REGISTRO DOI: 10.69849/revistaft/ar10202412161502
Alessandro Ramos Júnior¹;
Paulo Estevão Chaves Silva².
Resumo – A ultrassonografia médica obteve notáveis avanços desde sua introdução, em meados do século XX. Este trabalho apresenta um breve contexto histórico e, em seguida, descreve de forma breve os principais recursos e conceitos presentes nos sistemas de ultrassom comerciais mais modernos. Os tópicos abordados incluem o processo de formação do feixe de ondas, a direção e o foco; transdutores de diferentes matrizes; a formação da imagem a partir do sinal de eco; redução de artefatos através da alteração de parâmetros referentes à frequência, à composição do espaço e ao pós-processamento de imagens; aberrações teciduais; identificação de características teciduais em um fluxo Doppler e a estruturação dos sistemas eletrônicos. Em seguida, é realizada uma análise dos principais aspectos práticos que influenciam a escolha de um sistema para a prática clínica. Ao longo do trabalho é demonstrado como a técnica de ultrassonografia foi beneficiada pelos avanços tecnológicos no campo da eletrônica. O trabalho tem como resultado final fornecer uma base de conhecimentos que sirvam de introdução para futuros trabalhos.
Palavras-chave: A física do ultrassom, aplicações biomédicas do ultrassom, diagnóstico não invasivo, ondas ultrassônicas, sistemas de ultrassom, tecnologias de diagnóstico.
I. INTRODUÇÃO
O sistema de ultrassom para aplicações médicas obteve significativos avanços nas últimas décadas, impulsionado, principalmente, pelo crescimento do poder de computação e pelo desenvolvimento de equipamentos eletrônicos mais refinados. O crescimento no poder de computação tornou os sistemas de ultrassom mais potentes, confiáveis e compactos, além de ampliar o espectro de possíveis usos onde o ultrassom pode ser aplicado. Um exemplo de como a tecnologia ampliou o horizonte de aplicações da técnica é o fato de ser possível a construção de certos componentes do sistema em tamanho reduzido, possibilitando a obtenção de informações em regiões de difícil acesso como, por exemplo, o interior do esôfago, o interior de vasos sanguíneos e, até mesmo, as válvulas do coração. O ultrassom pode ser encontrado em ambientes clínicos, hospitalares e até mesmo militares, sendo uma tecnologia amplamente difundida em países com realidades economicamente distintas. Neste trabalho é descrito o atual estado da arte do sistema de ultrassom e de suas tecnologias embarcadas.
II. FORMAÇÃO DO FEIXE
A. Primeiros passos da evolução
Os primeiros equipamentos de ultrassom consistiam, basicamente, de um transdutor portátil capaz de direcionar um feixe diretamente de ondas ao longo de seu cabo. A amplitude do sinal gerado pelo sistema era proporcional à força do sinal refletido. O sinal obtido a partir da reflexão das ondas era conhecido como modo-A e era principalmente de interesse acadêmico; fato este que mudou no desenvolvimento do modo de movimento, ou também conhecido como Modo-M (Figura 2). O modo-M é caracterizado por ter a amplitude do sinal exibida em função do tempo (Figura 1) [1].
Com o desenvolvimento do modo-M, os cardiologistas foram capazes de visualizar o movimento das válvulas cardíacas, diagnosticando muitas anomalias valvulares cardíacas de forma mais rápida e acurada. O Modo-B de brilho bidimensional foi desenvolvido utilizando equipamentos sensíveis à direção do sinal refletido para registrar a precisa localização e direção do feixe de ultrassom, proporcionando assim as primeiras imagens de órgãos (Figura 3).
O primeiro ultrassom em tempo real foi desenvolvido no final dos anos 1970 ao colocar três transdutores em um sistema giratório, permitindo o rastreamento da direção em que o transdutor estava apontando, dentro do plano da imagem, em relação ao sinal refletido pelo sistema [1,8]. Esse Modo-B em tempo real consolidou o ultrassom como uma ferramenta de obtenção de imagens médicas mais importantes desenvolvidas no século XX (figura 4).
B. Formação do feixe utilizando uma matriz
A complexidade e os problemas de confiabilidade dos transdutores escaneados mecanicamente levaram ao desenvolvimento de sistemas de matriz, nos quais o feixe é direcionado eletronicamente. A transmissão da onda sonora é feita a partir de uma série de elementos ativos (cristais piezoelétricos) localizados no transdutor [8]. Esses cristais são dispostos em uma configuração de matrizes lineares e são capazes de avançar o feixe de ondas ao longo do transdutor e produzir imagens com um maior campo de visão (Figura 5). Esta nova configuração foi amplamente utilizada em procedimentos de visualização dos fetos em mulheres grávidas, pois o maior campo de visão da imagem permitia uma melhor visualização do feto [5,8].
Logo se descobriu que a imagem poderia ser significativamente melhorada ao focar o feixe de ondas em função da profundidade do objeto que se deseja obter a imagem.
Logo se descobriu que a imagem poderia ser significativamente melhorada ao focar o feixe de ondas em função da profundidade do objeto que se deseja obter a imagem. O som refletido chega primeiro ao centro da matriz e, alguns microssegundos depois, às bordas mais externas da matriz. Ao atrasar o som no centro da matriz até que esteja exatamente em fase com o som das bordas externas, pode-se gerar um feixe de ondas muito mais focado. Devido ao princípio da reciprocidade, o feixe de transmissão também pode ser focado ao aplicar o pulso de transmissão mais cedo aos elementos externos [1]. Ao mudar a curvatura do atraso, o feixe pode ser focado em diferentes profundidades (Figura 6).
Como o feixe de ultrassom geralmente é transmitido pelo mesmo transdutor que recebe o sinal refletido, e a velocidade do som é conhecida para cada material, a profundidade onde um dado sinal recebido se origina é facilmente determinada. Isso permite o foco dinâmico do sinal recebido em tempo real, para que o feixe recebido esteja em foco em toda a profundidade da imagem. Isso é impossível para o feixe de transmissão, pois, uma vez lançado, o sistema não pode mais afetá-lo, então a maioria dos sistemas de ultrassom médico fornece uma indicação de ponto focal para o usuário [1]. Para obter o foco ideal em toda a profundidade de campo, foi desenvolvido o modo de transmissão multi-zona, que consiste na transmissão de vários pulsos enviados para cada linha da matriz. Isso permite ao sistema focar o feixe em diferentes profundidades. Dessa forma, a imagem final é formada a partir das porções dessas imagens parciais que estão mais em foco, embora isso reduza a taxa de quadros (Figura 7).
As matrizes em fase direcionam a imagem mudando a fase do sinal de ultrassom transmitido para uma matriz relativamente menor, ao invés de mudar a localização física do centro do feixe (Figura 8) [1]. Para direcionar o feixe, o sinal é transmitido primeiro do elemento mais distante da direção do objeto alvo da varredura e enviado progressivamente aos elementos mais próximos da linha de varredura. Os sinais se alinham em fase na direção da varredura, mas interferem destrutivamente entre si em outras partes [1,4]. Isso pode ser combinado com o foco descrito anteriormente, proporcionando um melhor foco e obtenção de informação a respeito da direção, o que melhora a qualidade das imagens resultantes.
Embora a primeira matriz em fase tenha sido inicialmente desenvolvida para a utilização em procedimentos de obtenção de imagens cerebrais, sua primeira aplicação importante foi na cardiologia. Como o ultrassom é altamente atenuado pelo osso, as imagens cardíacas geralmente são adquiridas enviando o feixe entre as costelas [4]. Como o feixe de ultrassom se origina do mesmo local para cada linha da varredura, as matrizes que estão em fase produzem um feixe de ondas que se assemelha a um leque. Para os propósitos de obtenção de imagens do coração, essa característica é de extrema importância. A capacidade de deslocamento eletrônico da direção do feixe também permitiu o desenvolvimento de modos de obtenção de imagem que combinam mais de uma técnica. A combinação de diferentes técnicas é especialmente importante para a cardiologia, pois permite fornecer uma imagem em Modo-B em tempo real com uma exibição simultânea em Modo-M, possibilitando aos cardiologistas ter uma visão detalhada do movimento de uma válvula cardíaca e da localização de onde o sinal foi adquirido.
Os primeiros sistemas de matriz utilizavam linhas de atraso analógicas comutadas para aplicar os atrasos necessários nos sinais recebidos. No entanto, o avanço para o processamento digital na formação de feixes logo substituiu essa complexa circuitaria analógica. Isso não apenas aumentou a flexibilidade para programar novas sequências de feixe, permitindo o desenvolvimento de modos de imagem inovadores, mas também exigiu altos requisitos de processamento para o direcionamento e foco de feixes em arranjos de matriz. Até recentemente, esses requisitos eram atendidos apenas por eletrônicos dedicados, como os circuitos integrados específicos de aplicação (tradução livre do termo em inglês Application-Specific Integrated Circuits, ASICs), projetados sob medida. Por exemplo, um arranjo típico pode ter 128 elementos, cada um amostrado a 20-40 MHz, demandando de 2,5 a 5 bilhões de operações por segundo apenas para o processo de formação do feixe de recepção. Devido à natureza repetitiva e determinística dessas operações, os ASICs são ideais para essa finalidade.
Em muitas aplicações, a taxa de quadros é uma medida crítica de desempenho. Isso é particularmente importante para capturar movimentos rápidos das válvulas cardíacas ou para imagens de fluxo colorido que usam vários pulsos para calcular a velocidade do fluxo sanguíneo. A introdução do feixe digital possibilitou o processamento paralelo de múltiplas linhas. Nesse caso, um feixe de transmissão mais amplo é utilizado para cobrir várias direções de observação simultaneamente. Posteriormente, o formador de feixe de recepção cria dois ou mais feixes a partir dos mesmos dados recebidos, aplicando ligeiramente diferentes atrasos aos sinais recebidos. Isso resulta em uma leve degradação na resolução, uma vez que o feixe transmitido não é tão focalizado, porém, como a maior parte do foco vem do formador de feixe de recepção, essa degradação é mínima, em troca de um aumento significativo na taxa de quadros. A formação de feixes paralelos também é crucial para a digitalização tridimensional, onde podem ser necessários de 50 a 100 planos de varredura para capturar um único conjunto de dados volumétricos.
C. Detecção do Fluxo Doppler
A técnica de ultrassom Doppler pulsada foi desenvolvida em meados dos anos 1970 e tinha como objetivo principal medir a velocidade do fluxo sanguíneo em um local específico e apresentar os resultados obtidos como um espectro de velocidade ou frequência ao longo do tempo [1,8,17]. O ultrassom mede o componente de velocidade paralelo ao feixe sonoro com base no efeito Doppler, descrito pela equação:
Sendo: fD é a frequência Doppler medida, f0 é a frequência central do ultrassom, V é a velocidade do fluxo, C é a velocidade do som no tecido e θ é o ângulo entre o feixe de som e a velocidade do fluxo.
Em grande parte das vezes é necessário realização a compensação do ângulo Doppler e para isso é utilizado um cursor de ângulo para estimar a velocidade absoluta do fluxo. Este cursor pode ser visto na figura 10.
A imagem de fluxo colorido foi desenvolvida no início dos anos 1980 [2]. A obtenção da imagem de fluxo colorido e realizada obtendo uma amostra do campo de velocidade em cada direção de observação, assim estima-se o principal componente da frequência Doppler em cada localização e cria uma imagem que mostra a localização e o componente de velocidade axial do fluxo sanguíneo em cada ponto da imagem [1,2,8].
A imagem de fluxo colorido é mais utilizada para localizar regiões de interesse; frequentemente regiões que apresentam algum tipo de anomalia em relação a velocidade de fluxo normal (exemplo, uma estenose); realizado este processo o Doppler pulsado é usado para quantificar a velocidade. Como a direção da velocidade do fluxo geralmente varia na imagem bidimensional, não é necessário despender esforços para corrigir o ângulo do fluxo em relação ao ângulo de incidência da onda. Muitos pesquisadores e acadêmicos propuseram novas maneiras de adquirir a direção absoluta do fluxo, geralmente adquirindo o sinal Doppler de diferentes direções de forma simultânea; nenhuma dessas técnicas foi comercializada para uso generalizado.
D. Utilização de matrizes bidimensionais
Até o momento, foi abordado apenas o foco e o direcionamento do feixe no eixo azimutal dentro do plano da imagem. Para realizar a varredura bidimensional do plano, o transdutor é dividido em uma série de elementos longitudinais que podem ter menos de 0,5 mm de largura, mas 10 a 20 mm de comprimento [1]. O feixe também pode ser focalizado em elevação, mas, até recentemente, isso era feito utilizando uma lente acústica [6]. A configuração da lente é escolhida para proporcionar o melhor foco possível na profundidade típica em que um determinado transdutor será utilizado; entretanto, esta lente deve ser escolhida de forma a não degradar de forma exagerada as imagens de objetos localizados a maiores e menores profundidades.
Muito recentemente, matrizes bidimensionais se tornaram viáveis, com o transdutor dividido completamente em ambas as direções em uma matriz de elementos. Essa divisão permitiu um maior direcionamento e foco do feixe em qualquer região do volume da imagem. Isso apresenta muitos novos desafios. Os 128 a 256 elementos em uma matriz convencional são individualmente acionados por um pequeno cabo coaxial acoplado em um único cabo. Esta configuração é claramente impossível para uma matriz mais complexa onde há de 2000 a 8000 elementos.
A formação de feixe de matriz é viabilizada integrando parte da formação de feixe dentro do próprio transdutor usando novos tipos de ASICs personalizados. Os elementos são agrupados em pequenos blocos de 100 a 200 elementos, que requerem atrasos muito menores para direcionamento e foco. Em seguida, cada um deles é conectado ao sistema com um cabo para finalizar a formação do feixe com maiores atrasos digitais. Essa nova tecnologia borra a distinção tradicional entre transdutor passivo e sistema, já que os transmissores, pré-amplificadores, alguns atrasos de formação de feixe e outros eletrônicos ativos residem dentro do transdutor.
Com a contínua redução no tamanho da eletrônica, as matrizes podem agora até ser integradas em um volume pequeno o suficiente (figura 13) para ser inserido no esôfago para varredura tridimensional em tempo real do coração (figura 14). Isso evita a degradação da imagem por costelas, pulmões e camadas de gordura, especialmente em pacientes obesos. Também permite o monitoramento cardíaco durante a cirurgia, pois o transdutor fica fora do caminho.
E. Aberrações teciduais
Uma característica distintiva das imagens por ultrassom em comparação com outras modalidades, como ressonância magnética e tomografia computadorizada, é a distorção que o feixe de ultrassom sofre dependendo do tecido através do qual ele se propaga. Um exemplo simples de aberração é a variação na velocidade do som em diferentes tecidos. Por exemplo, a velocidade do som na gordura é um pouco menor do que na maioria dos outros tecidos (1440 m/s para o tecido adiposo e 1540 m/s para os demais tecidos). Isso pode levar a erros nos cálculos do sistema para a formação do feixe, o que resulta em uma imprecisão no foco. Para corrigir isso, alguns fabricantes introduziram uma funcionalidade de correção para a velocidade do som, que ajusta esses cálculos e pode melhorar significativamente a qualidade da imagem, especialmente em pacientes com maior quantidade de tecido adiposo.
A correção de aberração tem sido objeto de estudo acadêmico por muitos anos, com o sistema tentando estimar a distorção no sinal em cada elemento por meio de métodos de correlação cruzada [3]. Embora esses métodos tenham funcionado em situações experimentais altamente controladas, nunca foram suficientemente robustos para serem aplicados em produtos comerciais. Uma razão frequentemente citada por pesquisadores para esse insucesso é que a distorção é um problema bidimensional, o que torna inadequado o uso de uma matriz unidimensional para resolvê-lo. Matrizes bidimensionais poderiam superar essa limitação, mas a complexidade do processamento de correção de aberração por canal é muito alta, tornando os desafios de implementação extremamente difíceis [3–5].
III. FORMAÇÃO DE IMAGEM A PARTIR DO SINAL DE ECO
Após a formação do feixe, há cerca de 64 a 256 ou mais linhas de dados de radiofrequência (RF) que representam o sinal acústico retroespalhado das diferentes direções de varredura. Esses dados são normalmente filtrados digitalmente com um filtro passa-faixa complexo para reduzir o ruído fora da banda e simultaneamente produzir um sinal analítico com componentes reais e imaginários. Embora a imagem em modo B não precise realmente do sinal analítico, a maioria dos outros modos de imagem, como Doppler e fluxo colorido, precisam, e o mesmo hardware de processamento pode ser usado para todos os modos. Para o modo B, o sinal analítico é detectado tomando a raiz quadrada da soma dos quadrados dos componentes reais e imaginários. Outros modos serão descritos em artigos seguintes.
A. Conversão de varredura e interpolação de radiofrequência
Os dados acústicos obtidos nas medições são adquiridos em um formato espacial que é amplamente determinado pela geometria do transdutor. Esses dados precisam ser convertidos para o formato raster ortogonal utilizado para exibição em vídeo. O primeiro conversor de varredura consistia em uma câmera de vídeo apontada para uma tela de osciloscópio XY. Atualmente, esse processo é realizado digitalmente ou por software. Os dados de amplitude, após serem filtrados e detectados, são armazenados na memória do equipamento. Em seguida, os dados acústicos necessários para cada pixel são lidos e interpolados para poderem gerar a imagem final.
O modo de processamento tradicional lida com cada linha acústica de forma individual, aplicando a filtragem e detecção necessárias de forma independente em cada linha [6]. Em meados da década de 1990, foi descoberto que, ao interpolar os dados de radiofrequências (RF) antes da detecção, a densidade das linhas poderia ser reduzida, permitindo uma maior taxa de quadros, ou um foco mais preciso poderia ser alcançado, aumentando a resolução. Assim, linhas adicionais de dados acústicos interpolados são geradas antes da detecção e conversão de varredura.
B. Speckle e atenuação de seu sinal
Uma característica que diferencia a imagem por ultrassom de outras modalidades é seu processo coerente, onde se dispensa um meio difusor e que resulta em interferência construtiva e destrutiva. Isso cria um padrão de manchas coerentes, similar ao observado em um feixe de laser ampliado. Embora não exista um método analítico conhecido para eliminar essas manchas, diversas técnicas foram desenvolvidas com o intuito de reduzi-las. A forma mais frequentemente utilizada para reduzir tais manchas é a aplicação de um filtro de alisamento espacial simples; contudo, este método geralmente compromete a resolução espacial de forma inaceitável e, portanto, é fortemente desaconselhado seu uso [7].
A combinação de frequências reduz as manchas coerentes ao detectar e combinar os resultados do sinal em diferentes bandas de frequência dentro do espectro transmitido. Como diferentes frequências produzem diferentes padrões de manchas, a média desses padrões diminui o desvio padrão das manchas na imagem final. A combinação espacial segue um conceito semelhante, onde quadros são gerados a partir de diferentes ângulos, cada um com seus próprios padrões de manchas, e a imagem final tem manchas reduzidas devido ao efeito da média.
O aumento da velocidade de processamento dos computadores nos últimos anos permitiu o desenvolvimento de técnicas de processamento de imagem mais complexas para reduzir artefatos de manchas, ao mesmo tempo em que preservam os detalhes da imagem. O sistema XRES, introduzido pela Philips, utiliza processamento de imagem em multi-resolução para suavizar adaptativamente as manchas e melhorar as bordas estruturais [7]. Esse processo envolve uma fase de análise, na qual artefatos e alvos são identificados, e uma fase de aprimoramento, em que artefatos são suprimidos e alvos são realçados.
Durante a fase de análise, múltiplas características do alvo são consideradas, como propriedades locais, texturais e estruturais. Essas características são então usadas na fase de aprimoramento para selecionar o filtro espacial adequado. Por exemplo, a suavização é aplicada ao longo de uma interface para melhorar a continuidade, enquanto o realce de borda é aplicado na direção perpendicular. Em áreas identificadas como homogêneas, onde não há a presença de estruturas ou texturas, a suavização é aplicada de forma homogênea em todas as direções.
Esta foi a primeira técnica de processamento de imagem a ter uso comercial generalizado, utilizando avanços em computadores de uso cotidiano.
C. Imagem harmônica do tecido
A imagem harmônica, onde um pulso é transmitido em uma dada frequência e recebido em uma frequência duas vezes maior, foi inicialmente desenvolvida com a finalidade de detectar as vibrações não lineares das microbolhas de contraste de ultrassom [12,13]. No início da pesquisa sobre imagem de contraste, os cientistas perceberam que as imagens adquiridas antes da chegada do contraste eram dotadas de melhor qualidade do que aquelas feitas sem a utilização dos agentes de contraste, mesmo em frequências mais altas.
Há muito tempo se sabe que o som ao se propagar através do tecido cria harmônicos com determinada frequência. Normalmente, o tecido (como a água) é considerado incompressível e a velocidade do som é independente da pressão. Entretanto, em altas amplitudes acústicas, a velocidade do som é ligeiramente maior em áreas de alta pressão, fazendo com que o pico da onda sonora viaje mais rápido do que a velocidade local do som. Em áreas de baixa pressão, a velocidade do som é mais lenta, levando ao aumento da onda sonora e à criação de harmônicos [13].
O tecido era geralmente considerado um meio de propagação linear porque os harmônicos gerados pelo feixe de som transmitido são altamente atenuados. Melhorias na largura de banda dos transdutores e na sensibilidade do formador de feixe permitiram a visualização desses harmônicos do tecido [13]. Mas o que levou à melhoria na qualidade da imagem?
Primeiramente, o feixe harmônico possui a característica de ser significativamente mais estreito do que o feixe fundamental, mesmo quando o mesmo é transmitido e recebido em uma frequência mais alta. A criação de energia harmônica é essencialmente um processo de quadratura, então a energia harmônica só é gerada onde o feixe transmitido é mais intenso [14]. A maior parte da energia dotada de menor intensidade e os lóbulos laterais do feixe transmitido não possuem intensidade suficiente para criar energia harmônica, o que resulta em um feixe mais estreito e melhor resolução.
Outro aspecto relacionado à imagem harmônica do tecido (tradução livre do termo em inglês tissue harmonic imaging, THI) que tem um efeito ainda maior na qualidade da imagem é sua capacidade de reduzir os artefatos de estruturas superficiais. As imagens de ultrassom são frequentemente adquiridas entre as costelas ou através de camadas de gordura superficiais. Costelas e camadas de gordura são capazes de produzir distorções, reflexões e reverberações que podem causar um efeito de névoa no campo próximo, denegrindo assim a imagem. A THI reduz esse problema, pois o feixe de imagem não é criado na superfície da pele, mas pela onda de propagação e, dessa forma, não existe nos primeiros centímetros. Assim, a THI reduz significativamente a desordem da imagem geral, especialmente no campo próximo [17-19].
D. Imagem em 3 dimensões
As primeiras imagens ultrassônicas tridimensionais utilizavam transdutores manuais e realizavam suposições sobre a relação espacial entre os planos de imagem ou utilizavam sensores de movimento para estimar a posição do transdutor, resultando em imagens tridimensionais imprecisas [21]. Posteriormente, as matrizes foram fixadas em mecanismos capazes de movimentá-las de tal forma a fornecer informações exatas sobre a localização do plano de imagem e permitir medições volumétricas precisas pela primeira vez. No entanto, esses transdutores apresentavam difícil manejo, uma vez que eram maiores e mais pesados que os transdutores convencionais.
As varreduras tridimensionais proporcionadas pela tecnologia de matrizes oferecem uma maior gama de recursos. Entre eles, pode-se citar o X-plane, técnica em que dois planos, muitas vezes ortogonais, são adquiridos simultaneamente.
As varreduras tridimensionais proporcionadas pela tecnologia de matrizes oferecem uma maior gama de recursos, entre eles pode ser citado o X-plane, técnica em que dois planos, muitas vezes ortogonais, são adquiridos simultaneamente [20,21]. Isso é extremamente útil tanto na cardiologia quanto na imagem geral, quando são necessários planos ortogonais para medições de volume, especialmente em estruturas que se movem rapidamente, como o coração ou um feto, onde taxas de volume mais lentas podem ser limitantes.
Como as matrizes convencionais são focadas em elevação com uma lente fixa, é necessário atenção no plano de varredura ao longo da espessura do meio para que possa ser obtida uma imagem com resolução espacial razoável ao longo da profundidade de campo. Com o foco e direcionamento totalmente tridimensionais, o feixe pode ser idealmente focado ao longo de toda a profundidade de campo, resultando em uma espessura final do corte muito mais fina do que a obtida com a utilização de uma lente fixa. De forma alternativa, a combinação espacial pode ser aplicada em elevação com imagem de fatia grossa, onde múltiplos planos de fatias finas são adquiridos simultaneamente em proximidade na elevação, e esses planos são então combinados para formar uma imagem mais suave. Isso facilita a localização de pequenas estruturas sem sacrificar detalhes.
E. Imagem panorâmica
Como a largura da imagem no campo próximo é limitada pela largura do transdutor, é difícil obter uma visão ampla de estruturas superficiais [1]. A imagem panorâmica permite que o transdutor seja movido ao longo da anatomia do paciente, combinando várias imagens para formar uma imagem longa com um campo de visão extremamente amplo [20,21]. Esse recurso utiliza técnicas de correlação cruzada para comparar imagens consecutivas, girando e unindo-as para formar a imagem final.
IV. ARQUITETURA DOS SISTEMAS ELETRÔNICOS
Os primeiros sistemas de ultrassom eram construídos usando circuitos totalmente analógicos, com hardware dedicado para cada função específica. O advento do processamento digital aumentou dramaticamente a flexibilidade e a capacidade dos sistemas de ultrassom. Atualmente, a maioria dos sistemas utiliza hardware comum para todo o processamento, alterando os algoritmos conforme o modo de imagem. Essa flexibilidade também acelerou o desenvolvimento de novos modos de imagem, pois o hardware pode ser reprogramado para o novo modo, pelo menos durante o desenvolvimento de protótipos.
Como a imagem por ultrassom é quase exclusivamente em tempo real, o armazenamento de dados é crítico. Igualmente importante é entender e abordar os diferentes modelos de uso em várias regiões. Por exemplo, em alguns países, o médico examina o paciente e faz um diagnóstico imediato, necessitando apenas de documentação suficiente para o prontuário do paciente. Em outros países, um sonografista examina o paciente e envia as imagens para uma estação de revisão no sistema de armazenamento de imagens da rede hospitalar. Nesse modelo, o médico muitas vezes não vê a imagem no sistema em que foi adquirida, mas em uma estação de trabalho fornecida por um fabricante diferente. O desenvolvimento de formatos padronizados de armazenamento de imagens e técnicas de compressão, como o DICOM, torna isso possível.
A. Abertura sintética
Algumas arquiteturas mais recentes utilizam técnicas de abertura sintética, adaptadas do radar, onde um feixe amplo é transmitido para cobrir múltiplas direções de observação, e os sinais recebidos de cada elemento são armazenados em uma memória de grande capacidade. Posteriormente, o computador central calcula os vários feixes que poderiam ser formados dentro do feixe amplo transmitido. Esse método é bastante similar ao processamento de múltiplas linhas mencionado anteriormente, exceto que a formação do feixe é realizada por um computador programável em vez de hardware dedicado de formação de feixes.
Essa técnica oferece a vantagem de possibilitar taxas de quadros potencialmente muito altas, porém com um compromisso na sensibilidade. Quando o feixe transmitido é disperso por uma área tão ampla, a densidade de potência local e, consequentemente, a sensibilidade, são consideravelmente reduzidas. Além disso, o poder computacional necessário para operação em tempo real é substancialmente elevado, podendo impor limitações na taxa de quadros. Isso adiciona uma nova dimensão aos diversos compromissos no design de sistemas de ultrassom e pode encontrar aplicação em áreas onde a taxa de quadros é crucial e a sensibilidade é menos crítica, ou onde uma aquisição extremamente rápida é essencial, mas a operação em tempo real não é mandatória.
B. Processamento orientado
Relacionado à abertura sintética está o conceito de processamento orientado a pixels. O processamento convencional de ultrassom trata cada feixe como uma entidade separada, formando o feixe, filtrando-o e posteriormente convertendo-o, junto com outros feixes, em uma imagem final. Uma abordagem alternativa é considerar uma imagem como um conjunto de pixels, onde cada pixel é composto por dados brutos processados. Com isso, é possível retropropagar os requisitos de processamento até o pixel que está sendo formado, lendo todos os dados brutos necessários para gerar esse pixel e calculando-o de forma individual.
À medida que os computadores se tornam mais poderosos, esse conceito está começando a ganhar relevância, embora ainda não seja amplamente utilizado em produtos de ultrassom convencionais.
V. CONSIDERAÇÕES PRÁTICAS
A. Amplo espectro de mercado
O mercado de sistemas de ultrassom médico engloba inúmeras aplicações clínicas, abrangendo também mercados econômicos e geográficos distintos. Projetar um sistema diferente para cada uma dessas necessidades seria impraticável, por isso a maioria dos fabricantes desenvolve seus projetos para múltiplas aplicações, o que resulta em uma ampla gama de produtos capazes de atender às diferentes demandas dos diversos mercados.
B. Fluxo de trabalho
Nos últimos anos, as lesões por esforço repetitivo têm se tornado um problema crescente entre os profissionais ultrassonografistas. É uma prática comum entre os profissionais segurarem o transdutor por muitas horas ao dia, movendo-o constantemente de uma mão à outra para pressionar os controles. Além disso, muitas vezes é necessário alternar entre sistemas de diferentes fabricantes, dependendo do tipo de exame e da carga de trabalho. Nos últimos anos, tem havido um esforço significativo para otimizar a ergonomia dos sistemas de ultrassom, visando reduzir a fadiga e tornar a operação mais intuitiva.
O sistema de ultrassom modelo IU22 foi desenvolvido visando uma melhor ergonomia e facilidade de uso, apresentando um display de painel plano móvel, painel de controle com regulagens, controles por voz e tela sensível ao toque.
Com os orçamentos hospitalares cada vez mais restritos, o fluxo de trabalho e a eficiência no atendimento aos pacientes se tornaram critérios essenciais no design dos sistemas de ultrassom. Cada ação manual que pode ser automatizada ou simplificada por um fluxo de trabalho bem projetado acelera o exame e aumenta a produtividade.
C. Requisitos técnicos
A ultrassonografia médica é um ramo da indústria altamente regulamentado, especialmente em relação ao controle da saída acústica. Existem três parâmetros-chave que a saída dos sistemas de ultrassom deve ser capaz de atender. O Índice Mecânico (em tradução livre do termo em inglês Mechanical Index, MI) regula a pressão negativa de pico para minimizar o risco de cavitação causada pelo ultrassom. Esse parâmetro varia conforme cada pulso específico e o design da abertura utilizada. O Pico Espacial Temporal Médio (em tradução livre do termo em inglês Spatial Peak Temporal Average, SPTA) regula a potência média depositada em qualquer local no tecido. A Temperatura Superficial (em tradução livre do termo em inglês Surface Temperature, ST) regula o aumento máximo da temperatura na superfície da pele.
Geralmente, o Modo-B é limitado pelo MI, pois utiliza pulsos muito curtos para alcançar uma resolução axial ótima. Por outro lado, o Doppler e o modo de fluxo de cor são frequentemente limitados pelo SPTA ou pela ST, pois a sensibilidade é mais crucial do que a resolução nesses modos.
Na prática, porém, esses limites não são tão distintos. Os pulsos de Doppler, por exemplo, frequentemente têm apenas duas a três vezes a duração de um pulso de eco equivalente, mas são limitados pelo SPTA em vez do MI. Todos os transdutores geram algum calor, aumentando a ST da sonda. Isso pode ser devido à absorção no silicone utilizado na lente, ao calor absorvido pelo suporte interno do transdutor ou pelos circuitos integrados usados em transdutores matriciais. Portanto, SPTA e ST estão ambos relacionados à potência média e, em muitos casos, são limitados de forma próxima, de modo que um ou outro pode restringir a potência de saída para uma aplicação específica.
VI. ATUAIS TENDÊNCIAS PARA OS SISTEMAS ULTRASSÔNICOS
A tendência mais visível no design de sistemas de ultrassom é a proliferação de sistemas portáteis pequenos. Embora tenha havido vários produtos anteriores, todos eles sofriam com conjuntos de recursos incompletos e/ou desempenho de imagem comprometido. O rápido aumento na capacidade de processamento e integração de ASICs, juntamente com o desenvolvimento de novas tecnologias de bateria, permitiram o desenvolvimento de sistemas portáteis e laptops com desempenho de imagem quase equivalente aos sistemas baseados em carrinhos, e tempos de operação com bateria de 2 horas ou mais. Isso possibilitou que o ultrassom encontrasse novas aplicações não anteriormente possíveis para um grande sistema baseado em carrinho, como em departamentos de emergência, ambulâncias, salas de intervenção e consultórios médicos. O conceito do “estetoscópio de ultrassom” existe há muitos anos, mas agora se tornou realidade. Sistemas de ultrassom com excelente qualidade de imagem podem até mesmo ser transportados no jaleco de um médico e estão se tornando uma parte integrada do cuidado ao paciente.
A redução de tamanho e custo dos sistemas de ultrassom também permitiu que o ultrassom fosse usado em áreas mais remotas com pouco acesso prévio a tecnologias de imagem médica. O grupo Imaging the World está enviando médicos com sistemas portáteis de ultrassom para a África e outras áreas menos desenvolvidas para fornecer cuidados de saúde tão necessários para aqueles com pouco acesso a ele. Na África subsaariana, 1 em cada 16 mulheres morre no parto, uma taxa 175 vezes maior do que nos países desenvolvidos. Em aldeias remotas, pode ser uma caminhada de 3 dias até uma clínica médica onde podem realizar uma cesariana para um parto pélvico. Se uma mulher souber que está em posição pélvica com antecedência, ela pode chegar a tempo para o parto por cesariana, mas se ela não souber até entrar em trabalho de parto, ela provavelmente morrerá. O ultrassom pode desempenhar um papel fundamental de salvamento de vidas nessa situação desesperadora. O treinamento, a educação e a transferência de imagens tornam-se então uma parte importante do “sistema” de ultrassom.
Técnicas de compressão de imagem não apenas tornam possíveis os sistemas de armazenamento de imagens em rede hospitalar, mas também permitem a transferência de imagens via celular. Em aldeias remotas, é mais econômico instalar uma torre de celular do que linhas terrestres, e as redes de celular agora podem transmitir imagens das aldeias para centros médicos centralmente localizados para opiniões mais treinadas. Isso pode incluir conversas bidirecionais, o que pode ajudar a garantir que as imagens estejam sendo adquiridas corretamente.
VII. CONCLUSÃO
Nos últimos anos, os sistemas de ultrassom médico passaram por uma revolução em termos de capacidades, além de um aumento dramático no acesso e uso. Desde a obtenção de imagens tridimensionais detalhadas do coração e de outros órgãos internos até a disponibilidade de imagens bidimensionais básicas em aldeias remotas da África, o rápido desenvolvimento da tecnologia de ultrassom está expandindo sua presença global além do que poderia ter sido imaginado apenas alguns anos atrás. Como abordado, os sistemas ultrassônicos tiveram uma grande evolução ao longo das últimas décadas; entretanto, há espaço para o refinamento das técnicas em uso e o desenvolvimento de tecnologias capazes de expandir ainda mais as fronteiras de utilização da técnica. O trabalho apresentado teve como objetivo apresentar os principais conceitos referentes à utilização da técnica de ultrassom para obtenção de imagens clínicas e servir como referencial teórico para futuros trabalhos na área.
VIII. REFERÊNCIAS
[1] Kremkau, F. W. 2011 Sonography principles and instruments, pp. 292, 8th edn. Amsterdam, The Netherlands: Elsevier Saunders.
[2] Michael Ph. Pyshnyi, O. A. Kuznetsov, S. V. Pyshnaya, G. S. Nechitailo, and A. A. Kuznetsov, “Synchronous ultrasonic Doppler imaging of magnetic microparticles in biological tissues,” Journal of magnetism and magnetic materials, vol. 321, no. 10, pp. 1552–1556, May 2009.
[3] Flax, S. W. & O’Donnell, M. 1988 Phase-aberration correction using signals from point reflectors and diffuse scatterers: basic principles. IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control 35, 758–767.
[4] Nock, L., Trahey, G. E. & Smith, S. W. 1989 Phase aberration correction in medical ultrasound using speckle brightness as a quality factor. J. Acoust. Soc. Am. 85, 1819–1833.
[5] “Early Pregnancy Loss (Embryonic Demise) Imaging: Practice Essentials, Ultrasonography,” eMedicine, Apr. 2021, Available: https://emedicine.medscape.com/article/403208-overview.
[6] Magnin, P. A., von Ramm, O. T. & Thurstone, F. L. 1982 Frequency compounding for speckle contrast reduction in phased array images. Ultrason. Imaging 4, 267–281.
[7] Trahey, G. E., Allison, J. W., Smith, S. W. & von Ramm, O. T. 1986 A quantitative approach to speckle reduction via frequency compounding. Ultrason. Imaging 8, 151–164.
[8] Bushberg, Jerrold T.; Boone, John M. The essential physics of medical imaging. Lippincott Williams Wilkins, 2011.
[9] Polak, Joseph F. Carotid ultrasound. Radiologic Clinics of North America, v. 39, n. 3, p. 569–589, 2001.
[10] Lee, Whal. General principles of carotid Doppler ultrasonography. Ultrasonography, v. 33, n. 1, p. 11, 2014.
[11] “iE33 xMATRIX Ultrasound system,” Philips. https://www.philips.ie/healthcare/product/HC795052/ie33 (accessed Jun. 18, 2024).
[12] U. F. O. Themes, “Tissue Harmonic Imaging and Doppler Ultrasound Imaging,” Radiology Key, Jan. 22, 2019. https://radiologykey.com/tissue-harmonic-imaging-and (accessed Jun. 18, 2024).
[13] Starritt, H. C., Duck, F. A., Hawkins, A. J. & Humphrey, V. F. 1986 The development of harmonic distortion in pulsed finite-amplitude ultrasound passing through liver. Phys. Med. Biol. 31, 1401–1409.
[14] Desser, T. S. & Jeffrey, R. B. 2001 Tissue harmonic imaging techniques: physical principles and clinical applications. Semin. Ultrasound CT MR 22, 1–10.
[15] Whittingham, T. A. 1999 Tissue harmonic imaging. Eur. Radiol. 9(Suppl. 3), S323–S326.
[16] Tranquart, F., Grenier, N., Eder, V. & Pourcelot, L. 1999 Clinical use of ultrasound tissue harmonic imaging. Ultrasound Med. Biol. 25, 889–894.
[17] Papaléo, Ricardo Meurer; De Souza, Daniel Silva. Ultrassonografia: princípios físicos e controle da qualidade. Revista Brasileira de Física Médica (Impresso), 2019.
[18] Fenster, Aaron; Parraga, Grace; Bax, Jeff. Three-dimensional ultrasound scanning. Interface Focus, v. 1, n. 4, p. 503–519, 2011.
¹Universidade Federal de Goiás, UFG
²Universidade Federal de Goiás, UFG