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como são efectuados os testes de neuroimagem e o que nos podem dizer?

Plain films of the skull follow the same principle as standard x-rays of other organ systems (a single source of radiation and a single sensor or film), but they have limited utility. Imagens CT (Figura 1) são criadas pela aquisição de raios-x em um plano axial rotativo. Tal como acontece com os raios-x, diferentes tecidos do corpo têm propriedades de atenuação específicas com imagens CT.; isso faz com que a água, gordura, osso e outros tipos de tecido apareçam de forma diferente no filme ou sensor digital. Quanto maior a atenuação, mais leve o material aparecerá na tomografia computadorizada. Como os scanners CT medem raios-x em série em um plano axial, as imagens CT são tipicamente apresentadas em fatias axiais (com uma resolução típica no plano inferior a 1 mm). Embora algoritmos de reconstrução computacional possam apresentar imagens CT em um plano sagital ou coronal, tal manipulação de dados perde resolução espacial e detalhes.Tomografia computadorizada da cabeça (CT) sem Contrasta (CT) antes da CT obtida durante a avaliação das urgências. Este exame cerebral estava dentro dos limites normais. Em retrospecto, pode-se usar o T2-weighted magnetic resonance imaging scan para orientar a busca e identificar uma área de hipoattenuation muito leve no lobo frontal direito correspondente ao tumor.

a tecnologia CT pode ser melhorada pela utilização de um material de contraste. Os agentes de contraste para TC são radiopacos e têm uma atenuação de raios-x elevada; parecem brancas nas imagens da TAC. O contraste é normalmente injectado por via intravenosa para permitir a imagem de estruturas vasculares (por exemplo, angiografia CT) ou lesões que perturbam a barreira hemato-encefálica (por exemplo, secundárias à inflamação, hemorragias, certos tumores). Os agentes de contraste CT podem ser iónicos ou não-iónicos, embora as actuais aplicações de neuroimagem dependam quase exclusivamente do uso de contrastes não-iónicos porque têm um melhor perfil de segurança.2

as técnicas de IRM não utilizam radiação; em vez disso, são utilizadas as propriedades magnéticas dos íons de hidrogénio no corpo. Um paciente dentro do scanner de ressonância magnética está sob a influência de um forte íman em aplicações clínicas padrão, geralmente 1, 5 ou 3 Tesla. Esta força magnética alinha uma proporção significativa dos átomos de hidrogênio do corpo na direção do campo magnético. Um breve pulso de radiofrequência é então aplicado para deslocar e desalinhar os vetores dos átomos de hidrogênio. No entanto, após o fim do pulso, os átomos de hidrogênio retornam à sua posição alinhada original por um processo chamado relaxamento de prótons que libera energia. Durante o curso de uma varredura, múltiplos pulsos de radiofrequência são aplicados (sequência de pulso), e as bobinas de receptor eletromagnético medem a energia emitida pelos prótons.3 variáveis diferentes determinam o processo de relaxamento do próton, que é responsável pelo tipo de sinal que cada átomo de hidrogênio emite. Dois fatores principais são relevantes para o clínico: o meio onde o átomo de hidrogênio é encontrado e a sequência de pulso aplicada.

durante o processo de realinhamento (relaxamento de prótons), os átomos emitem energia, mas isso varia em função do ambiente físico e químico do átomo. Portanto, protões irão enviar sinais diferentes dependendo do tipo de tecido em que são encontrados (por exemplo, osso, matéria cinzenta, matéria branca, líquido cefalorraquidiano ). Além do tipo de tecido, os parâmetros na sequência de impulsos de ressonância magnética também irão determinar as propriedades das imagens vistas. O mecanismo de relaxamento do próton tem 2 constantes de tempo: T1 e T2. Estas constantes refletem mecanismos físicos relacionados, mas independentes, do processo de relaxamento de prótons.: T1 explica o relaxamento em direção ao plano original alinhado com o campo magnético, e T2 explica o relaxamento longe do plano forçado pelo pulso de radiofrequência. Os componentes de relaxamento T1 e T2 podem ser manipulados para forçar prótons a realinharem-se de forma a maximizar as vezes T1 ou T2.4 estes diferentes protocolos de ressonância magnética alteram o processo de relaxamento do próton e o sinal que é emitido; portanto, diferentes tipos de imagens são formados que destacam características específicas da estrutura do tecido. Imagens ponderadas em T1 (figura 2A) presentes com matéria cinzenta mais escura do que a matéria branca (aspecto do tecido reflector) e com LCR com aspecto escuro. Estas imagens são ideais para visualizar a estrutura normal do cérebro, bem como atrofia patológica, displasias corticais e esclerose. As imagens do T2 (figura 3A) mostram um padrão oposto aos scans ponderados pelo T1, com a matéria cinzenta sendo mais leve do que a matéria branca (oposta ao tecido) e com LCR brilhante. Estas imagens são mais sensíveis a processos patológicos como alterações vasculares (incluindo insultos microvasculares crônicos), desmielinização, inflamação geral e edema.1

T1 – e as imagens ponderadas em T2 podem ser alteradas para aumentar a sua resolução de diagnóstico com protocolos que suprimem fontes específicas de sinal. Por exemplo, pode-se suprimir o sinal hiperintenso do LCR em imagens ponderadas pelo T2 com o fluido atenuado de recuperação invertida ou sequência FLAIR (figura 3B). Estas imagens T2, portanto, apresentam matéria cinzenta com aparência clara, e com matéria branca mais escura, e oferecem alto valor de diagnóstico para o processo patológico (como inflamação, edema, ou isquemia). No entanto, o LCR parece negro porque o seu sinal normalmente hiperintenso é suprimido, o que aumenta grandemente o contraste e a visibilidade das lesões patológicas, particularmente, mas não exclusivamente, em territórios em contacto com o LCR (p.ex., jante cortical ou regiões periventriculares). Com uma estratégia semelhante, existem diferentes abordagens de IRM suprimindo gorduras e são usadas quando estruturas contendo gordura estão obscurecendo a visualização de uma lesão potencial (eg, gordura perivascular em torno de um vaso dissecado ou trombos). Estas abordagens podem ser usadas com imagens ponderadas T1 e T2.O 3Table 1 apresenta um resumo da apresentação visual das diferentes sequências de IRM.

imagem ponderada por difusão (DPI) é um tipo distinto de método de aquisição de MRI que mede os movimentos das moléculas de água no cérebro. Uma molécula de água num copo de água tem cinética isotrópica, isto é, difunde-se livremente em todas as direcções possíveis. Moléculas de água no cérebro não se difunde aleatoriamente; seu movimento é limitado pelas restrições da anatomia cerebral e da estrutura histológica. A imagem ponderada pela difusão é capaz de medir a difusividade da água em cada voxel definido (ou elemento volume) no cérebro, e quanto mais anisotropia (ou seja, difusividade Limitada), mais hiperintensa o voxel aparece. This approach has been used to map the structural anatomy of white matter tracts with difuse tensor imaging. Esta ferramenta não invasiva é de grande importância para o estudo científico da anatomia humana in vivo, mas a imagem tensora difusa também tem aplicações clínicas crescentes, particularmente no planejamento neurocirúrgico.

mais comumente, DWI é usado para diagnosticar uma série de condições patológicas em que as moléculas de água apresentam diminuição da difusividade. A aplicação mais comum e clinicamente relevante é a do diagnóstico de acidente vascular cerebral isquémico agudo. A falta de oxigénio Provoca lesões citotóxicas nas células da região afectada, induzindo inchaço e edema. Sob estas condições, a anisotropia aumenta devido ao aumento da densidade das moléculas (fazendo com que voxels pareça mais brilhante em dpi na primeira hora após um acidente vascular cerebral isquêmico agudo). Outros processos patológicos (tais como abcessos, tumores hipercelulares ou excitotoxicidade) também apresentam limitações à difusividade da água devido ao aumento da densidade da estrutura tecidular e podem ser identificados como lesões de hiperintenção em varreduras dpi.1,3

As varreduras por DWI são sensíveis não só a alterações na anisotropia, mas também aos mecanismos de relaxamento T1 e T2. Portanto, as mudanças de sinal T1 e T2 também podem ser vistas em mapas DWI e podem ser erroneamente identificadas como alterações na anisotropia. Este fenômeno é de grande relevância ao diferenciar traços agudos e crônicos. A fim de evitar erros de identificação, as imagens DWI são sempre comparadas com imagens quantitativas do coeficiente de difusão, conhecido como mapas do coeficiente de difusão aparente. Isso quer dizer que as varreduras dpi têm um valor de diagnóstico limitado se analisadas independentemente das imagens do coeficiente de difusão aparente, e é preciso sempre comparar as 2 varreduras. A verdadeira redução da difusividade, decorrente de qualquer processo fisiopatológico, estará sempre presente como voxels hiperintensivos em DWI e voxels hipointensos em varreduras de coeficiente de difusão aparente. Se este padrão não for observado, é provável que o mecanismo que motiva o efeito seja diferente do aumento da anisotropia. Um exemplo bem conhecido, T2-shine through, ocorre em acidentes vasculares isquêmicos crônicos. Estas lesões apresentam hiperintensidade T2 e podem também aparecer como hiperintensidades em dpi, mas com sinais hiperintensivos normais ou mais comumente em mapas de coeficiente de difusão aparente. Se se olhar para a imagem dpi isoladamente, a lesão pode ser confundida com um acidente vascular cerebral agudo, e o paciente pode receber terapia trombolítica. Mas, se se olhar para todas as imagens juntas, pode-se concluir que as mudanças no sinal T2 do antigo traço “brilham através” da varredura dpi e podem ser observadas como lesões hiperintenas em ambos os mapas do dpi e do coeficiente de difusão aparente, que não podem refletir o aumento da anisotropia.4

gadolínio é o material de contraste MRI mais utilizado devido às suas propriedades paramagnéticas. Tal como os agentes de contraste para imagiologia por tomografia computadorizada, o gadolínio é injectado por via intravenosa e utilizado para detectar ou excluir lesões que quebrem a barreira hemato-encefálica. Angiografia da cabeça não usa agentes de contraste como são usados na angiografia CT, mas em vez disso, sequências específicas de pulso de MR permitem a visualização não invasiva da vasculatura.1 Mr angiografia de pescoço pode usar gadolínio ou a mesma sequência de pulso utilizada para angiografia de cabeça.1

RMN funcional (fMRI) é uma modalidade de imagem que, até recentemente, tinha sido usada exclusivamente como ferramenta de pesquisa; no entanto, foi agora desenvolvida para certas aplicações clínicas limitadas, mas em crescimento (Figura 4). Em contraste com as modalidades de IRM acima mencionadas, o fMRI é otimizado para medir a função (não a estrutura) das áreas e circuitos cerebrais. Suas sequências de pulso de ressonância magnética são projetadas para detectar a relação entre oxihemoglobina e deoxihemoglobina. Quando uma área cerebral aumenta sua atividade, por exemplo, no contexto de uma determinada tarefa, ela também aumenta suas necessidades metabólicas e oxigenação. Neste contexto, 2 fenômenos acontecem em paralelo. Em primeiro lugar, porque mais oxigênio é usado, mais oxihemoglobina é transformado em desoxihemoglobina, e a quantidade absoluta de deoxyhemoglobina aumenta. Em segundo lugar, porque mais oxigênio é necessário, um mecanismo neurovascular acoplado é ativado que induz vasodilatação local dependente da atividade que aumenta o fluxo regional de sangue com oxihemoglobina. A soma dos 2 processos induz um aumento absoluto e relativo da oxihemoglobina que se correlaciona com o aumento da atividade cerebral. Portanto, fMRI pode detectar mudanças no fluxo sanguíneo regional e concentração de oxihemoglobina dinamicamente, e através destas medidas, ele reflete mudanças na atividade cerebral com boa resolução espacial.6