Ultrassonografia II

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Vídeos: “Transdutores” 
 
Lembrando: o princípio dos exames de ultrassom para formação da imagem é a utilização do 
sinal refletido de uma onda sonora (ao encontrar uma interface entre diferentes meios). Uma 
vez que sabe-se a velocidade com a qual o som se propaga no tecido humano, é possível 
determinar em qual profundidade ocorreu a detecção, possibilitando a formação de uma 
imagem. 
 
O transdutor de ultrassom apresenta como função produzir e detectar ondas de ultrassom. É a 
“alma” do ultrassom e a parte mais cara do equipamento, pois as demais partes controlam o 
que o transdutor deve fazer e permitem o processamento da imagem. É a parte do 
equipamento que é trocada quando troca-se o local de exame, enquanto a parte computacional 
permanece a mesma, uma vez que são as características do transdutor que vão definir as 
características da onda sonora a ser utilizada. 
 
É composto por um ou mais elementos cerâmicos com propriedades eletromecânicas e 
componentes periféricos. A ideia geral é que esta parte do equipamento apresenta um cabo 
coaxial que o liga ao computador, uma carcaça plástica externa e no interior apresenta um 
escudo metálico que dá estruturação e serve de suporte ao transdutor. Ainda mais 
internamente, existe um material absorvedor, que impede que as vibrações das ondas sonoras 
geradas atinja a parte elétrica do equipamento; e o material piezoelétrico, que é o responsável 
pela produção e detecção do som. 
 
O material piezoelétrico é um material que apresenta um arranjo bem definido de pólos 
elétricos. Ele apresenta suas cargas elétricas bem alinhadas e apresenta-se inicialmente 
neutro. Quando o material piezoelétrico é submetido a uma compressão mecânica, ocorre uma 
perturbação do alinhamento dos dipolos, fazendo este entrar em desequilíbrio, gerando uma 
diferença de potencial de maneira que esta é proporcional a amplitude da pressão que foi 
exercida no material. Assim, é um material que consegue converter energia mecânica em 
energia elétrica de maneira proporcional. Esta característica torna materiais piezoelétricos bons 
detectores de ondas sonoras (pois a onda sonora é uma onda que causa deslocamentos de 
pressão; ondas sonoras são ondas de pressão). Dessa forma, quando uma onda sonora atinge 
este material, ele gera um pulso elétrico proporcional a pressão que esta onda exerceu nele. 
 
Por outro lado, quando aplica-se uma diferença de potencial sobre um material piezoelétrico, 
este sofrerá uma compressão ou expansão (dependendo de como a diferença de potencial foi 
direcionada). Ou seja, ao aplicar uma diferença de potencial num material piezoelétrico, este ao 
deformar, gera ondas de pressão no ar. Assim, estes materiais também conseguem converter 
energia elétrica em energia mecânica, como ondas sonoras. Esta característica torna materiais 
piezoelétricos boas fontes de ondas sonoras. 
 
Existem materiais naturalmente piezoelétricos, mas no ultrassom para imagens médicas, é 
utilizado um material piezoelétrico sintético (material cerâmico; liga de zircônia e titânio (PZT)). 
Existem dois tipos de transdutores que utilizam materiais piezoelétricos: transdutores de 
ressonância e transdutores multifrequência. 
 
Em transdutores de ressonância, aplica-se um pulso elétrico no material piezoelétrico, de 
maneira que este entre em sua frequência de ressonância, expandindo e retraindo e gerando 
uma onda de pressão. Sabe-se qual a frequência natural de vibração destes materiais devido a 
sua espessura (quanto mais espesso, maior o comprimento de onda da onda gerada pela 
vibração natural do elemento e menor a frequência desta). Dessa forma, sabendo a velocidade 
de propagação do som num meio e a frequência desejada da onda gerada de ultrassom, 
pode-se calcular o comprimento de onda que deve ter o pulso e sabendo este valor, temos que 
a espessura do material colocado no transdutor deve apresentar metade do valor do 
comprimento de onda calculado. Assim, transdutores de ressonância transmitem e recebem 
preferencialmente em uma única frequência central. 
 
Quando utiliza-se transdutores de ressonância, é necessário ter um bloco de amortecimento 
(“ring-down”) atrás deste. Este bloco tem como função, além de absorver a energia de 
ultrassom dirigida para trás, atenuar os sinais de ultrassom da carcaça, diminuir a largura 
espacial dos pulsos (SPL; importante para preservar detalhes ao longo do eixo do feixe) e 
aumentar a largura de banda do ultrassom. Isso porque ao amortecer vibração do transdutor, a 
pureza da frequência ressonante é diminuída (quanto maior o amortecimento, menos pura é a 
frequência de ressonância do material, porque você força para que esta frequência não ocorra), 
bem como o número de ciclos que este material vai conseguir expandir e retrair; por esse 
motivo a largura de pulso é diminuída e a largura de frequências é aumentada. 
 
O fator Q descreve a largura de banda do som proveniente de um transdutor e é calculado 
como a razão entre frequência natural de oscilação e a largura de banda: 
 
 Q = f0largura de banda 
 
Altos valores para este fator (high Q) indicam que a vibração foi pouco amortecida, pois o 
material utilizado no bloco não força tanto o amortecimento, assim tem-se um pequeno 
amortecimento que vai gerar um pulso maior (SPL longo), com mais ciclos de expansão e 
retração, bem como uma banda estreita de frequências que está majoritariamente focada na 
frequência natural de vibração, já que não se interfere muito na vibração. Por outro lado, 
valores mais baixos para este fator (low Q) indicam um amortecimento mais pesado, quando a 
interferência na vibração da banda é mais significativa. Assim, a largura do pulso é menor (SPL 
curto) e a largura de banda é maior (a onda pode assumir mais valores de frequência, já que 
estão sendo produzidas vibrações menos puras). 
 
Para aplicações de imagens, busca-se situações de low Q, pois com pulsos mais curtos é 
possível distinguir melhor detalhes, resultando em uma melhor resolução espacial da imagem; 
além de ser possível realizar a detecção de frequências (de eco e retorno) em uma faixa maior. 
 
Outra característica de equipamentos que utilizam o transdutor ressonante é a existência de 
uma camada de correspondência. Esta camada fornece uma interface entre o elemento do 
transdutor bruto e o tecido, de maneira a minimizar as diferenças de impedância acústica entre 
o transdutor e o paciente. Consiste em camadas de materiais com impedâncias acústicas de 
valor intermediário ao tecido mole e o material do transdutor. A espessura desta camada é 
igual a ¼ do comprimento de onda para um bom “casamento de impedâncias”. 
 
Um outro tipo de transdutor é o transdutor multifrequência (ou transdutor banda larga). Neste 
tipo, o material piezoelétrico é usinado em um grande número de pequenas varetas (não mais 
flat) e o espaço entre estas é preenchido com uma resina epóxi, para criar uma superfície lisa. 
Neste caso, por conta da presença da resina epóxi escolhida para fazer um bom “casamento” 
de impedâncias, a camada de correspondência deixa de ser necessária. Além disso, a largura 
debanda deste tipo de transdutor excedem 80% da frequência central, que também pode ser 
ajustada. Assim, a região de frequências obtida neste caso é maior do que no transdutor 
ressonante. 
 
Para a produção da onda sonora em transdutores multifrequência não é usado apenas um 
único pulso elétrico de curta duração, mas sim uma onda quadrada com três pulsos, de 
maneira que é possível selecionar a frequência de vibração do material com estes. Assim, por 
utilizar multipulsos para a geração da onda, pode-se selecionar a frequência central que será 
emitida. 
 
A maioria dos sistemas de ultrassom emprega não um único elemento piezoelétrico, mas 
transdutores com muito elementos piezoelétricos retangulares individuais dispostos em 
matrizes lineares ou curvilíneas (dependendo do tipo de imagem, esta diferença na distribuição 
pode gerar uma interferência). Essas matrizes apresentam de 128 a 512 elementos 
retangulares individuais que compreendem o conjunto do transdutor. Cada elemento apresenta 
uma largura tipicamente menor que ½ do comprimento de onda e altura de vários milímetros 
(estes fatores também interferem na resolução). Dois modos de ativação são utilizados para 
produzir ou detectar um feixe: modo linear ou modo em fases. 
 
Matrizes lineares (operam no modo linear) são fisicamente maiores, contendo de 256 a 512 
elementos (maiores conjuntos de transdutores). Em operação (na hora de emitir o sinal), existe 
uma janela ativa desta matriz de aproximadamente 20 elementos, de maneira que nem todos 
os elementos estão emitindo ao mesmo tempo e o disparo simultâneo dessa janela produz o 
feixe de ultrassom. A quantidade de elementos ativos durante a produção de sinal determina a 
largura efetiva do pulso. Os ecos (na hora de receber o sinal) são detectados no modo de 
recepção pela aquisição de sinais da maioria dos elementos do transdutor (não a matriz inteira, 
mas uma janela maior). A aquisição subsequente ocorre disparando outro grupo de elementos 
transdutores deslocados por um ou dois elementos. Um campo de visão retangular (FOV) é 
produzido com este arranjo de transdutor; para um arranjo curvilíneo, é produzido um FOV 
trapezoidal. 
 
Matrizes faseadas (operam no modo em fases) são fisicamente menores, sendo compostas de 
64 a 128 elementos individuais em um pacote menor que um transdutor de matriz linear. No 
momento de emissão de sinal, todos os elementos do transdutor são ativados quase 
simultaneamente para produzir um único feixe de ultrassom. O que é feito é que cria-se uma 
diferença de tempo nesta emissão, o que permite direcionar o feixe para uma região, devido a 
diferença de fase entre os transdutores. Assim, usando atrasos discretos de tempo na ativação 
elétrica dos elementos através da fase do transdutor, o feixe de ultrassom pode ser direcionado 
e focado eletronicamente sem mover fisicamente o transdutor no paciente. Durante a recepção 
do sinal de ultrassom, todos os elementos do transdutor detectam os ecos de retorno do 
caminho do feixe, e sofisticados algoritmos de detecção sintetizam os dados para formar a 
imagem. É uma versão mais moderna de aquisição de imagem. 
 
Por fim, existe um outro tipo de transdutor: o transdutor capacitivo. Este foi desenvolvido no 
início dos anos 90 e são transdutores eletrostáticos baseados em silício, que trazem tecnologia 
de fabricação de circuitos integrados para campo da ultrassonografia médica. O princípio de 
operação é transdução eletrostática, em que uma tensão alternada é aplicada entre a 
membrana e a placa traseira do capacitor, e a modulação da força eletrostática resulta em uma 
vibração da membrana com a geração de ultrassom. Entre as vantagens deste tipo de 
transdutor, temos que este apresenta melhores correspondências acústicas com o meio de 
propagação, o que permite maior largura de banda, apresenta resolução aprimorada, custos 
potencialmente mais baixos com fabricação mais fácil e apresentam melhor resolução axial. 
Entretanto, melhorias adicionais na sensibilidade e na resolução são necessárias para competir 
totalmente com arranjos piezoelétricos, especialmente em áreas onde é necessárias alta 
profundidade de penetração. 
 
Vídeos: “Propriedades do Feixe” 
 
O feixe de ultrassom se propaga como uma onda longitudinal da superfície do transdutor para o 
meio de propagação e exibe dois padrões de feixe distintos: um feixe ligeiramente convergente 
até uma certa distância determinada pela geometria e frequência do transdutor (o campo 
próximo) e um feixe divergente além deste ponto (o campo distante). Isto é interessante, pois o 
que observa-se é que o tamanho do diâmetro do feixe do pulso interfere na resolução lateral do 
equipamento. 
 
Assim, tendo este perfil conhecido, sabe-se que no ponto focal que divide os dois campos é o 
ponto de resolução lateral máxima e em pontos muito próximos do transdutor ou muito 
distantes deste a qualidade de imagem vai ser ruim e a resolução lateral menor. O que define 
a distância deste ponto focal de resolução máxima são as características do transdutor, como 
diâmetro e frequência da onda sonora. 
 
 
Na região do campo próximo, ocorre a interferência construtiva e destrutiva das ondas sonoras, 
o que faz com que haja convergência e nessa região não é possível definir uma amplitude de 
pressão para a onda, porque por conta das interações ocorrentes (construtivas e destrutivas) 
esta amplitude varia bastante. O que define o tamanho máximo do feixe nessa região é a 
própria área do transdutor. Esta convergência ocorre, então, até um ponto focal, onde ocorre a 
amplitude de pressão máxima. Após este ponto, as ondas se alinham e, a partir daí, ocorre a 
divergência do feixe na região de campo distante, de maneira que o feixe aumenta e quanto 
maior o feixe, menor a resolução lateral. Além disso, na região de campo distante, a 
intensidade de pressão da onda diminui monotonicamente e o comportamento pode ser 
previsto facilmente com a distância. 
 
Quanto maior a frequência e maior o diâmetro do equipamento, maior vai ser esta distância 
focal e menor a divergência do feixe. Assim, é possível controlar o perfil do feixe com as 
características do transdutor. uEntretanto, isto é válido para um transdutor de elemento único, 
pois ao trabalhar com matrizes de transdutores existem diversas combinações e as regras 
mudam. 
 
Ao trabalhar com matrizes lineares, o foco efetivo vai depender do tamanho das janelas ativas 
e a distância focal vai depender do diâmetro efetivo do transdutor, da frequência de operação 
central deste transdutor e da presença de lentes acústicas (utilizadas para alterar o foco). A 
partir do momento que este sistema foi montado, não é mais possível alterar a posição focal. 
Por outro lado, ao tratar de matrizes faseadas, é possível aplicar um atraso em relação ao 
pulso de alguns transdutores de maneira a alterar a zona de foco. Assim, nestes casos, é 
possível ajustar o foco de acordo com a configuração ajustada no equipamento, que permite 
um deslocamento da zona focal, possibilitando uma melhorana resolução lateral em toda a 
profundidade da imagem. 
 
Todos os elementos do transdutor no arranjo de fases estão ativos durante o modo de 
recepção, e para manter o foco, o tempo de foco de recepção deve ser continuamente ajustado 
para compensar as diferenças no tempo de chegada através da matriz em função do tempo 
(profundidade do eco). Assim, para alcançar alinhamento de fase das respostas de eco por 
todos os elementos, a temporização variável é implementada como uma função da posição do 
elemento após o pulso de transmissão no formador de feixe. A saída de todos os ecos 
alinhados por fase é somada. 
 
A resolução espacial lateral do feixe de arranjo linear varia com a profundidade, dependendo 
da dimensão linear da largura do transdutor (abertura). Um processo denominado abertura 
dinâmica aumenta o número de elementos receptores ativos no arranjo com a profundidade do 
refletor, de modo que a resolução lateral não se degrade com a profundidade de propagação. 
Assim, quanto maior a profundidade de origem do eco gerado, maior o número de transdutores 
ativos para receber esse eco. 
 
Outras características do feixe que são importante de ser citadas são emissões indesejadas de 
energia de ultrassom geradas em consequência da forma que o pulso de ultrassom é gerado, 
que são direcionadas para longe do feixe principal e acabam prejudicando a imagem podendo 
gerar artefatos. 
 
Uma dessas emissões indesejadas recebe o nome de “side lobes”, em que um único transdutor 
de uma matriz multielementar produz o principal feixe de ultrassom na vibração, entretanto 
expansão e contração radial também ocorrem. Assim, a energia dos “side lobes” em uma 
matriz de transdutor multielementar é criada a partir da vibração radial do transdutor, apresenta 
intensidade menor que a onda principal e é direcionada para fora do feixe principal (também 
em direção ao tecido; “para frente”). Entretanto, ainda assim, estas ondas podem apresentar 
energia o suficiente para interagir com os tecidos e ecos recebidos da energia dos “side lobes” 
são mapeados como se fossem do feixe principal, criando artefatos indesejados. 
 
Outra emissão indesejada conhecida são os “grating lobes”. Quando trabalha-se com uma 
matriz de detectores, a ligação entre estes não é contínua (não são uma superfície única), de 
forma que estas descontinuidades podem gerar a emissão de energia da superfície da matriz 
em ângulos muito grandes. Da mesma maneira que os “side lobes”, “grating lobes” também 
podem apresentar energia o suficiente para interagir com os tecidos e ecos recebidos da 
energia são mapeados como se fossem do feixe principal, criando artefatos indesejados. 
 
Vídeo: Resolução da Imagem 
 
Na ultrassonografia, o principal fator que limita a resolução espacial e a visibilidade dos 
detalhes é o volume do pulso acústico. As dimensões axiais (resolução axial é aquela na 
direção do feixe), laterais (resolução lateral relaciona-se com o tamanho do foco) e a elevação 
(espessura da fatia; resolução de elevação relaciona-se ao tamanho dos elementos da matriz 
de transdutores) determinam o elemento de volume mínimo. Cada dimensão afeta a 
capacidade de resolução dos objetos da imagem. 
 
A resolução axial (resolução linear, de alcance, longitudinal ou de profundidade) refere-se a 
capacidade de discernir dois objetos espaçados na direção do feixe. A obtenção de uma boa 
resolução axial requer que os ecos retornados sejam distintos sem sobreposição, por esse 
motivo a largura do pulso é importante. A distância de separação mínima necessária entre dois 
objetos refletores para serem entendidos como dois objetos distintos é metade da largura do 
pulso. 
 
A resolução lateral (resolução azimutal) refere-se a capacidade de discernir como separados 
dois objetos espaçados perpendicularmente à direção do feixe. O diâmetro do feixe determina 
a resolução espacial. Como o diâmetro do feixe varia com a distância do transdutor no campo 
próximo e distante, a resolução lateral é dependente da profundidade. Tratando de uma matriz 
linear de detectores, objetos pontuais no feixe são calculados sobre o diâmetro efetivo do feixe 
na imagem do ultrassom em função da profundidade. Melhor resolução lateral ocorre na 
distância focal; boa resolução ocorre sobre a zona focal. 
 
A resolução de elevação corresponde a espessura da fatia de tecido a ser analisada, a fatia de 
feixe que está sendo utilizada para gerar a imagem. Assim como a resolução lateral, ela 
depende das dimensões dos elementos transdutores, mas diferente dela a dimensão de 
interesse é a altura do elemento e não sua largura. Normalmente, é a pior resolução da 
imagem de ultrassom e é a mais frágil. Existem equipamentos chamados de “1.5 D”, que 
apresentam de 5 a 7 linhas de matrizes de transdutores, que podem ser utilizadas para 
direcionar o feixe e focaliza-lo nesta dimensão de elevação, melhorando-a.