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Equipamentos Médico -Hospitalares e o Gerenciamento da Manutenção
Aplicações do Modo A
O Modo A tem sido utilizado na ecoencefalografia da linha média, onde a posição desta é determinada em relação aos ecos das fronteiras mais próxima e mais distante do crânio. A linha média do cérebro, sob condições normais, deve estar posicionada no centro do crânio em um plano sagital do mesmo. Se houver o deslocamento das estruturas para um dos lados, provocado por algum tipo de lesão, a assimetria poderá facilmente ser identificada no Modo A.
Também na oftalmologia o Modo A é bastante empregado, podendo-se determinar o tamanho e padrões de crescimento do olho, detectar a presença de tumores ou outras patologias bem como a presença de objetos estranhos para remoção via cirurgia.
Equipamentos Funcionando no Modo B
O Modo B produz uma imagem bidimensional do meio sob estudo pela combinação dos sinais do Modo A em várias direções, obtidos pelo deslocamento mecânico do transdutor. A posição do transdutor é determinada medindo-se o ângulo entre a armação que serve para sustentar e direcionar o mesmo e uma determinada referência. Este modo pode ser melhor entendido considerando-se uma linha no Modo A, modificada de tal forma que a amplitude do sinal recebido não cause um deslocamento vertical do feixe do tubo de raios catódicos, mas sim aumento ou diminuição do brilho. O eixo na direção de propagação do pulso, da mesma forma que no Modo A, representa a profundidade de penetração ou distância. A Figura 8 mostra como uma linha do Modo B pode ser obtida a partir do Modo A para o mesmo objeto e a Figura 9 mostra o diagrama em blocos de um equipamento no Modo B com varredura manual. Os circuitos para geração do pulso de excitação do transdutor, chaveamento, amplificação e condicionamento dos ecos recebidos são semelhantes aos descritos anteriormente para os equipamentos no modo A, sendo que a diferença está no fato que a saída do circuito de recepção, neste caso, modula o brilho de cada linha no "display" (TRC). A direção de cada linha (dada pelo ângulo θ) é determinada pelos transdutores de posição adaptados ao suporte para o transdutor ultra-sônico. Após a varredura completa da região desejada, a imagem em duas dimensões é atualizada no "display".
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modo A modo B (uma linha) Figura 8. Obtenção de uma linha do Modo B a partir do sinal do Modo A.
Figura 9. Elementos de um equipamento no Modo B. Uma das vantagens da varredura manual é que o médico pode movimentar o transdutor de modo a dar ênfase às estruturas de seu interesse, todavia, este tipo de varredura não é adequado para mostrar estruturas em movimento como, por exemplo, o do miocárdio. Nestes casos, faz-se necessária a utilização de outros métodos de varredura para obter imagens em tempo real como a varredura mecânica ou a varredura eletrônica.
A Figura 10 mostra alguns modos de varredura mecânica para obter setores no Modo B e a Figura 11 mostra o mecanismo de funcionamento de
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Figura 11. Arranjo de 5 elementos de um transdutor matricial linear para varredura e direcionamento do feixe eletronicamente: (a) paralelo; (b) inclinado; (c) focalizado (d) focalizado e inclinado Modificado de BRONZINO (1986).
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As imagens de ultra-som são geralmente bidimensionais (2D) como visto na Figura 12. No caso de imagens obtidas com outros tipos de radiação, como em tomografia computadorizada por Raios-X, é comum buscar-se a visualização tridimensional (3D) das estruturas e ,.órgãos internos do corpo. No caso do ultra-som, a obtenção de imagens tridimensionais é difícil e se encontra em estágio ainda inicial, embora muitas pesquisas e desenvolvimento estejam sendo realizados com sucesso por pesquisadores e empresas.
(a) Imagem obtida com transdutor matricial com varredura linear.
(b) Imagem obtida com transdutor matricial com varredura setorial. Figura 12. Imagens 2D obtidas com transdutores matriciais específicos para varredura linear (a) e setorial (b). (Imagens cedidas pela ATL Ultrasound - © 2000 ATL Ultrasound).
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estática da face de um feto pode requerer somente 5 segundos de dados adquiridos a 10 quadros por segundo, enquanto um exame cardíaco requer de 35 a 45 segundos de dados adquiridos a 30 quadros por segundo.
Qualquer que seja a técnica empregada para a geração da imagem 3D, os sistemas permitem a obtenção de dados quantitativos semelhantes aos dos equipamentos de imagem 2D, tais como medições de distâncias e áreas e, adicionalmente, permitem a quantificação de volume. Normalmente, os sistemas de imagens volumétricas precisam empregar técnicas especiais e calcular funções matemáticas complexas em que são levados em consideração os dados dos sensores de posição do transdutor, a largura do feixe ultra- sônico, entre outros dados importantes. Segundo alguns autores, as medições de volume usando métodos convencionais têm acurácia de ±5% para órgãos com forma regular e de ±20% para forma irregular. Na Figura 13 são mostradas imagens de ultra-som 3D.
Figura 13. Imagem de ultra-som tridimensional da face de um feto na 26a, semana de gestação (esquerda) e imagem 3D-da vasculatura renal (direita). (Imagens cedidas pela ATL Ultrasound).
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Aplicações do modo B
Os instrumentos no Modo B representam a grande maioria dos equipamentos de ultra-som para diagnóstico atualmente, principalmente devido ao grande número de regiões anatômicas que podem ser observadas com este modo (varredura manual ou tempo real) e também a facilidade na interpretação de imagens em duas dimensões e mais recentemente em 3 dimensões.
Uma das principais aplicações deste modo está na obstetrícia, onde a taxa de crescimento, posição e anormalidades podem ser observadas sem o risco de submeter o feto e a mãe à radiação X. A localização da placenta ou a presença de gêmeos podem ser também verificadas facilmente. Na ginecologia, este modo pode ser utilizado na identificação de tumores malignos, cistos no ovário, etc.
Na região abdominal podem ser obtidas imagens do fígado, do baço, da vesícula biliar e dos rins. As anormalidades causadas por tumores ou outras lesões nessa região podem ser facilmente observadas neste modo.
Outras aplicações incluem a obtenção de imagens do seio para diagnosticar a presença de tumores e também imagens de alguns pontos do coração. Imagens do coração ficam bastante limitadas visto que o mesmo fica praticamente todo envolvido pelo pulmão, onde a presença de ar nos alvéolos impede a passagem das ondas ultra-sônicas através do mesmo e para solucionar este problema, são utilizados transdutores especiais (transesofágicos) ou o acesso é feito pela região do abdome.
Equipamentos Funcionando no Modo M
Esta configuração é utilizada para analisar qualitativamente e quantitativamente o movimento de estruturas como válvulas cardíacas. Este modo possui algumas características do Modo A e algumas do Modo B. Como no Modo B, o brilho da linha mostrada é modulado de acordo com a amplitude do sinal recebido e ele é similar ao Modo A porque os ecos são coletados em apenas uma direção e apresentados na direção horizontal do monitor. A deflexão vertical no monitor é con-
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Figura 15. Imagem cardíaca em Modo M, da válvula mitral. (Viug Méd Precision Ecocardiography, Inc.)
Equipamentos Funcionando no Modo Doppler
O efeito Doppler pode ser definido como o desvio em freqüência que ocorre com um sinal sonoro ou eletromagnético quando há movimento relativo entre a fonte emissora e o receptor, tendo recebido esta denominação em homenagem a Christian Doppler (1803-1853), um físico matemático austríaco que foi o primeiro a estudar este efeito.
Conforme já mencionado, na interface entre dois materiais com impedâncias acústicas diferentes, parte da potência ultra-sônica emitida é refletida e parte é transmitida ao meio seguinte. Se a interface for estacionária, o feixe refletido retorna ao transdutor com a mesma freqüência do sinal emitido. No caso de estruturas móveis (por exemplo, as hemácias em uma artéria), o sinal que retorna ao transdutor sofre dois desvios em freqüência: primeiramente o alvo atua como um receptor móvel, de forma
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que o sinal por ele recebido apresenta um comprimento de onda diferente do emitido. A seguir ele passa a atuar como uma fonte emissora móvel, enviando sinais com este mesmo comprimento de onda, mas que em função de seu movimento são captados pelo transdutor com outro comprimento de onda (WELLS, 1977). O desvio Doppler, do ponto de vista do transdutor, é a diferença entre as freqüências por ele emitida e recebida e conforme mostrado mais adiante, é proporcional à velocidade relativa entre a fonte e o observador.
A Figura 16 exemplifica este efeito aplicado à medição de velocidades de uma partícula em movimento. São mostrados três pares de transdutores ultra- sônicos (a, b e c), cada um com um transmissor (Tx) e um receptor (Rx). Todos os transmissores emitem ondas acústicas de mesmo comprimento de onda (λT) e, portanto, mesma freqüência. Estas ondas são refletidas pela partícula, sendo captadas pelo receptor. No caso "a", o objeto refletor encontra-se parado, percebendo um sinal com o mesmo comprimento de onda do transmitido e refletindo-o de volta também com o mesmo comprimento de onda. Dessa forma, a onda recebida por Rx apresenta o mesmo comprimento de onda da transmitida por Tx (λa = λT) e, conseqüentemente, a mesma freqüência. No caso "b", o objeto refletor move-se em direção aos transdutores, recebendo as frentes de onda com maior velocidade, ou seja, percebendo um sinal com comprimento de onda menor (freqüência maior) que o transmitido por Tx. Ao refletir este sinal, que já apresenta uma freqüência maior que a original, ocorre um segundo efeito Doppler, pois o movimento da partícula faz com que o transdutor receptor (Rx) receba as frentes de onda com uma velocidade relativa ainda maior, resultando num comprimento de onda ainda menor (λb < λT). Portanto a freqüência recebida por Rx é maior que a transmitida por Tx. Já no caso "c" ocorre o inverso do caso "b". O movimento da partícula afastando- se dos transdutores faz com que ela perceba frentes de onda com menores velocidades, resultando num comprimento de onda maior (freqüência menor). Ao refletir este sinal, em função do movimento relativo entre a partícula e os transdutores, o sinal percebido por Rx apresenta um comprimento ainda maior (λc > λT), resultando numa freqüência ainda menor que a emitida originalmente por Tx.
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Como pode ser visto na Figura 17, este diagrama contém um transdutor transmissor que é o responsável pela emissão de ondas ultra-sônicas e que são refletidas pelas partículas em movimento. Estas ondas refletidas, que com o movimento das partículas sofreram o efeito Doppler, são então captadas pelo transdutor receptor. Pode-se dizer, portanto, que o sinal refletido consiste no sinal transmitido (portadora), modulado em freqüência pela velocidade das partículas (modulante). Um circuito demodulador FM realiza a multiplicação (batimento em freqüência) do sinal captado pelo receptor, utilizando como portadora o sinal vindo do oscilador. Esse sinal demodulado corresponde então à soma e à diferença em freqüência dos dois sinais originais. Essa diferença de freqüências, denominada desvio Doppler, geralmente é um sinal audível (20 a 20kHz), podendo ser ouvido em um alto-falante.
Dentre as configurações possíveis para equipamentos operando no modo Doppler, pode-se destacar dois modos de operação: o Doppler contínuo e o Doppler pulsátil. No sistema Doppler de ondas contínuas existe a necessidade de utilização de dois transdutores, um transmissor e um receptor (Figura 18), geralmente montados em um único encapsulamento. Já o sistema Doppler pulsátil pode utilizar configurações com dois transdutores ou apenas um (Figura 19).
Figura 18. Configuração para medições do desvio Doppler de ondas contínuas com dois transdutores (transmissor e receptor), sendo f (^) R e fT as freqüências recebida e transmitida respectivamente. V é a velocidade de escoamentodo fluido e? o ângulo de incidência do feixe na partícula em movimento.
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Figura 19. Configurações do desvio Doppler pulsátil com apenas um transdutor, sendo f (^) R e fT as freqüências recebida e transmitida respectivamente; V é a velocidade de escoamento do fluido e? o ângulo de incidência do feixe na partícula em movimento. O desvio Doppler pode ser calculado utilizando-se a Equação 7, onde o sinal (±) indica o sentido da velocidade. Se a velocidade for no sentido mostrado nas Figuras 18 e 19 (da esquerda para a direita), o sinal é negativo e positivo no caso contrário. A Equação 7 mostra que o desvio Doppler é diretamente proporcional à velocidade do sangue e, conseqüentemente, ao fluxo volumétrico.
onde:
fD é o desvio Doppler
fT é a freqüência do sinal transmitido;
V é a velocidade de escoamento do fluido;
c é a velocidade de propagação do som no meio (1540m/s para o sangue).
? o ângulo de incidência do feixe
(7),
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Na Figura 20 é mostrada a imagem de fluxo sangüíneo com potência espectral variável com o cilho cardíaco.
Figura 20. Fluxo sangüíneo na carótida mostrando potência espectral variável com o ciclo cardíaco (Imagem cedida pela ATL Ultrasound).
PRINCIPAIS FALHAS, ASPECTOS DE MANUTENÇÃO, OPE-
RAÇÃO E CALIBRAÇÃO DOS EQUIPAMENTOS DE ULTRA-
SOM
As principais falhas nos equipamentos de ultra-som estão relacionadas aos danos nos transdutores, impressoras, drivers para leitura ou armazenamento dos dados e vídeo cassetes.
Para evitar danos aos transdutores (cristais ou cabos para conexão), estes devem ser manuseados cuidadosamente e armazenados no seu suporte, evitando-se quedas, extensão excessiva dos cabos, contato com líquidos corrosivos, exposição dos mesmos a temperaturas elevadas. Problemas eletromecânicos, como rachaduras nos cristais piezoelétricos, po-
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dem reduzir a largura de banda de passagem de freqüências e conseqüentemente aumentar a largura dos pulsos, afetando tanto a resolução axial quanto a lateral. Neste caso pode haver erros na medição das distâncias, áreas, volumes, etc. Na obstetrícia estes problemas podem levar a erros na determinação da idade gestacional do feto, por exemplo.
Um programa de controle de qualidade deve ser implementado para testar a qualidade dos transdutores e o desempenho dos equipamentos utilizando-se "phantoms" para avaliar a resolução lateral, axial, exatidão na determinação das distâncias, sensibilidade dos cristais, uniformidade, qualidade da impressão, etc. Erros de 2% ou menos na medição de distâncias são considerados aceitáveis para muitos sistemas ultra-sônicos. Os "phantoms" (ver exemplos na Figura 21), geralmente, apresentam custos relativamente altos que podem variar de US$ 200.00 a US$ 10,000.00 e, portanto, devem ser negociados previamente em contratos realizados com os fornecedores dos equipamentos para não elevar os custos operacionais.
Figura 21. Exemplos de "phatoms", utilizados na calibração de sistemas ultra-sônicos para (a) calibração de contraste e detalhes e (b) uso geral na caracterização de tecidos e cistos. Imagens da Nuclear Associates (http://www.nucl.com) Algumas normas técnicas especificam as grandezas a serem medidas e calibradas com os "phantoms", outras especificam as grandezas que os fabricantes deve informar nos manuais dos equipamentos, catálogos, etc., as quais devem ser observadas atentamente durante a especificação
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adequado pode minimizar ou eliminar os efeitos dos mesmos, melhorando a qualidade da imagem final e auxiliando de forma mais adequada o diagnóstico.
Durante a especificação e aquisição de um equipamento, o usuário deve levar em consideração outros fatores, além dos já citados anteriormente como, por exemplo, a aplicação desejada, custos dos acessórios, disponibilidade dos mesmos no mercado, suporte à manutenção local por parte da empresa, descontos ou benefícios oferecidos pelos fabricantes e a padronização com equipamentos já existentes no hospital ou clínica, se for o caso, para diminuição dos custos dos suprimentos e também para compatibilização com os protocolos de comunicações, sistemas de informatização e interfaceamento com computadores centrais existentes com a finalidade de disponibilizar os resultados para outros setores do hospital/clínica e também outros centros via rede.
Uma configuração típica de um sistema ultra-sônico para uso geral inclui o scanner, transdutores de dupla freqüência ou multi-freqüências de 3,5MHz e 5MHz, um vídeo cassete para gravar as imagens, uma impressora colorida, Doppler colorido, Modo M e aplicativos que facilitam a visualização e manipulação das imagens, bem como pacotes para utilização na obstetrícia e ginecologia. Outras opções podem incluir transdutores adicionais ("probes") para aplicações específicas, pacotes de análise e periféricos para armazenamento das imagens. O custo de uma configuração como a especificada acima pode ficar em torno de US$ 200,000.00, sendo que grande parte do custo do equipamento está no transdutor (cerca de 12 % no caso acima, podendo atingir cifras maiores no caso de elementos adicionais).
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