente convertido em ve- locidade somente se o ângulo de incidência do feixe for conhecido. Para que o apa- relho possa fazer esta conversão automaticamente, o ângulo do feixe deve ser indi- cado por meio de marcação da direção do fluxo no vaso sanguíneo com um cursor de ângulo.
Artefatos coloridos
Lembrete: muitos artefatos coloridos podem afetar adversamente ou distorcer a inter- pretação dos achados UDC. Alguns são inevitáveis e realmente podem ser usados para realçar a precisão e a sensibilidade do diagnóstico.
Ruído: as causas podem incluir o ajuste muito alto do ganho de cor. É um artefato in- cômodo, mas, em alguns casos, pode ser provocado como um meio de detecção de fluxo lento.
Artefatos de movimento: artefatos de movimento (flash colorido) também são incô- modos. Suas possíveis causas incluem pulsações cardíacas transmitidas (p. ex., ao exa- minar massas vascularizadas no lobo esquerdo do fígado) e pulsações aórticas trans- mitidas.
Aliasing: torna-se um problema quando, por motivos diagnósticos, a escala de cores do instrumento foi regulada para uma certa variação de velocidade (PRF) que não se iguala com a velocidade de fluxo em todos os vasos examinados. O resultado são zonas indesejadas de inversão de cor.
Artefatos confete: parecendo múltiplos pequenos pixels coloridos, são um sinal im- portante de alguma anormalidade, tal como fluxo turbulento através de uma estenose.
Artefato twinkling: tem uma importância diagnóstica maior. Ocorre quando pixels confete ou faixas coloridas (pixels vermelhos e azuis) são produzidos por um refletor acústico muito forte (cálculo, pólipo de colesterol) situado em uma sombra acústica. O twinkling é causado por uma vibração do refletor, induzida pela colisão de ondas sono- ras. Pode ser útil no diagnóstico de cálculos renais e outras lesões.
1.4 Artefatos de imagem Princípios básicos
Definição: na ultrassonografia, os artefatos são imagens acústicas que não se correla- cionam com uma estrutura anatômica. Resultam do fato de que nem todos os fenôme- nos físicos são levados em conta no processo de representação por imagem.
Importância: os artefatos podem ter uma importância variável na interpretação de imagens ultrassonográficas. Alguns, como o artefato de espessura, podem interferir com a interpretação de imagem, enquanto outros, como a sombra acústica, são úteis do ponto de vista diagnóstico.
Visão geral: ver Tabelas 2 e 3.
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1.4 Artefatos de Imagem
Tabela 2 Resumo dos artefatos de imagem
Artefatos importantes Artefatos menos importantes Artefato Side-lobe (pág. 9) Artefato de movimento
Ruído (pág. 10) Artefato de imagem dupla
Sombra acústica (pág. 11) Artefato de tempo de trânsito Artefato de espessura (pág.12)
Artefato de imagem em espelho (pág. 13) Reverberações (pág. 14)
Sombra de borda (pág. 15)
Tabela 3 Classificação dos artefatos por ecogenicidade
Hiperecoicos Isoecoicos Anecoicos
Artefato Side-lobe Artefato de movimento Sombra acústica
Ruído Imagens duplas Artefato de imagem em espelho
Sombra acústica Artefato de tempo de trânsito Sombra de borda Artefato de amplitude
do feixe Reverberações
Artefato Side-lobe (Figuras 3 e 4)
Definição: um objeto é inadequadamente representado no display como um resultado de ecos gerados por lobos laterais que acompanham o feixe principal.
Descrição: um artefato de lobo lateral aparece como uma linha curva em uma estru- tura anecoica.
Importância: podem ser erroneamente interpretados como ecos internos em órgãos císticos (septos, sedimento).
Diferenciação de um objeto real: os artefatos são facilmente eliminados ao mudar o ângulo do transdutor ou ao alterar o plano de imagem.
Figura 3 Artefato Side-lobe: gás intes- tinal (I) é um refletor forte que se proje- ta para o interior da vesícula biliar (Vb).
A = artefato Side-lobe, T = transdutor.
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1 1.4 Artefatos de Imagem
Ruído (Figuras 5 e 6)
Definição: ecos extremamente finos causados por flutuações de voltagem na eletrônica de representação por imagem.
Descrição: o ruído aparece como múltiplos ecos finos na porção proximal de estruturas anecoicas (aspecto “de vidro martelado ou batido” em estruturas císticas).
Importância: os finos ecos falsos em estruturas císticas podem ser interpretados erro- neamente como barro ou lama. Pequenos cistos podem parecer sólidos.
Diferenciação de um objeto real: o ruído pode ser eliminado reduzindo-se a regulagem do ganho e/ou alteração do foco.
Figura 4 Artefato Side-lobe: as setas indicam um artefato de lobo lateral em uma vesícula biliar livre de cálculos (VB). O artefato é causa- do por gás no duodeno adjacente (DUO).
Figura 5 A amplificação de ecos de áreas próximas ao transdutor provoca o aparecimento de múltiplos ecos finos dentro de órgãos císticos. T = transdu-
tor, R = ruído. T
R
Figura 6 Ruído em um cisto hepático (C).
Múltiplos ecos finos aparecem na parte ante- rior do cisto.
C
LV L
VC
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Princípios Físicos e Técnicos Básicos
1.4 Artefatos de Imagem
Sombra acústica (Figuras 7 e 8)
Definição: uma ausência de ecos atrás de estruturas que são refletoras ou absorvedoras fortes de ultrassonografia.
Descrição: a sombra aparece como uma faixa anecoica posterior a um eco de alta am- plitude (a partir de um refletor forte como cálcio, ar ou osso).
Importância:
• Útil no diagnóstico de cálculos e cistos (sombra de borda).
• Importuno na ultrassonografia abdominal (gás intestinal e sombras de costelas).
• As sombras acústicas são lançadas não somente por refletores fortes, mas também por tecido conjuntivo que é atingido tangencialmente pelo feixe (ligamento redon- do, tecido conjuntivo na porta hepática).
• Pequenos cálculos somente lançarão uma sombra acústica se estiverem situados diretamente dentro da zona focal do transdutor.
Reforço acústico (Figuras 9 e 10)
Definição: um aumento relativo na ecogenicidade causado por uma falta de atenuação do som.
Descrição: estruturas localizadas atrás de cistos, abscessos ou metástases necróticas aparecem mais ecogênicas do que tecidos adjacentes na mesma profundidade.
Importância:
• Útil no diagnóstico de cistos e outras estruturas anecoicas.
• Pouco indicado na avaliação de áreas atrás de cistos e outras estruturas líquidas.
Figura 7 Sombra acústica: um refle- tor acústico forte (p. ex., um cálculo biliar = C) lança uma sombra acústica (S) devido à reflexão e à absorção.
T = transdutor.
Figura 8 Sombra acústica típica (S) associa- da com um cálculo biliar.
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1 1.4 Artefatos de Imagem
Artefato de espessura (Figuras 11 e 12)
Definição: artefato que ocorre em interfaces curvas entre estruturas anecoicas e hipe- recoicas, causado pela espessura do feixe.
Descrição: aparece como ecos finos que se estendem junto à parede interna de uma estrutura repleta de líquido, fazendo com que a parede apareça espessada e indistinta.
Importância: pode ser erroneamente interpretado como debris, barro, lama ou coá- gulo.
Figura 9 Reforço acústico: como as ondas sonoras são menos atenuadas em líquidos, os ecos situados atrás de uma estrutura cheia de líquido apresentam uma amplitude maior.
T= transdutor, C = cisto, RA = realce acústico.
Figura 10 Reforço acústico posterior. Uma área de ecogenicidade aumentada (setas) aparece atrás da vesícula biliar (VB).
Figura 11 Artefato de espessura: as paredes anterior e posterior do cisto parecem espessadas e indistintas. A
= artefato de amplitude do feixe, T = transdutor.
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Diferenciação de um objeto real:
• Reposicionamento do paciente.
• Melhora do foco.
• Alteração do plano de obtenção da imagem.
Artefato de imagem em espelho (Figuras 13 e 14)
Definição: “imagens-fantasma” podem aparecer atrás de refletores fortes porque a re- flexão altera a trajetória do feixe e dobra seu tempo de trânsito.
Descrição: tecido hepático localizado abaixo de um refletor forte do diafragma é proje- tado para uma localização supradiafragmática na zona pulmonar basal (“pseudoeco”).
Importância: mínima, uma vez que estar ciente da existência do artefato deve evitar erros de interpretação.
Diferenciação de um objeto real: o parênquima normal do fígado e do baço pode imitar um derrame pleural, mas as dúvidas podem ser resolvidas examinando-se o pacien- te em posição sentada e fazendo-se uma representação por imagem a partir do lado posterior.
1.4 Artefatos de Imagem
Figura 12 Artefato de amplitude do feixe: imagem transversal através da vesícu- la (V) mostra espessamento parcial e falta de definição da parede vesicular, espe- cialmente do lado distante (seta).
Figura 13 Artefato de imagem em es- pelho: representação esquemática das ondas sonoras no fígado (F) refletidas do diafragma (D), dando origem a um fígado com “imagem em espelho”.
T = transdutor,
FS = fígado com “imagem em espelho”
suprafrênico.
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1 1.4 Artefatos de Imagem
Reverberações (Figuras 15 e 16)
Definição: artefatos lineares causados por reflexões múltiplas entre duas interfaces al- tamente refletivas. O computador do sistema de ultrassonografia interpreta os retardos temporais como aumento da distância a partir do transdutor.
Descrição: aparecem como uma série de linhas ecogênicas que são paralelas entre si e à face do transdutor e cujas amplitudes diminuem a profundidades maiores.
Formas especiais:
• Artefato em cauda de cometa
• Artefato ring-down.
Figura 14 Artefato de imagem em espelho:
imagem oblíqua subcostal demonstrando o fí- gado (F), o diafragma (D, ou eco pulmonar de entrada), um hemangioma hepático subfrê- nico e o hemangioma refletido representado por imagem em uma localização suprafrênica (setas).
Figura 15 Representação esque- mática de reverberações típicas (R) ocorrendo entre interfaces fortemente refletoras (I). T = transdutor.
Figura 16 Reverberações: imagem longitu- dinal do útero e da bexiga (B) com linhas pa- ralelas “superpostas” causadas por estruturas da parede abdominal. Setas = DIU.
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Princípios Físicos e Técnicos Básicos
Importância: reverberações estão constantemente presentes em órgãos císticos, mas também podem ocorrer em estruturas sólidas. Sempre são importunas e raramente são úteis. Podem ser eliminadas alterando-se a direção do feixe.
Sombra de borda (Figuras 17 e 18)
Definição: sombras acústicas laterais causadas por um ângulo tangencial do feixe, dis- seminação, refração, atenuação e extinção do feixe sonoro em paredes de cisto.
Descrição: faixas hipoecoicas estreitas ou sombras junto às bordas de estruturas císti- cas, frequentemente mostrando um padrão divergente.
Importância: sombra de borda é um critério útil para o diagnóstico de cistos.
Diferenciação de um objeto real:
• Sombra de borda pode imitar cálculos, sobretudo no fundo da vesícula e no ducto cístico.
• Fazer uma dupla checagem do achado em um segundo plano de exame.
1.4 Artefatos de Imagem
Figura 17 Sombra de borda: quando as ondas sonoras encontram as paredes de um cisto em um ângulo tangencial, elas são dispersas ou refratadas.
T = transdutor, C = cisto,
S = sombras de bordas císticas.
Figura 18 Sombra de borda. A refração e a atenuação do som em uma margem cística produzem um padrão divergente ou conver- gente da sombra acústica. A atenuação do som pelas paredes ecogênicas de estruturas císticas não é a única causa desse artefato, mas também pode resultar do desvio do feixe devido à dispersão ou à refração. Isso explica o padrão divergente da sombra de borda que pode ser observado.
