TRATADO DEULTRASSONOGRAFIA

DIAGNÓSTICA 4a EDIÇÃO

Carol M. Rumack, MD, FACR Professor of Radiology and Pediatrics

University of Colorado Denver School of Medicine Denver, Colorado

Stephanie R. Wilson, MD, FRCPC Clinical Professor of Radiology

University of Calgary Staff Radiologist

Foothills Medical Centre Calgary, Alberta, Canada

J. William Charboneau, MD, FACR Professor of Radiology

Mayo Clinic College of Medicine Consultant in Radiology

Mayo Clinic Rochester, Minnesota

Deborah Levine, MD, FACR Professor of Radiology

Harvard Medical School Associate Radiologist-in-Chief of Academic Affairs

Director of Ob/Gyn Ultrasound Beth Israel Deaconess Medical Center

Boston, Massachusetts

© 2012 Elsevier Editora Ltda. Tradução autorizada do idioma inglês da edição publicada por Mosby, Inc. – um selo editorial Elsevier Inc.Todos os direitos reservados e protegidos pela Lei 9.610 de 19/02/1998.Nenhuma parte deste livro, sem autorização prévia por escrito da editora, poderá ser reproduzida ou transmitida sejam quais forem os meios empregados: eletrônicos, mecânicos, fotográfi cos, gravação ou quaisquer outros.ISBN: 978-85-352-3940-9

Copyright © 2011 by Mosby, Inc., an affi liate of Elsevier Inc.Previous editions copyrighted 2005, 1998, 1993 by Mosby, Inc.This edition of Diagnostic Ultrasound, Fourth Edition, by Carol M. Rumack, Stephanie R. Wilson, J. William Charboneau, and Deborah Levine, is published by arrangement with Mosby, Inc., an affi liate of Elsevier Inc.ISBN: 978-0-323-05397-6

Capa Interface/Sergio Liuzzi

Editoração EletrônicaRosane Guedes

Elsevier Editora Ltda.Conhecimento sem Fronteiras Rua Sete de Setembro, nº 111 – 16º andar20050-006 – Centro – Rio de Janeiro – RJ Rua Quintana, nº 753 – 8º andar04569-011 – Brooklin – São Paulo – SP Serviço de Atendimento ao Cliente0800 026 53 40sac@elsevier.com.br Consulte também nosso catálogo completo, os últimos lançamentos e os serviços exclusivos no site www.elsevier.com.br

CIP-BRASIL. CATALOGAÇÃO-NA-FONTESINDICATO NACIONAL DOS EDITORES DE LIVROS, RJ

T6984.ed. Tratado de ultrassonografi a diagnóstica / Carol M. Rumack... [et al.] ; [tradução Alcir Costa Fernandes Filho...et al.]. - 4.ed. - Rio de Janeiro : Elsevier, 2012. 2352p. : il. ; 28 cm Tradução de: Diagnostic ultrasound Inclui bibliografi a Índice ISBN 978-85-352-3940-9 1. Diagnóstico por ultrassom. 2. Ultrassonografi a. I. Título.

11-1240. CDD: 616.07543 CDU: 616-073

NOTAComo as novas pesquisas e a experiência ampliam o nosso conhecimento, pode haver necessidade de alteração dos métodos de pesquisa, das práticas profi ssionais ou do tratamento médico. Tanto médicos quanto pesquisadores devem sempre basear-se em sua própria experiência e conhecimento para avaliar e empregar quaisquer informações, métodos, substâncias ou experimentos descritos neste texto. Ao utilizar qualquer informação ou método, devem ser criteriosos com relação a sua própria segurança ou a segurança de outras pessoas, incluindo aquelas sobre as quais tenham responsabilidade profi ssional.Com relação a qualquer fármaco ou produto farmacêutico especifi cado, aconselha-se o leitor a cercar-se da mais atual informação fornecida (i) a respeito dos procedimentos descritos, ou (ii) pelo fabricante de cada produto a ser administrado, de modo a certifi car-se sobre a dose recomendada ou a fórmula, o método e a duração da administração, e as contraindicações. É responsabilidade do médico, com base em sua experiência pessoal e no conhecimento de seus pacientes, determinar as posologias e o melhor tratamento para cada paciente individualmente, e adotar todas as precauções de segurança apropriadas.Para todos os efeitos legais, nem a Editora, nem autores, nem editores, nem tradutores, nem revisores ou colaboradores, assumem qualquer responsabilidade por qualquer efeito danoso e/ou malefício a pessoas ou propriedades envolvendo responsabilidade, negligência etc. de produtos, ou advindos de qualquer uso ou emprego de quaisquer métodos, produtos, instruções ou ideias contidos no material aqui publicado.

O Editor

Sobre os Editores

Carol M. Rumack, MD, é professora de Radiologia e Pediatria na University of Colorado Denver School of Medicine em Denver, Colo-rado. Sua prática clínica está concentrada no Hospital da University of Colorado. Sua linha de pesquisa principal tem sido a ultrassonografi a neonatal e de lactentes de alto risco, especialmente do cérebro. Dra. Rumack tem várias publicações nessa área e faz palestras frequentemente sobre ultrassonografi a pediátrica. Ela faz parte e já foi presidente do American College of Radiology e também pertence tanto ao Ame-rican Institute of Ultrasound in Medicine quanto à Society of Radiologists in Ultrasound. Ela e seu marido, Barry, têm dois fi lhos, Becky e Marc.

Stephanie R. Wilson, MD, é Professora de Radiologia Clínica na University of Cal -gary, onde é chefe da es -pecialidade ultrassonografi a clí nica no Foothills Medical Centre; dedica-se, em parti-cular, à imagem das doenças do trato gastrointestinal e ginecológicas. Com o apoio do Canadian Institute of Health Research (CIHR), Dra. Wilson trabalhou com Dr. Peter Burns, em Toronto, na caracterização e detecção de lesões hepáticas focais com ultrassonografi a com contraste tornando-se uma especia-lista nesse campo. Ela, uma profi ssional reconhecida em ultrassonografi a do trato gastrointestinal e de vísceras abdominais e pélvicas, já recebeu diversos prêmios uni-versitários, dá palestras internacionais frequentemente e é autora renomada. Dra. Wilson foi a primeira mulher presidente da Canadian Association of Radiologists (CAR); inclusive, é a atual presidente eleita da International Con-trast Ultrasound Society (ICUS). Recebeu a medalha de ouro da CAR em reconhecimento por sua contribuição à radiologia. Uma entusiasta de golfe, ela e seu marido, Ken, têm dois fi lhos, Jessica e Jordan.

J. William Charboneau, MD, é Professor de Radiolo-gia na Mayo Clinic em Rochester, Minnesota. Suas pesquisas atuais incluem biópsia e ablação de tumor guiadas por imagem, assim como ultrassonografi a do fígado e pequenas partes. É coautor de mais de 200 pu -blicações, editor assistente do Mayo Clinic Family Health Book e palestrante ativo no circuito nacional e internacio-nal. Ele faz parte do American College of Radiology e Society of Radiologists in Ultrasound. Ele e sua esposa, Cathy, têm três fi lhos, Nick, Ben e Laurie.

Deborah Levine, MD, é Professora de Radiologia no Beth Israel Deaconess Me -dical Center, Boston, e na Harvard Medical School. É Professora Associada de As -suntos Acadêmicos, Coche fe do Serviço de Ultrassonogra-fi a e Diretora do Serviço de Ultrassonografi a Obstétrica/Ginecológica. A ultrassonografi a obstétrica e ginecológica são suas principais áreas de interesse. Suas pesquisas têm sido destinadas à ressonância magnética fetal como um auxílio para melhorar o diagnóstico ultrassonográfi co. Dra. Levine é chanceler do American College of Radio-logy, presidente da Comissão de Ultrassonografi a do American College of Radiology e faz parte do American Institute of Ultrasound in Medicine e da Society of Radio-logists in Ultrasound. Ela e seu marido, Alex, têm dois fi lhos, Becky e Julie.

Revisão Científi ca e Tradução

COORDENAÇÃO DA REVISÃO CIENTÍFICA

Giovanni Guido CerriProfessor Titular do Departamento de Radiologia da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo (FMUSP)

Maria Cristina ChammasDiretora do Serviço de Ultrassonografi a do Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas da FMUSP (InRad-HCFMUSP)

REVISÃO CIENTÍFICA

Andrea Cavalanti Gomes (Caps. 7, 8, 10 e 21)Médica Assistente do Serviço de Ultrassonografi a do InRad-HCFMUSPMembro Titular do Colégio Brasileiro de Radiologia e Diagnóstico por Imagem (CBR)

Ilka Regina Souza de Oliveira (Caps. 5 e 9)Professora Doutora do Departamento de Radiologia da FMUSP

Joseph Benabou (Caps. 25 a 27, 29, 48 e 49)Médico Assistente do Serviço de Ultrassonografi a do InRad-HCFMUSPDoutor em Medicina pela USP

Lisa Suzuki (Caps. 47, 50, 52 a 56)Médica Assistente do Setor de Radiologia do Instituto da Criança do HCFMUSP (ICr-HCFMUSP)Coordenadora do Setor de Diagnósticos por Imagem do Hospital Infantil Sabará, SPResearch Fellow do Children’s Hospital da University of Pennsylvania, Estados UnidosDoutora em Ciências da Medicina (Radiologia) pela USP

Marcos Cohen Schwartz (Caps. 11, 12, 22 a 24, 51, 57 e 58)Membro Titular do CBR

Maria Cristina Chammas (Caps. 1 [parte], 4 [parte], 18 [parte] e 20)

Peter Celio Francolin (Caps. 13, 15 e 17)Médico Assistente do InRad-HCFMUSPMembro da Comissão de Coordenação do Grupo de Estudos em Ultrassonografi a da Sociedade Paulista de Radiologia e Diagnóstico por Imagem (SPR)Membro Titular do CBR

Sandra M. Tochetto (Caps. 2, 3, 6, 14, 16 e 19)Médica Assistente do Serviço de Ultrassonografi a do InRad-HCFMUSPMembro Titular do CBR

vi Revisão Científi ca

Sergio Kobayashi (Caps. 30 a 46)Médico Assistente do InRad-HCFMUSPMédico Assistente do Pronto Atendimento de Ginecologia e Obstetrícia do Hospital São Paulo da Universidade Federal de São Paulo (UNIFESP)Especialista em Medicina Fetal pela Federação Brasileira de Ginecologia e Obstetrícia (FEBRASGO)Mestre em Obstetrícia pela UNIFESPDoutor em Radiologia pela FMUSPCoordenador do Setor de Medicina Fetal do Hospital Sírio-Libanês, SPCoordenador do Setor de Medicina Fetal do Hospital Samaritano, SPCoordenador do Grupo de Estudo em Ultrassonografi a da SPR

Túlio Augusto Alves Macedo (Caps. 1, 4, 18, 28 e Índice)Chefe da Residência Médica em Radiologia e Diagnóstico por Imagem do Hospital de Clínicas da Universidade Federal de Uberlândia (UFU)Doutor em Radiologia pela USP

TRADUÇÃO

Adriana de SiqueiraDoutoranda em Patologia Experimental e Comparada pela Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia da USP (FMVZ/USP)Mestre em Patologia Experimental e Comparada pela FMVZ/USPMédica Veterinária pela Universidade Federal do Paraná (UFPR)

Adriana Christina Rosa PereiraPós-graduada em Diagnóstico por Imagem pela Pontifícia Universidade Católica do Rio de Janeiro (PUC-Rio)Staff da Rede Labs e Life Imagem, RJ

Alcir Costa Fernandes FilhoDetentor do Certifi cate of Profi ciency in English pela University of Michigan, Estados UnidosTradutor de Inglês/Português pela Universidade Estácio de Sá (Unesa), especializado em textos de Medicina, RJ

Alexandre Aldighieri SoaresMédico pela Universidade Federal do Rio de Janeiro (UFRJ)Especialista em Clínica Médica e Endocrinologia

Andréa de Jesus RodriguesMédica Radiologista da DASA e do Centro de Imagem Pinheiro Machado (CIPM), RJ

Bárbara de AlencarMédica Oncologista, RJ

Claudia CoanaBacharel em Letras (Tradução) pelo Centro Universitário Ibero-Americano (UNIBERO), SPTradutora especializada em textos de Medicina, SP

Deniza Omena Futuro Mestre em Cardiologia pela UFRJ

Diego Alfaro Graduado em Medicina pela UFRJPós-graduando em Acunpuntura pelo Instituto de Acunpuntura do Rio de Janeiro

Revisão Científi ca vii

Douglas Arthur Omena Futuro Médico Especialista em Ortopedia, RJ

Edda PalmeiroGraduada em Medicina pela Faculdade de Medicina da UFRJFellowship em Alergia e Imunologia na Creighton University, em Omaha, Nebraska, Estados Unidos

Edianez V. D. ChimelloTradutora especializada em textos de Medicina, SP

Eduardo Kenji Nunes ArashiroMédico Veterinário pela UFFMestre em Medicina Veterinária pela UFFDoutorando em Ciência Animal pela Universidade Federal de Minas Gerais (UFMG)

Fabiana Siqueira RibeiroProfessora do Estado do Rio de JaneiroDoutora em Biologia (Biociências Nucleares) pela Universidade do Estado do Rio de Janeiro (UERJ)Mestre em Biologia - Biociências Nucleares pela UERJ

Ione Araújo FerreiraBacharel em Jornalismo pela UFRJMestre em Comunicação pela UFRJTradutora especializada em textos de Medicina, RJ

José Eduardo Ferreira de FigueiredoChefe da Emergência Pediátrica do Hospital das Clínicas de Jacarepaguá, RJChefe do Serviço de Terapia Intensiva Pediátrica do Hospital Semiu, RJ

Júlia Assunção Costa e CostaBacharel em Ciências Biológicas (Modalidade Médica) pela Universidade Federal do Estado do Rio de Janeiro (UNIRIO)Aperfeiçoamento em Pesquisa Oncológica pelo Instituto Nacional do Câncer (INCA), RJ

Leda Shizuka YogiMestre em Ciências pela FMUSP

Luciane Faria de Souza Pontes (in memoriam)Doutora em Ciências BiomédicasProfessora do Curso de Especialização em Histocompatibilidade da UERJ

Marcelo Sampaio NarcisoDoutor em Ciências Morfológicas pelo Programa de Pós-graduação em Ciências Morfológicas do Instituto de Ciências Biomédicas (ICB) da UFRJMestre em Ciências Morfológicas pelo Programa de Pós-graduação em Ciências Morfológicas do ICB da UFRJProfessor Adjunto do Programa de Histologia do ICB do Centro de Ciências da Saúde (CCS) da UFRJEspecialista em Histologia e Embriologia pela UERJ

Maria da Conceição Zacharias Professora Assistente de Anatomia Patológica da Faculdade de Medicina da UFRJProfessora Assistente da Anatomia do ICB da UFRJ

Maria Inês Corrêa Nascimento Bacharel em Letras (Tradução Bilíngue) pela PUC-RioTradutora especializada em textos de Medicina, RJ

viii Revisão Científi ca

Nelson Gomes de Oliveira Médico do Trabalho (aposentado) da Petrobras

Raimundo Rodrigues Especialista em Neurologia e NeurocirurgiaMestre em Medicina pela UERJ

Renata Scavone de OliveiraDoutora em Imunologia pela USP

Ricardo Grossi Dantas Doutor em Engenharia Biomédica na Área de Processamento de Imagens Médicas por Ultrassom pela Universidade Estadual de Campinas (Unicamp), SPEngenheiro de Desenvolvimento da Dixtal Biomédica, SP

Roberto MogamiProfessor Adjunto de Radiologia da UERJDoutor e Mestre pela UFRJMembro Titular do CBR

Tatiana Ferreira RobainaCirurgiã-dentista pela Universidade Federal de Pelotas (UFPel)Especialista em Estomatologia pela UFRJMestre em Patologia pela UFF

Valdir de Souza PintoFisioterapeuta pela Universidade Tuiuti do Paraná (UTP)Especialista em Fisioterapia Respiratória Pediátrica pelo ICr-HCFMUSPMestre em Infectologia e Saúde Pública pela Coordenação dos Institutos de Pesquisa da Secretaria de Estado da Saúde de São Paulo/Instituto de Infectologia Emílio Ribas

Vânia Regina de Souza AlbuquerqueMédica RadiologistaTítulo de Especialista pelo CBR e pela Associação Médica Brasileira (AMB)Chefe do Centro de Imagem do Hospital Mário Kröeff, RJMédica do Centro de Imagem do Instituto Estadual de Cardiologia Aloysio de Castro, RJMédica da Clínica Life Imagem, RJMédica da DASA, RJ

Vilma VargaGraduada em Ciências Médicas pela UnicampResidência Médica no Hospital do Servidor Público Estadual de São Paulo

Colaboradores

Jodi F. Abbott, MD Associate Professor Boston University School of Medicine Director of Antenatal Testing Boston Medical Center Boston, Massachusetts

Jacques S. Abramowicz, MD, FACOG Frances T. & Lester B. Knight Professor Rush University Director, Ob/Gyn Ultrasound Rush University Medical Center Co-Director, Rush Fetal and Neonatal Medicine Program Rush University Chicago, Illinois

Ronald S. Adler, PhD, MD Professor of Radiology Weill Medical College of Cornell University Chief, Division of Ultrasound and Biology Imaging Department of Radiology and Imaging Hospital for Special Surgery Attending Radiologist Department of Radiology New York Presbyterian Hospital New York City, New York

Amit R. Ahuja, MD Diagnostic Imaging Resident Foothills Medical Centre Calgary, Alberta, Canada

Jean M. Alessi-Chinetti, BS, RDMS, RVT Technical Director Vascular Laboratory Tufts Medical Center Boston, Massachusetts

Thomas Atwell, MD Assistant Professor of Radiology Mayo Clinic College of Medicine Consultant in Radiology Mayo Clinic Rochester, Minnesota

Diane S. Babcock, MD Professor of Radiology and Pediatrics University of Cincinnati College of Medicine Professor of Radiology and Pediatrics Cincinnati Children ’ s Hospital Medical Center Cincinnati, Ohio

Carol E. Barnewolt, MD Assistant Professor of Radiology Harvard Medical School Director, Division of Ultrasound Children ’ s Hospital Boston Boston, Massachusetts

Daryl J. Barth, RVT, RDMS Ultrasound Assistant Department of Sonography OSI St. Francis Medical Center Ultrasound Assistant Central Illinois Radiological AssociatesPeoria, Illinois

Beryl Benacerraf, MD Clinical Professor of Obstetrics and Gynecology and

Radiology Brigham and Women ’ s Hospital Massachusetts General Hospital Harvard Medical School Boston, Massachusetts

Carol B. Benson, MD Professor of Radiology Harvard Medical School Director of Ultrasound and Co-Director of High Risk

Obstetrical Ultrasound Brigham and Women ’ s Hospital Boston, Massachusetts

Raymond E. Bertino, MD, FACR, FSRU Medical Director of Vascular and General Ultrasound OSF Saint Francis Medical Center Clinical Professor of Radiology and Surgery University of Illinois College of Medicine Peoria, Illinois

Edward I. Bluth, MD, FACR Clinical Professor Tulane University School of Medicine Chairman Emeritus Radiology Ochsner Health System New Orleans, Louisiana

J. Antonio Bouffard, MD Senior Staff Radiologist Henry Ford Hospital Detroit, Michigan Consultant Radiologist James Andrews Orthopedics and Sports Medicine Center Pensacola, Florida

Bryann Bromley, MD Clinical Associate Professor of Obstetrics and Gynecology Massachusetts General Hospital Clinical Associate Professor of Obstetrics and Gynecology

and Radiology Brigham and Women ’ s Hospital Boston, Massachusetts

x Colaboradores

Dorothy I. Bulas, MD Professor of Radiology and Pediatrics George Washington University Medical Center Pediatric Radiologist Children ’ s National Medical Center Washington, District of Columbia

Peter N. Burns, PhD Professor and Chairman Department of Medical Biophysics University of Toronto Senior Scientist Department of Imaging Research Sunnybrook Health Sciences Centre Toronto, Ontario, Canada

Barbara A. Carroll, MD Professor Emeritus of Radiology Department of Radiology Duke University Medical Center Durham, North Carolina

J. William Charboneau, MD, FACR Professor of Radiology Mayo Clinic College of Medicine Consultant in Radiology Mayo Clinic Rochester, Minnesota

Humaira Chaudhry, MD Fellow in Abdominal Imaging Duke University Medical Center Durham, North Carolina

Tanya P. Chawla, MD, FRCPC Assistant Professor University of Toronto Toronto, Ontario, Canada

David Chitayat, MD, FABMG, FACMG, FCCMG, FRCPC Professor University of Toronto Prenatal Diagnosis and Medical Genetics Program Department of Obstetrics and Gynecology Mount Sinai Hospital Toronto, Ontario, Canada

Peter L. Cooperberg, MD Chief of Radiology St. Paul ’ s Hospital Chief of Radiology University of British Columbia Vancouver, British Columbia, Canada

Peter M. Doubilet, MD, PhD Professor of Radiology Harvard Medical School Senior Vice Chair Department of Radiology Brigham and Women ’ s Hospital Boston, Massachusetts

Julia A. Drose, BA, RDMS, RDCS, RVT Associate Professor of Radiology University of Colorado at Denver Health Sciences Center Chief Sonographer Divisions of Ultrasound and Prenatal Diagnosis &

Genetics University of Colorado Hospital Aurora, Colorado

Beth S. Edeiken-Monroe, MD Professor of Radiology Department of Diagnostic Radiology The University of Texas Houston Medical School MD Anderson Cancer Center Houston, Texas

Judy Estroff, MD Associate Professor of Radiology Harvard Medical School Division Chief, Fetal Neonatal Radiology Children ’ s Hospital Boston Radiologist Department of Radiology Beth Israel Deaconess Medical Center Radiologist Department of Radiology Brigham and Women ’ s Hospital Boston, Massachusetts

Amy Symons Ettore, MD Consultant Department of Radiology Mayo Clinic College of Medicine Rochester, Minnesota

Katherine W. Fong, MBBS, FRCPC Associate Professor of Medical Imaging and Obstetrics

and Gynecology University of Toronto Faculty of Medicine Co-director, Centre of Excellence in Obstetric Ultrasound Mount Sinai Hospital Toronto, Ontario; Canada

Bruno D. Fornage, MD Professor of Radiology and Surgical Oncology M. D. Anderson Cancer Center Houston, Texas

J. Brian Fowlkes, PhD Associate Professor University of Michigan Department of Radiology Ann Arbor, Michigan

Phyllis Glanc, MDCM Assistant Professor Department of Medical Imaging University of Toronto Assistant Professor Department of Obstetrics & Gynecology University of Toronto Site Director Body Imaging Women ’ s College Hospital Toronto, Ontario, Canada

Colaboradores xi

Brian Gorman, MB, BCh, FRCR, MBA Assistant Professor of Radiology Mayo Clinic College of Medicine Consultant in Radiology Mayo Clinic Rochester, Minnesota

S. Bruce Greenberg, MD Professor University of Arkansas for Medical Sciences Professor Arkansas Children ’ s Hospital Little Rock, Arkansas

Leslie E. Grissom, MD Clinical Professor of Radiology and Pediatrics Department of Radiology Thomas Jefferson Medical College Thomas Jefferson University Hospital Philadelphia, Pennsylvania; Chair, Medical Imaging Department Medical Imaging Department — Radiology Alfred I. DuPont Hospital for Children Wilmington, Delaware; Pediatric Radiologist Medical Imaging Department — Radiology Christiana Care Health System Newark, Delaware

Benjamin Hamar, MD Instructor of Obstetrics, Gynecology, and Reproductive

Biology Beth Israel – Deaconess Medical Center Boston, Massachusetts

Anthony E. Hanbidge, MB, BCh, FRCPC Associate Professor University of Toronto Head, Division of Abdominal Imaging University Health Network Mount Sinai Hospital and Women ’ s College Hospital Toronto, Ontario, Canada

H. Theodore Harcke, MD, FACR, FAIUM Professor of Radiology and Pediatrics Jefferson Medical College Philadelphia, Pennsylvania Chief of Imaging Research Department of Medical Imaging Alfred I. DuPont Hospital for Children Wilmington, Delaware

Ian D. Hay, MD Professor of Medicine Dr. R. F. Emslander Professor in Endocrinology Research Division of Endocrinology and Internal Medicine Mayo Clinic Consultant in Endocrinology and Internal Medicine Department of Medicine Mayo ClinicRochester, Minnesota

Christy K. Holland, PhD Professor Departments of Biomedical Engineering and Radiology University of Cincinnati Cincinnati, Ohio

Caroline Hollingsworth, MD Assistant Professor of Radiology Duke University Medical Center Durham, North Carolina

Bonnie J. Huppert, MD Assistant Professor of Radiology Mayo Clinic College of Medicine Consultant in Radiology Mayo Clinic Rochester, Minnesota

E. Meridith James, MD, FACR Professor of Radiology Mayo Clinic College of Medicine Consultant in Radiology Mayo Clinic Rochester, Minnesota

Susan D. John, MD Professor of Radiology and Pediatrics Chair, Department of Diagnostic and Interventional

Imaging University of Texas Medical School at Houston Houston, Texas

Neil D. Johnson, MBBS, MMed, FRANZCR Professor, Radiology and Pediatrics Cincinnati Children ’ s Hospital Medical Center Cincinnati, Ohio

Korosh Khalili, MD, FRCPC Assistant Professor University of Toronto Staff Radiologist University Health Network Toronto, Ontario, Canada

Beth M. Kline-Fath, MD Assistant Professor of Radiology Cincinnati Children ’ s Hospital Medical Center Cincinnati, Ohio

Clifford S. Levi, MD, FRCPC Section Head Health Sciences Centre Professor University of Manitoba Winnipeg, Manitoba, Canada

Deborah Levine, MD, FACR Professor of Radiology Harvard Medical School Associate Radiologist-in-Chief of Academic Affairs Director of Ob/Gyn Ultrasound Beth Israel Deaconess Medical Center Boston, Massachusetts

Bradley D. Lewis, MD Associate Professor of Radiology Mayo Clinic College of Medicine Consultant in Radiology Mayo Clinic Rochester, Minnesota

xii Colaboradores

Ana Lourenco, MD Assistant Professor of Diagnostic Imaging Alpert Medical School of Brown University Providence, Rhode Island

Edward A. Lyons, OC, FRCPC, FACR Professor of Radiology Obstetrics & Gynecology and Anatomy University of Manitoba Radiologist Health Sciences Center Winnipeg, Manitoba, Canada

Giancarlo Mari, MD Professor and Vice-Chair, Department of Obstetrics and

Gynecology Director, Division of Maternal-Fetal Medicine University of Tennessee Health Science Center Memphis, Tennessee

John R. Mathieson, MD, FRCPC Medical Director and Chief Radiologist Vancouver Island Health Authority Royal Jubilee Hospital Victoria, British Columbia, Canada

Cynthia V. Maxwell, MD, FRCSC, RDMS, DABOG Assistant Professor Obstetrics and Gynecology University of Toronto Staff Perinatologist Obstetrics and Gynecology Division of Maternal Fetal Medicine Toronto, Ontario, Canada

John McGahan, MD Professor and Vice Chair of Radiology University of California Davis Medical Center Sacramento, California

Tejas S. Mehta, MD, MPH Assistant Professor of Radiology Beth Israel Deaconess Medical Center Boston, Massachusetts

Christopher R. B. Merritt, BS, MS, MD Professor Thomas Jefferson University Philadelphia, Pennsylvania

Norman L. Meyer, MD, PhD Associate Professor, Division of Maternal-Fetal Medicine Vice Chair, Department of OBGYN University of Tennessee Health Science Center Memphis, Tennessee

Derek Muradali, MD, FRCPC Head, Division of Ultrasound St. Michael ’ s Hospital Associate Professor University of Toronto Toronto, Ontario Canada

Sara M. O ’ Hara, MD, FAAP Associate Professor of Radiology and Pediatrics University of Cincinnati Director, Ultrasound Division Cincinnati Children ’ s Hospital Medical Center Cincinnati, Ohio

† Heidi B. Patriquin, MD Department of Medical Imaging, Sainte-Justine Hospital Quebec, Canada † Deceased.

Joseph F. Polak, MD, MPH Professor of Radiology Tufts University School of Medicine Chief of Radiology Tufts Medical Center Research Affi liation Director, Ultrasound Reading Center Tufts University School of Medicine Boston, Massachusetts

Philip Ralls, MD Radiology Professor University of Southern California Keck School of Medicine Los Angeles, California

Cynthia T. Rapp, BS, RDMS, FAIUM, FSDMS VP of Clinical Product Development Medipattern Toronto, Ontario, Canada

Carl C. Reading, MD, FACR Professor of Radiology Mayo Clinic College of Medicine Consultant in Radiology Mayo Clinic Rochester, Minnesota

Maryam Rivaz, MD Post Doctoral Fellow Department of Obstetrics and Gynecology University of Tennessee Health Science Center Memphis, Tennessee

Julie E. Robertson, MD, FRCSC Fellow Division of Maternal Fetal Medicine Obstetrics and Gynecology University of Toronto Toronto, Ontario, Canada

Henrietta Kotlus Rosenberg, MD, FACR, FAAP Professor of Radiology and Pediatrics The Mount Sinai School of Medicine Director of Pediatric Radiology The Mount Sinai Medical Center New York, New York

Carol M. Rumack, MD, FACR Professor of Radiology and Pediatrics University of Colorado Denver School of Medicine Denver, Colorado

†In memoriam.

Colaboradores xiii

Shia Salem, MD, FRCPC Associate Professor University of Toronto Radiologist Mount Sinai Hospital University Health Network Women ’ s College Hospital Department of Medical Imaging Mount Sinai Hospital Toronto, Ontario, Canada

Nathan A. Saucier, MD R4 Resident Diagnostic Radiology University of Illinois College of Medicine at Peoria Peoria, Illinois

Eric E. Sauerbrei, BSc, MSc, MD, FRCPC Professor of Radiology, Adjunct Professor of Obstetrics

and Gynecology Queen ’ s University Director of Ultrasound Kingston General Hospital and Hotel Dieu Hospital Director of Residents Research Queen ’ s University Kingston, Ontario, Canada

Joanna J. Seibert, MD Professor of Radiology and Pediatrics Arkansas Children ’ s Hospital University of Arkansas for Medical Sciences Little Rock, Arkansas

Chetan Chandulal Shah, MBBS, DMRD, MBA Assistant Professor Arkansas Children ’ s Hospital University of Arkansas for Medical Sciences Little Rock, Arkansas

Rola Shaheen, MB, BS, MD Radiology Instructor Harvard Medical School Chief of Radiology and Director of Women ’ s Imaging Harrington Memorial Hospital Boston, Massachusetts

William E. Shiels II, DO Chairman, Department of Radiology Nationwide Children ’ s Hospital Clinical Professor of Radiology, Pediatrics, and

Biomedical Engineering The Ohio State University College of Medicine Columbus, Ohio; Adjunct Professor of Radiology The University of Toledo Medical Center Toledo, Ohio

Thomas D. Shipp, MD Associate Professor of Obstetrics, Gynecology, and

Reproductive Biology Harvard Medical School Boston, Massachusetts Associate Obstetrician and Gynecologist Brigham & Women ’ s Hospital Boston, Massachusetts

Luigi Solbiati, MD Director, Department of Diagnostic Imaging General Hospital of Busto Arsizio Busto Arsizio, (VA) Italy

Elizabeth R. Stamm, MD Associate Professor of Radiology University of Colorado at Denver Health Sciences Center Aurora, Colorado

A. Thomas Stavros, MD, FACR Medical Director, Ultrasound Invision Sally Jobe Breast Center Englewood, Colorado

George A. Taylor, MD John A. Kirkpatrick Professor of Radiology (Pediatrics) Harvard Medical School Radiologist-in-Chief Children ’ s Hospital Boston Boston, Massachusetts

Wendy Thurston, MD Assistant Professor Department of Medical Imaging University of Toronto Chief, Diagnostic Imaging Department of Diagnostic Imaging St. Joseph ’ s Health Centre Courtesy Staff Department of Medical Imaging University Health Network Toronto, Ontario, Canada

Ants Toi, MD, FRCPC Associate Professor of Radiology and Obstetrics and

Gynecology University of Toronto Staff Radiologist University Health Network and Mt. Sinai Hospital Toronto, Ontario, Canada

Didier H. Touche, MD Chief Radiologist Centre Sein Godinot Godinot Breast Cancer Center Reims, France

Mitchell Tublin, MD Professor of Radiology Chief, Abdominal Imaging Section Department of Radiology University of Pittsburgh School of Medicine Pittsburgh, Pennsylvania

Rebecca A. Uhlmann, MS Program Administrator Obstetrics and Gynecology University of Tennessee Health Science Center Memphis, Tennessee

Sheila Unger, MD Clinical Geneticist Institute of Human Genetics University of Freiburg Freiburg, Germany

xiv Colaboradores

Marnix T. van Holsbeeck, MD Professor of Radiology Wayne State University School of Medicine Detroit, Michigan Division Head, Musculoskeletal Radiology Henry Ford Hospital Detroit, Michigan

Patrick M. Vos, MD Clinical Assistant Professor University of British Columbia Vancouver, British Columbia, Canada

Dzung Vu, MD, MBBS, Dip Anat Senior Lecturer University of New South Wales Sydney, New South Wales, Australia

Wendy L. Whittle, MD Maternal Fetal Medicine Specialist Department of Obstetrics and Gynecology Mount Sinai Hospital University of Toronto Toronto, Ontario, Canada

Stephanie R. Wilson, MD, FRCPC Clinical Professor of Radiology University of Calgary Staff Radiologist Foothills Medical Centre Calgary, Alberta, Canada

Rory Windrim, MD, MSc, FRCSC Professor Department of Obstetrics & Gynecology University of Toronto Staff Perinatologist Mount Sinai Hospital Toronto, Ontario, Canada

Cynthia E. Withers Staff Radiologist Department of Radiology Santa Barbara Cottage Hospital Santa Barbara, California

Em memória de meus pais, Drs. Ruth e Raymond Masters, que me estimularam a apreciar tanto o desafi o intelectual da medicina quanto o amor em fazer a diferença na vida de um paciente.

CMR

Para os colegas, residentes e companheiros de toda a vida, que me proporcionaram tamanha satisfação profi ssional. E à minha maravilhosa família pelo amor e apoio incondicionais.

SRW

A Cathy, Nicholas, Ben e Laurie por todo o amor e alegria que trazem à minha vida. Vocês são tudo que eu sempre desejei.

JWC

Para Alex, Becky e Julie — seu amor e apoio possibilitaram a realização deste trabalho.DL

Agradecimentos

Estendemos nossa sincera gratidão:A todos os nossos excelentes autores que contribuíram

com novas e extensas atualizações, por meio de texto e imagens bem documentadas. Não temos palavras para agra-decê-los por seus esforços neste projeto.

A Sharon Emmerling, de Denver, Colorado, cuja habi-lidade de secretária e de intermediadora junto aos editores e autores facilitou a revisão em si e a revisão fi nal de todo o manuscrito. Sua precisão e atenção aos detalhes foram responsáveis por fazer desta a melhor edição.

A Gordana Popovich e Dr. Hojun Yu, pelo trabalho de arte e diagramas no Capítulo 8, sobre o Trato Gastroin-testinal.

A Dr. Hojun Yu, por seus desenhos sobre a anatomia do fígado no Capítulo 4.

A Lisa Barnes, editora de desenvolvimento da Elsevier, que trabalhou em intrínseca associação conosco neste projeto, desde o início dos trabalhos da 4a edição. Também agradecemos a participação entusiasmada de muitos outros especialistas da Elsevier, incluindo Rebecca Gaertner, que supervisionou este projeto. Ela trabalhou conosco paciente-mente nos estágios fi nais de desenvolvimento e produção. Foi um ano intenso para todos nós e estamos muito orgu-lhosos desta edição admirável do Tratado de Ultrassonografi a Diagnóstica.

Apresentação

A 4a edição do Tratado de Ultrassonografi a Diagnóstica con-siste em uma grandiosa revisão. Edições anteriores foram muito bem aceitas como livro de referência; a obra tor-nou-se inclusive a mais utilizada no ensino e na prática de ultrassonografi a no mundo todo. Estamos contentes por apresentar uma recente atualização de imagens e texto incluindo inovações importantes dentro da ultrassonogra-fi a. Pela primeira vez, estamos incluindo vídeos na maioria dos capítulos. A apresentação da ultrassonografi a em tempo real ajudou a detectar as anormalidades por meio da varre-dura da doença, possibilitando evidenciar completamente a lesão. Assemelha-se à procura de imagens em um PACS, agregando grande valor às imagens clínicas. Diariamente descobrimos que um videoclipe mostra áreas importantes entre as imagens adquiridas, que ajudam no diagnóstico correto ou na relação entre as lesões encontradas. Atual-mente, raramente precisamos reconvocar um paciente para fazer um novo exame, por estarmos diante de tecnologia de imagem mais efi ciente.

Temos o prazer de apresentar uma nova editora, Deborah Levine, que se uniu a nós, compartilhando seu conheci-mento em imagem fetal, tanto na ultrassonografi a obstétrica quanto na ressonância magnética fetal. O diagnóstico pré-natal é um dos campos da medicina que continua a crescer, fornecendo a compreensão do que ocorre com o feto antes de se visualizar uma lesão ao nascimento. Esses antecedentes de doenças em crianças e adultos nos ajudam a providenciar o cuidado do paciente muito antes de a mãe entrar em trabalho de parto.

Aproximadamente 90 autores novos e antigos contri-buíram para esta edição; todos são especialistas reconheci-dos em ultrassonografi a. Substituímos cerca de 50% das imagens, sem aumentar o tamanho dos dois volumes. Por-tanto, agregamos novos valores a todos os capítulos, espe-cialmente em obstetrícia e ginecologia. A 4a edição inclui mais de 5.000 imagens, muitas delas coloridas. A apresen-tação foi totalmente reprojetada, valorizando várias partes ou com a colocação de fi guras-chave. Todas essas imagens refl etem um espectro de alterações ultrassonográfi cas, que

podem ocorrer em determinada doença, em vez de apresen-tarem apenas a manifestação mais comum.

O formato do livro foi recriado no intuito de facilitar a leitura e a revisão. Há quadros coloridos para destacar as características importantes ou os padrões característicos dos diagnósticos ultrassonográfi cos. Termos e conceitos-chave são enfatizados em negrito. Para direcionar os leitores a outros estudos e literaturas que possam interessar, a lista de referências está organizada por tópicos.

O Tratado de Ultrassonografi a Diagnóstica está dividido em dois volumes. O Volume 1 consiste nas Partes I a III. A Parte I contém capítulos sobre física e efeitos biológicos do ultrassom, assim como os últimos avanços em meios de contraste ultrassonográfi cos. A Parte II abrange a ultrasso-nografi a abdominal, a pélvica e a torácica, incluindo pro-cedimentos intervencionistas e transplante de órgãos. A Parte III apresenta exames de pequenas partes, incluindo tireoide, mamas, escroto, carótida, vasos periféricos e, espe-cialmente, exames musculoesqueléticos. Foi acrescentado um novo capítulo sobre intervenções no sistema muscu-loesque lético.

O Volume 2 começa com a Parte IV, na qual houve a maior expansão de texto e de imagens em ultrassonografi a obstétrica e fetal, incluindo pela primeira vez os vídeos. A Parte V abrange a ultrassonografi a pediátrica.

O Tratado de Ultrassonografi a Diagnóstica foi idealizado para médicos, residentes, estudantes de medicina, ultrasso-nografi stas, técnicos em ultrassonografi a e outros profi ssio-nais interessados nas amplas aplicações da ultrassonografi a diagnóstica direcionada ao cuidado de pacientes. Nosso objetivo é que o Tratado de Ultrassonografi a Diagnóstica continue a ser o livro de referência mais abrangente da literatura ultrassonográfi ca, com um estilo de fácil leitura e imagens excepcionais.

Carol M. Rumack Stephanie R. Wilson J. William Charboneau Deborah Levine

Sumário de Vídeos On-line

Capítulo 4 O FígadoStephanie R. Wilson e Cynthia E. Withers

Vídeo 4-1 Varredura sagital do parênquima hepático normal e estruturas da porta hepatis

Vídeo 4-2 Varredura subcostal oblíqua do fígado, veias hepáticas, veia porta e seus ramos, vesícula biliar e pâncreas normais

Vídeo 4-3 Infi ltração gordurosa de padrão geográfi co

Vídeo 4-4 Hemangioma de perfusão rápida (ultrassonografi a com contraste com projeção de máxima intensidade)

Vídeo 4-5 Hiperplasia nodular focal clássica na ultrassonografi a com contraste

Vídeo 4-6 Adenoma hepático clássico na ultrassonografi a com contraste com projeção de intensidade máxima

Vídeo 4-7 Carcinoma hepatocelular clássico

Vídeo 4-8 Metástase colorretal clássica

Capítulo 7 O PâncreasPhillip Ralls

Vídeo 7-1 Pancreatite aguda com infl amação perirrenal e retroperitoneal

Vídeo 7-2 Pancreatite aguda com infl amação, coleção líquida aguda e pâncreas heterogêneo

Vídeo 7-3 Pancreatite crônica com ducto pancreático dilatado e diversas pedras intraductais

Vídeo 7-4 Pancreatite crônica com artefato colorido em cauda de cometa, ressaltando as calcifi cações parenquimatosas

Vídeo 7-5 Carcinoma pancreático com uma pequena área cística

Vídeo 7-6 Carcinoma pancreático envolvendo e comprimindo a artéria mesentérica superior

Vídeo 7-7 Neoplasia cística mucinosa, cauda do pâncreas

Vídeo 7-8 Tumor pancreático endócrino, pequeno, não hiperfuncionante

Capítulo 8 O Trato GastrointestinalStephanie R. Wilson

Vídeo 8-1 Tumor carcinoide do íleo

Vídeo 8-2 A. Complicação da doença de Crohn: estenose

B. Hiperemia

Vídeo 8-3 A. Ultrassonografi a com contrate corte transversal, para determinar a atividade da doença de Crohn

B. Ultrassonografi a com contrate corte longitudinal

Vídeo 8-4 Complicação da doença de Crohn: e com peristalse excessiva e disfuncional

Vídeo 8-5 A. Complicação da doença de Crohn: obstrução mecânica incompleta do intestino delgado (corte transversal)

B. Complicação da doença de Crohn: obstrução mecânica incompleta do intestino delgado (corte longitudinal)

Vídeo 8-6 Complicação da doença de Crohn: fístula enterovesical

Vídeo 8-7 Íleo paralítico

Capítulo 13 Ultrassonografi a Dinâmica de Hérnias Inguinais e da Parede Anterior do AbdomeA. Thomas Stavros e Cynthia T. Rapp

Vídeo 13-1 Hérnia inguinal direta

Vídeo 13-2 Hérnia inguinal indireta extensa

Vídeo 13-3 Hérnia inguinal indireta, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-4 Hérnia inguinal indireta, grande, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-5 Hérnia inguinal indireta, pequena, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-6 Alteração no conteúdo da hérnia durante a manobra de Valsalva

Vídeo 13-7 Hérnia inguinal direta, grande, de colo amplo, contendo tecido adiposo, alças intestinais e conteúdo fl uido

Vídeo 13-8 Hérnia inguinal indireta parcialmente redutível, contendo tecido adiposo e alças intestinais

Vídeo 13-9 Hérnia epigástrica, na linha alba, não redutível, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-10 Hérnia inguinal indireta, contendo tecido adiposo durante manobra de compressão

Vídeo 13-11 Hérnias inguinais bilaterais

Vídeo 13-12 Hérnia inguinal direta esquerda, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-13 Hérnia inguinal indireta grande, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-14 Hérnia femoral contendo tecido adiposo

Vídeo 13-15 Hérnia femoral direita de tamanho moderado

Vídeo 13-16 Hérnias femorais bilaterais

Vídeo 13-17 Hérnia de Spiegel esquerda, de tamanho moderado, não redutível, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-18 Hérnia de Spiegel grande, parcialmente redutível, contendo tecido adiposo e alças intestinais

Vídeo 13-19 Diástase dos músculos retos abdominais

Vídeo 13-20 Hérnia abdominal epigástrica da linha alba, pequena, não redutível, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-21 Duas hérnias abdominais da linha alba adjacentes uma à outra, de tamanho moderado, parcialmente redutíveis, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-22 Hérnia incisional de tamanho moderado, redutível, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-23 Duas hérnias incisionais adjacentes uma à outra, de tamanho moderado, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-24 Hérnia femoral com tecido adiposo, parcialmente redutível; hérnia inguinal indireta com tecido adiposo, parcialmente redutível

Vídeo 13-25 Hérnias inguinais indiretas e diretas, bilaterais; hérnias “pantaloon”

Vídeo 13-26 Seis hérnias

A. Duas hérnias contendo tecido adiposo, hérnia femoral esquerda redutível e hérnia inguinal esquerda indireta

B. Hérnia femoral direita de tamanho moderado, redutível, contendo tecido adiposo

C. Hérnia inguinal indireta esquerda de tamanho moderado, parcialmente redutível, contendo tecido adiposo

D. Hérnia inguinal indireta de tamanho pequeno, contendo tecido adiposo

E. Duas hérnias incisionais de tamanho moderado, parcialmente redutíveis, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-27 Hérnia inguinal recorrente, grande, contendo tecido adiposo e alças intestinais

xx Sumário de Vídeos On-line

Vídeo 13-28 Hérnia inguinal recorrente redutível, de tamanho moderado, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-29 Hérnia inguinal recorrente redutível, de tamanho pequeno, contendo tecido adiposo

Vídeo 13-30 Hérnia femoral direita estrangulada

Vídeo 13-31 Ligamento redondo e canal inguinal (canal de Nuck) em uma mulher

Capítulo 18 A Glândula TireoideLuigi Solbiati, J. William Charboneau, Carl C. Reading, E. Meridith James e Ian D. Hay

Vídeo 18-1 Cistos coloides

Vídeo 18-2 Nódulo benigno com padrão “em favo de mel”

Vídeo 18-3 Adenoma

Vídeo 18-4 Carcinoma papilífero: calcifi cações fi nas

Vídeo 18-5 Carcinoma papilífero: calcifi cações fi nas e grosseiras

Vídeo 18-6 Aspiração por agulha fi na

Vídeo 18-7 Tireoidite de Hashimoto

Capítulo 19 As Glândulas ParatireoidesBonnie J. Huppert e Carl C. Reading

Vídeo 19-1 Pequeno adenoma da paratireoide com 5 mm de diâmetro

Vídeo 19-2 A. Hiperplasia bilateral difusa da glândula paratireoide posterior à tireoide

B. Aumento do tamanho das glândulas paratireoides superiores e posteriores, posterior à tireoide

Vídeo 19-3 Adenoma da glândula paratireoide superior esquerda, posterior à tireoide

Vídeo 19-4 Adenoma da glândula paratireoide inferior adjacente ao polo inferior da tireoide

Vídeo 19-5 Adenoma da glândula paratireoide superior, em topografi a ectópica, ao longo da coluna cervical posteriormente

Vídeo 19-6 Adenoma de paratireoide ectópica, em localização intratireoidiana, com vascularização típica

Vídeo 19-7 Adenoma da paratireoide ectópica na bainha da artéria carótida esquerda posterior à veia jugular

Vídeo 19-8 Pequeno adenoma da paratireoide, localizado profundamente ao lobo esquerdo da tireoide, em uma tireoide multinodular, que não foi diagnosticado

Vídeo 19-9 A. Adenoma da glândula paratireoide inferior direita, pequeno, hipoecoico (corte longitudinal)

B. Adenoma da glândula paratireoide inferior direita, pequeno, hipoecoico (corte transversal)

Vídeo 19-10 A. Biópsia de um adenoma da paratireoide ectópica, em localização intratireoidiana

B. Biópsia de um adenoma da paratireoide ectópica situado na bainha da carótida esquerda

Capítulo 21 O EscrotoBrian Gorman

Vídeo 21-1 Testículo atrófi co

Vídeo 21-2 Cisto epidermoide

Vídeo 21-3 Varicocele em um paciente durante a manobra de Valsalva com Doppler colorido

Vídeo 21-4 Aspecto do epidídimo e vasos deferentes pós-vasectomia

Vídeo 21-5 Imagem do escroto pós-vasectomia, demonstrando o chamado “dancing megasperm”

Vídeo 21-6 Orquite aguda: Doppler colorido mostrando aumento do fl uxo no testículo esquerdo

Vídeo 21-7 Ruptura inferior traumática, túnica albugínea, hematoma testicular e extrusão dos túbulos seminíferos

Capítulo 22 O Manguito RotadorMarnix T. van Hosbeeck, Dzung Vu e J. Antonio Bouffard

Vídeo 22-1 Anisotropia do tendão do supraespinoso

Capítulo 24 Intervenções MusculoesqueléticasRonald S. Adler

Vídeo 24-1 Efeito do contraste

Vídeo 24-2 Injeção da tendinopatia calcifi cada

Vídeo 24-3 Injeção de sangue autólogo em uma mulher com 50 anos de idade com epicondilite lateral

Capítulo 26 As Artérias PeriféricasJoseph F. Polak e Jean M. Alessi-Chinetti

Vídeo 26-1 Doppler colorido mostrando aliasing na artéria femoral superfi cial proximal

Vídeo 26-2 Fístula arteriovenosa entre a veia femoral comum (em azul) e artéria femoral comum (em vermelho)

Vídeo 26-3 Pseudoaneurisma da artéria femoral

Vídeo 26-4 Ausência de fl uxo em um stent revestido na artéria poplítea, mas com presença de fl uxo na anastomose (endoleak tipo 1)

Vídeo 26-5 Pseudoaneurisma femoral durante injeção de trombina

Vídeo 26-6 Pseudoaneurisma femoral no momento da injeção de trombina

Capítulo 27 As Veias PeriféricasAmy Symons Ettore e Bradley D. Lewis

Vídeo 27-1 Compressão venosa completa normal

Vídeo 27-2 Fluxo sanguíneo com movimento cilíndrico (pendular, rouleaux), lento, ecogênico, na veia subclávia

Vídeo 27-3 Fluxo sanguíneo com movimento cilíndrico (pendular, rouleaux), lento, ecogênico, na veia poplítea

Vídeo 27-4 Trombose venosa profunda aguda hipoecogênica

Vídeo 27-5 Trombose venosa profunda aguda

Vídeo 27-6 Trombose venosa profunda crônica na veia poplítea

Vídeo 27-7 Trombose venosa profunda crônica na veia jugular interna

Vídeo 27-8 Insufi ciência venosa

Vídeo 27-9 Veia perfurante incompetente

Vídeo 27-10 Trombose venosa profunda induzida por cateter

Vídeo 27-11 Trombose venosa profunda móvel

Capítulo 28 Revisão de Exames de Imagem ObstétricosDeborah Levine

Vídeo 28-1 Corte sagital de um útero na 17ª semana de gestação com o feto na apresentação cefálica

Vídeo 28-2 Anatomia intracraniana normal em uma gestação de 19 semanas

Vídeo 28-3 Imagem de quatro câmaras do coração fetal batendo

Vídeo 28-4 Rins e coluna vertebral lombossacral normais no feto

Vídeo 28-5 Artérias umbilicais e bexiga

Capítulo 30 O Primeiro TrimestreClifford S. Levi e Edward A. Lyons

Vídeo 30-1 Atividade cardíaca embrionária normal

Vídeo 30-2 ausência de vitalidade embrionária

Vídeo 30-3 Saco vitelino calcifi cado, embrião sem atividade cardíaca

Vídeo 30-4 Prenhez ectópica rota

Vídeo 30-5 Implantação na incisão da cesariana

Sumário de Vídeos On-line xxi

Capítulo 31 Anormalidades CromossômicasBryann Bromley e Beryl Benacerraf

Vídeo 31-1 Translucência nucal

Vídeo 31-2 Higroma cístico

Vídeo 31-3 Intestino ecogênico

Capítulo 32 Gestação MúltiplaTejas S. Mehta

Vídeo 32-1 Gêmeos dicoriônicos diamnióticos com 11 semanas

Vídeo 32-2 Gêmeos monocoriônicos diamnióticos no 1º trimestre

Vídeo 32-3 Sêxtuplos em uma paciente submetida a “fertiilização in vitro” (FIV)

Vídeo 32-4 Sinal de “twin-peak”

Vídeo 32-5 Gêmeos monocoriônicos diamnióticos com 19 semanas

Vídeo 32-6 Síndrome de transfusão fetal, polidrâmnio

Vídeo 32-7 Síndrome de transfusão fetal, um dos fetos se encontra na parte superior do útero, enquanto o outro fl utua no polidrâmnio

Vídeo 32-8 Gêmeos siameses toraco-onfalópagos

Capítulo 34 O Cérebro FetalAnts Toi e Deborah Levine

Vídeo 34-1 O plexo coroide preenche os ventrículos, cornos frontais e cavo do septo pelúcido de aspecto normal

Vídeo 34-2 Cornos occipitais no corte conhecido por “olhos de coruja”; tálamo; corpo caloso hipoecoico conectando os hemisférios acima do cavo do septo pelúcido (CSP); cornos frontais anteriores (coronal)

Vídeo 34-3 Corpo caloso acima do cavo do septo pelúcido (CSP) (corte sagital na linha)

Vídeo 34-4 Cistos do plexo coroide bilaterais (axial)

Vídeo 34-5 Ventriculomegalia bilateral (axial)

Vídeo 34-6 Achados craniais típicos de Chiari II com defeito do tubo neural (axial)

Vídeo 34-7 Agenesia do corpo caloso (axial)

Vídeo 34-8 Agenesia do corpo caloso (sagital)

Capítulo 35 A Coluna Vertebral FetalEric E. Sauerbrei

Vídeo 35-1 Mielomeningocele

Vídeo 35-2 Teratoma sacrococcígeo

Capítulo 36 O Tórax FetalRola Shaheen e Deborah Levine

Vídeo 36-1 Malformação adenomatoide cística congênita

Vídeo 36-2 Pequeno derrame pleural na 16ª semana de gestação

Vídeo 36-3 Hérnia diafragmática congênita esquerda na 32ª semana de gestação (corte transversal)

Vídeo 36-4 Hérnia diafragmática esquerda na 32ª semana de gestação (corte sagital)

Vídeo 36-5 Hérnia diafragmática congênita esquerda com uma grande porção do fígado no tórax

Vídeo 36-6 Hérnia diafragmática congênita direita

Capítulo 37 O Coração FetalElizabeth R. Stamm e Julia A. Drose

Vídeo 37-1 Corte das quatro câmaras apical normal

Vídeo 37-2 Corte subcostal das quatro câmaras normal

Vídeo 37-3 Aspecto normal da aorta e artérias pulmonares

Vídeo 37-4 Aspecto normal da aorta e artérias pulmonares

Vídeo 37-5 Corte transversal dos ventrículos

Vídeo 37-6 Corte dos três vasos do coração fetal

Vídeo 37-7 Imagem na escala de cinza do arco aórtico

Vídeo 37-8 Doppler colorido do arco aórtico

Vídeo 37-9 Cavalgamento da aorta em um feto com tetralogia de Fallot

Capítulo 38 A Parede Abdominal e o Trato Gastrointestinal FetaisJodi F. Abbot

Vídeo 38-1 Intestino ecogênico

Vídeo 38-2 Cisto de duplicação em feto de 21 semanas

Vídeo 38-3 Gastroquise em feto de 26 semanas

Capítulo 39 O Trato Urogenital FetalKatherine W. Fong, Julie E. Robertson e Cynthia V. Maxwell

Vídeo 30-1 Urinoma perirrenal

Vídeo 39-2 Uretra peniana dilatada

Vídeo 39-3 Cistos anexais bilaterais

Capítulo 40 O Sistema Musculoesquelético FetalPhyllis Glanc, David Chitayat e Sheila Unger

Vídeo 40-1 Displasia tanatofórica

Vídeo 40-2 Pé torto congênito em feto de 21 semanas

Capítulo 41 Hidropsia FetalDeborah Levine

Vídeo 41-1 Abdome fetal em gestação de 30 semanas de feto com ascite (corte transversal)

Vídeo 41-2 Tórax fetal com derrame pleural bilateral (corte transversal)

Vídeo 41-3 Pequeno derrame pericárdico em feto com coração pouco contrátil

Vídeo 41-4 Anasarca em um feto com malformação adenomatoide cística

Vídeo 41-5 Estudo Doppler da artéria cerebral média

Capítulo 43 Controle Evolutivo Fetal: Avaliação da Gravidez e Perfi l Biofísico por DopplerMaryam Rivaz, Norman L. Meyer, Rebecca A. Uhlmann e Giancarlo Mari

Vídeo 43-1 Movimentos respiratórios fetais

Vídeo 43-2 Movimentos fetais

Vídeo 43-3 Tônus fetal

Capítulo 44 Avaliação Ultrassonográfi ca da PlacentaThomas D. Shipp

Vídeo 44-1 Lago placentário

Vídeo 44-2 Placenta increta

Vídeo 44-3 Placenta percreta

Vídeo 44-4 Infartos placentários

Vídeo 44-5 Placenta circunvalada

Vídeo 44-6 Vasa prévia

Capítulo 45 Ultrassonografi a do Colo do Útero e Parto PrematuroWendy L. Whittle, Katherine W. Fong e Rory C. Windrim

Vídeo 45-1 Colo aberto, membranas herniando para o colo em direção à vagina; líquido amniótico com sedimento

xxii Sumário de Vídeos On-line

Capítulo 46 Procedimentos Invasivos Fetais Orientados por UltrassomBenjamin Hamar

Vídeo 46-1 Agulha de amniocentese sendo retirada da cavidade do líquido amniótico

Capítulo 47 Exame Cerebral do Recém-nascido e do LactenteCarol M. Rumack e Julia A. Drose

Vídeo 47-1 Malformação de Chiari II (corte axial)

Vídeo 47-2 Malformação de Chiari II (corte coronal)

Vídeo 47-3 Malformação de Chiari II; corno frontal afi lado e corno occipital alargado; ausência parcial do corpo caloso

Vídeo 47-4 Medula característica em um paciente com malformação de Chiari II

Vídeo 47-5 Ausência do cavo do septo pelúcido

Vídeo 47-6 A. Hemorragias subependimal direita, intraventricular e intraparenquimatosa frontal direita

B. Hemorragia no sulco caudotalâmico subependimal e coágulo intraventricular fragmentado

Vídeo 47-7 A. Coágulo na cisterna magna através da fontanela mastoide

B. Hemorragia intraventricular aguda, ecogênica no terceiro e quarto ventrículos e cisterna magna

Vídeo 47-8 A. Hemorragia intraventricular bilateral e hemorragia intraparenquimatosa na região parieto-occipital direita

B. Hemorragia aguda fortemente ecogênica amoldando-se no ventrículo lateral, obscurecendo as paredes ventriculares

C. Hemorragia intraventricular

Vídeo 47-9 A. Leucomalácia periventricular cística

B. Extensa leucomalácia periventricular cística no parênquima frontal, parietal e occipital

Vídeo 47-10 A. Citomegalovírus

B. Calcifi cações focais múltiplas causadas pelo citomegalovírus e um cisto subependimário

C. Septação ventricular causada pelo citomegalovírus

Capítulo 52 O Tórax PediátricoChetan Chandulal Shah e S. Bruce Greenberg

Vídeo 52-1 Septações movendo-se no derrame pleural

Vídeo 52-2 Movimentação hemidiafragmática em um lactente

Vídeo 52-3 Movimentação hemidiafragmática em uma criança saudável com 31 meses de idade

Vídeo 52-4 Paralisia hemidiafragmática em um lactente após cirurgia cardíaca

Capítulo 57 O Quadril Pediátrico e a Ultrassonografi a MusculoesqueléticaLeslie E. Grissom e H. Theodore Harcke

Vídeo 57-1 Acetábulo médio normal, corte coronal/fl exão

Vídeo 57-2 Labrum posterior normal, corte coronal/fl exão

Vídeo 57-3 Subluxação, acetábulo médio, corte coronal/fl exão

Vídeo 57-4 Quadril luxável, corte acetábulo médio, corte coronal/fl exão

Vídeo 57-5 Quadril luxável, corte lábio posterior, coronal/fl exão

Vídeo 57-6 Corte transversal/fl exão normal

Vídeo 57-7 Subluxação, corte transversal/fl exão

Vídeo 57-8 Deslocamento, imagem transversal/fl exão

Capítulo 58 Ultrassonografi a Intervencionista Pediátrica Neil D. Johnson e William Shiels

Vídeo 58-1 Colocação de um cateter central inserido perifericamente

Vídeo 58-2 Aspiração de fl uido abdominal hemorrágico com debris em suspensão

Vídeo 58-3 Aspiração de fl uido abdominal hemorrágico com debris em suspensão

Vídeo 58-4 Abscesso apendicular com um cateter tocando um fecalito

Vídeo 58-5 Biópsia de costela na doença de Gaucher

Vídeo 58-6 Cateter de drenagem em costela com osteomielite na doença de Gaucher avançada

Vídeo 58-7 Costela na doença de Gaucher antes da biópsia mostra pus e a movimentação da costela

Vídeo 58-8 Artrite reumatoide juvenil, injeção de corticosteroide na bainha tendínea

Sumário

Volume 1

Parte I FÍSICACapítulo 1 Física do Ultrassom, 2

Christopher R. B. Merritt

Capítulo 2 Efeitos Biológicos e Segurança, 34J. Brian Fowlkes e Christy K. Holland

Capítulo 3 Agentes de Contraste para Ultrassom, 53Peter N. Burns

Parte II ULTRASSONOGRAFIA ABDOMINAL, PÉLVICA E

TORÁCICACapítulo 4 O Fígado, 78

Stephanie R. Wilson e Cynthia E. Withers

Capítulo 5 O Baço, 146Patrick M. Vos, John R. Mathieson e Peter L. Cooperberg

Capítulo 6 A Árvore Biliar e a Vesícula Biliar. 172Korosh Khalili e Stephanie R. Wilson

Capítulo 7 O Pâncreas, 216Philip Ralls

Capítulo 8 O Trato Gastrointestinal, 261Stephanie R. Wilson

Capítulo 9 O Rim e o Trato Urinário, 317Mitchell Tublin, Wendy Thurston e Stephanie R. Wilson

Capítulo 10 A Próstata, 392Ants Toi

Capítulo 11 As Glândulas Adrenais, 429Amit R. Ahuja, Wendy Thurston e Stephanie R. Wilson

Capítulo 12 O Retroperitônio, 447Raymond E. Bertino, Nathan A. Saucier e Daryl J. Barth

Capítulo 13 Ultrassonografi a Dinâmica de Hérnias Inguinais e da Parede Anterior do Abdome, 486A. Thomas Stravos e Cynthia T. Rapp

Capítulo 14 O Peritônio, 524Anthony E. Hanbidge e Stephanie R. Wilson

Capítulo 15 Ginecologia, 547Shia Salem

Capítulo 16 Biópsia do Abdome e Pelve Guiada por Ultrassonografi a, 613Thomas Atwell, J. William Charboneau, John McGahan e Carl C. Reading

Capítulo 17 Transplante de Órgãos, 639Derek Muradali e Tanya Chawla

Parte III ULTRASSONOGRAFIA DE PEQUENAS PARTES, ARTÉRIA

CARÓTIDA E VASOS PERIFÉRICOSCapítulo 18 A Glândula Tireoide, 708

Luigi Solbiati, J. William Charboneau, Carl C. Reading, E. Meredith James e Ian D. Hay

Capítulo 19 As Glândulas Paratireoides, 750Bonnie J. Huppert e Carl C. Reading

Capítulo 20 A Mama, 773A. Thomas Stavros

Capítulo 21 O Escroto, 840Brian Gorman

Capítulo 22 O Manguito Rotador. 878Marnix T. van Holsbeeck, Dzung Vu e J. Antonio Bouffard

Capítulo 23 Os Tendões, 902Bruno D. Fornage, Didier H. Touche e Beth S. Edeiken-Monroe

Capítulo 24 Intervenções Musculoesqueléticas, 935Ronald S. Adler

Capítulo 25 Os Vasos Extracranianos, 948Edward I. Bluth e Barbara A. Carroll

Capítulo 26 As Artérias Periféricas, 998Joseph F. Polak e Jean M. Alessi-Chinetti

Capítulo 27 As Veias Periféricas, 1023Amy Symons Ettore e Bradley D. Lewis

xxiv Sumário

Volume 2

Parte IV ULTRASSONOGRAFIA OBSTÉTRICA

Capítulo 28 Revisão de Exames de Imagem Obstétricos, 1040Deborah Levine

Capítulo 29 Bioefeitos e Segurança da Ultrassonografi a em Obstetrícia, 1061Jacques S. Abramowicz

Capítulo 30 O Primeiro Trimestre, 1072Clifford S. Levi e Edward A. Lyons

Capítulo 31 Anormalidades Cromossômicas, 1119Bryann Bromley e Beryl Benacerraf

Capítulo 32 Gestação Multifetal, 1145Tejas S. Mehta

Capítulo 33 A Face e o Pescoço Fetais, 1166Ana Lourenço e Judy Estroff

Capítulo 34 O Cérebro Fetal, 1197Ants Toi e Deborah Levine

Capítulo 35 A Coluna Vertebral Fetal, 1245Eric E. Sauerbrei

Capítulo 36 O Tórax Fetal, 1273Rola Shaheen e Deborah Levine

Capítulo 37 O Coração Fetal, 1294Elizabeth R. Stamm e Julia A. Drose

Capítulo 38 A Parede Abdominal e o Trato Gastrointestinal Fetais, 1327Jodi F. Abbott

Capítulo 39 O Trato Urogenital Fetal, 1353Katherine W. Fong, Julie E. Robertson e Cynthia V. Maxwell

Capítulo 40 O Sistema Musculoesquelético Fetal, 1389Phyllis Glanc, David Chitayat e Sheila Unger

Capítulo 41 Hidropisia Fetal, 1424Deborah Levine

Capítulo 42 Medidas Fetais: Crescimento Fetal Normal e Anormal, 1455Carol B. Benson e Peter M. Doubilet

Capítulo 43 Controle Evolutivo Fetal: Avaliação da Gravidez e Perfi l Biofísico por Doppler, 1472Maryam Rivaz, Norman L. Meyer, Rebecca A. Uhlmann e Giancarlo Mari

Capítulo 44 Avaliação Ultrassonográfi ca da Placenta, 1499Thomas D. Shipp

Capítulo 45 Ultrassonografi a do Colo do Útero e Parto Prematuro, 1527Wendy L. Whittle, Katherine W. Fong e Rory Windrim

Capítulo 46 Procedimentos Invasivos Fetais Orientados por Ultrassom, 1543Benjamin Hamar

Parte V ULTRASSONOGRAFIA PEDIÁTRICA

Capítulo 47 Exame Cerebral do Recém-nascido e do Lactente, 1558Carol M. Rumack e Julia A. Drose

Capítulo 48 Ultrassonografi a Doppler do Cérebro do Neonato e da Criança, 1637George A. Taylor

Capítulo 49 Ultrassonografi a Doppler do Cérebro em Crianças, 1654Dorothy I. Bulas e Joanna J. Seibert

Capítulo 50 Cabeça e Pescoço Pediátricos, 1690Beth M. Kline-Fath

Capítulo 51 O Canal Espinhal Pediátrico, 1733Carol E. Barnewolt e Carol M. Rumack

Capítulo 52 O Tórax Pediátrico, 1768Chetan Chandulal Shah e S. Bruce Greenberg

Capítulo 53 O Fígado e Baço Pediátricos, 1800Sara M. O’Hara

Capítulo 54 O Rim e as Glândulas Adrenais Pediátricas, 1845Diane S. Babcock e Heidi B. Patriquin

Capítulo 55 O Trato Gastrointestinal Pediátrico, 1891Susan D. John e Caroline Hollingsworth

Capítulo 56 Ultrassonografi a Pélvica Pediátrica, 1925Henrietta Kotlus Rosenberg e Humaira Chaudhry

Capítulo 57 O Quadril Pediátrico e a Ultrassonografi a Musculoesquelética, 1982Leslie E. Grissom e H. Theodore Harcke

Capítulo 58 Ultrassonografi a Intervencionista Pediátrica, 2006Neil D. Johnson e William Shiels

Índice Remissivo, I-1

53

REQUISITOS E TIPOSAgentes de Contraste Intravasculares

Bolhas de Gás livresBolhas de Ar EncapsuladasBolhas de Gás de Baixa Solubilidade

Agentes de Contraste de Captação Seletiva

NECESSIDADE DE IMAGEM ESPECÍFICA PARA BOLHAS

O Comportamento das Bolhas e a Pressão Incidente

O Índice MecânicoRETROESPALHAMENTO NÃO

LINEAR: IMAGEM HARMÔNICA Imagem Harmônica de Modo-B

Imagens de Doppler Harmônico Espectral e de Potência

Imagem Harmônica de TecidosImagem com Inversão de PulsoImagem Doppler com Inversão de

PulsoImagem por Modulação de

Amplitude e de FaseImagem de Projeção da Intensidade

Máxima TemporalRUPTURA TRANSITÓRIA:

IMAGEM INTERMITENTEImagem SincronizadaDoppler de Potência com

Harmônica Intermitente para Detecção de Bolhas

Obtenção de Imagens por Ruptura-Reabastecimento: Medindo a Perfusão

RESUMO DE IMAGEM ESPECÍFICA PARA BOLHA

CONSIDERAÇÕES SOBRE SEGURANÇA E SITUAÇÃO REGULATÓRIA

FUTURO DA TECNOLOGIA DE MICROBOLHAS

CONCLUSÃO

Sumário do Capítulo

CAPÍTULO 3

Agentes de Contrastepara Ultrassom

Peter N. Burns

A injeção de agentes de contraste constitui parte da ro -tina da radiografi a clínica, TC (tomografi a computadori-zada), RM (ressonância magnética) e imagens com radio-nuclídeos em radiologia. Apesar da óbvia relevância do componente vascular em muitos exames de ultrassom, e da vasta disponibilidade de agentes de contraste para ecocar-diografi a, a ultrassonografi a não cardíaca apenas começou a explorar os benefícios potenciais do realce por contraste. A razão para isso é que o ultrassom, ao contrário dos raios X, se benefi cia do alto contraste intrínseco entre sangue e tecido sólido, e, portanto, grandes vasos podem ser visuali-zados sem agentes de contraste e algum método associado de subtração de imagens. Adicionalmente, imagens ultras-sonográfi cas de Doppler colorido oferecem uma poderosa e efi ciente ferramenta, com a capacidade adicional de quan-tifi car parâmetros hemodinâmicos, tais como direção e velo-cidade do fl uxo sanguíneo.

São precisamente estas as capacidades que a nova ge -ração de agentes de contraste para ultrassom tem esten-dido para a microcirculação, redefi nindo o papel da ultras-sonografi a na solução de questões vasculares que até agora eram deixadas a cargo da tomografi a computadorizada realçada por contraste (TC) e exames de imagem por resso- nância magnética (RM). Os agentes de contraste podem auxiliar no delineamento de estruturas vasculares e no realce de sinais Doppler provenientes de pequenos volumes sanguíneos. Com maior importância, observa-se que, pela primeira vez, esses agentes permitem a obtenção de ima -gens da perfusão de um órgão ou de uma lesão em tempo real. Este capítulo serve tanto como um roteiro quanto

como uma referência para o uso prático de agentes de contraste para estas novas indicações.

REQUISITOS E TIPOS Os requisitos principais para um agente de contraste de ultrassom são: (1) a facilidade com que pode ser introduzido no sistema vascular, (2) a possibilidade de se manter estável durante o exame diagnóstico, (3) apresentar baixa toxici-dade, e (4) modifi car uma ou mais propriedades acústicas dos tecidos que podem ser detectadas pela imagem do ultrassom. Embora aplicações possam ser encontradas para agentes de contrastes de ultrassom que justifi quem sua injeção em artérias, o contexto clínico para a ultrassono -grafi a de contraste requer que os agentes sejam passíveis de administração intravenosa e passem de forma intacta pelo coração e pulmões. Esses requisitos constituem uma espe-cifi cação que foi cumprida apenas na década passada. Atu-almente, mais de 60 países já aprovaram a utilização de, pelo menos, um agente de contraste para a ultrassonografi a diag-nóstica abdominal. A tecnologia universalmente adotada é a de bolhas de gás encapsuladas, que são menores que as hemácias e, por conseguinte, capazes de circular livremente através da vasculatura sistêmica.

Os agentes de contraste atuam pela sua presença no sistema vascular, onde são por fi m metabolizados (agentes intravasculares) ou por sua captação seletiva por um tecido após uma fase vascular. As propriedades mais importantes de um tecido que infl uencia a imagem ultrassonográfi ca são

54 PARTE I ■ Física

o coefi ciente de retroespalhamento linear e não linear, a atenuação e a velocidade de propagação acústica.1,2 A maio ria dos agentes de contraste trabalha para realçar ao má ximo os ecos provenientes do sangue por meio do au -mento do retroespalhamento dos tecidos tanto quanto pos-sível, ao mesmo tempo em que aumenta o mínimo possível a atenuação no tecido.

Agentes de Contraste IntravascularesBolhas de Gás Livres Gramiak e Shah3 foram os primeiros a utilizar bolhas para realçar os ecos provenientes do sangue, em 1968. Eles inje-taram solução salina agitada dentro do ventrículo esquerdo durante um exame ecocardiográfi co e notaram fortes ecos dentro do lúmen da aorta. Foi mostrado depois que esses ecos se originaram de bolhas de ar livres provenientes da solução ou durante a agitação, ou na ponta do cateter durante a injeção.4 Soluções agitadas de compostos como indocianina verde e diatrizoato de sódio/meglumina (Renografi n) — já aprovadas para injeção intra-arterial — também foram uti-lizadas. A aplicação de gás livre como um agente de contraste foi confi nada ao coração, incluindo avaliação de insufi ciência valvular5, shunts intracardíacos,6 e dimensões das cavidades.7 As principais limitações das bolhas produzidas desta forma são que elas são relativamente grandes, sendo efetivamente fi ltradas pelos pulmões, e instáveis, de forma que se dissolvem em cerca de 1 segundo. Independentemente do uso para a identifi cação de shunts, as bolhas livres raramente são utili-zadas como agente de contraste atualmente.

Bolhas de Ar Encapsuladas Para superar a instabilidade natural das bolhas de gás livres, vários revestimentos para encapsular gases foram investiga-dos para se criarem partículas mais estáveis. Em 1980, Carroll et al.8 encapsularam bolhas de nitrogênio em gelatina e as

injetaram na artéria femoral de coelhos com tu mores VX2 na coxa. Embora o realce do eco das bordas do tumor tenha sido identifi cado, o grande diâmetro das bolhas revestidas (80 µm) impediu sua administração intravenosa. Em 1984, Feinstein et al.9 produziram pela primeira vez uma microbo-lha encapsulada estável, que era comparável em tamanho às hemácias e capaz de sobreviver à passagem pelo coração e pela rede capilar pulmonar. Eles produziram microbolhas pela sonifi cação de uma solução de albumina sérica humana e mostraram que ela poderia ser detectada no lado esquerdo do coração após injeção venosa periférica. Esse agente foi posteriormente desenvolvido comercialmente como Albunex (Mallinckrodt Medical, I St Louis) (Tabela 3-1).

Outra abordagem para a estabilização de bolhas de ar é o acréscimo de uma cápsula de lipídios na dissolução de um pó seco. Levovist (Schering AG, Berlim, Alemanha) é uma mistura seca compreendendo 99,9% de micropartícu-las de galactose microcristalina e 0,1% de ácido palmítico. Ao se dissolver em água esterilizada, a galactose se desagrega, formando micropartículas, proporcionando uma superfície irregular para aderência de microbolhas de 3 a 4 µm de tamanho. A estabilização das microbolhas ocorre quando estas são revestidas pelo ácido palmítico, o qual separa a interface gás-líquido e retarda sua diluição.10 As microbo-lhas resultantes têm o diâmetro médio de aproximadamente 3 µm com percentil 97 a cerca de 6 µm e são sufi ciente-mente estáveis para transitar pelo circuito pulmonar. Em termos químicos, o agente remonta a seu predecessor Echo-vist (SHU454, Schering AG), um agente de galactose que forma bolhas maiores e é utilizado principalmente para visualização de estruturas ductais não vasculares, como as trompas de Falópio.11,12 Numerosos estudos prévios com Levovist demonstraram sua capacidade de atravessar o leito pulmonar em concentrações sufi cientes para realçar sinais do Doppler colorido e espectral, bem como exames em escala de cinza usando modos não lineares, como, por

TABELA 3-1. SITUAÇÃO REGULATÓRIA E DE MERCADO DOS AGENTES DE CONTRASTE DE ULTRASSOM, 2009

NOME EMPRESA REVESTIMENTO LIPÍDICO/GÁS SITUAÇÃO

Albunex Mallinckrodt Albumina sonifi cada/ar Aprovado na UE, EUA e CanadáNão comercializado

Echovist Schering Matriz de galactose/ar Aprovado na UE e no CanadáLevovist Schering Lipídio/ar Aprovado na UE, Canadá e Japão

Não comercializadoDefi nity Lantheus Medical

ImagingLipossomo/perfl uoropropano Aprovado nos EUA para cardiologia; no Canadá,

Australásia e Américas para radiologia e cardiologiaSonoVue Bracco Fosfolipídio/hexafl uoreto de enxofre Aprovado na UE para radiologia/cardiologia; nos

EUA, para desenvolvimento clínico localOptison GE Healthcare Albumina sonifi cada/octafl uoropropano Aprovado na UE, EUA e Canadá para cardiologiaImagent Schering Surfactante/perfl uoro-hexano-ar Aprovado nos EUA para cardiologia

Não comercializadoSonavist Schering Polímero/ar Desenvolvimento suspensoSonazoid GE Healthcare/

Daiichi-SankyoLipídio/perfl ubutano Aprovado no Japão para radiologia

Bisphere Point Biomedical Polímero de dupla camada/ar Desenvolvimento clínico100

Imagify Acusphere Polímero/perfl ubutano Desenvolvimento clínico101

PESDA [Porter et al. 102 ] Albumina sonifi cada/perfl uorocarbono Não desenvolvido comercialmente

UE – União Europeia; EUA – Estados Unidos da América.

CAPÍTULO 3 ■ Agentes de Contraste para Ultrassom 55

exemplo, imagem com pulso invertido.13,14 O Levovist con-tinua aprovado para uso na União Europeia (UE), Canadá, Japão e vários outros países, embora não nos Estados Unidos. Muitas aplicações clínicas dos contrastes intraveno-sos foram realizadas inicialmente utilizando-se o Levovist, que foi retirado do mercado, tendo dado lugar à segunda geração de agentes de contraste.

Bolhas de Gás de Baixa Solubilidade

As cápsulas que estabilizam as microbolhas são extrema-mente fi nas e permitem que gases como o ar se difundam pelas mesmas, retornando ao sangue. A velocidade com que isto ocorre depende de uma série de fatores, incluindo a natureza do meio fl uido e a bolha sob insonação. Após a injeção intravenosa, a duração típica do Levovist e do Echo-vist na circulação sistêmica é de apenas alguns minutos. Como esses agentes são introduzidos em bolo e o efeito máximo do agente ocorre em sua primeira passagem, o tempo útil para obtenção das imagens é consideravelmente menor do que essa duração. Os agentes de segunda geração foram projetados para aumentar o retroespalhamento e permanecer mais tempo na circulação, fazendo uso das vantagens de gases de baixa solubilidade, como os perfl uo-rocarbonos. Esses gases pesados se difundem mais lenta-mente através da cápsula da bolha e possuem solubilidade muito mais baixa no sangue. O Optison (GE Healthcare, Milwaukee) é uma cápsula de albumina preenchida com perfl uoropropano com uma distribuição de tamanhos semelhantes à de seu predecessor, o Albunex, que se encon-tra atualmente aprovado para indicações “cardiológicas” na

UE, Estados Unidos e Canadá (Fig. 3-1, A). O SonoVue (Bracco Imaging SpA, Milão) utiliza hexafl uoretano de enxofre em um encapsulamento fosfolipídico e encontra-se disponível para indicações “cardiológicas e radiológicas” na UE, China e outros países. O Defi nity (Lantheus Medical Imaging, Billerica, Mass) consiste em uma microbolha de perfl uoropropano revestida por um encapsulamento bilipí-dico fl exível, o qual também demonstrou um aumento na estabilidade e grandes realces com baixas doses15 (Fig. 3-1, B).O Defi nity se encontra atualmente aprovado para utili-zação em “cardiologia e ra dio logia” no Canadá, na Austra-lásia e em vários países das Américas Central e do Sul, e para cardiologia nos Estados Unidos. Sonazoid (Daiichi Sankyo, Tokyo) consiste em uma bolha de perfl uorobutano em uma cápsula de lipí dio,16 encontrando-se atualmente aprovado para aplicações radiológicas no Japão.

Embora sejam pequenas, essas bolhas são grandes em com paração com as moléculas e partículas utilizadas como agentes de contraste de TC e RM. Os agentes de contraste para essas modalidades são sufi cientemente pequenos para poderem se difundir através do endotélio fenestrado dos vasos sanguíneos para o interstício. Assim sendo, as imagens de raios X e de RM com contraste frequentemente mostram uma fase parenquimal de realce, que é utilizada para a identifi cação de estruturas vasculares hiperpermeáveis, como as envolvidas na angiogênese tumoral.17 As microbolhas, por outro lado, possuem tamanho comparável ao de uma hemácia, de forma que elas vão aonde uma hemácia vai (Fig. 3-2) e, mais importante, não vão aonde uma hemácia não vai. As microbolhas constituem o primeiro agente de contraste “intravenoso” puro em radiologia clínica.

A B 5 µm

FIGURA 3-1. Agentes de contraste para ultrassom. A, Bolhas de perfl uoropropano com uma cápsula de proteína (Optison), vista aqui contra um fundo de hemácias. B, Microbolhas com encapsulamento lipídico do gás perfl uoropropano (Defi nity) visualizadas em microscopia de campo escuro.

56 PARTE I ■ Física

Agentes de Contraste de Captação Seletiva

Um agente sanguíneo ideal deve apresentar o mesmo fl uxo dinâmico que o sangue, que também deve ser responsável por sua metabolização. Agentes como Defi nity, SonoVue e Optison não são geralmente detectados fora do sistema vascular e, portanto, chegam perto desse ideal. Entretanto, as

preparações de contraste podem ser desenvolvidas de forma a proporcionar realce ultrassonográfi co tanto durante seu metabolismo quanto durante sua permanência na circula-ção. Suspensões coloidais de gotículas como perfl uorocar-bonos18 e agentes microbolhas com certas propriedades de encapsulamento16,19,20 são captadas pelo sistema reticuloen-dotelial (SRE), de onde são fi nalmente excretadas. No SRE, elas podem proporcionar contraste de dentro do parên-quima do fígado, demarcando a distribuição das células de Kupffer.21 Agentes como Levovist e Sonazoid fornecem o realce “tardio” no parênquima do fígado e baço depois de descartado pelo sistema vascular22, permitindo a detecção de lesões pobres em células Kupffer, como o câncer.23,24 Outras estratégias para captação mais específi ca e obtenção de imagens-alvo serão discutidas adiante.

NECESSIDADE DE IMAGEM ESPECÍFICA PARA BOLHAS Uma dose típica de agente de contraste de ultrassom é da ordem de dezenas de microlitros (µl) de suspensão de bolhas por quilograma (kg) de peso corporal, de forma que uma dose completa deverá estar na ordem de 0,1 a 1,0 mililitro (mL). A Figura 3-3 mostra o realce do eco proveniente do sangue arterial sistêmico após uma injeção venosa periférica de um agente de segunda geração. Observa-se um pico na primeira passagem, seguido por recirculação e eliminação do contraste durante os minutos seguintes. Infundindo-se as bolhas através de solução salina, pode-se obter também um realce uniforme com duração de até 20 minutos.25 O pequeno volume de gás perfl uorocarbono se dissolve na corrente sanguínea e é fi nalmente excretado pelos pulmões e fígado. A quantidade restante de material de revestimento é reduzida a elementos biocompatíveis que, no caso de agentes comuns, já estão presentes no sangue.26

0

5

10

15

20

25

30

35

–25

Pot

ênci

a em

dB

(re

lativ

a à

linha

de

base

)

Tempo em segundos

10 µl/kg20 µl/kg40 µl/kg100 µl/kg200 µl/kg

0 25 50 75 100 125 150 175 200 225 250 275 300

FIGURA 3-2. As bolhas são relativamente grandes como agentes de contraste e permanecem dentro da circulação sanguínea. A microscopia intravital das bolhas de perfl uoropropano (Defi nity) marcadas com material fl uorescente mostram as mesmas dentro dos capilares, sendo transportadas de forma similar às hemácias que estão próximas (setas). (Cortesia de J Lindner, Oregon Health Sciences.)

FIGURA 3-3. Fluxo arterial realçado por contraste. Real ce de eco proveniente de san -gue arterial após bolo intravenoso de Optison em doses crescentes. O pico do realce é de 30 dB, corres-pondendo a um aumento de 1.000 vezes na potência do eco. Observe que o aumento da dose por um fator de 10 não tem o mesmo efei- to no pico de realce. Em vez disso, é o tempo de saída do contraste que é aumentado.

CAPÍTULO 3 ■ Agentes de Contraste para Ultrassom 57

Um dos maiores objetivos diagnósticos com o uso de agentes de contraste ultrassonográfi co em órgãos sólidos é a detecção de fl uxo no nível de perfusão — ou seja, arte-riolar e capilar. O pico de realce na Figura 3-3 é de cerca de 30 dB, correspondente a um aumento de 1.000 vezes na potência do eco de ultrassom proveniente do sangue. Em -bora isso possa parecer expressivo, não ajuda necessaria-mente o ultrassom a obter imagem da perfusão. Os ecos provenientes do sangue associados a tal fl uxo, como nos sinusoides hepáticos, ocorrem no meio dos ecos das estru-turas sólidas do parênquima do fígado circunjacentes, os quais normalmente são até mesmo mais fortes que os ecos do sangue realçados com contraste. Quando podem ser vistos em uma imagem sem realce, os vasos sanguíneos correspondem a ecos de amplitudes muito baixas, de forma que o agente de realce do eco atua, na verdade, dimi-nuindo o contraste entre o sangue e os tecidos circunjacen-tes, fazendo com que o lúmen do vaso sanguíneo seja menos visível. Portanto, para a visualização de fl uxo em pequenos vasos do fígado, um agente de contraste é utilizado para (1) realçar o eco proveniente do sangue a um nível substancial-mente maior que o tecido circundante, ou (2) pode ser usado em conjunto com um método para suprimir ecos provenientes de estruturas que não conduzem contraste.

O Doppler oferece um método que distingue com suces- so os ecos do sangue daqueles provenientes dos tecidos. Pensava-se originalmente que as microbolhas seriam utili-zadas como um agente “realçador de eco”, possibilitando revelar a perfusão.27 Entretanto, o Doppler se baseia na velocidade relativamente alta de movimentação do sangue comparada à dos tecidos circunjacentes. Essa distinção permite o uso de um alto fi ltro de passagem (ou de parede dos vasos) para separar sinais Doppler causados pelo fl uxo de sangue daqueles causados pelo movimento do tecido. Isto é válido para fl uxos em vasos grandes, mas não funciona para fl uxos no nível do parênquima, onde o tecido está se movendo na mesma velocidade ou até mesmo mais rápido que o sangue que o perfunde. Neste caso, o desvio em fre-quência Doppler do tecido sólido em movimento é compa-rável ou maior que o do sangue em movimento. Como o fi ltro de parede não pode ser utilizado sem eliminar simul-taneamente ambos, os ecos do sangue e os do tecido, o uso do Doppler sob estas circunstâncias torna-se inviável em função das refl exões de alta amplitude vindas do tecido em movimento: o artefato fl ash no Doppler colorido ou o

artefato thump no Doppler espectral.28 Apesar de algumas publicações úteis defenderem posições contrárias, essas limi-tações fundamentais signifi cam que imagens de fl uxo real do parênquima não podem ser obtidas com Doppler em frequências clínicas, com ou sem o uso de agentes de con-traste intravenoso29 (Fig. 3-1).

Como, então, os agentes de contraste deveriam ser utili-zados para proporcionar uma melhor visualização de peque-nas estruturas perfundidas dentro dos tecidos? Certamente um método capaz de identifi car o eco de um agente de contraste e suprimir os ecos dos tecidos sólidos proporcio-naria tanto um método de “subtração” em tempo real para imagens de modo-B com realce por contraste, quanto uma forma de suprimir sinais Doppler indesejáveis sem o uso de fi ltros dependentes de velocidade nos modos espectral e colorido. As imagens de contraste específi co, frequente-mente denominadas imagens não lineares, têm contri-buído com tal método, assim fornecendo os meios para a detecção de fl uxo em pequenos vasos.

O Comportamento das Bolhas e a Pressão Incidente

A chave para se compreender os modos de obtenção de imagem específi cos ao contraste e seu sucesso no uso clínico reside na particular interação entre as microbolhas usadas como agentes de contraste e o processo adotado para obten-ção da imagem. O entendimento e o controle dessas inte-rações são fundamentais em todos os métodos de imagens que utilizam algum tipo específi co de contraste. Ao contrá-rio dos tecidos, a forma com que o espalhamento ultrassô-nico das microbolhas ocorre vai depender da amplitude da onda ultrassônica a que são expostas. Como resultado, ocorrem três regimes de comportamento das bolhas, resul-tando em três tipos de ecos (Tabela 3-2).

Os regimes dependem sobretudo da intensidade ou, mais precisamente, do pico de pressão negativa do campo acús-tico incidente produzido pelo equipamento de ultrasso -nografi a. Em se tratando de baixa pressão incidente (correspondendo à baixa transmissão de potência pelo equi-pamento), os agentes produzem um realce linear do re -troespalhamento, que aumenta os ecos provenientes do san gue. Esse é o comportamento originalmente pretendido pelos fabricantes de agentes de contraste. Com o aumento da intensidade transmitida pelo equipamento de ultrasso-

TABELA 3-2. TRÊS SITUAÇÕES DE COMPORTAMENTO ACÚSTICO DO AGENTE PERFLUOROCARBONO GÁS/ENCAPSULADO EM LIPÍDIO NO CAMPO DE ULTRASSOM

PRESSÃO DE PICO (APROX.)

ÍNDICE MECÂNICO (IM) (A 2 MHZ)

COMPORTAMENTODA BOLHA

COMPORTAMENTO ACÚSTICO APLICAÇÃO

<100 kPa <0,07 Oscilação linear Realce de retroespalhamento linear

Realce do sinal Doppler

0,1-0,4 MPa 0,07-0,3 Oscilação não linear Retroespalhamento não linear

Imagem de perfusão em tempo real (baixo IM)

> 0,5 MPa > 0,4 Ruptura Ecos não lineares transitórios Perfusão sincronizada/medida do fl uxo de ruptura-reabastecimento

58 PARTE I ■ Física

nografi a e a pressão negativa incidente sobre as bolhas atin-gindo valores entre 50 e 100 quilopascal (kPa), que ainda está abaixo dos valores utilizados na maioria dos aparelhos diagnósticos, o retroespalhamento dos agentes de contraste começa a apresentar características não lineares, como a emissão de harmônicas. A detecção dessas componentes harmônicas constitui a base dos modos de imagens que utilizam algum tipo específi co de controle, tais como har-mônicas, inversão de pulso e Doppler. Quando a pressão de pico atinge e supera cerca de 300 kPa, ou 0,3 megapascal (MPa), e se aproxima do nível emitido por um sistema de imagem de ultrassom típico em uma obtenção de imagem modo-B convencional, as bolhas produzirão um eco forte, mas breve, à medida que forem rompidas pelo feixe de ultrassom. Esse comportamento constitui a base da forma mais comum de se quantifi car a perfusão.

Na prática, devido aos diferentes tamanhos observados em uma realística população de bolhas,30 assim como o efeito adicional da frequência, as fronteiras entre estes três tipos de comportamento não são precisas e variam entre os diferentes tipos de bolhas, pois o comportamento de cada um está intimamente relacionado às propriedades do gás e do encapsulamento utilizados.31

O Índice Mecânico

Por questões não relacionadas ao uso de agentes de con-traste, os equipamentos de ultrassonografi a comercializados nos Estados Unidos estão sujeitos a regulamentações da Food and Drug Administration (FDA), que exige que o valor estimado da pico de pressão negativa normalizada à qual o tecido se encontra exposto seja indicado na tela do equipamento. Certamente, essa pressão muda dependendo do tecido por onde se propaga, bem como da amplitude e da geometria do feixe acústico: quanto maior a atenuação, menor será o pico de pressão no tecido. Não há como o equipamento “saber” qual tipo de tecido está tendo sua imagem formada, de forma que foi defi nido um índice que representa a pressão ultrassônica aproximada na região focal do feixe acústico à qual a média dos tecidos seria exposta.

O índice mecânico (IM) é defi nido como o pico de pressão de rarefação (ou seja, negativo) dividido pela raiz quadrada da frequência ultrassônica. Este valor está relacio-nado com a quantidade de trabalho mecânico realizado na bolha durante meio ciclo de pulso sonoro negativo,32 e acredita-se indicar a propensão do pulso acústico em gerar cavitação no meio. Em sistemas de ultrassom de uso clínico, o IM varia geralmente entre 0,05 a 2,0. Embora um único valor seja indicado em cada imagem, na prática, o IM real varia ao longo da imagem. Na ausência de atenuação, o IM torna-se máximo na região focal do feixe acústico. A atenua-ção faz com que este máximo seja deslocado na direção do transdutor. Além disso, em função da difi culdade de se cal-cular o IM, que nada mais é que uma estimativa da quanti-dade real dentro do corpo, os valores indicados por diferentes equipamentos não são quantitativamente comparáveis. Assim, por exemplo, uma maior ruptura de bolhas pode ser observada em um equipamento com IM igual a 0,5 do que com outro equipamento com IM igual a 0,6, ambos em um mesmo paciente. Por esta razão, as recomendações de ajuste

para um exame específi co indicadas por um fabricante não se aplicam a outros equipamentos. Entretanto, o IM é a indicação mais importante para o operador sobre o com-portamento esperado das bolhas do agente de contraste. Portanto, ele é normalmente incorporado aos pré-ajustes iniciais para o modo de imagem de contraste no equipa-mento, e o ajuste de “potência de emissão” fi gura no painel de controle do operador.

RETROESPALHAMENTO NÃO LINEAR: IMAGEM HARMÔNICA O comportamento das bolhas em um campo acústico ofe -rece duas evidências importantes. Em primeiro lugar, como mostrado na Figura 3-4, os níveis de realce dos ecos são mui- to maiores do que se esperaria de tão poucos espalhadores deste tamanho no sangue. Em segundo lugar, investigações sobre as características acústicas dos primeiros agentes33 revelaram picos no espectro de atenuação e espalhamento que dependem tanto da frequência ultrassônica quanto do tamanho das microbolhas. Esta evidência sugere que as bolhas entram em ressonância na presença do campo ultrassônico. Quando a onda ultrassônica (que se alterna entre instantes de compressão e de rarefação) se propaga através das bolhas, estas sofrem mudanças periódicas de seus raios em sintonia com as oscilações do pulso incidente. De forma semelhante às vibrações de uma corda de um instru-mento musical, estas oscilações ocorrem em uma frequência natural de oscilação ou de ressonância na qual elas vão tanto absorver quanto espalhar ondas ultrassônicas com uma efi -ciência peculiarmente alta. Considerando-se a oscilação linear de uma bolha de ar na água, uma teoria simples1,2 pode predizer a frequência de ressonância de oscilação radial de uma bolha de 3 µm de diâmetro (o tamanho médio típico de microbolhas usadas como agentes de contraste transpul-monares): aproximadamente em 3 MHz, que é a frequência central dos pulsos normalmente utilizados em exames de

ÍNDICE MECÂNICO (IM) EM IMAGENS DE ULTRASSOM

• Defi nido por :

IMP

fneg=

onde Pneg corresponde ao pico de pressão ultrassônica negativa em MPa, e f é a frequência ultrassônica em MHz.

• Refl ete a pressão negativa normalizada à qual um alvo, tal como a bolha, é exposto em um campo de ultrassom.

• É defi nido para o foco do feixe ultrassônico. • Varia com a profundidade da imagem (diminui

com o aumento da profundidade). • Varia com a localização lateral na imagem

(diminui nas bordas do setor). • É estimada de forma diferente em sistemas de

diferentes fabricantes.

CAPÍTULO 3 ■ Agentes de Contraste para Ultrassom 59

ultrassonografi a abdominal (Fig. 3-5). Esta coincidência explica o porquê dos agentes de contraste para ultrassom serem tão efi cientes e poderem ser administrados em quan-tidades tão pequenas. Isto também leva à conclusão de que bolhas em ressonância em um campo ultrassônico podem ser induzidas à movimentação não linear, o princípio básico de imagens harmônicas.

Há muito tempo já se sabe34 que, se bolhas são “excita-das” por um campo acústico com ondas de pressão sufi -cientemente altas, o padrão oscilatório das bolhas atinge um ponto onde as expansões e contrações alternadas de suas dimensões não são mais iguais. Lord Rayleigh, cuja teoria acústica original é a base das imagens de ultrassom, fez suas primeiras investigações em 1917, curioso que estava a res-peito do surgimento de ruídos em sua chaleira quando a água fervia.35 A consequência de tal movimentação não linear é que o som emitido pelas bolhas, e detectado pelo transdutor, contém harmônicas, similar a cordas ressonan-tes em instrumentos musicais dependendo de como tocadas com o arco ou com vigor, produzindo um timbre compre-endendo sobretons (termo musical para harmônicas), em oitavas exatas acima do tom da nota fundamental. A origem desse fenômeno é a assimetria que começa a afetar a oscilação das bolhas quando as amplitudes aumentam. À medida que a bolha é comprimida pela onda de pressão ultrassônica, ela

A B

C D

1

1

2

3

4

5

6

7

8

9

10

Frequência (MHz)

Diâ

met

ro d

a bo

lha

(µm

)

2 3 4 5 6 7 8 9 10

FIGURA 3-4. A necessidade de imagem com uso de contraste específi co. A, Imagem convencional de fígado mos-trando uma grande e sólida lesão. B, A administração de contraste aumenta a ecogenicidade do sangue, mas forma artefatos no Doppler devido ao excesso de brilho (borramento) e à movimentação do tecido. C, Imagem com uso de contraste específi co mostrando vasos sanguíneos não visualizados pelo Doppler. D, Iniciando-se o exame com alto IM após uma pausa, observa-se a perfusão da massa e uma área necrótica. A lesão é um carcinoma hepatocelular (Modifi cado de Burns PN, Wilson SR, Hope Simpson D: Pulse inversion imaging of liver blood fl ow: An improved method for characterization of focal masses with microbubble contrast. Invest Radiol 2000; 35: 58-71.)

FIGURA 3-5. A ressonância de microbolhas em um campo de ultrassom diagnóstico. Este gráfi co mostra que a frequência oscilatória de ressonância — ou natural — de uma bolha de ar em um campo ultrassônico depende de seu tamanho. Para um diâmetro de 3,5 µm, o tamanho necessário para um agente de contraste intravenoso injetável, a frequência de resso-nância é de, aproximadamente, 3 MHz.

60 PARTE I ■ Física

começa a endurecer e a resistir a maiores reduções de seu raio. Inversamente, durante a rarefação do pulso ultrassô-nico, a bolha torna-se menos rígida e, portanto, aumenta muito mais de tamanho (Fig. 3-6).

A Figura 3-7 ilustra o espectro de frequência de um eco gerado por uma microbolha após exposição a uma salva de pulsos ultrassônicos de 3 MHz. Este agente em particular é o Optison, embora a maioria dos agentes de contraste se comporte de forma semelhante. A frequência de ultrassom está representada no eixo horizontal, com a amplitude rela-tiva no eixo vertical. Além do eco fundamental em 3 MHz, uma série de ecos é observada em frequências múltiplas inteiras da frequência transmitida, conhecidas como har-mônicas superiores.

Portanto, uma forma simples de se distinguirem bolhas do tecido é excitá-las de forma a gerarem harmônicas e então detectar estas em vez da frequência fundamental pro-veniente do tecido. Os principais fatores para a resposta harmônica de um agente de contraste são a pressão inciden- te do campo ultrassônico, sua frequência, a distribuição do tamanho das bolhas e as propriedades mecânicas do encap-sulamento das mesmas (p. ex., uma cápsula rígida irá amor-tecer as oscilações e atenuar sua resposta não linear).

Imagem Harmônica de Modo-B

Atualmente, a maioria dos equipamentos modernos de ul -tras sonografi a vem com recursos para obtenção de imagens harmônicas,36 tanto para imagens anatômicas quanto Dop- pler. No modo harmônico, o sistema transmite os pul sos em uma frequência normal, mas é sintonizado para captar os ecos que tenham preferencialmente o dobro desta fre-quência, onde se encontram as refl exões provenientes das bolhas. Usualmente, as frequências transmitidas são de 1,5 e 3,0 MHz, enquanto a frequência de recepção é selecio-nada através de uma estratégia de detecção (originalmente, simples fi ltros para faixas de radiofrequência com a frequên-cia central na faixa da segunda harmônica), entre 3 e 6 MHz. O método de imagens harmônicas utiliza os mes mos transdutores utilizados para imagens convencionais e, para a maioria dos sistemas, envolve apenas alterações em seus programas. Tanto os ecos provenientes de tecidos sólidos quanto os das hemácias são suprimidos. Os métodos de obtenção de imagens harmônicas em tempo real para Doppler espectral e Doppler colorido foram também implementados em um grande número de equipamentos disponíveis comercialmente. Certamente, para que os trans-dutores possam operar em uma faixa de frequências tão ampla, é necessário que apresentem uma grande largura de banda. Felizmente, esforços recentes aumentaram a largura de banda dos transdutores em função de sua importância na aquisição de imagens convencionais, de forma que o método de imagens harmônicas não necessita de novos transdutores específi cos e caros.

100

–100

0

0 2 4 6 8 10 12

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Pa)

–4

–2

0

2

4

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–4 –4

4

0

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0 2 4 6 8 10 12

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m)

Tempo (µs)

–20

24

µm

µm µm

–80

–70

–60

–50

–40

–30

–20

–10

0

Fundamental

Harmônicas

0 5 10 15 20 25

Frequência do ultrassom (MHz)

Am

plitu

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B)

FIGURA 3-6. Microbolha em um campo acústico. As bolhas respondem de forma assimétrica às ondas sonoras diagnós-ticas, endurecendo quando comprimidas pelo som (gráfi co supe-rior), permitindo apenas uma pequena variação em seus raios (gráfi co inferior). Durante o período de baixa pressão da onda sonora, a rigidez da bolha diminui e as variações de seus raios podem ser grandes. Esta resposta assimétrica dá origem à produção de componentes harmônicas na onda espalhada.

FIGURA 3-7. Emissão harmônica do Optison. Uma amostra de agente de contraste é insonada em 3 MHz e o eco é analisado pelas frequências que contém. Pode ser visto que o maior pico da energia do eco encontra-se em 3 MHz fundamentais, mas claramente são vistos picos secundários nos espectros em 6, 9, 12, 15 e 18 MHz, assim como picos entre essas harmônicas (conhe-cidos como “ultra-harmônicas”) e abaixo do fundamental (a “sub-harmônica”). A segunda harmônica é cerca de 18 dB menor que o eco principal ou fundamental. A imagem harmônica e o Doppler buscam separar e processar este sinal isoladamente. (De Becher H, Burns PN: Handbook of Contrast Echocardiography. Berlin, 2000, Springer.)

CAPÍTULO 3 ■ Agentes de Contraste para Ultrassom 61

Imagens de Doppler Harmônico Espectral e de Potência

Em imagens harmônicas, os ecos provenientes dos tecidos são reduzidos, mas não eliminados, invertendo o contraste entre os agentes e seu meio (Fig. 3-8). A vantagem deste efeito é a de se aumentar a distinção dos agentes quando os mesmos estão nos vasos sanguíneos, os quais seriam normal-mente escondidos pelos fortes ecos vindos dos tecidos. No Doppler espectral, espera-se que a supressão dos ecos dos tecidos reduza os artefatos de movimento ou do tipo “thump”, comum a todos os equipamentos de ultrassonografi a Dop -pler, que limita a detecção do fl uxo nos vasos em movimento. Medidas feitas in vivo com Doppler espectral mostram que a relação sinal-ruído é aumentada na ordem de 35 dB pela combinação de imagem harmônica e agentes de contraste.37 Aplicações deste método incluem a detecção de fl uxo san-guíneo em pequenos vasos envoltos por tecidos em movi-mento, como os ramos das artérias coronárias.38 Continua, entretanto, a ser uma técnica um tanto especializada.

Em estudos convencionais sobre Doppler colorido utili-zando-se agente de contaste, o sinal de eco aumentado não faz nada para suprimir o ruído “fl ash” proveniente do tecido móvel; mas, em vez disso, acrescenta a ele um artefato de “blooming” de sinais de fl uxo à medida que o receptor é sobrecarregado com o eco realçado proveniente do sangue (Fig. 3-4, C). O Doppler de potência harmônica supera de maneira efi caz esse problema através da supressão de sinal do tecido, revelando melhores detalhes de vasos pe quenos. A junção do método de harmônicas com o Doppler de potên-cia constitui uma forma particularmente efi ciente para detec-ção de fl uxo em pequenos vasos de órgãos abdominais que

podem estar em movimento em função da pulsa ção cardíaca ou respiração (Fig. 3-9). Um estudo comparando o fl uxo com imagens harmônicas de potência usan do-se agentes de contraste e o tamanho de arteríolas obtidas histologicamente nas regiões correspondentes do córtex renal concluiu que o método é capaz de detectar fl uxo em vasos menores que 40 µm de diâmetro, cerca de 10 vezes menor que o limite de resolução da imagem correspondente, mesmo com o órgão movimentando-se com a respiração normal.39 A utilização deste método com o modo de potência no co ração permite a visualização de fl uxo no miocárdio.40,41

Imagem Harmônica de Tecidos

Em imagens de segunda harmônica, o aparelho de ultras-som transmite em uma dada frequência e capta os ecos com o dobro da frequência utilizada na transmissão. A melhoria obtida na detecção do eco das microbolhas ocorre em função do comportamento peculiar de uma bolha de gás na presença do campo de ultrassom. Entretanto, qualquer fonte respon-sável pela emissão de sinais na frequência harmônica e que não seja proveniente das bolhas irá certamente reduzir a efi ciência deste método. Tais sinais indesejáveis podem advir de não linearidades no transdutor ou da eletrônica associada, as quais devem ser efi cazmente tratadas por um bom sistema de imagens harmônicas. Por sua vez, os próprios tecidos podem produzir harmônicas que serão captadas pelo trans-dutor e que surgem durante a propagação da onda acústica nos tecidos. Novamente, isto é causado por uma assimetria: neste caso, o som propaga-se mais rapidamente através do tecido durante a fase de compressão do ciclo (em que o te -cido torna-se mais denso, portanto, mais rígido) que durante

A B CFundamental Harmônica Inversão de Pulso

FIGURA 3-8. Imagem com inversão de pulso. Imagens in vitro de um phantom de um vaso contendo agente de contraste estacionário perfl uorocarbono envolto por material equivalente a tecido (biogel e grafi te). A, Imagem convencional, IM = 0,2. B, A imagem harmônica, IM = 0,2, proporciona um aumento no contraste entre o agente e o tecido. C, Imagem com inversão de pulso, IM = 0,2. Com a supressão de ecos lineares de tecidos estacionários, a imagem com inversão de pulso proporciona um melhor contraste entre o agente e o tecido do que as imagens convencionais e harmônicas. IM, Índice mecânico. (De Becher H, Burns PN. Handbook of contrast echocardiography. Berlin, 2000, Springer.)

62 PARTE I ■ Física

a fase de rarefação do ciclo. Embora muito pequeno, este efeito é sufi ciente para gerar componentes harmônicas subs-tanciais na onda transmitida enquanto esta se propaga até regiões profundas. Portanto, quando a onda de som é espa-lhada por um alvo linear, como o miocárdio, há uma com-ponente harmônica no eco que é detectada juntamente com as harmônicas vindas das bolhas.42 Esta é a razão pela qual tecidos sólidos não são totalmente escuros em imagens har-mônicas típicas. Como efeito resultante, tem-se a redução de contraste entre as bolhas e o tecido, complicando a detecção de perfusão em tecidos.

Harmônicas teciduais, embora sejam entrave às imagens com contraste, não são necessariamente um problema. De fato, uma imagem formada a partir de harmônicas prove-nientes dos tecidos sem a presença de agentes de contraste tem muitas vantagens sobre as imagens convencionais. Isto porque as componentes harmônicas dos tecidos são geradas à medida que o feixe penetra através dos tecidos, em con-traste com os feixes convencionais, que são geradas na super-fície do transdutor.43,44 Os artefatos, geralmente originados nos primeiros poucos centímetros de profundidade dos tecidos, como as reverberações, são reduzidos pelo uso das imagens harmônicas teciduais. Lobos laterais e demais tipos de interferências são também minimizados, fazendo com que as imagens com harmônicas teciduais tornem-se a modali-dade de escolha em várias situações, especialmente durante a visua lização de estruturas preenchidas por líquidos.45

Para estudos com agentes de contraste, no entanto, as harmônicas dos tecidos limitam a visibilidade das bolhas dentro dos mesmos e, por conseguinte, podem ser consi -deradas artefatos. Ao se considerar formas de reduzir esse artefato, o operador deve ter em mente as diferenças entre as componentes harmônicas produzidas pela propagação acús-tica através dos tecidos e aquelas produzidas pelos ecos das bolhas. Em primeiro lugar, as harmônicas de tecidos reque-rem altos picos de pressão, e por isso são apenas evidentes em regiões de alto IM. Usar imagem por contraste com baixo IM, como em geral é o caso, faz com que restem apenas as frequências harmônicas provenientes das bolhas. Em segundo lugar, as harmônicas provenientes dos tecidos em regiões de

alto IM são contínuas e não desvanecem, enquanto as pro-venientes de bolhas para a mesma região são transitórias, desaparecendo conforme as bolhas se rompem.

Imagem com Inversão de Pulso A mais óbvia e, historicamente, a primeira forma de se criar um método de obtenção de imagem que mostre preferen-cialmente os ecos de harmônicas é simplesmente fi ltrando-se o som transmitido para que ele esteja centralizado em uma frequência. O som recebido é então fi ltrado de maneira a que apenas componentes com o dobro da frequência sejam detectados (as harmônicas mais altas, embora presentes no eco, apresentam frequências demasiadamente elevadas para serem detectadas pelo transdutor). Esta é uma imagem co -nhecida como segunda harmônica.

Todavia, esse método de obtenção de imagens apresenta problemas. Primeiramente, um sistema de eco pulsado não pode transmitir somente uma frequência, devendo transmitir um pulso contendo uma faixa de frequências (Fig. 3-10, A).De forma similar, a faixa de frequências recebida deve ser res-trita à faixa da segunda harmônica. Se ocorrer a sobreposi-ção destas duas regiões (Fig. 3-10, B), o fi ltro harmônico irá captar ecos dos tecidos na frequência fundamental, redu-zindo o contraste entre os tecidos e os agentes. Se as duas regiões não se superpuserem, a faixa de frequências (ou largura de banda) dos ecos mostrados será tão estreita que comprometerá a resolução da imagem. Outra limitação da opção pela fi ltragem é que, se o eco recebido é fraco, a região de sobreposição entre as frequências transmitidas e rece-bidas torna-se uma grande parte de todo o sinal recebido (Fig. 3-10, C).

Desta forma, o contraste em imagens harmônicas de -pende de quão forte são os ecos provenientes das bolhas, o que é determinado pela concentração das bolhas e a inten-sidade do pulso de ultrassom incidente. Na prática, este fato leva ao uso de alto IM no modo harmônico, resultando na transitória e irreversível ruptura das bolhas.46 À medida que as bolhas entram no plano de varredura do ultrassom em tempo real, elas dão origem a ecos e logo a seguir desa-parecem. Desta forma, nesta imagem harmônica, vasos que

FIGURA 3-9. Doppler har mô- nico de po tência. A ima gem Doppler do tumor experi mental (carcinoma VX2) de 1 cm de diâ-metro mostra uma clara se paração do sinal sanguíneo realçado pela imagem harmônica es pecífi ca com contraste.

CAPÍTULO 3 ■ Agentes de Contraste para Ultrassom 63

se encontram no plano de varredura não são visualizados como estruturas tubulares contínuas, mas, em vez disto, são visíveis apenas como pontos (Fig. 3-11).

Imagens por inversão de pulso superam o confl ito entre a necessidade de contraste e a de resolução nas imagens harmônicas, proporcionando maior sensibilidade ao permi-tir a utilização de baixas potências incidentes, não destruti-vas, e uma imagem contínua das microbolhas em um órgão como o fígado, por exemplo. O método também se baseia na oscilação assimétrica das bolhas no campo acústico, embora detecte “até” componentes não lineares do eco ao longo de toda a largura de faixa do transdutor.

Na imagem por inversão de pulso (também conhecida como inversão de fase), dois pulsos são enviados ao tecido em uma rápida sucessão. O segundo pulso corresponde a uma imagem em espelho do primeiro (Fig. 3-11); ou seja, ele foi submetido a uma mudança de fase de 180 graus. O equipamento de ultrassonografi a detecta o eco destes dois pulsos consecutivos e calcula a soma de ambos. Para tecidos comuns, que se comportam de maneira linear, a soma dos dois ecos invertidos é simplesmente zero. Para um eco com componentes não lineares como os gerados por bolhas, os ecos gerados por estes dois pulsos não serão imagens em espelho um do outro, em função do comportamento assi-métrico dos raios das bolhas com o tempo. O resultado é que a soma destes dois ecos não é zero. Por esta razão, um sinal proveniente das bolhas é detectado, mas não dos tecidos. Pode ser mostrado matematicamente que a soma destes dois ecos contém componentes harmônicas não linea res do sinal, incluindo a segunda harmônica.47 Uma das vantagens da inversão de pulso em relação ao método de fi ltragem para detecção de componentes harmônicas das bolhas é a eliminação da restrição da largura de banda. Toda a faixa de frequência acústica emitida pelo transdutor pode ser detectada com este método, proporcionando imagens com toda a largura de banda disponível e de alta resolução a partir dos ecos das bolhas.48

Imagens por inversão de pulso proporcionam uma me -lhor supressão de ecos lineares que as imagens harmônicas,

A

B

C

0 fº

2fº Frequência

0 fº

2fº Frequência

0 fº

2fº Frequência

FIGURA 3-10. O compromisso exigido pelas ima -gens harmônicas. A, Em imagens harmônicas, as frequências transmitidas devem restringir-se a uma faixa em torno do eco fundamental, enquanto as frequências recebidas devem se limitar à faixa em torno da segunda harmônica, o que limita a resolução. B, Se as larguras de banda transmitida e recebida são alargadas para se aumentar a resolução, alguns ecos fundamentais do tecido irão se superpor à região da banda de recepção, sendo detectados, reduzindo o contraste entre agente e tecido. C, Quando os ecos harmônicos são fracos em função de baixa concentração de agentes ou de pulsos incidentes de baixa intensidade, esta sobreposição será particularmente larga, e o sinal harmônico pode ser composto em grande parte por ecos dos tecidos.

FIGURA 3-11. Aparência de vasos sanguíneos usan- do-se imagem harmônica de modo-B em um paciente com hemangioma incidental. Observe que os grandes vasos têm aparência pontual à medida que o ultrassom com alto IM rompe as bolhas quando elas entram no plano de varredura. (De Becher H, Burns PN. Handbook of contrast echocardiography. Berlin, 2000, Springer.)

64 PARTE I ■ Física

além de fazerem uso de toda a largura de banda dos trans-dutores, obtendo um aumento na resolução da imagem em relação ao modo com harmônica (Fig. 3-12). Como este método é um modo mais efi ciente de se isolar os ecos das bolhas, mesmo os ecos fracos provenientes de bolhas inso-nadas com intensidades baixas e não destrutivas podem ser detectados. Entretanto, com o aumento do IM, as harmô-nicas dos tecidos misturam-se ao brilho dos mesmos. De fato, a inversão de pulso é atualmente o método preferido em muitos sistemas para imagens de componentes harmô-nicas de tecidos. Uma imagem de contraste com inversão de pulso ótima é obtida, geralmente, com baixo IM. O princípio da inversão de pulso é a base de muitos métodos de imagens, incluindo imagem de contraste coerente e imagem harmônica conjunta.

Imagem Doppler com Inversão de Pulso

Apesar das vantagens oferecidas pelo método de inversão de pulso em relação às imagens com harmônicas para supressão de tecido estacionário em imagens de ultrassom, este método é de alguma forma sensível aos ecos provenientes de tecidos em movimento. A movimentação dos tecidos gera ecos lineares que mudam ligeiramente entre pulsos, de forma que eles não se anulam completamente. Além do mais, em regiões de alto IM, a propagação não linear também con-tribui para o surgimento de ecos com harmônicas nas imagens por inversão de pulso, mesmo em estruturas com espalhamento linear, tal como o parênquima do fígado. Embora os artefatos de movimentos de tecidos possam ser minimizados por meio do uso de curtos intervalos de repe-tição de pulsos, ecos não lineares provenientes dos tecidos podem mascarar os ecos das bolhas, reduzindo a efi ciência do contraste com microbolhas, especialmente quando um alto IM é usado.

Trabalhos recentes buscam contornar estes problemas através da generalização do método de inversão de pulso, chamado inversão de pulso Doppler.47 Esta técnica, também conhecida como imagem com inversão de pulso de potên-cia, combina a habilidade de detecção não linear da imagem

com inversão de pulso com a capacidade de identifi car movi-mentos do Doppler de potência. São feitas as transmissões de múltiplos pulsos com polaridades alternadas e são aplica-das técnicas de processamento do sinal Doppler para dife-renciar entre os ecos provenientes das bolhas e ecos de tecidos em movimentos ou suas componentes harmônicas, como determinado pelo operador. Este método oferece vantagens potenciais de contraste entre os tecidos e os agentes de con-traste e na relação sinal-ruído, apesar da redução da taxa de visualização dos quadros no equipamento de ultrassonogra-fi a. A mais impressionante demonstração da habilidade deste método em detectar harmônicas de ecos muito fracos ocorreu pela primeira vez ao se obter a imagem de perfusão do mio-cárdio em tempo real.49 Através da redução do IM para 0,1 ou valores menores que esse, as bolhas atingem uma condi-ção de estabilidade com oscilação não linear, emitindo con-tinuamente sinais harmônicos. Em função do baixo IM, poucas bolhas são destruídas, de forma que as imagens podem ser obtidas em tempo real. Como este método neces-sita que as bolhas sejam preservadas e em um estado de oscilação não linear, as bolhas preenchidas com gás perfl uo-rocarbono são as mais indicadas.

Imagem por Modulação de Amplitude e de Fase

Ao receber os ecos de uma sequência de inversão de pulsos, o receptor os combina de forma a garantir que a soma dos ecos em “espelho” provenientes dos tecidos seja zero. O que permanece é alguma combinação dos componentes não li neares do eco das bolhas. Variar (ou modular) o pulso de uma transmissão para outra alterando sua fase é apenas uma das muitas estratégias disponíveis. Por exemplo, alteran-do-se a amplitude do pulso em transmissões consecutivas e amplifi cando os ecos para compensar essa ação, os ecos lineares também podem ser cancelados. O que permanece nesse instante, entretanto, não são apenas os componentes uniformes, mas todos os componentes dos ecos não lineares provenientes das bolhas.50 Quais componentes não linea- res são produzidos por uma sequência particular de pulsos pode ser matematicamente determinado, e o modo de ima- gem com contraste específi co pode ser aperfeiçoado para aplicações específi cas.51

Quase todos os sistemas diagnósticos atualmente utilizam alguma forma de processamento de modulação multipulsos em seus modos de imagem específi cos para contraste, conhe-cida como inversão de pulso por modulação de potência (IPMP) e sequência de pulso de contraste (SPC). Enquanto a pressão negativa de pico é mantida baixa (<100 kPa) para que a bolha não seja rompida pelos pulsos, a imagem em tempo real da perfusão pode ser obtida em muitos leitos vasculares de órgãos, incluindo o miocárdio, fígado, rim, pele, próstata e mama, mesmo na presença de movimento tecidual. Como um dos critérios de desempenho que me -lhora a detecção da perfusão é a completa supressão de ruído de fundo, muitas imagens específi cas com contraste apare-cem bem escuras antes da injeção do contraste, difi cultando a varredura do paciente. Sendo assim, o exame de imagem lado a lado, em que uma imagem fundamental de baixo IM simultânea é colocada ao lado da imagem com contraste (ou

FIGURA 3-12. Imagem de inversão de pulso de uma massa hepática na fase arterial, feita em tempo real com baixo IM. Observe que a resolução espacial desta imagem é comparável à da imagem convencional, refl etindo a vantagem de uma imagem de ampla largura de banda para imagens específi cas com contraste.

CAPÍTULO 3 ■ Agentes de Contraste para Ultrassom 65

superposta a ela) (Fig. 3-13), tornou-se o método preferido para a detecção de pequenas lesões ou para guiar equipa-mento de intervenção, como agulhas ou sondas de abla ção, cujos ecos são visíveis na imagem fundamental, mas supri-midos na imagem com contraste.

A tecnologia para obtenção de imagens em tempo real de baixo IM, específi cas por bolhas em sistemas de ultrassom comerciais, tem se estabilizado durante os últimos anos, mas as aplicações clínicas ainda estão se expandindo, especial-mente nos exames de tumores, que, por sua vez, apresentam novos desafi os para essa metodologia de imagem.

Imagem de Projeção da Intensidade Máxima Temporal

Uma utilidade clínica impactante da obtenção de imagens específi cas por contraste explora a sensibilidade da detecção e exibição de ecos provenientes de bolhas individuais em tempo real. Criando-se o equivalente de uma fotografi a com “obturador aberto”, em que objetos brilhantes criam trilhas de seu próprio movimento, as bolhas podem ser utilizadas para traçar a morfologia dos microvasos que as contêm. O resultado, conhecido como projeção da intensidade máxima temporal (PIM temporal), pode produzir uma imagem detalhada da morfologia vascular com duração de alguns segundos ou de uma inspiração (Fig. 3-14). Geralmente, o processo PIM se inicia após um disparo que rompe as bo -lhas dentro do plano de varredura. À medida que novas bolhas chegam ao plano, suas trilhas são traçadas em uma imagem que é integrada durante um período selecionado de 100 milissegundos a alguns segundos.52 Essas imagens também podem fornecer informações dinâmicas: por exem- plo, revelar se o padrão de realce arterial de uma lesão he -pática é centrípeto ou centrífugo, cujas implicações estão sob investigação clínica.53

FIGURA 3-13. Imagens lado a lado mostrando (à direi ta) uma imagem convencional com baixo IM em tempo real ao mesmo tempo em que é mostrada uma ima -gem específi ca com con-traste com baixo IM (à esquer da). Essa manobra é par-ticularmente útil para a caracteri-zação de pequenas lesões e para a orientação de equipamento de in -tervenção. O modo de contraste neste caso combina modulação de fase e de amplitude.

1 cm

FIGURA 3-14. Projeção da intensidade máxima tem- poral (PIM). A imagem PIM temporal da vasculatura do fí -gado normal mostra realce acumulado 11 segundos após a chegada do material de contraste ao fígado. A imagem sem precedentes da estrutura vascular até sua ramifi cação de quinta ordem é evi-dente. A região focal sem realce (seta) é um hemangioma de per-fusão lenta. (De Wilson SR, Jang HJ, Kim TK, et al. Real-time temporal maximum-intensity-projection imaging of hepatic lesions with contrast-enhanced sonography. AJR Am J Roentgenol 2008;190: 691-695.)

66 PARTE I ■ Física

RUPTURA TRANSITÓRIA: IMAGEM INTERMITENTE Com o aumento da pressão incidente sobre bolhas resso-nantes, suas oscilações tornam-se mais abruptas, fazendo com que os raios de algumas destas bolhas aumentem cinco vezes ou mais durante a fase de rarefação do pulso acústico incidente. Semelhante a uma boa soprano que pode quebrar uma taça de vinho ao cantar em sua frequência de resso-nância, uma microbolha, se excitada por ondas ultrassônicas de maior amplitude, sustentará a ruptura irreversível de sua cápsula. Uma imagem física do que ocorre exatamente durante o rompimento de uma bolha foi obtida a partir de vídeos realizados com câmeras obtendo 25 milhões de imagens por segundo54,55 (Fig. 3-15). Parece certo, entre-tanto, que o encapsulamento das bolhas desaparece (não instantaneamente, mas durante certo período, dependendo de sua composição), e libera gás livre, que forma um espa-lhador acústico altamente efi caz, formando fortes ecos não lineares por um curto período de tempo. Esse processo foi uma vez incorretamente considerado uma liberação de energia, como um balão explodindo, tendo sido denomi-nado equivocadamente “emissão acústica estimulada”.

A obtenção intermitente de imagens tem dupla utilização. Primeiro, ela representa uma maneira muito sensível de se detectar uma bolha;56 mas, como ela ocasiona a ruptura da bolha, não pode ser realizada continuamente. O reabasteci-mento das bolhas em um típico leito microvascular leva entre 5 e 10 segundos. A técnica de imagem com alto IM a cada poucos segundos para mostrar a perfusão é denominada ima- gem sincronizada ou de “atraso de intervalo”.57 Segundo, a intensidade na qual a região é reabastecida pelas bolhas entre insonações separadas por um intervalo fi xo refl ete a veloci-dade do fl uxo sanguíneo no plano de varredura e proporciona um método único para se medir a perfusão do tecido.

Imagem Sincronizada

Nos estudos iniciais de aquisição de imagens com harmô-nicas, foi descoberto que, ao se pressionar o botão “conge-lar” de um equipamento de ultrassom por alguns momentos, inter rompendo a aquisição das imagens de ultrassom duran- te um estudo com agentes de contraste, pode-se aumentar a efi cácia de um agente de contraste. Este efeito é tão dra-mático que ele foi responsável pela primeira imagem ultras-sonográfi ca de perfusão do miocárdio usando imagem harmônica.58 Isto resulta da capacidade do campo de ultras-

som de romper o encapsulamento e destruir as bolhas, caso o seu pico de pressão seja sufi cientemente alto.46 Com a destruição da bolha, ela libera energia criando um eco tran-sitório de alta amplitude, rico em componentes harmônicas. Este processo é também erroneamente denominado de “emis- são acústica estimulada”. A natureza transitória deste eco pode ser usada para sua detecção. Um método simples é a subtração da imagem de ruptura das bolhas de uma imagem de referência obtida antes ou (mais comumente) imediata-mente após a insonação. Tal método requer pós-proces-samento das imagens ultrassônicas, juntamente com um algoritmo capaz de alinhar as imagens de ultrassom antes da subtração, sendo apenas útil em raras situações.57

Doppler de Potência com Harmônica Intermitente para Detecção de Bolhas

O Doppler de potência foi desenvolvido como uma maneira de se detectar a movimentação de alvos como hemácias em um vaso. Ele funciona através de um método simples de subtração pulso a pulso,59 no qual dois ou mais pulsos são enviados sucessivamente ao longo da mesma linha de var-redura da imagem. Pares de sequências de ecos recebidas são comparadas para cada linha. Se eles são idênticos, nada é mostrado, mas se há diferença (devido aos movimentos do tecido entre os pulsos), uma cor é visualizada, cuja saturação está relacionada à amplitude do eco que sofreu alteração. Embora este método não se destine à detecção de ruptura de bolhas, ele mostra-se ideal para imagens de “ruptura de bolhas” que tenham alto IM. O primeiro pulso recebe um eco da bolha, enquanto o segundo não recebe nenhum, de forma que a comparação entre eles leva a um sinal forte. O Doppler de potência pode ser visto como um procedimento de subtração linha por linha dos ecos de radiofrequência detectados pelo transdutor. O interessante é que a imagem por inversão de pulso — é o método mais comum para baixo IM — torna-se equivalente ao Doppler de potência se o IM for alto e ocorrer destruição das bolhas. A Figura 3-16 mostra claramente que, se o eco do segundo pulso está ausente (porque a bolha não existe mais), a soma dos ecos das duas bolhas é a mesma que a diferença entre elas, que é o que é medido pelo Doppler de potência. O fato de que o segundo pulso é invertido não faz diferença para uma bolha que desapareceu! Assim sendo, com alto IM, o Dop- pler de potência ou o Doppler de inversão de pulsos tor-nam-se um método sensível para a detecção de bolhas, estando elas em movimento ou não.

5 µm

FIGURA 3-15. Fragmentação de agente de contraste. Esses fotogramas foram capturados por 50 nanosegundos com uma câmera de alta velocidade por pesquisadores da Universidade da Califórnia, Davis. A bolha é acusticamente excitada por um pulso ultrassônico de 2,4 MHz, com um pico de pressão negativa de 1,1 MPa (IM ~0,7). O diâmetro inicial da bolha é de 3 µm e esta se fragmenta durante a compressão após uma expansão inicial. Os fragmentos resultantes da bolha não são vistos após a sonifi cação, pois se encontram completa-mente dissolvidos ou abaixo da resolução óptica. (De Becher H, Burns PN. Handbook of contrast echocardiography. Berlin, 2000, Springer.)

CAPÍTULO 3 ■ Agentes de Contraste para Ultrassom 67

Esse método tem sido incorporado a modos ultrassono-gráfi cos especifi camente adaptados para detectar a distribui-ção das bolhas captadas nas células de Kupffer na fase pós-vascular de agentes como Levovist e Sonazoid. O trans-dutor faz uma varredura lenta pelo fígado minutos após o agente ter saído do sistema vascular; quando isso ocorre, os pulsos com alto IM rompem as bolhas locais e são detecta-dos na imagem. A Figura 3-17 mostra uma imagem em que um defeito de captação do fígado representa uma região pobre em células de Kupffer devido a um colangiocarci-noma. Os modos ultrassonográfi cos preferidos para este método são a inversão de pulso — que tem a vantagem de gerar imagens de alta resolução, mas a desvantagem da presença de fortes harmônicas dos tecidos no plano de fundo — ou modos de Doppler de potência, tais como angio de potência com harmônicas ou imagem de detecção do agente (IDA). Vários sistemas oferecem um modo de “obser-vação” de baixo IM que pode ser utilizado para se fornecer uma imagem com contraste específi co ou fundamental do fígado durante a varredura que, quando combinada com o modo de contraste de alto IM, pode ser útil para se manter o plano de varredura alinhado com a região de interesse.

Obtenção de Imagens por Ruptura-Reabastecimento: Medindo a PerfusãoRompendo-se as bolhas e monitorando-se o reabastecimento para uma região do tecido, o ultrassom por contraste oferece um método único, não invasivo e válido60 para a medida da perfusão microvascular. No método de ruptura-reabasteci-mento,61 as microbolhas são infundidas em velocidade cons-tante até que se atinja um realce permanente em todo o sistema vascular. As bolhas são a seguir rompidas por um dis- paro de alto IM, que as remove do plano de varredura (Fig.

3-18). Imediatamente, novas bolhas começam a surgir, a uma velocidade relacionada à velocidade do fl uxo local, que pode ser extraída de um modelo físico desse processo.62

Uma importante aplicação dessa medida é a avaliação da resposta de tumores e outros órgãos a terapias que têm a vasculatura como objetivo. Na terapia de câncer, muitas novas estratégias de tratamento têm sido propostas, cujo alvo é a proliferação da vasculatura de um tumor em desen-volvimento, incluindo medicamentos especifi camente desig-nados para inibir a própria transformação angiogênica.63

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1)

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PULSO INCIDENTE

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t

t t

FIGURA 3-16. O princípio bá -sico da imagem com inver-são de pulso. Um pulso acústico é transmitido em direção ao corpo e ecos tanto do agente quanto do tecido são captados. Um segundo pulso, que é uma cópia invertida do primeiro, é transmitido na mesma direção, e os dois ecos resultantes do primeiro e do segundo pulsos são somados. Os ecos lineares provenientes do tecido serão cópias invertidas um do outro e serão cancelados durante a soma. Os ecos das microbolhas são cópias distorcidas um do outro, de forma que as compo-nentes não lineares de cada um destes ecos serão reforçadas durante a adição dos sinais, resultando em um forte sinal harmônico.

FIGURA 3-17. Doppler de potência com alto IM uti- lizado para detectar bolhas de Levovist por rompi-mento durante sua fase pós-vascular no fígado. As bolhas são detectadas dentro das células de Kupffer. O defeito de sinal em torno do hilo hepático é um colangiocarcinoma que não foi detec-tado na imagem pré-contraste.

68 PARTE I ■ Física

A

B

t = –1 s (realçado)

t = 0 s (disparo)

FIGURA 3-18. Exame de imagem por ruptura-reabastecimento para quantifi cação de fl uxo sanguíneo. Paciente com carcinoma de células renais está se submetendo a tratamento antiangiogênico. A sequência de imagens de contraste lado a lado (à direita, imagem convencional; à esquerda, simultâneo ultrassom com realce por contraste) de um grande carcinoma de células renais é realizada durante uma infusão intravenosa constante do agente Defi nity. A, Tempo (t) = −1 segundo; o tumor é realçado. B, Tempo = 0 segundo; um breve disparo de alto IM rompe as bolhas dentro do plano de varredura.

CAPÍTULO 3 ■ Agentes de Contraste para Ultrassom 69

C

D

t = 1 s após o disparo

t = 4 s após o disparo

FIGURA 3-18, cont. C, Tempo = 1 segundo; novas bolhas começam a aparecer no plano de varredura. D, E, e F, Tempo = 4, 8, e 18 segundos, respectivamente, após o disparo; o plano de varredura está reabastecido.

Continua

70 PARTE I ■ Física

E

F

t = 8 s após o disparo

t = 18 s após o disparo

FIGURA 3-18, cont.

CAPÍTULO 3 ■ Agentes de Contraste para Ultrassom 71

Esses agentes antiangiogênicos ou rompedores de vascula-tura possuem o efeito de reduzir a circulação do tumor e inibir o crescimento do mesmo. Eles não matam células can-cerosas; portanto, o tumor geralmente responde sem dimi-nuir de tamanho, o que torna necessário um teste funcional para se determinar a resposta do medicamento. A experiên-cia adquirida até hoje sugere que o ultrassom dinâmico realçado por contraste, com suas vantagens de apresentar alta sensibilidade, portabilidade e de ser um puro investiga-dor intravascular, é um forte candidato para essa função.64-68

RESUMO DE IMAGEM ESPECÍFICA PARA BOLHAForam defi nidos três regimes de comportamento das bolhas na presença de um campo acústico, dependendo da ampli-tude e frequência do feixe de ultrassom transmitido (Tabela 3-2). Na prática, essa exposição é melhor monitorizada por meio do índice mecânico mostrado na tela do equipamento de ultrassonografi a. Com o IM em níveis muito baixos, as bolhas se comportam como simples, mas poderosos, agentes de realce dos ecos. Este regime mostra-se mais útil para o realce com Doppler espectral, mas é raramente usado nos órgãos abdominais. Com intensidades ligeiramente mais elevadas (no limite inferior da faixa utilizada para diagnós-tico), as bolhas passam a emitir componentes harmônicas a partir do momento em que entram em oscilação não linear. Esses ecos não lineares podem ser detectados pelos métodos de imagem específi cos de contraste, que geralmente depen-dem de sequências de pulsos modulados de baixo IM em

fase e/ou amplitude. A obtenção de imagem por inversão de pulso é um exemplo desse método. Finalmente, ajus-tando o equipamento de ultrassom para operar em alta intensidade, comparável à usada na varredura convencional, pode-se romper deliberadamente as bolhas, gerando ecos fortes e transitórios. A detecção destes ecos com o Doppler de potência com harmônica é uma das maneiras mais sen-síveis de se obter imagens com concentrações muito baixas de bolhas, mas ao custo da destruição das mesmas. Em função dos longos períodos de reabastecimento do fl uxo de tecido, torna-se necessária a utilização de imagens intermi-tentes durante intervalos (nos quais as imagens com alto IM são congeladas).

CONSIDERAÇÕES SOBRE SEGURANÇA E SITUAÇÃO REGULATÓRIAA ultrassonografi a com contraste de microbolhas expõe os pacientes ao ultrassom de forma idêntica à adotada nos exames tradicionais. Entretanto, o uso de pulsos de ultras-som para o rompimento de bolhas situadas em vasos micros-cópicos levanta novos questionamentos sobre seu potencial de dano. Quando uma bolha produz um curto eco asso-ciado à sua destruição, ela libera energia armazenada durante sua exposição ao campo de ultrassom. Esta energia pode danifi car os tecidos adjacentes? Para altos níveis de exposi-ção, é sabido que o ultrassom é responsável por efeitos biológicos nos tecidos, sendo que estes limiares de intensi-dade têm sido extensivamente estudados.69 Estes limiares se alterariam com a presença de bolhas na estrutura vascular?

G

FIGURA 3-18, cont. G, Medida do reabastecimento na região de interesse de um registro em vídeo de um caso similar por meio de software de análise (Q-Lab, Philips Ultrasound, Bothell, Wash). Quanto maior for a inclinação, maior será a velocidade do fl uxo; quanto maior for a assíntota, maior será o volume vascular. A imagem por ruptura-reabastecimento permite a quantifi cação na mudança fl uxotu-moral e o volume vascular total.

72 PARTE I ■ Física

Embora os níveis de segurança para o uso de agentes de contraste para ultrassom, categorizados como medicamen-tos, tenham sido estabelecidos de modo a satisfazer os mais severos requerimentos das autoridades regulatórias de diver-sos países, há muito a se aprender sobre a interação entre o ultrassom e os tecidos na presença de bolhas.

A mais extrema destas interações é conhecida como cavitação inercial, referindo-se à rápida formação, cresci-mento e colapso de uma cavidade gasosa em um fl uido em resposta à exposição ultrassônica. Este efeito foi estudado intensamente desde antes do desenvolvimento de micro-bolhas para uso como agentes de contraste.70 De fato, a maior parte dos modelos matemáticos usados para descre-ver as microbolhas de contraste foi originalmente desen-volvida para descrição da cavitação.71 Quando ondas sonoras de intensidade sufi ciente viajam através de um fl uido, o meio-ciclo de rarefação da onda acústica pode partir o fl uido, criando cavidades esféricas no interior do líquido. O rápido colapso subsequente destas cavidades durante o meio-ciclo de compressão da onda acústica pode concentrar grandes quantidade de energia em um pequeno volume, aumentando a temperatura no centro do colapso a milhares de Kelvins, formando radicais livres e mesmo emitindo radiação eletromagnética.72

A preocupação em torno dos efeitos biológicos potenciais induzidos pela cavitação no ultrassom diagnóstico levou a muitos estudos experimentais que avaliaram se a presença de microbolhas pode dar início à cavitação, potencializando efeitos biológicos.73-78 Esse trabalho foi revisado por Ter Haar79 e duas vezes pela World Federation for Ultrasound in Medicine and Biology (Federação Mundial de Ultrassom em Medicina e Biologia).80,81 Embora o estudo tenha mos-trado evidências de que a adição de agentes de contraste no sangue diminui o limite para a cavitação e efeitos biológicos relacionados (p. ex., hemólise, destruição de plaquetas), nenhum efeito biológico signifi cativo foi relatado em con-dições comparáveis às concentrações de bolhas e à exposição ao ultrassom de um exame clínico realizado com baixo IM. Entretanto, continua prudente praticar a extensão do prin-cípio de exposição ALARA (as low as reasonably achieva-ble — tão baixo quanto possível) para ultrassom com contraste. O exame de ultrassom com contraste deve expor o paciente ao menor IM, ao menor tempo total de expo-sição acústica, à menor dose de agente de contraste e à maior frequência de ultrassom, consistentes com a obten-ção adequada de informação diagnóstica.

Enquanto isso, pelo menos 3 milhões de injeções de contraste por microbolhas para diagnóstico clínico foram realizados no mundo inteiro. Essas injeções são muito bem toleradas e apresentam um excelente registro de segurança, com uma pesquisa de mercado posterior sugerindo que a causa predominante de casos adversos severos consiste em reações anafi lactoides, com um índice de ocorrência de 1 em 7.000 casos, tanto para as esferas de Perfl utren, aprova-das para indicações cardíacas nos Estados Unidos,82 quanto para as microesferas de hexafl uoreto de enxofre, aprovadas na Europa.83 Esse índice é comparável ao da maioria dos analgésicos e antibióticos, e é mais baixo do que o de outros agentes de contraste, como os utilizados nos exames de TC.84 Um estudo realizado em 2006 com mais de 23.000

injeções de agente de contraste por microbolhas para exames abdominais na Europa não acusou nenhuma morte, tendo ocorrido dois casos de eventos adversos sérios, resultando em um índice de ocorrência de eventos adversos sérios da ordem de 1:10.000.83

Embora atualmente não haja indicação radiológica apro-vada pela FDA nos Estados Unidos, existe uma larga expe-riência com contraste para ultrassom nos laboratórios de ecocardiologia. Em 2008, Kusnetsky et al.85 avaliaram mais de 18.671 pacientes hospitalizados submetidos a ecocardio-grafi a em situação aguda em um único centro de saúde nos Estados Unidos, sem o registro de efeitos sobre a mortali-dade pelo uso de contraste nesse grupo.85 Em 2008, Main et al.86 analisaram dados obtidos de registros de 4.300.966 pacientes consecutivos que haviam se submetido a ecocar-diografi a transtorácica em repouso durante a hospitalização; 58.254 desses pacientes receberam o agente de contraste Defi nity. Não houve diferença na mortalidade aguda entre os grupos, mas a análise multivariada revelou que, nos pacientes submetidos a ecocardiografi a, os que receberam o agente de contraste tiveram uma probabilidade 24% menor de morrer nas 24 horas seguintes do que os que não rece-beram contraste. Contudo, após a ocorrência de quatro mortes em pacientes com doença cardíaca aguda, os órgãos americanos atualmente recomendam cautela com o uso de agentes com microbolhas em pacientes com comprometi-mento cardiopulmonar severo.87-89

Pelo menos um agente de contraste está sendo atualmente desenvolvido clinicamente nos Estados Unidos buscando a aprovação inicial da FDA para indicação “radiológica”.

FUTURO DA TECNOLOGIA DE MICROBOLHASO desenvolvimento da tecnologia de microbolhas provavel-mente é o foco em pelo menos duas áreas principais. Pri-meiro, o potencial para as informações funcionais fornecidas pelas bolhas é aumentado pelo direcionamento ativo a um processo celular ou molecular específi co. Desta forma, a bo - lha se fi xa às células que revestem os vasos sanguíneos (células endoteliais) que estão envolvidas em um processo patológico, como infl amação (na aterosclerose)90 ou proliferação (no câncer).91 Isso é obtido através da fi xação de ligantes à super-fície do revestimento lipídico, como um peptídeo ou um anticorpo.92 Já foi demonstrado que anticorpos para fatores como VCAM, um marcador infl amatório, e para o receptor VEGF 2, um marcador de proliferação vascular, fazem as bolhas efetivamente “grudarem” de forma seletiva na super-fície endotelial.93 (Fig. 3-19). Isso forma uma imagem mole-cular com aplicações potenciais para identifi cação do alvo e para avaliação da efi cácia de novas terapias.94

Na segunda aplicação, as bolhas são utilizadas como potencializadores da própria terapia. As bolhas podem se concentrar e diminuir o limiar de dano térmico em tecidos em tratamento com ultrassom focalizado de alta intensidade (HIFU). Também podem ter o efeito de abrir ou tornar as camadas endoteliais permeáveis até mesmo na barreira he -matoencefálica.95 Isso pode permitir que medicamentos atra-vessem para o interior de determinada região do tecido

CAPÍTULO 3 ■ Agentes de Contraste para Ultrassom 73

selecionado pelo feixe de ultrassom. Os medicamentos podem circular na corrente sanguínea ou ser incorporados às próprias bolhas. Neste caso, o DNA de plasmídio, que não sobrevive no sangue, pode ser transportado na cápsula da bolha e liberado por rompimento acústico.96 A oscilação do gás livre próximo à membrana da célula a torna permeável e permite a entrada do DNA na célula. Tanto as células endo-teliais quanto os miócitos têm sido transferidos com sucesso nessa nova forma potencial de terapia genética.97 Finalmente, a própria barreira do endotélio pode ser superada através da injeção de nanogotículas, precursoras dos agentes de con-traste gasosos, permitindo sua difusão para o interstício e, em seguida, utilizar-se energia acústica externa para ativá-las em gases corporais, que são tanto atingíveis como detectá-veis98 e podem ser usadas para melhorar a terapia.99

O uso de bolhas como sondas moleculares e celulares, sua capacidade de atingir alvos como meio de detecção e trans-porte de medicamentos e genes, e seu uso como potenciali-zadores focais de terapias minimamente invasivas, são todas aplicações em seu início. Os próximos anos provavelmente presenciarão uma união sem precedentes dos exames de ultras-som com uma série única de combinações injetáveis que transportarão uma modalidade de imagem que já é versátil para a linha de frente da interface entre diagnóstico e terapia.

CONCLUSÃO Os agentes de contraste para ultrassom são seguros, efi cazes e bem tolerados pelos pacientes. Diferentemente dos agentes de contraste utilizados nas demais modalidades de imagens, as microbolhas são modifi cadas pelo processo adotado na

obtenção de sua imagem. O entendimento do comporta-mento das bolhas enquanto expostas à varredura do feixe de ultrassom é a chave para se obter um exame de ultrassom com contraste efi caz. A escolha apropriada do método es -pecífi co de contraste baseia-se no comportamento do agente e nas necessidades do exame. O índice mecânico (IM) é o principal determinante da resposta das bolhas de contraste ao ultrassom. Imagens harmônicas de baixo IM e com múltiplos pul sos oferecem um método, em tempo real, de imagem modo-B com contraste específi co para obter imagens de per-fusão utilizando agentes de perfl uorocarbono aprovados para uso clínico em muitos países. Os desenvolvimentos futuros oferecem uma perspectiva intrigante em relação à obtenção de imagens moleculares e celulares como agentes potenciali-zadores de de terminadas terapias e no transporte de medica-mentos e genes, todos com uso de ultrassom e mi crobolhas.

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A B

FIGURA 3-19. Imagem de ultrassom molecular de um receptor com microbolhas marcadas. Imagens (40 MHz) de tumor subdérmico originário de células de melanoma humano em um camundongo após injeção de microbolhas marcadas direcionadas contra o receptor 2 do fator de crescimento endotelial vascular (VEGF-R2). A, As bolhas em circulação deixaram o sistema vascular; aquelas que são visualizadas estão aderidas ao receptor-alvo. É observado sinal específi co proveniente das microbolhas na forma de um revestimento verde. B, Após a ruptura, os ecos das bolhas desaparecem. A diferença no sinal das bolhas entre essas duas imagens quantifi ca a adesão do marcador ao receptor-alvo. A unidade de escala é o milímetro. (De Rychak JJ, Graba J, Cheung AM, et al. Microultrasound molecular imaging of vascular endothelial growth factor receptor 2 in a mouse model of tumor angiogenesis. Mol Imaging 2007;6:289-296.)

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