Por dentro do ultrassom funcional

Ondas planas e composição coerente

Um equipamento convencional constrói a imagem linha a linha, com feixes focalizados, o que o limita a algumas dezenas de quadros por segundo. A imagem ultrarrápida insonifica todo o campo de uma só vez com uma onda plana não focalizada e reconstrói cada pixel por software (beamforming), a partir dos ecos recebidos em todos os elementos. Uma única transmissão fornece uma imagem completa, porém pobre: sem focalização na transmissão, os lóbulos laterais de cada espalhador distribuem energia por todo o campo.

A composição coerente repete a transmissão em vários ângulos de inclinação e soma as imagens reconstruídas antes da detecção de envelope. O lóbulo principal soma-se em fase entre os ângulos; os lóbulos laterais e o ruído eletrônico, não. Por isso, seu nível relativo cai aproximadamente como 1/√N. O preço é tempo: com frequência de repetição de pulsos (PRF) fixa, N ângulos resultam em uma taxa de quadros compostos de PRF/N.

Observe o cisto anecoico à esquerda da imagem. Com um ângulo, ele se preenche de clutter vindo do speckle vizinho e dos lóbulos laterais em X dos fios brilhantes; com 15 ângulos, aparece quase negro.

Phantom: speckle, seis fios pontuais, um cisto anecoico e uma inclusão hiperecoica. Os lóbulos laterais são modelados com fase dependente do ângulo; PRF fixa em 5,5 kHz.

Separando sangue de tecido

A uma taxa composta próxima de 500 Hz, o equipamento empilha algumas centenas de quadros consecutivos em um conjunto (ensemble). Em cada pixel, o eco é a soma de três sinais: o do tecido, intenso e com movimento lento, acompanhando respiração e pulsação; o do sangue, fraco, mas que se descorrelaciona rapidamente à medida que as hemácias fluem; e o ruído.

Um filtro temporal passa-altas falha quando o fluxo capilar lento e o movimento tecidual compartilham as mesmas frequências. O filtro espaço-temporal por SVD reorganiza o conjunto em uma matriz pixels × tempo e a decompõe. Como o tecido se move de forma coerente em grandes regiões, ele se concentra nas primeiras componentes singulares. O sangue ocupa a porção intermediária do espectro, e o ruído branco, a cauda. Removidas as duas extremidades, a soma da energia restante ao longo do conjunto fornece a imagem de Doppler de potência.

O Doppler de potência é proporcional ao número de espalhadores em movimento no voxel. Trata-se, portanto, de um indicador do volume sanguíneo cerebral, e não de uma medida de velocidade.

Leve o corte de tecido a 0: o mapa se torna uma imagem de speckle do tecido. Acima de 20, os vasos mais lentos começam a desaparecer. Clique em qualquer pixel para ver seus sinais bruto e filtrado.

Fatia coronal simulada de 64 × 48 pixels, 160 quadros a 500 Hz (320 ms). A razão tecido/sangue foi comprimida para visualização; in vivo ela é maior, e a separação, proporcionalmente mais difícil.

Do volume sanguíneo aos mapas de ativação

A atividade neural aumenta o volume sanguíneo local por meio do acoplamento neurovascular, com latência de um a dois segundos e pico alguns segundos após o início. A fUSI acompanha esse processo gerando uma imagem de Doppler de potência a cada 0,4 s, aproximadamente, e comparando o curso temporal de cada pixel com a resposta esperada, isto é, o curso temporal do estímulo convoluído com um núcleo hemodinâmico.

O painel simula a estimulação das vibrissas em um plano coronal que passa pelo campo de barris do córtex somatossensorial primário (S1BF) e pelo núcleo ventral posteromedial do tálamo (VPM). As respostas são contralaterais. Os blocos têm 5 s de estimulação e 25 s de repouso, após uma linha de base de 20 s.

Selecione Simulado (sham). Nenhuma resposta é simulada; portanto, todo pixel acima do limiar é um falso positivo. Reduza o limiar ou aumente o ruído e observe-os surgir; depois, acrescente tentativas.

Variações de pico simuladas: cerca de 17% em S1BF e 9% em VPM. O ruído inclui deriva lenta e uma flutuação fisiológica compartilhada. A anatomia é esquemática, não um atlas.

Microscopia de localização por ultrassom

A resolução do Doppler de potência é limitada pelo comprimento de onda, cerca de 100 µm a 15 MHz. A microscopia de localização por ultrassom (ULM) supera esse limite do mesmo modo que PALM e STORM o fazem na óptica. Microbolhas de gás injetadas por via intravenosa funcionam como fontes pontuais esparsas no interior dos vasos. Desde que duas bolhas estejam mais afastadas que a função de espalhamento do ponto, o centro de cada uma pode ser estimado com precisão muito maior que a largura de sua imagem, da ordem de poucos micrômetros.

A mesma aquisição ultrarrápida e o mesmo filtro SVD isolam as bolhas em movimento do tecido. Cada quadro contribui com algumas localizações, e o pareamento entre quadros sucessivos fornece trajetórias e velocidades. Acumuladas ao longo de dezenas de milhares de quadros, elas desenham a rede microvascular com resolução da ordem de um décimo do comprimento de onda.

O preço é a esparsidade. Poucas bolhas por quadro produzem posições precisas, mas exigem aquisições longas, em geral de minutos, e não de segundos; muitas bolhas se sobrepõem e geram localizações falsas. A ULM funcional leva essa resolução às respostas evocadas por estímulo, à custa de integrar muitas repetições.

Aumente o número de bolhas para 60 e observe as localizações espúrias se espalharem entre os vasos. Compare os dois vasos separados por cerca de 40 µm, no canto inferior esquerdo: distintos no mapa de ULM, fundidos na imagem limitada por difração.

Campo simulado de 1 × 0,75 mm a 1 kHz. Função de espalhamento do ponto de cerca de 100 × 60 µm (FWHM). Localização por máximos locais com ajuste gaussiano de três pontos; rastreamento pelo vizinho mais próximo entre quadros consecutivos.