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COME VENGONO CONDOTTI I TEST DI NEUROIMAGING E COSA POSSONO DIRCI?
I film semplici del cranio seguono lo stesso principio dei raggi X standard di altri sistemi di organi (una singola fonte di radiazione e un singolo sensore o film), ma hanno un’utilità limitata. Le immagini CT (Figura 1) vengono create acquisendo in serie i raggi X in un piano assiale rotante. Come con i raggi X, diversi tessuti del corpo hanno proprietà di attenuazione specifiche con le immagini CT; ciò rende l’acqua, il grasso, l’osso e altri tipi di tessuto appaiono in modo diverso sulla pellicola o sul sensore digitale. Maggiore è l’attenuazione, più leggero sarà il materiale sulla scansione TC. Poiché gli scanner CT misurano i raggi X seriali in un piano assiale, le immagini CT sono tipicamente presentate in sezioni assiali (con una risoluzione tipica del piano inferiore a 1 mm). Sebbene gli algoritmi di ricostruzione computazionale possano presentare immagini CT in un piano sagittale o coronale, tale manipolazione dei dati perde la risoluzione spaziale e il dettaglio.1
Testa Tomografia computerizzata (CT) Senza Contrasto
Avanti CT ottenuto nel corso della valutazione del pronto soccorso. Questa scansione del cervello è stata letta per essere entro i limiti normali. In retrospettiva, è possibile utilizzare la scansione T2-ponderata risonanza magnetica per guidare la ricerca e identificare un’area di ipoattenuazione molto lieve nel lobo frontale destro corrispondente al tumore.
La tecnologia CT può essere migliorata con l’uso di un materiale di contrasto. Gli agenti di contrasto per CT sono radiopachi e hanno un’elevata attenuazione dei raggi X; appaiono bianchi sulle immagini CT. Il contrasto viene solitamente iniettato per via endovenosa per consentire l’imaging di strutture vascolari (ad esempio, angiografia TC) o lesioni che interrompono la barriera emato-encefalica (ad esempio, secondaria a infiammazione, sanguinamento, alcuni tumori). Gli agenti di contrasto CT possono essere ionici o non ionici, sebbene le attuali applicazioni di neuroimaging si basino quasi esclusivamente sull’uso di contrasti non ionici perché hanno un profilo di sicurezza migliore.2
Le tecniche di risonanza magnetica non utilizzano radiazioni; invece, vengono utilizzate le proprietà magnetiche degli ioni idrogeno nel corpo. Un paziente all’interno dello scanner MRI è sotto l’influenza di un forte magnete in applicazioni cliniche standard, di solito 1,5 o 3 Tesla. Questa forza magnetica allinea una percentuale significativa degli atomi di idrogeno del corpo nella direzione del campo magnetico. Un breve impulso a radiofrequenza viene quindi applicato per spostare e disallineare i vettori degli atomi di idrogeno. Tuttavia, dopo la fine dell’impulso, gli atomi di idrogeno ritornano alla loro posizione allineata originale mediante un processo chiamato rilassamento del protone che rilascia energia. Durante il corso di una scansione, vengono applicati più impulsi a radiofrequenza (sequenza di impulsi) e le bobine del ricevitore elettromagnetico misurano l’energia emessa dai protoni.3 Diverse variabili determinano il processo di rilassamento del protone, che è responsabile del tipo di segnale che ciascun atomo di idrogeno emette. Due fattori principali sono rilevanti per il clinico: l’ambiente in cui si trova l’atomo di idrogeno e la sequenza di impulsi applicata.
Durante il processo di riallineamento (rilassamento dei protoni), gli atomi emettono energia, ma questa varia in funzione dell’ambiente fisico e chimico dell’atomo. Pertanto, i protoni invieranno segnali diversi a seconda del tipo di tessuto in cui si trovano (ad esempio, osso, materia grigia, materia bianca, liquido cerebrospinale ). Oltre al tipo di tessuto, i parametri nella sequenza di impulsi MRI determineranno anche le proprietà delle immagini viste. Il meccanismo di rilassamento del protone ha 2 costanti di tempo: T1 e T2. Queste costanti riflettono meccanismi fisici correlati ma indipendenti del processo di rilassamento dei protoni: T1 spiega il rilassamento verso il piano originale allineato con il campo magnetico e T2 spiega il rilassamento lontano dal piano forzato dall’impulso a radiofrequenza. I componenti di rilassamento T1 e T2 possono essere manipolati per costringere i protoni a riallinearsi in modi che massimizzano i tempi T1 o T2.4 Questi diversi protocolli MRI modificano il processo di rilassamento del protone e il segnale che viene emesso; pertanto, si formano diversi tipi di immagini che evidenziano caratteristiche specifiche della struttura del tessuto. Le immagini ponderate T1 (Figura 2A) sono presenti con la materia grigia più scura della materia bianca (che riflette l’aspetto del tessuto) e con CSF che appare scuro. Queste immagini sono ideali per visualizzare la normale struttura del cervello, così come l’atrofia patologica, displasie corticali, e la sclerosi. Le immagini T2 (Figura 3A) mostrano uno schema opposto alle scansioni ponderate T1, con la materia grigia più chiara della materia bianca (opposta al tessuto) e con CSF brillante. Queste immagini sono più sensibili ai processi patologici come i cambiamenti vascolari (compresi gli insulti microvascolari cronici), la demielinizzazione, l’infiammazione generale e l’edema.1
T1 Immagine di risonanza magnetica (MRI) Prima (A) e dopo (B) Iniezione di contrasto al Gadolinioa
Aquesta immagine MRI ponderata in T1 (A) mostra l’anatomia in grande dettaglio e il tumore come lesione eterogenea e leggermente ipointensa. Si noti che, rispetto alle sequenze T2, T1 offre una sensibilità di rilevamento inferiore per questa lesione. Dopo l’iniezione di contrasto con gadolinio, l’immagine postcontrast (B) non mostra alcun miglioramento del gadolinio, suggerendo una barriera emato-encefalica intatta a questo punto.
T2 (A) e T2-FLAIR (B) Sequenze di immagini a risonanza magneticaa
La sequenza di impulsi identifica chiaramente il tumore frontale destro come lesione iperintensa sia nel T2 (A) che nel T2-FLAIR (B). Si noti la differenza di contrasto tra le 2 immagini: una volta che il segnale iperintenso fluido viene soppresso con FLAIR, la lesione aumenta il suo contrasto.
Abbreviazione: FLAIR = recupero invertito fluido attenuato.
Le immagini T1 e T2 possono essere modificate per aumentare la loro risoluzione diagnostica con protocolli che sopprimono specifiche sorgenti di segnale. Ad esempio, si può sopprimere il segnale iperintenso del CSF nelle immagini ponderate in T2 con il recupero invertito attenuato dal fluido o la sequenza FLAIR (Figura 3B). Queste immagini T2 presentano quindi con materia grigia che appare chiara e con materia bianca più scura e offrono un alto valore diagnostico per il processo patologico (come infiammazione, edema o ischemia). Tuttavia, il CSF appare nero perché il suo segnale di solito iperintenso viene soppresso, e questo aumenta notevolmente il contrasto e la visibilità delle lesioni patologiche, in particolare, ma non esclusivamente, nei territori a contatto con il CSF (ad esempio, bordo corticale o regioni periventricolari). Con una strategia simile, esistono diversi approcci MRI che sopprimono il grasso e vengono utilizzati quando le strutture contenenti grasso oscurano la visualizzazione di una potenziale lesione (ad esempio, grasso perivascolare attorno a un vaso o trombo sezionato). Questi approcci possono essere utilizzati con immagini T1 e T2.3tabella 1 fornisce una sintesi della presentazione visiva delle diverse sequenze di risonanza magnetica.
Tabella 1.
l’Aspetto Visivo di Risonanza Magnetica Sequenze di Immagini (T1, T2, T2 FLAIR)
| Sequenza | Gray Matter | sostanza Bianca | Liquido Cerebrospinale |
| T1 | grigio Scuro (ipointense) | grigio chiaro (hyperintense) | Nero |
| T2 | grigio chiaro (hyperintense) | grigio Scuro (ipointense) | Bianco |
| T2 FLAIR | grigio chiaro (hyperintense) | grigio Scuro (ipointense) | Nero |
Abbreviazione: FLAIR = fluido attenuato invertito il recupero.
L’imaging ponderato per diffusione (DWI) è un tipo distinto di metodo di acquisizione MRI che misura i movimenti delle molecole d’acqua nel cervello. Una molecola d’acqua in un bicchiere d’acqua ha una cinetica isotropica, cioè si diffonde liberamente in tutte le direzioni possibili. Le molecole d’acqua nel cervello non si diffondono in modo casuale; il loro movimento è limitato dai vincoli dell’anatomia cerebrale e della struttura istologica. L’imaging ponderato per diffusione è in grado di misurare la diffusività dell’acqua in ogni voxel definito (o elemento di volume) nel cervello, e più anisotropia (cioè diffusività limitata), più appare il voxel iperintenso. Questo approccio è stato utilizzato per mappare l’anatomia strutturale dei tratti di materia bianca con imaging del tensore diffuso. Questo strumento non invasivo è di grande importanza per lo studio scientifico dell’anatomia umana in vivo, ma l’imaging del tensore diffuso ha anche crescenti applicazioni cliniche, in particolare nella pianificazione neurochirurgica.
Più comunemente, DWI è usato per diagnosticare una serie di condizioni patologiche in cui le molecole d’acqua presentano una ridotta diffusività. L’applicazione più comune e clinicamente rilevante è quella della diagnosi di ictus ischemico acuto. La mancanza di ossigeno provoca lesioni citotossiche alle cellule nella regione interessata, inducendo gonfiore ed edema. In queste condizioni, l’anisotropia aumenta a causa dell’aumentata densità delle molecole (causando che i voxel appaiano più luminosi in DWI entro la prima ora dopo un ictus ischemico acuto). Altri processi patologici (come ascessi, tumori ipercellulari o eccitotossicità) presentano anche limitazioni alla diffusività dell’acqua a causa dell’aumentata densità della struttura tissutale e possono essere identificati come lesioni iperintense nelle scansioni DWI.1,3
Le scansioni DWI sono sensibili non solo ai cambiamenti nell’anisotropia, ma anche ai meccanismi di rilassamento T1 e T2. Pertanto, i cambiamenti del segnale T1 e T2 possono anche essere visti nelle mappe DWI e potrebbero essere erroneamente identificati come cambiamenti nell’anisotropia. Questo fenomeno è di grande rilevanza quando si differenziano gli ictus acuti e cronici. Per evitare errori di identificazione, le immagini DWI vengono sempre confrontate con immagini quantitative del coefficiente di diffusione, note come mappe del coefficiente di diffusione apparente. Vale a dire che le scansioni DWI hanno un valore diagnostico limitato se analizzate indipendentemente dalle immagini del coefficiente di diffusione apparente e si devono sempre confrontare le 2 scansioni. La vera riduzione della diffusività, derivante da qualsiasi processo fisiopatologico, si presenterà sempre come voxel iperintensi in DWI e voxel ipointensi nelle scansioni del coefficiente di diffusione apparente. Se questo schema non viene osservato, è probabile che il meccanismo che guida l’effetto sia diverso dall’aumento dell’anisotropia. Un esempio ben noto, T2-shine through, si verifica in ictus ischemico cronico. Queste lesioni presentano con iperintensità T2 e possono anche apparire come iperintensità in DWI ma con segnali normali o più comunemente iperintensi nelle mappe del coefficiente di diffusione apparente. Se si osservasse l’immagine DWI in modo isolato, la lesione potrebbe essere confusa con un ictus acuto e al paziente potrebbe essere somministrata una terapia trombolitica. Ma, se si guardano tutte le immagini insieme, si potrebbe concludere che i cambiamenti nel segnale T2 dal vecchio tratto “brillano” nella scansione DWI e possono essere osservati come lesioni iperintense sia nel DWI che nelle mappe del coefficiente di diffusione apparente, che non possono riflettere una maggiore anisotropia.4
Il gadolinio è il materiale di contrasto MRI più comunemente usato a causa delle sue proprietà paramagnetiche. Come gli agenti di contrasto per l’imaging TC, il gadolinio viene iniettato per via endovenosa e utilizzato per rilevare o escludere lesioni che rompono la barriera emato-encefalica. MR angiografia della testa non utilizza agenti di contrasto come vengono utilizzati in angiografia CT, ma invece, specifiche sequenze di impulsi MR consentono la visualizzazione non invasiva del sistema vascolare.1 L’angiografia RM del collo può utilizzare gadolinio o la stessa sequenza di impulsi utilizzata per l’angiografia RM della testa.1
La Risonanza magnetica funzionale (fMRI) è una modalità di imaging che, fino a poco tempo fa, era stata utilizzata esclusivamente come strumento di ricerca; tuttavia, ora è stata sviluppata per alcune applicazioni cliniche limitate, ma in crescita, 5 (Figura 4). In contrasto con le modalità MRI sopra menzionate, l’fMRI è ottimizzato per misurare la funzione (non la struttura) delle aree e dei circuiti cerebrali. Le sue sequenze di impulsi MRI sono progettate per rilevare il rapporto tra ossiemoglobina e deossiemoglobina. Quando un’area cerebrale aumenta la sua attività, ad esempio, nel contesto di un determinato compito, aumenta anche le sue esigenze metaboliche e di ossigenazione. In questo contesto, 2 fenomeni avvengono in parallelo. In primo luogo, poiché viene utilizzato più ossigeno, più ossiemoglobina viene trasformata in deossiemoglobina e la quantità assoluta di desossiemoglobina aumenta. In secondo luogo, poiché è necessario più ossigeno, viene attivato un meccanismo neurovascolare accoppiato che induce la vasodilatazione locale dipendente dall’attività che aumenta il flusso regionale di sangue con ossiemoglobina. La sommatoria dei 2 processi induce un aumento assoluto e relativo dell’ossiemoglobina che si correla con l’aumento dell’attività cerebrale. Pertanto, l’fMRI può rilevare dinamicamente i cambiamenti nel flusso sanguigno regionale e nella concentrazione di ossiemoglobina e, attraverso queste misure, riflette i cambiamenti nell’attività cerebrale con una buona risoluzione spaziale.6
Immagine di risonanza magnetica funzionale che mostra le attività di Finger-Tapping (A) e Hand-Clenching (B) A
Sono state selezionate due immagini in piani diversi per illustrare l’attivazione delle attività di finger-tapping (axial slice) e hand-clenching (coronal slice). Nota il tumore sul giro precentrale destro. L’attivazione per questo compito motorio sinistro è atipica: principalmente nel giro precentrale sinistro (ipsilaterale al movimento e contralesionale). Si nota anche l’attivazione nell’area motoria supplementare (frontale mediale).
La spettroscopia a risonanza magnetica è un’applicazione basata sulla risonanza magnetica utilizzata per misurare le proprietà di rilassamento di specifici legami chimici oltre gli atomi di idrogeno. A differenza dei metodi precedenti, non misura l’intero cervello ma seleziona una regione predefinita e misura le concentrazioni relative di determinati elementi chimici o molecole. La spettroscopia di risonanza magnetica non viene quindi utilizzata per misurare la struttura o la funzione del cervello, ma la sua composizione chimica. Il metodo è ampiamente utilizzato nella ricerca, ma sta lentamente trovando il suo posto nel contesto clinico per la rilevazione di tumori, focolai epilettici, lesioni vascolari o aree di demielinizzazione.7
La tomografia ad emissione di positroni (PET) è una tecnica diagnostica di medicina nucleare utilizzata per ottenere scansioni cerebrali funzionali, simili alla fMRI e diverse dalle scansioni TC e RM standard che forniscono informazioni strutturali. La tecnica PET può essere utilizzata per misurare 3 variabili primarie: flusso sanguigno regionale, cambiamenti metabolici e dinamica dei neurotrasmettitori. Nuovi approcci sperimentali sono in fase di sviluppo per identificare meccanismi biologici più sofisticati, come la sintesi proteica, i sistemi di secondo messaggero e l’espressione genica.8 A differenza di fMRI, che è anche una modalità neuroimaging funzionale, PET richiede l’iniezione di una sostanza radioattiva o radiofarmaco che sarà selettivamente distribuito nel cervello (e tutti gli altri organi), mentre emette energia sotto forma di fotoni γ. L’assorbimento regionale, la distribuzione e il washout di questi fotoni possono essere quantificati utilizzando le speciali bobine di recettori presenti nello scanner e le informazioni calcolate possono essere utilizzate per ottenere immagini tomografiche del cervello che identificano la variabile neurobiologica di interesse (ad esempio, flusso sanguigno, assorbimento del glucosio, densità del recettore della dopamina).
La tomografia ad emissione di positroni richiede isotopi emettitori di positroni di elementi chimici chiamati nuclidi radioattivi. I nuclidi vengono creati in un ciclotrone aggiungendo cariche positive al nucleo di elementi chimici che si trovano comunemente nelle molecole organiche, come 11-carbonio (11C), 15-ossigeno (15O), 18-fluoro (18F) e 13-azoto (13N). Con questi nuclidi, si possono quindi creare radiofarmaci, che sono molecole di significato biologico che trasportano 1 di questi elementi radioattivi e quindi emettono energia radioattiva (fotoni γ). Poiché il nuclide ha un eccesso di protoni, rilascia una particella carica positivamente (un positrone) per tornare a uno stato più stabile. Questo positrone si scontra con gli elettroni caricati negativamente che circondano il nucleo e, come conseguenza di questa collisione (un evento di annientamento), vengono creati 2 fotoni γ. Questi 2 fotoni γ sono spinti in direzioni opposte (180°) l’uno dall’altro dopo la collisione fino ad arrivare ai rivelatori nella fotocamera PET. I rivelatori nella telecamera PET che si trovano l’uno di fronte all’altro sono collegati e sincronizzati in un circuito di coincidenza, in modo che quando entrambi ricevono un fotone γ entro una data finestra temporale, può essere identificato come il risultato di un evento di annientamento che si è verificato in un punto specifico all’interno del vettore che collega i 2 rivelatori. Gli algoritmi di ricostruzione delle immagini possono identificare la posizione esatta in cui si è verificata la collisione e illustrarla nell’immagine tomografica del cervello.
La natura e il design chimico del radiofarmaco sono ciò che determina la funzione biologica che può essere misurata. Per misurare il flusso sanguigno, si può scegliere 15O che ha una breve emivita (circa 2 minuti) e può essere utilizzato per creare molecole d’acqua radioattive (H215O) che vengono iniettate per via endovenosa. Si può anche usare 15O per creare anidride carbonica radioattiva (C15O2), che può essere inalata. Per misurare l’attività metabolica, è possibile creare ed etichettare radioattivamente un composto che le cellule confonderanno con il glucosio (18F-fluorodeossiglucosio o 18F-FDG). L’FDG sarà assorbito e fosforilato nelle cellule proprio come il glucosio, ma non sarà ulteriormente elaborato nelle vie metaboliche e quindi rimane intrappolato nella cellula. È importante sottolineare che, FDG sarà assorbito proporzionalmente alle esigenze metaboliche delle cellule, proprio come il glucosio. Di conseguenza, i neuroni iperattivi metabolicamente (come quelli di un focus ictale) intrappoleranno più composti radioattivi e i neuroni ipoattivi (come quelli nelle aree di neurodegenerazione) emetteranno una percentuale inferiore di fotoni γ. Questi cambiamenti si rifletteranno nelle mappe cerebrali.
I cambiamenti nel flusso sanguigno regionale o nel metabolismo possono essere utilizzati come misure indirette dell’attività cerebrale, che possono anche essere misurate con modalità alternative (come l’fMRI). Tuttavia, l’applicazione unica delle tecniche di medicina nucleare è la valutazione delle dinamiche dei neurotrasmettitori. Un radioligando è un tipo specifico di radiofarmaco progettato per avere una grande affinità per un bersaglio di interesse e un’affinità molto più bassa per tutti gli altri bersagli, in modo che venga eliminato rapidamente dal flusso sanguigno e da altre strutture ma rimanga attaccato (e rilevabile) al bersaglio, di solito un recettore neurotrasmettitore. Il radioligando deve anche essere in grado di attraversare la barriera emato-encefalica ed essere biologicamente inattivo.8
La tomografia computerizzata a emissione di fotoni singoli (SPECT) è anche una modalità di medicina nucleare, ma differisce dalla PET nelle reazioni fisiche e nelle particelle emesse. I nuclidi SPECT stessi (al contrario dei positroni emessi) si scontreranno con gli elettrodi locali per diventare più stabili e quella reazione emetterà un singolo fotone (non 2 fotoni come in PET). La tecnica SPECT ha una risoluzione spaziale e una sensibilità peggiori rispetto al PET, e questo è più evidente nelle strutture profonde in cui il PET è superiore. Inoltre, SPECT è meno versatile, in quanto non può utilizzare la ricca varietà di nuclidi che consentono PET la misurazione di una vasta gamma di processi biologici. Tuttavia, SPECT è molto più economico e generalmente più comunemente disponibile. I costi più elevati del PET sono determinati da diverse variabili, ma soprattutto dalla necessità di disporre di un ciclotrone e di capacità di sintesi radiofarmaceutica in loco (data la breve emivita dei suoi prodotti). Al contrario, i composti SPECT possono essere sintetizzati fuori sede. Gli elementi comunemente usati in SPECT sono tecnezio (99 mTc), iodio (123I) o xeno (133Xe). Questi nuclidi possono essere attaccati a molecole biologiche per creare radiofarmaci SPECT, ma l’adattamento è più difficile, poiché tecnezio, iodio o xeno non sono naturalmente presenti nelle sostanze biochimiche comuni.8