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¿CÓMO SE REALIZAN LAS PRUEBAS DE NEUROIMAGEN Y QUÉ PUEDEN DECIRNOS?
Las películas planas del cráneo siguen el mismo principio que los rayos X estándar de otros sistemas de órganos (una sola fuente de radiación y un solo sensor o película), pero tienen una utilidad limitada. Las imágenes de TC (Figura 1) se crean mediante la adquisición en serie de rayos X en un plano axial giratorio. Al igual que con los rayos X, los diferentes tejidos corporales tienen propiedades de atenuación específicas con las imágenes de TC; esto hace que el agua, la grasa, los huesos y otros tipos de tejidos aparezcan de manera diferente en la película o en el sensor digital. Cuanto mayor sea la atenuación, más claro aparecerá el material en la tomografía computarizada. Debido a que los escáneres de TC miden rayos X en serie en un plano axial, las imágenes de TC se presentan típicamente en cortes axiales (con una resolución típica en el plano de menos de 1 mm). Aunque los algoritmos de reconstrucción computacional pueden presentar imágenes de TC en un plano sagital o coronal, dicha manipulación de datos pierde resolución espacial y detalle.1
Tomografía Computarizada (TC) de Cabeza Sin Contraste
Tomografía computarizada de cabeza obtenida en el curso de la evaluación de la sala de emergencias. Se leyó que este escáner cerebral estaba dentro de los límites normales. En retrospectiva, se puede utilizar la resonancia magnética ponderada en T2 para guiar la búsqueda e identificar un área de hipoattenuación muy leve en el lóbulo frontal derecho correspondiente al tumor.
La tecnología CT se puede mejorar mediante el uso de un material de contraste. Los agentes de contraste para TC son radiopacos y tienen una alta atenuación de rayos X; aparecen de color blanco en las imágenes de TC. El contraste generalmente se inyecta por vía intravenosa para permitir la obtención de imágenes de estructuras vasculares (por ejemplo, angiografía por TC) o lesiones que interrumpen la barrera hematoencefálica (por ejemplo, secundarias a inflamación, hemorragias, ciertos tumores). Los agentes de contraste para TC pueden ser iónicos o no iónicos, aunque las aplicaciones actuales de neuroimagen se basan casi exclusivamente en el uso de contrastes no iónicos porque tienen un mejor perfil de seguridad.2
Las técnicas de RMN no utilizan radiación; en su lugar, se utilizan las propiedades magnéticas de los iones de hidrógeno en el cuerpo. Un paciente que se encuentra dentro del escáner de resonancia magnética está bajo la influencia de un imán fuerte en aplicaciones clínicas estándar, generalmente de 1,5 o 3 Tesla. Esta fuerza magnética alinea una proporción significativa de los átomos de hidrógeno del cuerpo en la dirección del campo magnético. Luego se aplica un breve pulso de radiofrecuencia para desplazar y desalinear los vectores de los átomos de hidrógeno. Sin embargo, después de que el pulso termina, los átomos de hidrógeno vuelven a su posición original alineada mediante un proceso llamado relajación de protones que libera energía. Durante el transcurso de un escaneo, se aplican múltiples pulsos de radiofrecuencia (secuencia de pulsos), y las bobinas del receptor electromagnético miden la energía emitida por los protones.3 Variables diferentes determinan el proceso de relajación de protones, que es responsable del tipo de señal que emite cada átomo de hidrógeno. Dos factores principales son relevantes para el clínico: el entorno donde se encuentra el átomo de hidrógeno y la secuencia de impulsos aplicada.
Durante el proceso de realineación (relajación de protones), los átomos emiten energía, pero esto varía en función del entorno físico y químico del átomo. Por lo tanto, los protones enviarán diferentes señales dependiendo del tipo de tejido en el que se encuentren (por ejemplo, hueso, materia gris, materia blanca, líquido cefalorraquídeo ). Además del tipo de tejido, los parámetros de la secuencia de pulso de RMN también determinarán las propiedades de las imágenes vistas. El mecanismo de relajación de protones tiene 2 constantes de tiempo: T1 y T2. Estas constantes reflejan mecanismos físicos relacionados pero independientes del proceso de relajación de protones: T1 explica la relajación hacia el plano original alineado con el campo magnético, y T2 explica la relajación fuera del plano forzada por el pulso de radiofrecuencia. Los componentes de relajación T1 y T2 se pueden manipular para forzar a los protones a realinearse de manera que maximicen los tiempos de T1 o T2.4 Estos diferentes protocolos de RMN cambian el proceso de relajación de protones y la señal que se emite; por lo tanto, se forman diferentes tipos de imágenes que resaltan características específicas de la estructura del tejido. Las imágenes ponderadas en T1 (Figura 2A) se presentan con una materia gris más oscura que la materia blanca (aspecto que refleja el tejido) y con LCR de aspecto oscuro. Estas imágenes son ideales para visualizar la estructura normal del cerebro, así como la atrofia patológica, las displasias corticales y la esclerosis. Las imágenes T2 (Figura 3A) muestran un patrón opuesto a los escaneos ponderados en T1, con materia gris más clara que la materia blanca (opuesta al tejido) y con LCR brillante. Estas imágenes son más sensibles a procesos patológicos como cambios vasculares (incluidos los insultos microvasculares crónicos), desmielinización, inflamación general y edema.1
Imagen de Resonancia Magnética (RM) T1 Antes (A) y Después (B) Inyección de Contraste de Gadolinio A
En esta imagen de RM ponderada en T1 (A) se muestra la anatomía en gran detalle, y el tumor como una lesión heterogénea y ligeramente hipointensa. Tenga en cuenta que, en comparación con las secuencias T2, T1 ofrece una menor sensibilidad de detección para esta lesión. Después de la inyección de contraste de gadolinio, la imagen posterior al contraste (B) no muestra realce de gadolinio, lo que sugiere una barrera hematoencefálica intacta en este punto.
Secuencias de imágenes de resonancia magnética T2 (A) y T2-FLAIR (B) Una Secuencia de pulsos identifica claramente el tumor frontal derecho como una lesión hiperintensa tanto en el T2 (A) como en el T2-FLAIR (B). Observe la diferencia de contraste entre las 2 imágenes: una vez que la señal hiperintensa de fluido se suprime con FLAIR, la lesión aumenta su contraste.
Abreviatura: FLAIR = recuperación invertida atenuada de fluido.
Las imágenes ponderadas en T1 y T2 se pueden alterar para aumentar su resolución de diagnóstico con protocolos que suprimen fuentes específicas de señal. Por ejemplo, se puede suprimir la señal hiperintensa de LCR en imágenes ponderadas en T2 con la secuencia de recuperación invertida atenuada de fluido o FLAIR (Figura 3B). Por lo tanto, estas imágenes T2 se presentan con materia gris de apariencia clara y con materia blanca más oscura, y ofrecen un alto valor diagnóstico para procesos patológicos (como inflamación, edema o isquemia). Sin embargo, el LCR aparece negro porque su señal hiperintensa suele estar suprimida, lo que aumenta en gran medida el contraste y la visibilidad de las lesiones patológicas, en particular, pero no exclusivamente, en los territorios en contacto con el LCR (por ejemplo, el borde cortical o las regiones periventriculares). Con una estrategia similar, existen diferentes enfoques de RM con supresión de grasa y se utilizan cuando las estructuras que contienen grasa ocultan la visualización de una posible lesión (por ejemplo, grasa perivascular alrededor de un vaso disecado o trombo). Estos enfoques se pueden utilizar con imágenes ponderadas en T1 y T2.La tabla 3 1 proporciona un resumen de la presentación visual de las diferentes secuencias de RMN.
Cuadro 1.
la Apariencia Visual de la Imagen de Resonancia Magnética (Secuencias T1, T2, T2 FLAIR)
| Secuencia | Materia Gris | la Materia Blanca | el Líquido Cefalorraquídeo |
| T1 | gris Oscuro (hipointensa) | gris claro (hipertensión) | Negro |
| T2 | gris claro (hipertensión) | gris Oscuro (hipointensa) | Blanco |
| T2 FLAIR | gris claro (hipertensión) | gris Oscuro (hipointensa) | Negro |
Abreviatura: FLAIR = líquido atenuada invertida de recuperación.
las imágenes ponderadas de Difusión (DWI) es un tipo distinto de adquisición de resonancia magnética método que mide los movimientos de las moléculas de agua en el cerebro. Una molécula de agua en un vaso de agua tiene cinética isotrópica, es decir, se difunde libremente en todas las direcciones posibles. Las moléculas de agua en el cerebro no se difunden al azar; su movimiento está limitado por las restricciones de la anatomía cerebral y la estructura histológica. La imagen ponderada por difusión es capaz de medir la difusividad del agua en cada voxel definido (o elemento de volumen) en el cerebro, y cuanto más anisotropía (es decir, difusividad limitada), más hiperintensa aparece el voxel. Este enfoque se ha utilizado para mapear la anatomía estructural de los tractos de materia blanca con imágenes tensóricas difusas. Esta herramienta no invasiva es de gran importancia para el estudio científico de la anatomía humana in vivo, pero la imagen tensórica difusa también tiene aplicaciones clínicas crecientes, particularmente en la planificación neuroquirúrgica.
Más comúnmente, el DWI se usa para diagnosticar una serie de condiciones patológicas en las que las moléculas de agua se presentan con disminución de la difusividad. La aplicación más común y clínicamente relevante es la de diagnosticar accidentes cerebrovasculares isquémicos agudos. La falta de oxígeno causa lesiones citotóxicas en las células de la región afectada, lo que induce hinchazón y edema. En estas condiciones, la anisotropía aumenta debido al aumento de la densidad de las moléculas (lo que hace que los vóxeles parezcan más brillantes en el DWI dentro de la primera hora después de un accidente cerebrovascular isquémico agudo). Otros procesos patológicos (como abscesos, tumores hipercelulares o excitotoxicidad) también presentan limitaciones a la difusividad del agua debido al aumento de la densidad de la estructura del tejido y se pueden identificar como lesiones hiperintensas en exploraciones de DWI.1,3
Las exploraciones de DWI son sensibles no solo a los cambios en la anisotropía, sino también a los mecanismos de relajación T1 y T2. Por lo tanto, los cambios de señal T1 y T2 también pueden verse en los mapas de DWI y podrían identificarse erróneamente como cambios en la anisotropía. Este fenómeno es de gran relevancia a la hora de diferenciar los accidentes cerebrovasculares agudos y crónicos. Para evitar la identificación errónea, las imágenes de DWI siempre se comparan con imágenes cuantitativas del coeficiente de difusión, conocidas como mapas de coeficiente de difusión aparente. Es decir, los escaneos de DWI tienen un valor diagnóstico limitado si se analizan independientemente de las imágenes de coeficiente de difusión aparente, y siempre se deben comparar los 2 escaneos. La verdadera reducción de la difusividad, derivada de cualquier proceso fisiopatológico, siempre se presentará como vóxeles hiperintensos en DWI y vóxeles hipointensos en escaneos de coeficiente de difusión aparente. Si no se observa este patrón, es probable que el mecanismo que impulsa el efecto sea diferente del aumento de la anisotropía. Un ejemplo bien conocido, T2-shine through, ocurre en accidentes cerebrovasculares isquémicos crónicos. Estas lesiones se presentan con hiperintensidad T2 y también pueden aparecer como hiperintensidad en el DWI, pero con señales normales o más comúnmente hiperintensas en mapas de coeficiente de difusión aparente. Si uno mirara la imagen de DWI de forma aislada, la lesión podría confundirse con un accidente cerebrovascular agudo, y el paciente podría recibir terapia trombolítica. Pero, si uno mira todas las imágenes juntas, se podría concluir que los cambios en la señal T2 del ictus antiguo «brillan» a través de la exploración de DWI y se pueden observar como lesiones hiperintensas tanto en los mapas de DWI como en el coeficiente de difusión aparente, que no pueden reflejar el aumento de la anisotropía.4
El gadolinio es el material de contraste para IRM más utilizado debido a sus propiedades paramagnéticas. Al igual que los agentes de contraste para las imágenes por TC, el gadolinio se inyecta por vía intravenosa y se usa para detectar o descartar lesiones que rompen la barrera hematoencefálica. La angiografía por RMN de la cabeza no utiliza medios de contraste como se usa en la angiografía por TC, sino que, en cambio, las secuencias de pulso de RMN específicas permiten la visualización no invasiva de la vasculatura.1 La angiografía por RMN de cuello puede utilizar gadolinio o la misma secuencia de pulso utilizada para la angiografía por RMN de cabeza.1
La RMN funcional (IRMF) es una modalidad de imagen que, hasta hace poco, se había utilizado exclusivamente como herramienta de investigación; sin embargo, ahora se ha desarrollado para ciertas aplicaciones clínicas limitadas, pero en crecimiento (Figura 4). A diferencia de las modalidades de resonancia magnética mencionadas anteriormente, la IRMF está optimizada para medir la función (no la estructura) de las áreas y circuitos cerebrales. Sus secuencias de pulso de resonancia magnética están diseñadas para detectar la relación entre oxihemoglobina y desoxihemoglobina. Cuando un área cerebral aumenta su actividad, por ejemplo, en el contexto de una determinada tarea, también aumenta sus necesidades metabólicas y de oxigenación. En este contexto, 2 fenómenos ocurren en paralelo. Primero, debido a que se usa más oxígeno, más oxihemoglobina se convierte en desoxihemoglobina, y la cantidad absoluta de desoxihemoglobina aumenta. En segundo lugar, debido a que se necesita más oxígeno, se activa un mecanismo neurovascular acoplado que induce una vasodilatación local dependiente de la actividad que aumenta el flujo regional de sangre con oxihemoglobina. La suma de los 2 procesos induce un aumento absoluto y relativo de la oxihemoglobina que se correlaciona con el aumento de la actividad cerebral. Por lo tanto, la IRMF puede detectar cambios en el flujo sanguíneo regional y la concentración de oxihemoglobina de forma dinámica, y a través de estas medidas, refleja cambios en la actividad cerebral con buena resolución espacial.6
Imagen de Resonancia Magnética Funcional Que muestra las tareas de Pulsación de dedos (A) y Apretamiento de manos (B) A
Se seleccionaron dos imágenes en diferentes planos para ilustrar la activación de las tareas de pulsación de dedos (corte axial) y apretamiento de manos (corte coronal). Observe el tumor en el giro precentral derecho. La activación para esta tarea motora izquierda es atípica: principalmente en el giro precentral izquierdo (ipsilateral al movimiento y contralesional). También se observa activación en el área motora suplementaria (frontal medial).
La espectroscopia de resonancia magnética es una aplicación basada en resonancia magnética que se utiliza para medir las propiedades de relajación de enlaces químicos específicos más allá de los átomos de hidrógeno. A diferencia de los métodos anteriores, no mide todo el cerebro, sino que selecciona una región predefinida y mide las concentraciones relativas de ciertos elementos químicos o moléculas. Por lo tanto, la espectroscopia de resonancia magnética no se utiliza para medir la estructura o función del cerebro, sino su composición química. El método es ampliamente utilizado en la investigación, pero está encontrando poco a poco su lugar en el entorno clínico para la detección de tumores, focos epilépticos, lesiones vasculares o áreas de desmielinización.7
La tomografía por emisión de positrones (TEP) es una técnica de diagnóstico de medicina nuclear que se utiliza para obtener exploraciones cerebrales funcionales, similar a la IRMF y diferente de las exploraciones por TC y RMN estándar que proporcionan información estructural. La técnica PET se puede usar para medir 3 variables primarias: flujo sanguíneo regional, cambios metabólicos y dinámica de neurotransmisores. Se están desarrollando nuevos enfoques experimentales para identificar mecanismos biológicos más sofisticados, como la síntesis de proteínas, los sistemas de segundos mensajeros y la expresión génica.8 A diferencia de la IRMF, que también es una modalidad funcional de neuroimagen, la PET requiere la inyección de una sustancia radiactiva o radiofármaco que se distribuirá selectivamente en el cerebro (y en todos los demás órganos), mientras emite energía en forma de fotones γ. La captación, distribución y lavado regional de estos fotones se puede cuantificar utilizando las bobinas de receptores especiales presentes en el escáner, y la información computada se puede utilizar para obtener imágenes tomográficas del cerebro que identifican la variable neurobiológica de interés (por ejemplo, flujo sanguíneo, absorción de glucosa, densidad de receptores de dopamina).La tomografía por emisión de positrones requiere isótopos emisores de positrones de elementos químicos llamados nucleidos radiactivos. Los nucleidos se crean en un ciclotrón mediante la adición de cargas positivas al núcleo de elementos químicos que se encuentran comúnmente en moléculas orgánicas, como el 11-carbono (11C), el 15-oxígeno (15O), el 18-flúor (18F) y el 13-nitrógeno (13N). Con estos nucleidos, se pueden crear radiofármacos, que son moléculas de importancia biológica que transportan 1 de estos elementos radiactivos y, por lo tanto, emiten energía radiactiva (fotones γ). Dado que el nucleido tiene un exceso de protones, libera una partícula con carga positiva (un positrón) para volver a un estado más estable. Este positrón choca con los electrones cargados negativamente que rodean el núcleo, y, como consecuencia de esta colisión (un evento de aniquilación), se crean 2 fotones γ. Estos 2 fotones γ se propulsan en direcciones opuestas (180°) entre sí después de la colisión hasta que llegan a los detectores de la cámara PET. Los detectores de la cámara de PET que se encuentran opuestos entre sí se conectan y sincronizan en un circuito de coincidencia, de modo que cuando ambos reciben un fotón γ dentro de una ventana de tiempo dada, se puede identificar como el resultado de un evento de aniquilación que ocurrió en un punto específico dentro del vector que conecta los 2 detectores. Los algoritmos de reconstrucción de imágenes pueden identificar la posición exacta donde ocurrió la colisión e ilustrarla en la imagen tomográfica del cerebro.
La naturaleza y el diseño químico del radiofármaco son los que determinan la función biológica que se puede medir. Para medir el flujo sanguíneo, se puede elegir 15O que tiene una vida media corta (aproximadamente 2 minutos) y se puede usar para crear moléculas de agua radiactiva (H215O) que se inyectan por vía intravenosa. También se puede usar 15O para crear dióxido de carbono radiactivo (C15O2), que se puede inhalar. Para medir la actividad metabólica, se puede crear y etiquetar radioactivamente un compuesto que las células confundirán con glucosa (18F-fluorodeoxiglucosa o 18F-FDG). La FDG se absorberá y fosforilará en las células al igual que la glucosa, pero no se procesará más en las vías metabólicas y, por lo tanto, permanecerá atrapada en la célula. Es importante destacar que la FDG se absorberá proporcionalmente a las necesidades metabólicas de las células, al igual que la glucosa. Como resultado, las neuronas metabólicamente hiperactivas (como las de un foco ictal) atraparán más compuesto radiactivo, y las neuronas hipoactivas (como las de las áreas de neurodegeneración) emitirán una menor proporción de fotones γ. Estos cambios se reflejarán en los mapas cerebrales.
Los cambios en el flujo sanguíneo regional o en el metabolismo se pueden utilizar como medidas indirectas de la actividad cerebral, que también se pueden medir con modalidades alternativas (como la IRMF). Sin embargo, la aplicación exclusiva de las técnicas de medicina nuclear es la evaluación de la dinámica de los neurotransmisores. Un radiofármaco es un tipo específico de radiofármaco diseñado para tener una gran afinidad por un objetivo de interés y una afinidad mucho menor por todos los demás objetivos, de modo que se eliminará rápidamente del torrente sanguíneo y otras estructuras, pero permanecerá unido (y detectable) al objetivo, generalmente un receptor neurotransmisor. La banda radiológica también debe ser capaz de atravesar la barrera hematoencefálica y estar biológicamente inactiva.8
La tomografía computarizada por emisión de fotón único (SPECT) también es una modalidad de medicina nuclear, pero difiere de la PET en las reacciones físicas y las partículas que se emiten. Los propios nucleidos SPECT (a diferencia de los positrones emitidos) chocarán con electrodos locales para volverse más estables, y esa reacción emitirá un solo fotón (no 2 fotones como en PET). La técnica SPECT tiene peor resolución espacial y sensibilidad que la PET, y esto es más evidente en estructuras profundas en las que la PET es superior. Además, el SPECT es menos versátil, ya que no puede utilizar la rica variedad de nucleidos que permiten al PET medir una amplia gama de procesos biológicos. Sin embargo, SPECT es mucho más barato y generalmente más comúnmente disponible. Los costos más altos del PET son impulsados por diferentes variables, pero más significativamente por la necesidad de tener capacidades de síntesis de ciclotrones y radiofármacos en el sitio (dada la corta vida media de sus productos). Por el contrario, los compuestos SPECT se pueden sintetizar fuera del sitio. Los elementos comúnmente utilizados en SPECT son tecnecio (99 mTc), yodo (123I) o xenón (133Xe). Estos nucleidos se pueden unir a moléculas biológicas para crear radiofármacos SPECT, pero el ajuste es más difícil, ya que el tecnecio, el yodo o el xenón no están presentes de forma natural en los productos bioquímicos comunes.8