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23/01/15

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Imagem do Encéfalo

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Thomas P. Naidich, MD Mauricio Castillo, MD Soonmee Cha, MD James G. Smirniotopoulos, MD

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Naidich • Castillo • Cha • Smirniotopoulos

Cha

Imagem do Encéfalo

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Imagem do Encéfalo


Imagem do EncĂŠfalo


Imagem do EncĂŠfalo Editores

Thomas P. Naidich, MD Professor of Radiology and Neurosurgery Irving and Dorothy Regenstreif Research Professor of Neuroscience (Neuroimaging) Director of Neuroradiology Mount Sinai School of Medicine New York, New York

Mauricio Castillo, MD Professor of Radiology Chief and Program Director, Neuroradiology University of North Carolina School of Medicine Chapel Hill, North Carolina

Soonmee Cha, MD Professor of Radiology and Neurological Surgery Program Director, Diagnostic Radiology Residency Attending Neuroradiologist University of California, San Francisco Medical Center San Francisco, California

James G. Smirniotopoulos, MD Chief Editor, MedPixÂŽ Professor of Radiology, Neurology, and Biomedical Informatics Uniformed Services University of the Health Sciences Program Leader, Diagnostics and Imaging Center for Neuroscience and Regenerative Medicine Bethesda, Maryland


© 2015 Elsevier Editora Ltda. Tradução autorizada do idioma inglês da edição publicada por Saunders – 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, fotográficos, gravação ou quaisquer outros. ISBN: 978-85-352-7784-5 ISBN (versão eletrônica): 978-85-352-8278-8 Copyright © 2013 by Saunders, an imprint of Elsevier Inc. This edition of Imaging of the Brain, 1st edition by Thomas P. Naidich, Mauricio Castillo, Soonmee Cha and James G. Smirniotopoulos is published by arrangement with Saunders, Elsevier Inc. ISBN: 978-1-4160-5009-4 Capa Studio Cream Cracker Editoração Eletrônica WM Design Elsevier Editora Ltda. Conhecimento sem Fronteiras Rua Sete de Setembro, 111 – 16o andar 20050-006 – Centro – Rio de Janeiro – RJ Rua Quintana, 753 – 8o andar 04569-011 – Brooklin – São Paulo – SP Serviço de Atendimento ao Cliente 0800 026 53 40 atendimento1@elsevier.com Consulte nosso catálogo completo, os últimos lançamentos e os serviços exclusivos no site www.elsevier.com.br NOTA Como as novas pesquisas e a experiência ampliam o nosso conhecimento, pode haver necessidade de alteração dos métodos de pesquisa, das práticas profissionais 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 profissional. Com relação a qualquer fármaco ou produto farmacêutico especificado, 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 certificar-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 CIP-BRASIL. CATALOGAÇÃO-NA-FONTE SINDICATO NACIONAL DOS EDITORES DE LIVROS, RJ N148i Naidich, Thomas P. Imagem do encéfalo / Thomas P. Naidich et. al. ;tradução Keila Carolina de Ornellas , Tiago Roberta Stella , Fernando Diniz Mundim]. - 1. ed. - Rio de Janeiro : Elsevier, 2015. il. ; 28 cm. Tradução de: Imaging of the brain Inclui índice ISBN 978-85-352-7784-5 1. Encéfalo - Imagem. 2. Diagnóstico por imagem. I. Título. 14-18453 05/12/2014 05/12/2014

CDD: 616.80754 CDU: 616.8-079.43


Revisão Científica e Tradução

REVISÃO CIENTÍFICA Antônio José da Rocha (Coordenador) Professor Adjunto da Faculdade de Ciências Médicas da Santa Casa de São Paulo (FCMSCSP) Médico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Neurorradiologista com Certificado da Área de Atuação pela Sociedade Brasileira de Neurorradiologia (SBNR) Antonio Carlos Martins Maia Júnior Professor Instrutor da Faculdade de Ciências Médicas da Santa Casa de São Paulo (FCMSCSP) Médico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Bernardo Rodi Carvalho Barros Médico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Bruna Garbugio Dutra Médica Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Bruno Vasconcelos Sobreira Guedes Médico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) César Augusto Pinheiro Ferreira Alves Médico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Douglas Mendes Nunes Médico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Neurorradiologista com Certificado da Área de Atuação pela Sociedade Brasileira de Neurorradiologia (SBNR) Felipe Torres Pacheco Médico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Neurorradiologista com Certificado da Área de Atuação pela Sociedade Brasileira de Neurorradiologia (SBNR) Heitor Castelo Branco Rodrigues Alves Médico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Ingrid Aguiar Littig Médica Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Neurorradiologista com Certificado da Área de Atuação pela Sociedade Brasileira de Neurorradiologia (SBNR) Marcos Rosa Júnior Professor Assistente (Medicina) da Universidade Federal do Espírito Santo (UFES) Médico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Neurorradiologista com Certificado da Área de Atuação pela Sociedade Brasileira de Neurorradiologia (SBNR) Renato Hoffmann Nunes Médico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Neurorradiologista com Certificado da Área de Atuação pela Sociedade Brasileira de Neurorradiologia (SBNR) Thiago Luiz Pereira Donoso Scoppetta Médico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR)

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Revisão Científica e Tradução TRADUÇÃO Adilson Dias Salles. MD, PhD (Capítulos 6, 7 e 8) Mestre em Anatomia Humana, Departamento de Anatomia, do Instituto de Ciências Biomédicas, da Universidade Federal do Rio de Janeiro Doutor em Medicina, Faculdade de Medicina, da Universidade Federal do Rio de Janeiro Professor Adjunto do Instituto de Ciências Biomédicas, da Universidade Federal do Rio de Janeiro Pesquisador do Departamento de Antropologia, Museu Nacional, Universidade Federal do Rio de Janeiro Alexandre Aldiguieri Soares (Capítulo 32) Médico Formado pela Universidade Federal do Rio de Janeiro (UFRJ) Residência em Clínica Médica pelo Hospital Naval Marcílio Dias Residência em Endocrinologia pelo Instituto Estadual de Diabetes e Endocrinologia Luiz Capriglione (Iede-RJ) Ana Cavalcanti Carvalho Botelho (Capítulos 25, 42 e 50) Formada em Fisioterapia pela ESEHA Pós-graduada em Anatomia Humana Bárbara Santiago Martins (Capítulo 11) Bacharel em Tradução pelo Unicentro Newton Paiva Pós-graduada em Tradução pela UFMG Carlos Henrique Albuquerque da Silva (Capítulo 30) Professor de Português e de Inglês Formado pela Universidade Salgado de Oliveira César Augusto Pinheiro Ferreira Alves (Capítulo 3) Médico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Eliaseane Nopper (Capítulos 20, 21 e 22) Especialista em Psiquiatria Clínica pela Faculdade de Medicina de Santo Amaro (FMSA) e Complexo Hospitalar do Mandaqui Médica pela FMSA – Organização Santamarense de Educação e Cultura (OSEC) / Universidade de Santo Amaro (UNISA Elisete Esmitiz (Capítulo 10) Professora de Inglês Formada pela Universidade do Vale do Rio dos Sinos – São Leopoldo/RS (UNISINOS) Fernando Diniz Mundim (Capítulos 23 e 43) Professor Adjunto do Instituto de Psiquiatria, Faculdade de Medicina da UFRJ Ivellise Maíra Alves (Capítulos 27 e 28) Tradutora Ingrid Aguiar Littig (Capítulo 9) Médica Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) Neurorradiologista com Certificado da Área de Atuação pela Sociedade Brasileira de Neurorradiologia (SBNR) Keila Carolina De Ornelias Dutka Garcia (Capítulos 18, 19 e 39) Médica Veterinária, Mestranda do Laboratório de Ornitopatologia da FMVZ – UNESP, Campus de Botucatu Leandro Sanges (Capítulos 46, 47 e 48) Farmacêutico Industrial pela Universidade Federal Fluminense Especialista em Qualidade e Pós-graduado em Gestão da Qualidade e Auditoria em Processos Industriais Analista de Garantia da Qualidade na Produtos Roche Químicos e Farmacêuticos S.A. Luciana Moura Campos Pardini (Capítulo 29) Médica Veterinária pela Universidade Estadual Paulista (UNESP – Botucatu) Mestrado em Biotecnologia Animal pela UNESP – Botucatu Mariana Isa Poci Palumbo (Capítulos 4, 5, 15, 16, 17, 44, 45 e 49) Professora Doutora em Clínica Médica de Pequenos Animais pela Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia – UFMS Mariana Nogueira de Rezende Carvalho (Capítulos 1, 2, 24 e caderno zero) Graduada em Biblioteconomia pela UNIRIO Tradutora Renata Jurema Medeiros (Índice) Médica Veterinária pela Faculdade de Medicina Veterinária da UFF Mestre em Hig. Vet. e Proc. Tec. de POA pelo Departamento de Tecnologia de Alimentos da Faculdade de Medicina Veterinária da UFF Doutora em Vigilância Sanitária pelo INCQS/Fiocruz Tecnologista em Saúde Pública no INCQS/ Fiocruz


Revisão Científica e Tradução Silvia Mariangela Spada (Capítulos 12 a 14, 33 a 38) Professora pela Faculdade de Filosofia, Letras e Ciências Humanas da USP Certificada em Tradução por Curso Extracurricular de Prática de Tradução da USP Solange Cristina Davino (Capítulos 40 e 41) Farmacêutica-Bioquímica, Faculdade de Ciências Farmacêuticas da Universidade de São Paulo (USP-SP), Doutorado e Pós-doutorado em Farmacologia no Instituto de Ciências Biomédicas da USP – SP. Vilma Ribeiro de Souza Varga (Capítulos 26 e 31) Professor Livre-docente pelo Departamento de Cirurgia da FMUSP Especialista em Cirurgia Gastroenterológica, e em Cirurgia Geral pelo Colégio Brasileiro de Cirurgiões Médico Assistente da 3a Clínica Cirúrgica do HC da FMUSP

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Colaboradores

Amit Aggarwal, MD Fellow, Neuroradiology, Department of Radiology, Mount Sinai School of Medicine, New York, New York

Raymond Francis Carmody, MD, FACR Professor of Radiology; Chief of Neuroradiology, University of Arizona Health Sciences Center, Tucson, Arizona

Noriko Aida, MD, PhD Director of Radiology, Kanagawa Children’s Medical Center; Visiting Professor, Department of Radiology, Yokohama City University School of Medicine, Yokohama, Japan

David M. Carpenter, PhD Director of the Image Analysis Core, Translational and Molecular Imaging Institute, Mount Sinai Medical Center, New York, New York

Richard Ivan Aviv, MBChB, MRCP, FRCR(UK), FRCP(C) Associate Professor, Division of Neuroradiology, Department of Medical Imaging, University of Toronto School of Medicine, Sunnybrook Health Sciences Centre, Toronto, Ontario, Canada

Mauricio Castillo, MD Professor of Radiology; Chief and Program Director, Neuroradiology, University of North Carolina School of Medicine, Chapel Hill, North Carolina

Marc Taiwo Awobuluyi, MD, PhD Clinical Faculty, Department of Radiology, University of California, San Francisco School of Medicine, San Francisco, California Richard Bitar, MD, PhD Staff Radiologist, Department of Medical Imaging, Thunder Bay Regional Health Sciences Centre, Thunder Bay, Ontario, Canada Avraham Y. Bluestone, MD, PhD Neuroradiologist; Assistant Professor of Clinical Radiology, Stony Brook University Medical Center, Stony Brook, New York Pascal Bou-Haidar, BMed, FRANZCR, MEngSc Neuroradiologist, Department of Medical Imaging, St Vincent’s Clinic, Darlinghurst, New South Wales, Australia Richard A. Bronen, MD Professor of Diagnostic Radiology and Neurosurgery; Vice Chair, Academic Affairs, Yale University School of Medicine, New Haven, Connecticut Nicholas Butowski, MD Associate Professor of Neurological Surgery; Director of Clinical Services, Neuro-Oncology Division, University of California, San Francisco Medical Center, San Francisco, California

Soonmee Cha, MD Professor of Radiology, University of California, San Francisco; Attending Neuroradiologist, University of California, San Francisco Medical Center, San Francisco, California Bradley N. Delman, MD Associate Professor of Radiology; Vice-Chairman for Quality, Performance Improvement & Clinical Research, Department of Radiology, Mount Sinai School of Medicine, New York, New York Amish H. Doshi, MD Assistant Professor; Associate Program Director, Neuroradiology; Associate Program Director, Radiology Residency, Department of Radiology, Mount Sinai School of Medicine, New York, New York Patrick O. Emanuel, MB, ChB Dermatopathologist, DML; Associate Professor of Pathology, School of Medical Sciences, University of Auckland, Auckland, New Zealand Ramón E. Figueroa, MD, FACR Professor of Radiology; Chief of Neuroradiology Service, Georgia Health Sciences University, Augusta, Georgia Mary Elizabeth Fowkes, MD Director of Clinical Neuropathology, Department of Pathology, Mount Sinai Medical Center, New York, New York ix


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Colaboradores

Allan J. Fox, MD, FRCP(C), FACR Associate Professor, Division of Neuroradiology, Department of Medical Imaging, University of Toronto School of Medicine, Sunnybrook Health Sciences Centre, Toronto, Ontario, Canada Merav W. Galper, MD Resident in Radiology, Lahey Clinic, Burlington, Massachusetts Sasikhan Geibprasert, MD Lecturer, Department of Radiology, Mahidol University Faculty of Medicine, Ramathibodi Medical School Hospital, Bangkok, Thailand Edward D. Greenberg, MD Resident Physician, Department of Radiology, New York Presbyterian Hospital-Weill Cornell Medical Center, New York, New York Christopher Paul Hess, MD, PhD Associate Professor, Department of Radiology, University of California, San Francisco School of Medicine, San Francisco, California Benjamin Y. Huang, MD, MPH Assistant Professor, Department of Radiology, University of North Carolina, Chapel Hill, North Carolina Pakorn Jiarakongmun, MD Assistant Professor, Department of Radiology, Mahidol University Faculty of Medicine, Ramathibodi Medical School Hospital, Bangkok, Thailand Blaise V. Jones, MD Professor of Radiology, University of Cincinnati College of Medicine; Division Chief, Neuroradiology; Associate Director, Clinical Services, Department of Radiology, Cincinnati Children’s Hospital Medical Center, Cincinnati, Ohio Austin D. Jou, MD Neuroradiologist; Co-Director, Neuroradiology, Kaiser Permanente Northwest, Portland, Oregon Jane J. Kim, MD Assistant Professor of Radiology, University of California, San Francisco School of Medicine; Radiologist, Kaiser Permanente, San Francisco, California George M. Kleinman, MD Pathologist, Stamford Pathology Group, PC, Stamford, Connecticut Spyros Kollias, MD Professor, Department of Radiology; Chief, Magnetic Resonance Imaging; Chief, MR Research Institute of Neuroradiology, University Hospital Zurich, Zurich, Switzerland Niklaus Krayenbühl, MD Department of Neurosurgery, University Hospital Zurich, Zurich, Switzerland Timo Krings, MD, PhD, FRCP(C) Professor of Radiology, University of Toronto; Program Director, Neuroradiology, Department of Medical Imaging, Toronto Western Hospital, Toronto, Canada

Pierre L. Lasjaunias, MD, PhD† Professor of Neuroradiology, University Hospital Bicêtre, Paris, France Benjamin C. Lee, MD Clinical Instructor of Neuroradiology, Department of Radiology, University of California, San Francisco School of Medicine, San Francisco, California Patrick A. Lento, MD Professor of Clinical Medicine and Pathology, New York Medical College, Valhalla, New York. Laurent Létourneau-Guillon, MD, FRCP(C) Chief Fellow, Neuroradiology, Department of Medical Imaging, Division of Neuroradiology, University of Toronto, Toronto, Ontario, Canada Jennifer Linn, MD Associate Professor, Department of Neuroradiology, University Hospital Munich, Munich, Germany Michael D. Luttrull, MD Assistant Professor of Radiology, Wexner Medical Center at The Ohio State University, Columbus, Ohio Luke A. Massey, MA, MRCP Clinical Research Fellow, Sara Koe PSP Research Centre, Queen Square Brain Bank for Neurological Disorders, Reta Lila Westin Institute of Neurological Studies, University College London Institute of Neurology, London, United Kingdom Xavier Montalban, MD, PhD Professor of Neurology, Department of Medicine, Universitat Autònoma de Barcelona; Chair, Neurology/ Neuroimmunology; Director, MS Center of Catalonia, Vall d’Hebron University Hospital, Barcelona, Spain Pratik Mukherjee, MD, PhD Associate Professor, Departments of Radiology and Bioengineering, University of California, San Francisco School of Medicine, San Francisco, California Frances M. Murphy, MD, MPH President, Sigma Health Consulting, LLC, Silver Spring, Maryland Thomas P. Naidich, MD, FACR Professor of Radiology and Neurosurgery Irving and Dorothy Regenstreif Research Professor of Neuroscience (Neuroimaging) Director of Neuroradiology Mount Sinai School of Medicine New York, New York Johnny C. Ng, PhD Researcher, Department of Radiology, Mount Sinai Medical Center, New York, New York Esther A. Nimchinsky, MD, PhD Department of Radiology, Mount Sinai School of Medicine, New York, New York

Deceased.


Colaboradores Gen Nishimura, MD, PhD Radiologist-in-Chief, Department of Radiology, Tokyo Metropolitan Kiyose Children’s Hospital, Tokyo, Japan Tetsu Niwa, MD, PhD Staff Radiologist, Department of Radiology, Kanagawa Children’s Medical Center, Yokohama, Japan A. Orlando Ortiz, MD, MBA, FACR Professor of Clinical Radiology, Stony Brook University School of Medicine, Stony Brook, New York; Chairman, Department of Radiology, Winthrop-University Hospital, Mineola, New York Yoav Parag, MD Assistant Clinical Professor, Department of Radiology, Mount Sinai School of Medicine, New York, New York Ellen E. Parker, MD Assistant Clinical Professor, Department of Radiology and Biomedical Imaging, University of California, San Francisco Medical School, San Francisco, California; Staff Radiologist, VHA National Teleradiology Program, San Bruno, California Pedro Pasik, MD Professor Emeritus of Neurology and Medical Education, Mount Sinai School of Medicine, New York, New York Aman B. Patel, MD Professor of Neurosurgery and Radiology; Vice-Chairman, Neurosurgery, Mount Sinai School of Medicine, New York, New York Puneet S. Pawha, MD Assistant Professor; Associate Program Director, Radiology, Department of Radiology, Mount Sinai School of Medicine, New York, New York Vitor M. Pereira, MD, MSc Head, Interventional Neuroradiology Unit, University Hospitals of Geneva, Geneva, Switzerland

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John L. Ritter, MD Assistant Professor of Radiology and Radiological Sciences, Uniformed Services University of the Health Sciences; Staff Neuroradiologist, San Antonio Military Medical Center, Fort Sam Houston, Texas. Nancy K. Rollins, MD Professor of Radiology, University of Texas Southwestern Medical Center; Medical Director of Radiology, Children’s Medical Center, Dallas, Texas Lorne Rosenbloom, MDCM, FRCPC Assistant Professor of Radiology, Sir Mortimer B. DavisJewish General Hospital, McGill University, Montreal, Quebec, Canada Alex Rovira, MD Associate Professor of Radiology, Universitat Autònoma de Barcelona; Co-Chair, Department of Radiology, Vall d’Hebron University Hospital, Barcelona, Spain Mark E. Smethurst, MD Neuropathology Fellow, Mount Sinai School of Medicine, New York, New York James G. Smirniotopoulos, MD Chief Editor, MedPix®; Professor of Radiology, Neurology, and Biomedical Informatics, Uniformed Services University of the Health Sciences; Program Leader, Diagnostics and Imaging, Center for Neuroscience and Regenerative Medicine, Bethesda, Maryland Alice B. Smith, MD Section Head, Neuroradiology, American Institute for Radiologic Pathology, Silver Spring, Maryland; Assistant Professor, Department of Radiology and Radiological Sciences, Uniformed Services University of the Health Sciences, Bethesda, Maryland Evan G. Stein, MD, PhD Attending Physician, Neuroradiology, Department of Radiology, Maimonides Medical Center, Brooklyn, New York

Sirintara Pongpech, MD Associate Professor of Radiology, Mahidol University Faculty of Medicine; Chief, Interventional Neuroradiology Unit, Ramathibodi Medical School Hospital, Bangkok, Thailand

Jonathan D. Steinberger, MD Department of Radiology, Mount Sinai Medical Center, New York, New York

Derk D. Purcell, MD Assistant Clinical Professor, Department of Radiology, University of California, San Francisco School of Medicine; Staff Radiologist, California Pacific Medical Center, San Francisco, California

Sean P. Symons, BASc, MPH, MD, FRCP(C) Associate Professor of Medical Imaging and Otolaryngology– Head and Neck Surgery, University of Toronto; Division Head, Neuroradiology, Sunnybrook Health Sciences Centre, Toronto, Ontario, Canada

John H. Rees, MD Assistant Professor of Radiology, Georgetown University, Washington, DC; Neuroradiologist, Sunshine Radiology, Sarasota, Florida

Cheuk Ying Tang, PhD Director, Neurovascular Imaging Research; Director, In Vivo Molecular Imaging SRF; Associate Director, Imaging Science Laboratories; Associate Professor, Departments of Radiology and Psychiatry, Translational and Molecular Imaging Institute, Mount Sinai Medical Center, New York, New York

Basil H. Ridha, MD Honorary Clinical Assistant, Dementia Research Centre, Institute of Neurology, University College London, London, United Kingdom Jose C. Rios, MD, PhD Attending Radiologist, Morristown Medical Center, Morristown, New Jersey

Majda M Thurnher, MD Associate Professor of Radiology, Section of Neuroradiology and Musculoskeletal Radiology, Department of Radiology, Medical University of Vienna, University Hospital Vienna, Vienna, Austria


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Colaboradores

Cheng-Hong Toh, MD Assistant Professor of Radiology, Department of Medical Imaging and Intervention, Chang Gung University College of Medicine, Chang Gung Memorial Hospital, Taipei, Taiwan

Tarek A. Yousry, Dr.Med.Habil, FRCR Professor of Neuroradiology, Institute of Neurology; Head, Lysholm Department of Neuroradiology, The National Hospital for Neurology and Neurosurgery, London, United Kingdom

Vinodkumar Velayudhan, DO, DABR Head, Neuroimaging, BAB Radiology, Long Island, New York

Robert D. Zimmerman, MD, FACR Professor of Radiology; Vice Chair, Education and Faculty Development, Weill Medical College of Cornell University, New York Presbyterian Hospital, New York, New York

John D. Waselus, BS Diagnostic Imaging Applications Specialist, Invivo Corporation, New York, New York Robert Yeung, MD, FRCP(C) Lecturer in Neuroradiology, Department of Medical Imaging, University of Toronto School of Medicine, Sunnybrook Health Sciences Centre, Toronto, Ontario, Canada


Um livro é uma expressão da alma, revelando valores e personalidade. Para minha querida e paciente esposa Michele e nossa família. Vocês dão sentido a minha vida. Thomas P. Naidich Para Tom Naidich Seu conhecimento, sua vivacidade e sua personalidade carinhosa nos inspiram a sermos o melhor que podemos ser. Sua presença eleva qualquer situação a alturas sem precedentes. Sua amizade e orientação são tesouros preciosos. Mauricio Castillo Para Spencer, Shinae e Peter, sem os quais eu deixaria de existir. Soonmee Cha Para minha família e amigos e a todos os estudantes, residentes e funcionários que pacientemente têm me ouvido e me ensinado por meio de curiosidade e perguntas. James G. Smirniotopoulos


Agradecimentos

Os editores gostariam de expressar sua gratidão aos autores que prepararam os capítulos deste volume, aos médicos-residentes, associados e enfermeiros que trabalharam com nossos pacientes; aos supervisores de formação de imagens, Sr. James D’Ambrosio e Sr. Thomas W. Eithel, e aos técnicos de imagem que fizeram as ilustrações deste livro. Reconhecemos, em especial, nossa dívida com os neuropatologistas, Drs. John H. Deck, Mary E. Fowkes, George M. Kleinman, Patrick A. Lento, Susan Morgello, Dushyant P. Purohit, e Mark Smethurst, e com os funcionários do necrotério, Sr. Calvin Keys, Sr. Kevin Risby, e Sra.

xiv

Claudia Delgado, por sua ajuda na preparação de muitos dos materiais anatômicos e patológicos apresentados nos capítulos deste volume. Pessoalmente, agradecemos a Helene Caprari, Rebecca Gaertner, Pamela Hetherington, Jennifer Shreiner, Sarah Wunderly e a outros ótimos funcionários da Elsevier pelos conselhos, pelo conhecimento especializado, e pelo bom trabalho que nos permitiu a publicação desta obra. Por fim, gostaríamos de agradecer a Sra. Elba Colman por sua infalível assistência no gerenciamento dos incontáveis detalhes que levaram a esta publicação.


Prefácio

Campos do saber existem e avançam porque neles encontramos beleza e deleite. Este volume se encarrega da dupla tarefa de prover uma base sólida para o diagnóstico por neuroimagem e de ilustrar a promessa do que ainda está por vir. Ensina o básico e, então, pergunta: “O que vem depois?” e “Por que não mais?” Para a primeira tarefa, selecionamos cuidadosamente o material e adequamos as discussões de modo que a obra ofereça a “base do conhecimento”, que é o suporte para o crescimento futuro. Para isso, temos nos empenhado em equilibrar o texto entre breve e meticuloso, visando a um aprendizado eficiente. Inicialmente são apresentadas, de maneira concisa, as técnicas usadas em neuroimagem e sistemas para análise de atenuação e intensidade de sinal das imagens obtidas. As seções seguintes mostram, com detalhes, as bases anatômicas para as imagens, fazendo extensas correlações com peças anatômicas do encéfalo a fresco ou conservado em formol. Logo após, uma série de seções revisa a patologia e a imagem de doenças cerebrovasculares, trauma, neoplasias e cistos, hidrocefalia e epilepsia. Paralelamente, em cada seção, são oferecidos dados complementares para facilitar a revisão. Onde for apropriado, casos ilustrativos e modelos de relatórios concluem cada capítulo. Os autores incluíram dados clínicos e patológicos específicos para que, por meio das características das imagens, os leitores possam compreender a exposição e a evolução dos casos clínicos. Com este entendimento, é possível discutir esses casos com os colegas de modo mais preciso e prover um cuidado mais fundamentado aos seus pacientes.

O livro ilustra como a neurorradiologia auxilia no cuidado ao paciente e contribui com zelo científico em todas as especialidades afins, sendo, portanto, apropriado a todos os residentes e profissionais afiliados à neurociência — radiologistas e neurorradiologistas, neurologistas e neurocirurgiões, psiquiatras e neurocientistas. Para a segunda tarefa, os autores escolheram, deliberadamente, incluir novos materiais que incitem, estimulem, ou, francamente, confundam. Todos nós entramos na neurorradiologia justamente por aquilo que não sabíamos. Deleitamo-nos com os enigmas que nos desafiam, e sentimos a grande satisfação que se segue à solução destes. Décadas depois, saberemos amplamente mais, no entanto ainda nos deleitaremos com os problemas que nos esperam e com as novas questões levantadas pelas soluções de outrora. Todos os autores e editores deste volume são professores internacionalmente reconhecidos por sua excelência na ciência e na educação. Como professores, esperamos que esta obra o ajude a compartilhar a beleza e a alegria que encontramos na neurorradiologia. Esperamos que você possa construir sobre o alicerce que provemos, que aceite os desafios do desconhecido, e que cresça perante nós para enriquecer este campo no futuro. Desejamos a você — e a seus pacientes — muito sucesso.

THOMAS P. NAIDICH

O livro possui material expandido online em inglês disponível no site www. expertconsult.com.

xv


Sumário

S E Ç Ã O U M : TÉCNICAS DE IMAGEM CAPÍTULO

1

CAPÍTULO

Técnicas Anatômicas Estáticas

3

Jane J. Kim e Pratik Mukherjee CAPÍTULO

Fisiológicas

2

CAPÍTULO

Técnicas Funcionais Dinâmicas e

CAPÍTULO

Análise de Densidade, Intensidade de Sinal e 45

4

Análise do Efeito Expansivo

5

Padrões de Realce pelo Contraste

Ellen E. Parker CAPÍTULO

Escalpo

99

7

Crânio

100

8

Meninges Cranianas

A. Orlando Ortiz CAPÍTULO

Substância Branca

13

Ventrículos e Espaços Subaracnoides

Intracranianos

205

245

14

Sela Túrcica e Hipófise

272

79 Encéfalo Infratentorial CAPÍTULO

15

Tronco Encefálico

16

Cerebelo

17

Nervos Cranianos

297

Thomas P. Naidich, Bradley N. Delman, Mary Elizabeth Fowkes, Mark E. Smethurst, Jonathan D. Steinberger, Amish H. Doshi, Cheuk Ying Tang e Pedro Pasik

Yoav Parag, Thomas P. Naidich e Patrick O. Emanuel CAPÍTULO

12

Vinodkumar Velayudhan, Michael D. Luttrull e Thomas P. Naidich

S E Ç Ã O T R Ê S : ESCALPO, CRÂNIO E MENINGES

6

CAPÍTULO

CAPÍTULO

67

James G. Smirniotopoulos, Alice B. Smith, John H. Rees e Frances M. Murphy

CAPÍTULO

174

Jose C. Rios, Merav W. Galper e Thomas P. Naidich

Christopher Paul Hess e Derk D. Purcell CAPÍTULO

Núcleos Cinzentos Profundos e Tratos

Thomas P. Naidich, Niklaus Krayenbühl, Spyros Kollias, Pascal Bou-Haidar, Avraham Y. Bluestone e David M. Carpenter

S E Ç Ã O D O I S : ANÁLISE DE IMAGEM E PADRÕES Ecogenicidade

11

154

Thomas P. Naidich, Johnny C. Ng, John D. Waselus, Bradley N. Delman e Cheuk Ying Tang

23

3

Córtex Cerebral

Relacionados

Soonmee Cha

CAPÍTULO

10

Thomas P. Naidich, Esther A. Nimchinsky e Pedro Pasik

CAPÍTULO

328

Thomas P. Naidich, Evan G. Stein, Patrick A. Lento, George M. Kleinman, Mary Elizabeth Fowkes e David M. Carpenter

101

Merav W. Galper, Thomas P. Naidich, George M. Kleinman, Evan G. Stein e Patrick A. Lento

CAPÍTULO

Jennifer Linn

348

S E Ç Ã O Q UAT R O : ANATOMIA DO ENCÉFALO NORMAL S E Ç Ã O C I N C O : ANATOMIA E DOENÇAS CEREBROVASCULARES

Encéfalo Supratentorial CAPÍTULO

9

Anatomia da Superfície do Cérebro

Thomas P. Naidich, Cheuk Ying Tang, Johnny C. Ng e Bradley N. Delman

127 CAPÍTULO

18

Anatomia Vascular Normal

371

Amish H. Doshi, Amit Aggarwal e Aman B. Patel

xvii


xviii

Sumário

CAPÍTULO

19

Hemorragia Intracraniana

20

Aterosclerose e a Cronologia do Infarto

21

Outras Arteriopatias

387

CAPÍTULO

Robert D. Zimmerman e Austin D. Jou CAPÍTULO

399

Richard Ivan Aviv, Richard Bitar, Laurent Létourneau-Guillon, Robert Yeung, Sean P. Symons e Allan J. Fox CAPÍTULO

22

Doença Venosa Oclusiva

470

Edward D. Greenberg e Robert D. Zimmerman CAPÍTULO

23

Aneurismas

483

C A P Í T U L O 24 Malformações Vasculares

529

Timo Krings, Sasikhan Geibprasert, Vitor M. Pereira, Sirintara Pongpech, Pakorn Jiarakongmun e Pierre L. Lasjaunias

S E Ç Ã O S E I S : TRAUMATISMO CRANIOENCEFÁLICO

25

Fratura e Hemorragia

571

Raymond Francis Carmody CAPÍTULO

26

Parênquima

Posterior

28

Perivasculares

Blaise V. Jones

36 Neoplasias da Cisterna Pontocerebelar e do 802 Meato Acústico Interno

CAPÍTULO

CAPÍTULO

Espinais

Cistos Intracranianos e Lesões 629

Marc Taiwo Awobuluyi CAPÍTULO

Cistos Neuroepiteliais, Porencefalia e Espaços 630

Neoplasias Meníngeas

S E Ç Ã O O I T O : AS FACOMATOSES CAPÍTULO

Tumoral

Facomatoses: Defeitos no Gene de Supressão

841

Neoplasias Intra-axiais

Alice B. Smith e James G. Smirniotopoulos

40

Meningite e Ventriculite

41

Piogênica, Micobatérias e Fungos

42

Outras Infecções Encefálicas

865

CAPÍTULO

877

Majda M. Thurnher

889

43 Esclerose Múltipla e Outras Doenças 909 Inflamatórias Desmielinizantes Idiopáticas

CAPÍTULO

44 Neurotoxicidade Associada a Neoplasias 944 Malignas Pediátricas

CAPÍTULO

Nancy K. Rollins

S E Ç Ã O D E Z : ENVELHECIMENTO E DEGENERAÇÃO

31 32

39

642

CAPÍTULO

45

Neurodegeneração: Cérebro

46

Neurodegeneração: Cerebelo e Tronco

947

Basil H. Ridha e Tarek A. Yousry

Benjamin C. Lee CAPÍTULO

837

Alex Rovira e Xavier Montalban

Neoplasias Vasculares e 679 Hematopoiéticas

CAPÍTULO

Conduta no Paciente com Neoplasia

Majda M. Thurnher

29

30

38

Nicholas Butowski

CAPÍTULO

James G. Smirniotopoulos, Alice B. Smith, John H. Rees e Frances M. Murphy

John H. Rees

Neoplasias dos Nervos Cranianos/

826

Majda M. Thurnher

Visão Geral das Neoplasias Primárias e 631 Metastáticas no Adulto

CAPÍTULO

37

S E Ç Ã O N O V E : INFECÇÃO E INFLAMAÇÃO

Lorne Rosenbloom e Thomas P. Naidich CAPÍTULO

Neoplasias Intra-axiais da Fossa

786

Lesões Vasculares e Alterações do

Cheng-Hong Toh e Mauricio Castillo CAPÍTULO

35

754

603

S E Ç Ã O S E T E : CISTOS E TUMORES Císticas-Símile

Lesões Expansivas da Região Pineal

John H. Rees e James G. Smirniotopoulos

CAPÍTULO

27

34

728

Noriko Aida, Tetsu Niwa e Gen Nishimura

Raymond Francis Carmody

CAPÍTULO

Tumores Selares e Parasselares

Alice B. Smith e James G. Smirniotopoulos

Timo Krings, Sasikhan Geibprasert, Vitor M. Pereira, Pakorn Jiarakongmun, Sirintara Pongpech e Pierre L. Lasjaunias

CAPÍTULO

CAPÍTULO

CAPÍTULO

451

Richard Ivan Aviv, Laurent Létourneau-Guillon, Sean P. Symons e Allan J. Fox CAPÍTULO

33

Alice B. Smith e Soonmee Cha

692

CAPÍTULO

Encefálico

948

Luke A. Massey e Tarek A. Yousry


Sumário S E Ç Ã O O N Z E : CONDIÇÕES TÓXICAS E METABÓLICAS CAPÍTULO

Encéfalo

47

Doenças Tóxicas e Metabólicas do

49 Conceitos Emergentes sobre a Fisiologia do 976 Líquido Cerebrospinal e a Hidrocefalia Comunicante

CAPÍTULO

Thomas P. Naidich

951

Benjamin Y. Huang

S E Ç Ã O T R E Z E : EPILEPSIA S E Ç Ã O D O Z E : HIDROCEFALIA CAPÍTULO

48

Conceitos Clássicos de Hidrocefalia

Ramón E. Figueroa

CAPÍTULO

50

Epilepsia

979

Puneet S. Pawha, John L. Ritter e Richard A. Bronen

975

xix


SEÇÃO

UM Técnicas de Imagem


1

C A P Í T U L O

Técnicas Anatômicas Estáticas Jane J. Kim e Pratik Mukherjee

A tomografia computadorizada (TC) e a ressonância magnética (RM) são os métodos principais de formação de imagem anatômica neurológica. A TC foi apresentada no início dos anos 1970, e a RM no princípio dos anos 1980. Desde então, TC e RM têm transformado o diagnóstico médico e se mostrado essenciais para a neuroimagem.

TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Conceitos Básicos

A TC é fundamentada na diferença de atenuação dos feixes de raios X quando passam através dos tecidos para produzir uma imagem. O paciente é posicionado na mesa de TC com seu eixo longitudinal alinhado com o eixo longitudinal (Z) do tomógrafo. O tubo de raio X e o detector, alojados no pórtico (gantry), giram 360 graus em torno do paciente para que os feixes de raios X atinjam o paciente em seu eixo transversal (X/Y). Conceitualmente, as imagens seccionais do tecido podem ser divididas em diversos elementos de pequeno volume (voxels), cada um com dimensões X, Y e Z. O grau com que cada um desses voxels atenua os feixes de raio X procede da análise dos dados de todas as projeções de ângulos diferentes, usando um método de reconstrução conhecido como convolução-retroprojeção. O valor de atenuação computado em cada voxel é, então, convertido em valores da escala de cinza das unidades de Hounsfield (UH) e apresentado. A atenuação da água destilada a 0˚C a um bar de pressão é definido como 0 UH. A atenuação do ar na mesma condição de temperatura e pressão padronizados é definida como -1.000 UH. A resolução da imagem da TC depende, em parte, do tamanho dos voxels. O ideal seria que cada corte de voxel fosse muito pequeno para permitir alta resolução espacial. Também seria ideal que cada voxel fosse isotrópico (com dimensões iguais em todos os três planos), proporcionando excelentes reconstruções de imagem em qualquer plano arbitrário. Tem sido relativamente fácil alcançar uma alta resolução dentro do plano de aquisição (in-plane resolution) (ao longo dos eixos X/Y), chegando a cerca de 0,5 a 0,7 mm.1 Entretanto, alcançar alta resolução no plano longitudinal ou plano Z tem se provado difícil, já que a resolução longitudinal é determinada pela espessura do corte. O uso de cortes submilimétricos reduz a extensão de tecido que pode ser estudado em tempo razoável, ou aumenta o tempo de aquisição para espessuras iguais de tecido. A evolução da TC com o passar dos anos pode ser vista em parte como uma busca por essa resolução isotrópica.

TC Convencional

Nas TC de primeira geração, cada imagem era adquirida por uma rotação de 360o do gantry em torno do paciente. A mesa de digitalização, então, avançava até a espessura de um corte e o processo era repetido para obter novo corte adjacente. Graças aos cabos elétricos que eram fixados diretamente ao gantry, este deveria parar após cada corte digitalizado para “desatar” o cabeamento antes de avançar para obter o próximo corte. Esse tipo de digitalização, conhecido como digitalização passo a passo ou convencional, é relativamente demorado e propenso a equívocos posicionais em razão de movimento respiratório, sendo amplamente substituída por uma TC espiral ou helicoidal, que usa a tecnologia de aneis deslizantes para eliminar o problema com o cabeamento.

TC Helicoidal A TC helicoidal foi desenvolvida no princípio dos anos 1990 para melhorar a velocidade de digitalização e a flexibilidade. Na TC helicoidal, o tubo de raio X e os detectores circulam continuamente em torno do paciente, enquanto a mesa de digitalização avança com o paciente de modo contínuo através do gantry. Como resultado, os feixes de raios X traçam uma hélice em torno do paciente, proporcionando dados de uma aquisição “espiral”. Como o paciente é intencionalmente movido através do gantry durante a aquisição, há um significativo artefato de movimento. Entretanto, algoritmos computacionais conhecidos como interpolação foram desenvolvidos especificamente para lidar com o conjunto de dados em espiral e eliminar o artefato de movimento causado pela translação do paciente. De acordo com a posição de cada imagem ao longo do eixo Z do paciente, a interpolação reformata os dados helicoidais para caberem em um único plano. Assim, o algoritmo convolução-retroprojeção convencional para análise de dados pode, então, ser aplicado. A TC helicoidal não depende de correspondência direta entre a posição do tomógrafo e a imagem do corte, então as imagens podem ser reconstruídas em qualquer ponto ao longo do eixo Z, em diferentes espessuras de cortes e em intervalos variados. Essa flexibilidade é uma importante vantagem para a TC helicoidal sobre a TC convencional. Cortes sobrepostos podem ser adquiridos sem nenhum aumento na dose de radiação para o paciente, resultando em reconstruções multiplanares de alta qualidade. Como o tempo de escaneamento é curto, a TC helicoidal pode ser realizada em uma apneia para reduzir equívocos de posicionamento impostos pelo movimento respiratório e pelos artefatos

3


4

SEÇÃO UM

Técnicas de Imagem

Tubo de raios X

Tubo de raios X

z

Equipamento de TC single-slice

z

Equipamento de TC com quatro fileiras de detectores

n FIGURA 1-1 Tomografia helicoidal corte único (single-slice) versus tomografia multidetectores (multislice). O equipamento de tomografia computadorizada de quatro canais tem fileiras de detectores múltiplos agrupados ao longo do eixo Z do paciente. de movimento, e o contraste injetado pode gerar imagens mais rapidamente e por maiores extensões para realizar um estudo de angiotomografia computadorizada (ATC). Um termo técnico único na TC helicoidal é a área coberta (ou pitch). O pitch é definido como a razão entre o deslocamento da mesa e a colimação ou espessura de cada rotação de 360˚ do gantry (velocidade da mesa × tempo de rotação/espessura do corte). Um pitch pequeno dá uma resolução espacial melhor ao longo do eixo Z do paciente, mas cobre menos tecido em um determinado tempo e expõe o paciente a uma dose maior de radiação. Um pitch maior reduz a dose de radiação para o paciente, mas também reduz a resolução espacial no eixo Z.

TC Helicoidal Multidetectores O próximo marco na evolução da TC foi a introdução de tomógrafos com múltiplas fileiras de detectores. Em 1998, todos os maiores fornecedores apresentaram tomógrafos de quatro canais capazes de adquirir até quatro cortes por rotação do gantry. Ao invés de uma fileira única de detectores, fileiras múltiplas foram agrupadas no gantry ao longo do eixo Z do paciente (Fig. 1-1). O tempo necessário para o gantry completar uma rotação de 360o (o seu tempo de rotação) também foi reduzido a metade, de 1 segundo para 0,5 segundo. Para a mesma espessura de corte, pitch e tempo de aquisição, um tomógrafo de quatro canais poderia cobrir uma distância oito vezes maior do que um tomógrafo com um único detector. Além disso, um tomógrafo de quatro canais poderia obter quatro cortes de 1,25 mm na metade do tempo com que um tomógrafo de um canal obtinha um corte de 5 mm. O tomógrafo de quatro canais tornou possível uma resolução do eixo Z mais alta por um comprimento e tempo razoáveis. Posteriormente, tomógrafos com 16, 40 e 64 canais foram amplamente introduzidos para uso clínico, o último deles em 2004. Como resultado, cortes de até 0,5 mm agora podem ser adquiridos mais rapidamente e por longas distâncias para prover uma resolução submilimétrica no eixo Z, com voxels e resolução isotrópicos. As vantagens da formação de imagem em TC multidetectores sobre a de canal único se resumem em uma melhor resolução espacial no eixo Z, rápida captação da imagem e cobertura anatômica maior.

Formação da Imagem Parâmetros de Aquisição Certos parâmetros devem ser especificados para o tomógrafo de TC helicoidal. A colimação do corte, ou apenas espessura de corte, geralmente tem 5 mm para uma TC básica do crânio, e entre 0,625 e 1,25 mm tanto para angiotomografia quanto para cortes finos de ossos da face.

O pitch normalmente é entre um e dois. Um pitch menor que um implica sobreposição de imagens e alta dose de radiação, enquanto um pitch maior do que dois causa lacunas na varredura do objeto ao longo do eixo Z. Os tempos de rotação do gantry variam entre 0,33 e 1 segundo. A formação de imagem do encéfalo é feita em aproximadamente 120 kV e 200 a 400 mA para adultos, mas usa miliamperagem reduzida para crianças. Aproximadamente 70 mL de contraste não iônico em uma concentração de 300 a 350 mg de iodo por milímetro é administrado em uma TC padrão com contraste. Se a administração do contraste para a angiotomografia for via intravenosa, 70 a 100 mL de contraste não iônico de baixa osmolaridade ou iso-osmolar com concentração de 300 a 350 mg de iodo por milímetro são administrados em uma injeção de 4 a 5 mL/s usando uma bomba injetora.

Parâmetros de Reconstrução Os dados adquiridos durante a digitalização são processados por meio de algoritmos convolução-retroprojeção para gerar as imagens. Algoritmos diferentes ou máscaras de convolução podem ser aplicados durante a convolução-retroprojeção para enfatizar os diferentes tecidos. Filtros de transição suave (smooth) ou transição abrupta (sharp) destacarão diferentes tecidos, como partes moles ou ossos, respectivamente. Os cortes da TC helicoidal podem ser reconstruídos em diferentes espessuras. Imagens obtidas com espessura de 1,25 mm podem ser reconstruídas em 2,5 mm, 3,75 mm ou 5,0 mm. Entretanto, não se pode reconstruir os cortes em espessuras menores do que a colimação original. Os cortes também podem ser reconstruídos com graus variados de sobreposição, ou intervalos de reconstrução. Para um corte de 1 mm de espessura, um intervalo de reconstrução de 0,8 mm significa sobreposição de 20%, que é aproximadamente a quantidade de sobreposição desejada se os cortes forem reformatados em outros planos. Os dados de uma TC podem ser reprocessados de diversas maneiras. As imagens obtidas com uma TC no plano axial podem ser reformatadas em planos coronais, sagitais ou oblíquos, com reformatações multiplanares (MPR, do inglês multiplanar reformation), uma técnica bidimensional (2D) que preserva todos os dados das imagens fonte originais. A projeção de intensidade máxima (MIP, do inglês maximum intensity projection) adquire apenas os voxels mais brilhantes de um volume predefinido e registra essa informação em um único corte. Nessa técnica 2D, a informação de profundidade se perde, mas os dados de atenuação são conservados. A exposição de superfície sombreada (SSD, do inglês shaded surface display) é um método tridimensional (3D) para visualizar as superfícies e formas dos objetos, mas com perda significativa


CAPÍTULO 1

Técnicas Anatômicas Estáticas

5

n FIGURA 1-2 Importância das configurações da janela. A, Hematomas subdurais podem ser facilmente não diagnosticados com janelas estreitas, pois a hemorragia pode ter atenuação acima da janela escolhida e se tornar tão brilhante quanto o osso adjacente. B, No entanto, ampliando a janela (largura, 150; nível, 80) é possível demonstrar um hematoma subdural bem pequeno no lobo frontal direito (seta). C, A janela normal do encéfalo (largura 80; nível 40) demonstra uma discreta perda de diferenciação corticossubcortical no córtex motor direito (seta). D, O acidente vascular encefálico agudo torna-se mais evidente (seta) ao se estreitar a janela (largura 8; nível 32), para enfatizar a pequena diferença de atenuação entre as substâncias cinzenta e branca.

A

B

C

D

de informação de atenuação. Renderização volumétrica (RV, do inglês volume rendering) é um método 3D superior a SSD e atribui cor e opacidade a cada valor de TC.

Parâmetros de Visualização O campo de visão (FOV, do inglês field of view) se refere ao tamanho da área da imagem. A matriz de visualização, composta por elementos de imagem individuais, ou pixels, normalmente tem 512 × 512. O tamanho do pixel pode ser determinado dividindo o FOV pelo tamanho da matriz. Por exemplo, o tamanho do pixel de uma matriz 512 × 512 e um FOV de 25 cm é 0,49 × 0,49. Em cortes colimados a 0,5 mm, o tamanho do voxel é 0,49 × 0,49 × 0,5 mm, ou seja, é praticamente isotrópico.

Aparência Normal das Imagens A atenuação é representada em unidades Hounsfield em uma escala de cinza, na qual a água destilada está a 0 UH em temperatura e pressão padronizadas, e o ar está a 1.000 UH. Tecidos como o osso, que atenua feixes de raios X mais do que a água, tem valores UH positivos (aproximadamente 1.000 UH) e aparece muito branco. Tecidos como a gordura, que atenua feixes de raios X menos do que a água, tem valores UH negativos e aparece mais escuro do que a água (entre -30 e -100 UH para gordura).

O olho humano normalmente diferencia apenas entre 60 e 80 diferentes tons de cinza. Assim, na prática, a escala de Hounsfield deve ser estreitada para ilustrar estruturas de interesse específico. Isso é alcançado selecionando uma janela de escalas de cinza de unidades Hounsfield a serem exibidas e arbitrariamente demonstrando todas as estruturas acima da janela escolhida como brancas, e todas as estruturas abaixo da janela como pretas. A amplitude da janela (ou largura) descreve o alcance de valores Hounsfield demonstrados como tons de cinza. O nível da janela dá o valor central daquela janela de escala de cinza. Uma TC de crânio normalmente é vista em uma janela com largura de 80 UH, e nível em 40 UH, o que significa que 0 UH e 80 UH são os limites mínimo e máximo da janela, respectivamente, com 40 UH no centro. Essa janela relativamente estreita evidencia com sucesso as pequenas diferenças nos valores de atenuação do encéfalo. A Figura 1-2 enfatiza a importância de se escolher janelas apropriadas para demonstrar estruturas de interesse e detectar clinicamente importantes processos patológicos.

Artefatos Artefatos comuns encontrados à TC incluem movimento do paciente, endurecimento do feixe, efeito de volume parcial e artefato em faixas (streak) de objetos metálicos. O movimento do paciente durante a


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SEÇÃO UM

Técnicas de Imagem

n FIGURA 1-3 Artefatos comuns em uma TC. A, Endurecimento do feixe é visto entre os ápices petrosos, limitando a avaliação da ponte. B, Clipes metálicos de aneurismas causam extensos artefatos streak. C, Artefato de volume parcial é visto como faixas por toda a fossa posterior nessa imagem de 5 mm de espessura. D, Reduzir a espessura do corte para 2,5 mm reduz significativamente o artefato de volume parcial.

A

B

C

D

digitalização causa acentuado borramento e erro de registro nas imagens. Isso pode ser em parte atenuado reduzindo-se o máximo possível o tempo de varredura. O endurecimento do feixe ocorre graças ao perfil do feixe de raio X, que sofre mudança a medida que passa através de objetos densos, como o osso. Os raios X de baixa energia são absorvidos e filtrados pelo osso, deixando um feixe composto apenas dos raios X de alta energia. Na TC de crânio, o endurecimento do feixe normalmente ocorre na fossa posterior ente os ápices petrosos, causando linhas horizontais escuras sobre o tronco encefálico, e limitando a utilidade da TC para a avaliação de processos patológicos nessa região. Os artefatos de volume parcial ocorrem quando um voxel de imagem contém diferentes tipos de tecido. O valor de atenuação do voxel é uma média numérica da atenuação de todos os tecidos contidos naquele voxel. Se uma porção do voxel tem um valor muito alto (ou baixo) de unidade Hounsfield, aquela porção pode influenciar o resultado da atenuação do voxel desproporcionalmente, e obscurecer a presença de outros tecidos. Assim como o endurecimento do feixe, os efeitos de volume parcial são muito inoportunos na fossa posterior, onde causam listras ou faixas escuras e claras. A redução da espessura do corte produz voxels menores e ajuda a reduzir os efeitos de volume parcial. Objetos metálicos, como clipes para tratamento de aneurismas ou aparelhos dentários, geram intensas listras (streak), já que sua alta densidade promove o endurecimento dos feixes e artefatos de volume

parcial. As listras podem obscurecer por completo estruturas adjacentes e impedir sua avaliação. A Figura 1-3 ilustra esses artefatos típicos.

Usos Específicos A TC do crânio é muito útil em eventos agudos, especialmente em setores de emergência, pelo seu rápido tempo de aquisição, acessibilidade e baixo custo, quando comparada à ressonância magnética. Como exame de primeira linha após o trauma, a TC é mais sensível do que a RM para detectar fratura craniana e corpos estranhos radiopacos, como metal ou vidro.2 Rapidamente, a TC identifica hematomas subdurais, epidurais e parenquimatosos agudos e contusões hemorrágicas, e é superior à RM para detectar hemorragia subaracnoide aguda.3 A TC também é particularmente útil na identificação de calcificações e para a avaliação de processos patológicos ósseos, podendo estreitar diagnósticos diferenciais em ambos os casos. A TC é indispensável no estudo de pacientes com marcapassos cardíacos, desfibriladores, metal intraorbitário ou outros implantes que contraindiquem o uso da RM. A angiotomografia computadorizada (ATC) tornou-se importante para a avaliação inicial de hemorragia subaracnoide, alcançando 90% a 93% de sensibilidade na detecção de aneurismas, de acordo com metanálises de estudos mais antigos.4,5 O tempo de varredura mais rápido disponível com tomógrafos de 16 e 64 canais permite captura seletiva da fase


CAPÍTULO 1

Técnicas Anatômicas Estáticas

7

n FIGURA 1-4 Usos da TC. A, Extensos hematomas subdural e paren-quimatosos direitos causam um desvio significativo das estruturas centromedianas da direita para a esquerda, o que é uma emergência neurocirúrgica. B, Hidrocefalia aguda com fluxo transependimário de LCS é observada como hipoatenuação na substância branca periventricular. C, A hiperostose da asa maior do esfenoide relacionada a essa formação expansiva extra-axial é carac-terística de um meningioma. D, A displasia fibrosa tem uma aparência típica na TC como uma lesão óssea expansiva com atenuação em vidro fosco.

A

B

C

D

arterial de opacificação pelo contraste sem contaminação venosa, e proporciona imagens próximas a verdadeiras angiografias. As aquisições rápidas com cortes finos por múltiplos canais agora permitem que a ATC seja realizada por longas distâncias em curtos períodos de tempo, podendo gerar imagens da base do coração ao vértice do crânio para avaliar pacientes com acidentes vasculares encefálicos ocasionados por trombos atriais esquerdos e potenciais oclusões nas circulações cervical e intracraniana. Apesar da angiografia com subtração digital (DSA, do inglês digital subtraction angiography) ainda ser o padrão-ouro para angiografias no momento, a velocidade e a sensibilidade da varredura da ATC estão constantemente se aperfeiçoando, logo a ATC disputará com a DSA em um futuro próximo.6

Análise Em qualquer cenário agudo, uma TC do crânio sem contraste pode ser usada para avaliar rapidamente os três Hs — hemorragia, hérnia e hidrocefalia —, que podem necessitar de intervenção cirúrgica imediata. A Figura 1-4 ilustra a utilidade da TC em quadros agudos, assim como sua importância na avaliação de lesões ósseas. Um modelo de relatório é demonstrado no Quadro1-1.

Armadilhas e Limitações

Diversos problemas importantes limitam a utilidade da TC. Em pacientes com insuficiência renal, o uso de contraste intravenoso iodado é limitado por precauções relacionadas à nefropatia induzida pelo contraste, normalmente identificada como um aumento na concentração sérica de creatinina após a administração do agente de contraste, sem outra justificativa. Embora não haja um critério uniforme de diagnóstico (pelos níveis de creatinina não serem necessariamente precisos), os dois fatores de risco mais importantes para o desenvolvimento de nefropatia são insuficiência renal preexistente e diabetes.7,8 Hidratação adequada, acetilcisteína e bicarbonato de sódio podem ajudar a prevenir a nefropatia em pacientes com função renal limítrofe.9,10 Os radiologistas são frequentemente questionados sobre o que fazer com pacientes que são “alérgicos” ao iodo ou mariscos. Há uma suposição equivocada de que o iodo contido nesses compostos confere reação cruzada com agentes de contraste iodado. No entanto, há pouca ou nenhuma evidência que indique que o iodo por si só cause reações adversas ao contraste, mariscos ou iodopovidona tópica.11 Em pacientes com significativa história prévia de reação ao contraste, pode ser realizada uma pré-medicação com bloqueadores histamínicos e corticosteroides.


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SEÇÃO UM

Técnicas de Imagem

QUADRO 1-1 Modelo de Relatório: TC e Ângio-TC do Crânio (Fig. 1-5) HISTÓRICO DO PACIENTE Uma mulher de 53 anos de idade apresentou-se com hemorragia subaracnoide. ESTUDO COMPARATIVO Nenhum estudo havia sido obtido. TÉCNICA Imagens axiais contíguas sem contraste com 2,5 mm de espessura do crânio foram obtidas desde o vértice ao forame magno. Após administração intravenosa de 150 mL de Omnipaque-350, foram obtidas imagens axiais contíguas com espessura de 0,625 mm do vértice para a parte superior do pescoço. Projeções de intensidade máxima (MIP) foram realizadas nos planos coronal, axial e sagital. Por último, foram obtidas imagens axiais contíguas do crânio de 2,5 mm pós-contraste. ACHADOS TC sem Contraste do Encéfalo Foi observado um grande hematoma intraparenquimatoso de 4,1 × 2,6 × 3 cm na região insular direita com edema vasogênico adjacente. Há um pequeno desvio da linha média da direita para a esquerda (0,3 cm) e aprisionamento do ventrículo lateral direito. Hemorragia subaracnoide é vista difusamente, inclusive nas cisternas da base e nos sulcos laterais

A

B

(de Sylvius). Apagamento difuso dos sulcos e cisternas é compatível com extenso edema cerebral. ATC das Artérias Intracranianas Um aneurisma sacular lobulado de 1 × 1 × 1,6 cm é observado na bifurcação da artéria cerebral média (ACM) direita, com hemorragia ao redor indicando ruptura. O aneurisma tem um colo estreito medindo 0,3 cm, que se projeta inferiormente. Dois pequenos aneurismas de 2 mm também são observados originando-se da artéria comunicante anterior (ACoA). A circulação posterior demonstra artérias vertebrais codominantes. As artérias intracranianas têm calibre normal sem estreitamento que sugira vasoespasmo. TC Pós-contraste O grande aneurisma da bifurcação da ACM direita é observado mais uma vez. Não há nenhuma evidência de realce parenquimatoso ou leptomeníngeo anormal. Os seios venosos durais estão patentes. IMPRESSÃO Há um extenso hematoma intraparenquimatoso temporal direito e hemorragia subaracnoide difusa associada à ruptura de um grande aneurisma sacular de 1,6 cm na bifurcação da ACM direita. Este aneurisma tem um colo estreito e se projeta inferiormente. Dois pequenos aneurismas na ACoA também foram observados.

C

n FIGURA 1-5 ATC de um aneurisma roto na bifurcação da artéria cerebral média direita (ACM). A, A imagem axial com espessura de 0,625 mm obtida num tomógrafo de 64 canais demonstra um aneurisma sacular na ACM direita com hematoma intraparenquimatoso adjacente. Projeções de intensidade máxima (MIP) nos eixos axial (B) e coronal (C) (com 20 mm de espessura, intervalo de 5 mm e 75% de sobreposição) demonstram mais do aneurisma e dos vasos adjacentes do que nos cortes finos originais. Um pequeno aneurisma na artéria comunicante anterior é visto na imagem axial (seta, B).


CAPÍTULO 1

Técnicas Anatômicas Estáticas

9

n FIGURA 1-5 continuação Imagens com renderização volumétrica em coronal (D) e sagital (E) são úteis na avaliação das relações entre os ramos da ACM com o aneurisma.

D

E

Pacientes que referem alergias a mariscos deveriam ser questionados quanto à natureza da reação, pois o histórico de alergias graves a qualquer comida aumenta o risco de reação ao contraste. Gravidez e lactação requerem considerações de segurança adicionais para a TC. A dose de radiação para o feto durante a TC de crânio da mãe tem sido estimada de 0 a 1 mGy, e é apenas de radiação dispersa. Geralmente acredita-se que o risco de teratogênese ou câncer infantil é insignificante para doses de radiação menores do que 50 mGy.12,13 Já que o útero se encontra fora do FOV e a dose de radiação para o feto é insignificante, não está claro quando é necessário colocar o protetor de chumbo ao redor do abdome/pelve. Todavia, usar o avental de chumbo pode dar tranquilidade à paciente. Material de contraste iodado deveria ser evitado, se possível, durante a gravidez por causa da preocupação com a possibilidade de hipotiroidismo no feto. Para lactantes, a recomendação tradicional é que a amamentação seja interrompida por 12 a 24 horas após o contraste ter sido administrado e o leite seja descartado nesse período.14

Pesquisas Recentes e Direções Futuras Tomógrafos capazes de aquisições até 64 canais são comuns no uso clínico e suportam resolução isotrópica submilimétrica, aquisições rápidas (< 5 segundos para uma TC da cabeça), e boa cobertura (cobertura de 32 a 40 mm no eixo Z com uma única rotação do gantry). Já que os parâmetros de imagem agora são capazes de atender à maioria das necessidades clínicas, não está claro se o aumento do número de cortes adquiridos simultaneamente seja particularmente útil ou desejado. Ao invés disso, as pesquisas estão focadas em atender às necessidades clínicas específicas, como imagens dinâmicas para medidas de perfusão, e varreduras mais rápidas para formação de imagens cardíacas. Aumentar o comprimento da cobertura ao longo do eixo Z pode permitir que um órgão inteiro seja estudado por meio de TC com uma única rotação do gantry, surgindo o potencial para estudos dinâmicos de perfusão de órgãos individuais. Entre os modos de aumentar o volume de cobertura incluem-se o uso de detectores planos, a manipulação da disposição dos detectores e o aumento do número de fileiras de detectores. Tomógrafos de 256 e 320 canais vêm sendo desenvolvidos e instalados em número reduzido, fornecendo entre 12 e 16 cm de cobertura no eixo Z. No entanto, deve-se considerar que a carga de dados é maior e o custo mais alto.

A TC com dupla energia (dual-energy) é outra área promissora para avanços futuros. Nessa abordagem, dois tubos de raios X e dois detectores são armazenados no mesmo gantry, e usados para distribuir dois feixes de raios X de diferentes voltagens (p. ex., 80 kV e 140 kV). As vantagens da TC de fonte dupla (dual-source) incluem um tempo de varredura muito mais rápido e resolução temporal mais alta, o que é inestimável para a formação de imagens cardíacas. Tomógrafos dual-source também têm o potencial de diferenciar tecidos específicos, como cálcio e sangue. Essa habilidade pode ser usada para retratar um único tecido ou deletar seletivamente algum tecido da imagem. Por exemplo, pode-se extrair com precisão um osso das imagens de ATC, para avaliar claramente veias na base do crânio, uma área tradicionalmente difícil de ser visualizada.

RESSONÂNCIA MAGNÉTICA Nos Estados Unidos, a Food and Drug Administration (FDA) permitiu o uso comercial da RM em 1984 e, desde então, esse procedimento teve notável crescimento. Os equipamentos de RM mais utilizados têm um campo magnético com força de 1,5 tesla (1,5 T), mas cada vez mais têm sido usadas unidades de campo magnético mais altas de 3 tesla (3 T). Tanto a RM de 1,5 T quanto novos magnetos oferecem uma análise das estruturas anatômicas sem paralelo, com relativa segurança e livre de preocupações quanto à dose de radiação que são inerentes à TC. A RM emprega uma variedade impressionante de sequências que são adquiridas por diversos meios, usadas para diferentes propósitos, e designadas por diferentes siglas por cada fabricante. A Tabela 1-1 oferece um panorama das principais sequências mais usadas na RM (incluindo seus acrônimos), que podem ser úteis durante a revisão deste capítulo.

Conceitos Básicos Formação do Sinal de RM A RM depende do núcleo do hidrogênio. Em seu estado nativo, o núcleo do hidrogênio exibe orientação aleatória e precede ou rotaciona a taxas variáveis. Quando um campo magnético externo (Bo) é aplicado, o núcleo de hidrogênio começa a precessão à frequência de ressonância (designada como frequência de Larmor), que é proporcional à força do campo magnético. Adicionalmente, o campo magnético externo induz o núcleo de hidrogênio a se alinhar e “precessar” ao longo do eixo do campo magnético, criando um vetor de campo magnético. Por convenção, a direção de Bo é designada de longitudinal, ou eixo Z. O plano perpendicular ao eixo Z é chamado transverso, ou eixo X/Y.


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SEÇÃO UM

Técnicas de Imagem

TABELA 1-1. Visão Global das Principais Sequências de RM Tipo de Sequência SE

GRE

Bases

Contraste do Tecido

Spin eco (SE)

Pulso excitatório de 90° Pulso de refocalização de 180º

T1 ou T2

Rápida aquisição com refocused echo (RARE); também conhecida como fast spin eco (FSE) ou turbo spin eco (TSE).

Pulso de 90° Pulsos múltiplos de 180°

T1 ou T2 (o borramento aumenta proporcionalmente ao trem de ecos)

Half-Fourier acquisition single-shot turbo spin-echo (HASTE), single shot fast spin-echo (SSFSE)

Pulso de 90° Pulsos múltiplos de 180° para preencher metade do espaço K (a outra metade é inferida)

Normalmente T2 (intenso borramento T2 em decorrência de longa extensão do trem de eco)

Inversão-Recuperação (IR): Fluid-attenuated inversion recovery (FLAIR) e short tau inversion recovery (STIR)

Pulso de inversão de 180° preparatório Pulso de 90° Pulsos únicos ou múltiplos de 180°

Misto de T1 e T2

Gradiente eco (GRE)

< Pulso de 90° Nenhum pulso de 180°

T1 ou T2*

Espoliado/incoerente: Spoiled gradient-recalled-echo (SPGR), fast field echo com ponderação em T1 (T1-FFE), fast low-angle steady-state free procession (FISP)

A magnetização transversa é destruída

T1

Não deteriorado/coerente: Gradient-recalled acquisition in steady state (GRASS), fast field-echo (FFE), rápida formação de imagens com steadystate free precession (FISP)

Steady-state free precession

Misto de T1, T2 e T2*

Balanceado: Rápida formação de imagens usando o steady-state free acquisition (FIESTA), balanced FFE, true FISP

Steady-state free precession

Misto de T1 e T2

Formação de imagem ecoplanar (EPI)

Pulso excitatório único para preencher o espaço K

T2* (também pode haver T2 spin eco)

A precessão do núcleo de hidrogênio à frequência Larmor cria uma corrente, medida como sinal de RM. Essa corrente não pode ser detectada no eixo Z; sendo detectada apenas quando sua magnetização se encontra no plano transverso. Para medir a corrente, o vetor de magnetização deve ser deslocado do eixo Z (onde não pode ser medido) para o eixo X/Y transverso (onde pode ser medido). Para consegui-lo, um pulso de radiofrequência (RF) é aplicado para “inclinar” (flip) o campo magnético em um determinado ângulo (o ângulo de excitação, ou flip angle) no plano transverso. Imediatamente após o pulso RF, os núcleos no plano transverso estão em fase. Eles precessam juntos na mesma frequência e na mesma direção, criando um sinal conhecido como decaimento de indução livre (FID, do inglês free induction decay). Entretanto, o sinal FID dissipa-se rapidamente à medida que a heterogeneidade do campo magnético faz núcleos girarem fora de fase e em diferentes frequências. O FID não pode ser medido diretamente para propósitos de imagem. Ao invés disso, um eco do FID — um spin eco ou gradiente eco — deve ser produzido para realinhamento dos núcleos. Essa é a base para a construção de sequências de RM, como será discutido adiante.

Localização do Sinal de RM em Imagens 2D e 3D Para localizar um eco no corpo se aplicam pequenos campos magnéticos chamados gradientes, cuja força aumenta de maneira constante em uma determinada direção. Por causa dos gradientes, um próton em uma parte do corpo vai sentir um campo magnético diferente e “precessar” em uma frequência de Larmor diferente daquela de um próton em outra localização. Para se localizar os prótons no corpo em todos os três eixos ortogonais (X, Y e Z), três gradientes diferentes são aplicados, designados como gradientes de codificação de frequência, de codificação de fase e de seleção de corte. Imagens 2D adquirem informações em planos de cortes individuais. Nessa técnica, um pulso de RF específico é usado para excitar apenas uma secção do tecido. O gradiente de seleção de corte é aplicado durante o pulso RF excitatório, para que os únicos núcleos que respondam sejam somente aqueles nos cortes nos quais a frequência de Larmor seja a mesma que a do pulso RF excitador. A espessura do corte que é excitado depende muito da força do gradiente de seleção de corte: quanto mais forte esse gradiente, mais fina será a área excitada. O gradiente de codificação de frequência é aplicado durante a detecção ou “leitura” do sinal de RM. O passo de codificação de fase, que é executado entre a seleção

de corte e a leitura da codificação de frequência, pode ser executado muitas vezes com gradientes de força diferentes, fazendo com que isso seja um dos fatores determinantes da extensão da varredura. Imagens bidimensionais produzem uma série de cortes que não são contíguos, com espessura maior do que 1 mm. Na formação de imagens tridimensionais, o pulso de RF e o gradiente de seleção de corte excitam um volume inteiro de tecido ao longo do eixo Z, ao invés de apenas uma fina secção. A codificação de fase é realizada em duas direções, não apenas em uma, como na formação de imagens 2D, e é seguida pela leitura da codificação de freqência. A formação das imagens 3D normalmente tem uma relação sinal-ruído mais alta do que a formação de imagens 2D, já que o sinal de RM é obtido do volume inteiro do tecido, ao invés de apenas um corte. Assim, o número de sinais de RM que formam cada eco é muito maior para a formação de imagens tridimensionais do que bidimensionais. A formação de imagens 3D também gera cortes bem finos (cada um menor do que 1 mm) que são contíguos uns aos outros, permitindo excelentes reconstruções multiplanares. Entretanto, a formação de imagens 3D é mais lenta do que em imagens 2D, pois realiza o processo relativamente mais longo de codificação de fase em duas direções, e não apenas uma.

Formação de Imagem de RM A geração de uma imagem a partir de um sinal de RM normalmente requer múltiplas excitações com um pulso de RF para produzir informações suficientes para a imagem. O período entre as excitações é o TR (tempo de repetição), enquanto o período entre a excitação e a detecção do eco é TE (tempo de eco). Os ecos medidos de um corte específico são selecionados e então codificados em um espaço K. O espaço K é uma fórmula matemática que consiste em uma grade ou matriz em branco na qual informações de frequência e fase podem ser mapeadas antes de sua transformação em uma imagem de RM. No espaço K, a informação de frequência normalmente é mapeada ao longo do eixo X, e a informação de fase ao longo do eixo-Y. em uma sequência spin eco convencional, um eco gera a informação para uma única linha no espaço K e corresponde a uma única etapa da codificação de fase. O centro do espaço K contém informações sobre formas gerais (baixa resolução espacial) a alto contraste de imagem. A periferia do espaço K abriga informações sobre detalhes finos (alta resolução espacial) à baixo contraste de imagem. As informações dentro


CAPÍTULO 1

A

Técnicas Anatômicas Estáticas

11

B

n FIGURA 1-6 A importância da seleção adequada da bobina. Pacientes com doenças priônicas como a doença de Creutzfeldt-Jakob (DCJ) podem ter um sinal alto no córtex cerebral, como foi o caso do paciente A, que teve um hipersinal cortical, particularmente no hemisfério cerebral esquerdo (setas). O paciente em B não tem DCJ, mas teve suas imagens feitas com uma bobina de superfície, com um alto sinal no córtex frontal paramediano em ambos os lados (setas). Este é um artefato de proximidade dos tecidos periféricos com a bobina de superfície. Por causa desse potencial para equívocos decorrentes da presença de sinal heterogêneo determinado por artefatos, pode ser mais simples realizar o diagnóstico de DCJ com uma bobina de volume, a qual envolve toda a cabeça e permite uma melhor uniformidade de sinal. do espaço K são apresentadas em imagem pela transformada de Fourier, um processo matemático computadorizado de decodificação de sinal de RM que converte informação de frequência nos pixels de uma imagem.

Equipamento de RM (Bobinas) Antenas de radiofrequência chamadas de bobinas são usadas para transmitir o pulso RF e receber o sinal da RM. Bobinas separadas podem ser usadas para a transmissão e recepção, ou a mesma bobina pode ter as duas funções. Bobinas de RM podem ser construídas para diferentes regiões: uma bobina de volume é uma estrutura circunferencial que cerca completamente uma parte do corpo, enquanto a bobina de superfície é tipicamente reta ou curva, e colocada sobre a superfície da pele cobrindo a região específica de interesse. Bobinas de volume tanto transmitem quanto recebem o sinal de RM. Eles envolvem completamente a parte do corpo, logo fornecem um sinal bastante uniforme por toda a imagem. Uma bobina de volume típica para a neuroimagem é a bobina de crânio. Bobinas de superfície geralmente são apenas bobinas receptoras, logo uma bobina de crânio ou de corpo separada é necessária para transmitir o pulso de RF. Bobinas de superfície têm alta relação sinal-ruído, especialmente para estruturas superficiais próximas à bobina. Entretanto, têm um FOV reduzido e estão mais propensas a heterogeneidade de sinal, bem como perda de sinal para os tecidos mais profundos. Bobinas phased-array são compostas por diversas pequenas bobinas de superfície dispostas de modo a formar um arranjo. Estas foram desenvolvidas para tentar aumentar o FOV mantendo a alta relação sinal-ruído das pequenas bobinas de superfície. A imagem diagnóstica na doença Creutz-feldt-Jakob ilustra a importância da seleção de uma bobina adequada.

Imagem Ponderação Tecidual T1, T2 e densidade de prótons são os parâmetros fundamentais da RM e determinam o contraste entre os tecidos. Depois do pulso excitatório de RF e da inclinação do campo magnético no plano X/Y ou transverso, a magnetização transversa é perdida a um ritmo determinado pelo tempo de relaxamento T2 de cada tecido. Simultaneamente, a magnetização longitudinal ao longo do eixo Z é recuperada num ritmo determinado pelo tempo de relaxamento T1 de um determinado tecido.

A gordura tem um T1 mais curto do que o líquido cerebrospinal (LCS) e recupera sua magnetização longitudinal rapidamente após um pulso de RF. Se o TR é curto, a gordura recupera mais de sua magnetização longitudinal do que o LCS e produz um sinal de RM maior. Uma magnetização longitudinal maior leva a uma magnetização transversa maior e a um sinal mais forte no próximo pulso de RF. Adquirir imagens com TR curto enfatiza as diferenças nos tempos de relaxamento T1 dos tecidos, para que tecidos com T1 curto, como a gordura, a melanina e a proteína, produzam um sinal alto. Sequências de RM que enfatizam as diferenças de tecido no tempo de relaxamento T1 são designadas ponderadas em T1. A gordura tem um tempo de relaxamento T2 mais curto que o LCS e perde sua magnetização transversa mais rápido. Adquirir imagens com TE longo permite um maior tempo de decaimento da magnetização transversa, enfatizando as diferenças no tempo de relaxamento T2. Quando o TE é longo, tecidos com tempo de relaxamento T2 curtos (gordura) apresentam maior perda do sinal em T2 e ficam escuros, enquanto tecidos com tempo de relaxamento T2 longos vão reter mais sinal em T2 e aparecem brilhantes. Sequências de RM que utilizam TE longo para enfatizar a diferença no tempo de relaxamento T2 são denominadas ponderadas em T2. Se o TR é longo e o TE é curto, a diferença de gordura ou LCS não é enfatizada em T1 e tampouco em T2. Qualquer diferença de contraste observada entre esses dois tecidos é, então, devida às diferenças na densidade dos prótons dos tecidos. Tecidos com maior densidade de prótons fornecem um sinal maior do que os tecidos com densidade de prótons menor. Sequências de RM que empregam TR longo e TE curto para capturar as diferenças na densidade dos prótons de um tecido são chamadas ponderadas em densidade de prótons (DP, do inglês proton density).

Qualidade da Imagem À RM a qualidade da imagem depende da resolução espacial e da relação sinal-ruído. Como à TC, a resolução espacial reflete o tamanho do voxel. O tamanho do pixel influencia na resolução espacial no plano de aquisição ou no eixo X/Y, enquanto a espessura do corte determina a resolução espacial do eixo Z. Assim sendo, a resolução espacial pode ser melhorada reduzindo-se o tamanho do voxel mediante a diminuição


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SEÇÃO UM

Técnicas de Imagem

do FOV, aumentando o tamanho da matriz, ou obtendo cortes mais finos. No entanto, reduzir o tamanho do voxel para melhorar a resolução espacial tende a aumentar o ruído relativo a uma imagem. Resolução espacial e relação sinal-ruído são considerações concorrentes. A amplitude da largura de banda (bandwith) se refere a taxa à qual é obtida a amostra de um eco. Uma alta largura de banda seleciona um eco rapidamente, mas precisa de um gradiente de codificação de frequência mais forte e resulta em um alcance de frequências muito maior. Uma baixa largura de banda leva mais tempo para amostrar um eco, mas tem um alcance menor de frequências e inclui menos ruído de amostragem. Altas larguras de banda reduzem o tempo de aquisição, então há menor oportunidade para degradação da imagem por queda de sinal. Baixas larguras de banda prolongam o tempo de aquisição, mas melhoram a relação sinal-ruído.

Sequências Básicas de RM O spin eco e o gradiente eco são as duas únicas sequências básicas da RM; todas as outras sequências são variações dessas duas. Para criar tanto o spin eco quanto o gradiente eco após o FID, uma sequência específica de pulso deve ser projetada. Um diagrama de sequência de pulso ilustra a série e a cronologia de eventos necessários, incluindo a aplicação do pulso de RF e vários gradientes para produzir um eco amostrado.

Spin Eco A sequência spin eco (SE) é criada ao se seguir o pulso excitatório de 90˚ com um pulso de refocalização de 180o a um tempo TE/2. Após o pulso de RF de 90o, a magnetização transversa é perdida rapidamente graças a (1) heterogeneidade macroscópica do campo magnético em razão de fatores como objetos ferromagnéticos adjacentes, campo magnético Bo irregular e interfaces de tecidos, e (2) interações magnéticas microscópicas entre os núcleos em rotação. A perda de magnetização decorrente tanto de fatores macroscópicos e microscópicos é denominada relaxamento T2*. A perda de sinal decorrente apenas de interações microscópicas nucleares é o “verdadeiro” decaimento T2 e ocorre mais lentamente do que o decaimento T2*. O pulso de refocalização de 180o é capaz de realinhar os núcleos que começaram a “precessar” a diferentes frequências e pode impedir a perda de sinal que decorre de fatores macroscópicos. Entretanto, não pode impedir a perda de sinal decorrente de interações nucleares microscópicas aleatórias, ou seja, o decaimento T2. O spin eco que resulta do efeito de realinhamento do pulso de 180o ainda é suscetível ao decaimento T2 e, dessa maneira, sequências SE com TE longo são denominadas ponderadas em T2 (não ponderadas em T2*). A Figura 1-7A ilustra o diagrama de sequência de pulso para a técnica SE.

Gradiente de Reversão do Eco Se não é dado o pulso de 180o que reorienta o ângulo, um eco do FID ainda pode ser produzido por meio dos gradientes de polaridades opostas (força igual, direção oposta) para desalinhar e então realinhar os spins. Lobos de polaridades opostas do gradiente de codificação de frequência são usados para unir os spins alinhados e produzir um gradiente eco no tempo TE. Por eles não usarem um pulso de reorientação de 180o, imagens de um gradiente de reversão de eco (GRE, do inglês gradient-recalled echo) estão propensas a sinalizar a perda tanto por fatores macro quanto microscópicos (decaimento T2*). Dependendo de vários parâmetros da sequência, sequências GRE podem ser ponderadas em T1 ou em T2*, mas normalmente não em T2 (ver adiante as exceções). A Figura 1-7B ilustra os componentes da sequência GRE. Diferentemente do SE, sequências GRE usam pequenos ângulos de inclinação (flip angles) que são menores do que 90o. Esses ângulos de inclinação não eliminam completamente a magnetização longitudinal. Alguma magnetização longitudinal permanece para se recuperar mais rapidamente antes do próximo pulso. Isso permite o uso de um TR mais curto e ajuda a alcançar um tempo de varredura mais rápido. Em frequências de GRE, a ponderação tecidual depende do TR, TE e do valor do ângulo de inclinação: maiores ângulos de inclinação acentuam diferenças no tempo de relaxamento T1, pois mais magnetização longitudinal deve

se recuperar para produzir a imagem. Ângulos de inclinação maiores, então, produzem imagens T1. Magnetização transversa “deteriorada” ou “refocalizadora” permite outros meios de ponderação tecidual. Para reduzir os tempos de varredura, sequências GRE frequentemente usam TR muito curto (mais curto do que o tempo de relaxamento T2 de muitos tecidos) para que a magnetização transversa não tenha tempo de decair completamente antes do próximo pulso excitatório. Nessa situação, há tanto a magnetização transversa residual quanto a magnetização longitudinal recuperada imediatamente antes do próximo pulso de RF. Se a magnetização transversa residual é “spoiled” ou deteriorada, apenas a magnetização longitudinal restará para o próximo pulso de RF, resultando em imagens ponderadas em T1. O spoiling da magnetização transversa é alcançado com o uso de gradientes spoiler ou spoiling RF, uma discussão que vai além do âmbito deste capítulo. Essas sequências de GRE ponderadas em T1 são conhecidas como sequências de GRE deteriorado ou incoerente. Alternativa a isso, o GRE não deteriorado ou coerente preserva a magnetização transversa acumulada entre os pulsos de RF em sequências TR curtas. O pulso de RF subsequente rotaciona a magnetização transversa residual no plano longitudinal enquanto inclina a magnetização longitudinal recuperada no plano transverso. Com tempo e pulsos RF sucessivos, há uma intrincada mistura de componentes longitudinais e transversos conhecidos como precessão livre no estado estacionário (steady-state free precession). Diferentemente das sequências GRE incoerentes, a intensidade do sinal em sequências coerentes depende não apenas da quantidade de magnetização longitudinal que se recuperou, mas também da quantidade de magnetização transversa que restou. Já que a recuperação da magnetização longitudinal é determinada pelo T1 e o decaimento da magnetização transversa pelo T2, essas sequências refletem uma mistura de formação de imagens ponderadas tanto em T1 quanto T2. Note que se o TR é suficientemente longo para permitir o completo decaimento da magnetização transversa e resta apenas a magnetização longitudinal, as sequências unspoiled/ coerentes se tornam tão ponderadas em T1 quanto os GRE spoiled/ incoerentes. Outra consequência de se preservar a magnetização transversa residual em GRE coerente é a geração de um spin eco com o próximo pulso de RF excitatório. Este se comporta como um pulso reorientador na magnetização residual transversa e é conceitualmente similar ao pulso refocalizador de 180o usado na formação de imagens SE, embora menos efetivo. A magnetização transversa residual que estava se tornando desalinhada é repentinamente refocalizada e gera um SE junto ao FID usual criado imediatamente após um pulso de RF. Dependendo do projeto da sequência, tanto o FID quanto o SE podem ser favorecidos para alcançar mais T2* ou ponderação em T2, respectivamente. Sequências GRE balanceadas são construídas de modo que todos os gradientes são equilibrados e os sinais FID e SE coincidam, alcançando uma mistura complexa de ponderação em T1 e T2.

Inversão-Recuperação Formação de imagem com o método de inversão-recuperação (IR) aplica um pulso preparatório logo antes da sequência GRE ou SE para enfatizar o contraste em T1 ou eliminar o sinal de tecidos indesejados como LCS ou gordura. Um pulso de inversão de 180o é dado inicialmente para excitar o vetor de campo magnético do eixo +Z para o -Z. Os núcleos recuperam magnetização longitudinal do -Z para o +Z de acordo com suas propriedade T1. Se um pulso excitatório de 90o é dado durante o relaxamento (a um tempo de inversão, TI), núcleos com T1 mais curto terão recuperado mais magnetização longitudinal e assim produzem maior magnetização transversa e sinal de RM. Isso cria uma ponderação em T1. À medida que os núcleos recuperam magnetização longitudinal de -Z para +Z após o pulso de inversão de 180o, eles passam por um ponto nulo no qual o vetor de campo magnético é zero. Um pulso excitatório de 90o dado neste momento para o LCS (ou gordura) teria tido muito pouco efeito e não teria gerado sinal de RM do LCS (ou da gordura). Assim, tecidos específicos podem se tornar escuros nas


CAPÍTULO 1

Técnicas Anatômicas Estáticas

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180° α°

90° RF

RF SE

FID

Sinal

FID

Sinal

Gcorte

Gcorte

Gfrequência

Gfrequência Gfase

Gfase

TE

TE TE/2

A

B

SPIN ECO

GRADIENTE ECO

90° RF Sinal

FID

TI

C

Magnetização longitudinal

Pulso de 180° 180°

180°

Outros

Pulso de 90°

tecidos LCS

Tempo

TI

INVERSION RECOVERY (FLAIR)

n FIGURA 1-7 Diagramas de sequências de pulso. A, A Spin eco: Seguindo o pulso excitatório de 90°, que ocorre ao mesmo tempo que o gradiente de seleção de corte, o decaimento de indução livre (FID) desaparece rapidamente. O pulso refocalizador de 180° dado a tempo TE/2 realinha os spins para criar o spin eco que é coletado a cada tempo TE com aplicação de um gradiente de codificação de frequência. O passo de codificação de fase deve ser realizado muitas vezes com gradientes de forças diferentes, com isso é ilustrado com linhas múltiplas denotando as diferentes amplitudes do gradiente. B, Gradiente eco: Seguindo o pulso de RF (com ângulo de inclinação α < 90°), o FID se perde rapidamente. Não é dado nenhum pulso de refocalização de 180°; em vez disso, lobos opostos do gradiente de codificação de frequência são usados, primeiro para desalinhar e depois para realinhar os spins, criando um eco a tempo TE. O lobo negativo (desalinhador) do gradiente de codificação de frequência é demonstrado abaixo da linha de base, enquanto o lobo positivo (realinhados) é demonstrado acima da linha de base. C, Inversão-recuperação e FLAIR: um pulso de 180° é dado no começo da sequência, o que inverte o vetor de magnetização para eixo Z. Os tecidos recuperam magnetização longitudinal de acordo com suas propriedades T1 e o LCS, com T1 longo, recupera magnetização mais lentamente do que outros tecidos. Um pulso excitatório de 90° é dado a tempo T1 no ponto nulo para o LCS, quando este não tem magnetização longitudinal. Entretanto, outros tecidos tem recuperado a magnetização longitudinal, que é excitada ao plano transverso com o pulso excitatório para gerar o sinal RM. FLAIR é realizado(a) em uma sequência spin eco.

imagens. STIR (do inglês short tau invertion recovery) é a denominação da sequência usada para a eliminação de gordura. Como a gordura tem um T1 relativamente curto, sequências STIR normalmente empregam tempos de inversão de aproximadamente 150 a 175 ms a 1,5 T. FLAIR (do inglês fluid-attenuated inversion revocery) é a denominação da sequência usada para a supressão do LCS. Como a água tem um T1 longo, sequências FLAIR normalmente empregam tempos de inversão que vão de 1.800 a 2.400 ms a 1,5 T.15 A Figura 1-7C ilustra uma sequência IR típica. O conceito de contraste de tecido é mais complexo do que a simples ponderação em T1 ou T2 para as imagens FLAIR. Apesar de sequências FLAIR terem longos TE e serem ponderadas em T2 para que outros fluidos que não o LCS tornem-se brilhantes, um elemento de ponderação em T1 também está presente. O pulso de inversão de 180o apresenta ponderação em T1, pois o grau em que os tecidos recuperam magnetização longitudinal antes que o pulso excitatório seja dado depende das suas propriedades em T1.

Técnicas Rápidas de Formação da Imagem

A principal desvantagem da formação de imagens SE convencionais é o longo tempo. Isso decorre do fato de que cada pulso de RF excitatório gera um único eco que preenche apenas uma única linha do espaço K, correspondendo a um único passo de codificação de fase. A técnica SE não aumenta consideravelmente o tempo necessário para obter imagens ponderadas em T1, pois estas usam TR e TE curtos. Entretanto, as técnicas SE aumentam significativamente o tempo necessário para obter imagens ponderadas em T2, pois estas empregam TR e TE longos. Sequências RARE (do inglês rapid acquisition with refocused echo) foram desenvolvidas para reduzir o tempo de formação das imagens. Comercialmente, são conhecidas como sequências fast spin-echo (FSE) ou turbo spin-echo (TSE). Nesta abordagem cada pulso RF de 90o é seguido por múltiplos pulsos refocalizadores de 180o (não apenas um) para gerar mais spin ecos e preencher múltiplas linhas do espaço K por pulso excitatório. O número de ecos gerados após cada pulso excitatório é denominado comprimento do trem de ecos (ETL, do inglês echo train


14

SEÇÃO UM

Técnicas de Imagem SE

180°

Fase, y

90° Espaço K

RF Sinal

B

Frequência, x

FSE/TSE 180°

180°

180°

180°

180°

Fase, y

90°

A

Seleção de corte, Z

C

RF Sinal Frequência, x

Fase, y

EPI

D

90° RF Sinal

Frequência, x

n FIGURA 1-8 Comparação de técnicas de eco único e múltiplos ecos seguindo um único pulso excitatório. A, Um nível axial no encéfalo é determinado pelo gradiente de seleção de corte no tempo do pulso de RF excitatório. B, Em um spin eco convencional, um único pulso refocalizador de 180º após o pulso excitatório que produz um spin eco que preenche uma única linha de espaço K (destacada em verde). A sequência deve ser repetida com codificação de fase realizada em uma amplitude diferente, para gerar outro spin eco que encha uma linha diferente no espaço K. C, No fast ou turbo spin eco cada pulso excitatório é seguido por um número n de 180 pulsos refocalizadores (cinco no nosso caso), que geram n ecos para preencher n linhas de espaço K. O comprimento do trem de eco é 5 e o tempo de varredura é 1/5 (1/ETL) da sequência spin eco convencional. A codificação de fase é realizada com uma amplitude diferente para cada eco, de modo a preencher uma linha diferente do espaço K. D, Na formação de imagens com a técnica ecoplanar de disparo único, o pulso excitatório é seguido de uma rápida comutação do gradiente que gera uma longa cadeia de gradientes eco, o suficiente para preencher todo o espaço K após um único pulso.

length) e corresponde ao número de passos de codificação de fase adquiridos em um único TR. Dessa maneira, FSE ou TSE reduzem o tempo de varredura para 1/ETL do tempo requerido para a formação de imagens spin eco padrão. O espaço K demonstra uma certa simetria e redundância de informação que permite a uma imagem ser derivada apenas de uma porção do conjunto de dados. Se ecos suficientes são coletados para completar metade do espaço K após um único pulso excitatório de 90o (designado como shot) a informação na outra metade do espaço K pode ser inferida com base na reconhecida simetria do espaço K.16 A técnica usada para produzir imagens a partir de metade dos dados é conhecida como single-shot RARE (ou comercialmente como half-Fourier acquisition single-shot turbo spin-echo [HASTE] ou single-shot fast spin-echo [SSFSE]). Uma técnica rápida e similar de formação de imagens usando gradiente eco é designada imagem eco planar (EPI, do inglês echoplanar imaging). Na EPI, um único pulso excitatório ou shot é seguido por uma longa corrente de gradientes eco gerada por meio da troca rápida de gradientes. Os múltiplos gradientes eco preenchem todo o espaço K após um único disparo.17 A EPI é umas das sequências mais rápidas de RM disponíveis, então é usada para imagem ponderada em difusão (DWI, do inglês diffusion weighted imaging). Já que a EPI caracteriza os movimentos microscópicos ou a difusão das moléculas da água através do tecido, a contaminação pelo movimento macroscópico em massa em decorrência do longo tempo de varredura não pode ser permitido. A Figura 1-8 resume as diferenças entre técnicas de eco único e ecos múltiplos. Todas as técnicas de ecos múltiplos estão sujeitas a perda de constraste tecidual, pois a magnetização transversa decai ao longo de

longos trens de ecos. Este borramento T1, T2 ou T2* aumenta com o ETL e alcança seu extremo em técnicas de single shot (HASTE, SSFSE e EPI).

Aparência Normal das Imagens Nas imagens ponderadas em T1 do encéfalo normal de um adulto a substância branca tem sinal com um pouco mais de intensidade do que a substância cinzenta. Entretanto, a substância branca parcialmente ou totalmente não mielinizada, em crianças com menos de dois anos, é hipointensa à substância cinzenta. A gordura é mais brilhante e o LCS é mais escuro nas imagens ponderadas em T1, como já foi discutido anteriormente. Nas imagens ponderadas em T2 do encéfalo normal de um adulto, a substância branca é hipointensa à substância cinzenta. A substância branca não mienilizada parcial ou totalmente, de crianças menores de dois anos, é hiperintensa à substância cinzenta. A gordura é escura e o LCS é brilhante nas imagens spin eco ponderadas em T2. Entretanto, a gordura pode parecer brilhante em sequências FSE ou TSE ponderadas em T2 em razão da diminuição em um fenômeno conhecido como acoplamento J. Qualquer processo patológico que eleve o conteúdo de água do tecido será visto como um sinal brilhante em sequências ponderadas em T2.

Artefatos Alguns artefatos comuns à RM são discutidos aqui. Artefatos associados a sequências específicas serão explicados mais adiante neste capítulo. Artefato de retroprojeção ou dobradura (wraparound/aliasing) ocorre quando a parte do corpo examinada é maior do que o FOV, causando a “sobreposição” das informações não contidas no FOV. Isso ocorre ao longo da direção (ou direções) da codificação de fase, e pode ser eliminado ao aumentar o FOV ou aumentar o número de passos da codificação de fase. Artefato de truncamento ou anéis de Gibbs ocorre


CAPÍTULO 1 em razão da amostra reduzida ou truncamento de informações de alta frequência. Aparece como linhas claras e escuras se alternando na interface de tecidos com alto e baixo sinal, observa-se caracteristicamente na interface do encéfalo/crânio e na medula espinal em imagens sagitais, onde pode simular siringomielia. O artefato de truncamento pode ser reduzido com a diminuição do contraste de interface (como se usasse supressores de gordura) ou aumentando o tamanho da matriz. Os artefatos de movimento, ou fantasmas, normalmente ocorrem na direção da codificação de fase, pois os passos de codificação de fase são longos, com tempo suficiente para que o movimento atrapalhe o sinal de RM e crie o artefato. Tanto pulsos fisiológicos (como o LCS ou a corrente sanguínea) como a movimentação do paciente podem causar estes artefatos que podem aparecer como áreas borradas ou “fantasmas” (linhas ou objetos tênues). Os artefatos de movimento podem ser reduzidos usando técnicas rápidas de formação de imagens ou aplicando pulsos de pré-saturação para minimizar o sinal de estruturas que estejam pulsando ou se movendo. Se o artefato obscurece uma estrutura de interesse, pode-se redirecionar o artefato daquela estrutura específica trocando-se as direções da codificação de fase e da frequência. O artefato de deslocamento químico (chemical-shift) ocorre na direção da codificação de frequência. Essa codificação localiza espacialmente o sinal de RM na base da frequência e as diferenças na frequência são automaticamente igualadas às diferenças na origem do sinal. O campo magnético experimentado por um dado próton é influenciado pelo ambiente químico específico no qual ele reside. As nuvens de elétrons de grupos químicos adjacentes podem bloquear parcialmente o gradiente aplicado a um próton, causando leve diferença no campo magnético local quando comparado ao do próton adjacente, induzindo com resposta uma precessão a uma frequência levemente diferente. A diferença na frequência precessional promovida pelos diferentes meios químicos é designada “deslocamento químico”. No interior do voxel os prótons na gordura e na água precessam a frequências Larmor um pouco diferentes (chemical shift), pois eles experimentam diferentes campos magnéticos locais decorrentes da diferença de blindagem por suas nuvens de elétrons. Sinais brilhantes e escuros ao longo da interface gordura-água resultam de uma leitura equivocada dos prótons de gordura e água em um mesmo voxel durante a codificação de frequência, e são conhecidos como artefato de deslocamento químico. Este pode ser atenuado pela supressão de sinal da gordura, ou pela inversão das direções da codificação de frequência e de fase para minimizar a irregularidade em uma área específica, ou pelo aumento da amplitude da banda de amostragem. Aumentando-se a banda, aumenta-se a área de frequências amostradas e diminui-se a importância relativa ou conspicuidade das diferenças secundárias ao deslocamento químico. Entretanto, o aumento da banda reduzirá a relação sinal-ruído. A suscetibilidade é uma propriedade de diferentes materiais que descreve sua interação com um campo magnético. Alguns materiais, como hemorragia contendo ferro ou contraste à base de gadolínio, aumentam fracamente o campo magnético local e são conhecidos como paramagnéticos. Materiais superparamagnéticos ou ferromagnéticos, tais como ferro e outras ligas metálicas, aumentam e distorcem de maneira mais acentuada o campo magnético local, promovendo a queda de sinal e a aparência deformada dos tecidos próximos. As sequências GRE são mais propensas ao artefato de suscetibilidade magnética, pois não empregam um pulso refocalizador de 180o e o sinal é desalinhado rapidamente por causa das heterogeneidades do campo. O artefato de suscetibilidade magnética pode ser amenizado usando-se a técnica SE ao invés da GRE (especialmente FSE ou TSE com ETL longo), usando-se um TE curto (sendo o tempo insuficiente para que o desalinhamento ocorra), e aumentando a amplitude da banda de amostragem (aquisição mais rápida, menos tempo para ocorrerem desalinhamentos). De modo alternativo, o artefato de suscetibilidade magnética tem a vantagem de poder ser usado para identificar focos de hemorragia muito pequenos, que dificilmente seriam detectados de outra maneira, como aqueles encontrados em traumas, angiopatia amiloide e angiomas cavernosos. Estes efeitos compõem a base da formação de imagens com suscetibilidade e são especialmente proeminentes em campos de força mais altos. A Figura 1-9 ilustra diversos artefatos comumente encontrados.

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Usos Específicos A RM é uma das principais ferramentas de formação de imagens do encéfalo adulto, e pode ser usada para avaliar tumores intracranianos, infecção ou inflamação, desmielinização, doenças degenerativas, lesão isquêmica e anomalias de desenvolvimento. Estruturas anatômicas muito pequenas, como a sela turca e os nervos cranianos podem ser demonstrados mais precisamente com a RM do que com a TC. A seção seguinte destaca usos específicos de técnicas de imagens de RM úteis à neurorradiologia clínica.

Análise Spin Eco e Fast/Turbo Spin Eco A aquisição SE tradicionalmente é considerada o pilar da neurorradiologia. Sequências ponderadas em T2 SE ou FSE/TSE evidenciam os processos patológicos em vista de sua sensibilidade a fluidos e de mudanças na celularidade do tecido. O aspecto de imagem nas sequências ponderadas em T1 pode ser útil na identificação de substâncias como gordura, melanina e material proteico, pois todos têm aparência brilhante. O sinal da hemorragia varia tanto em imagens ponderadas em T1 quanto em T2, dependendo da idade do hematoma. O contraste à base de gadolínio pode ser administrado por via intravenosa para realçar o processo patológico. O gadolínio é um metal paramagnético que, por si só, é tóxico ao corpo humano, então deve ser firmemente quelado a outras substâncias como o ácido dietiltriaminopentacético (DTPA) antes do uso. O gadolínio encurta o tempo de relaxamento T1, promovendo o aumento do sinal nas imagens ponderadas em T1 onde quer que a barreira hematoencefálica tenha sido violada e o material contrastado possa ter penetrado (p. ex., por um tumor).

Gradiente Eco A falta de um pulso de refocalização de 180o e a vulnerabilidade específica ao decaimento T2* podem ser exploradas para detectar hemorragia intracraniana. Produtos sanguíneos paramagnéticos criam um campo magnético local heterogêneo, fazendo com que os núcleos em rotação se desalinhem, e induzindo o striking, queda de sinal característica de perda de sinal nas sequências GRE (Fig. 1-10). Ao contrário, o sangue pode ser mais difícil de ser localizado em sequências SE, que são menos sensíveis a efeitos de suscetibilidade em decorrência do pulso de refocalização de 180o. Sequências FSE e TSE são ainda menos sensíveis a hemorragias do que a SE, pois elas empregam múltiplos pulsos refocalizantes. O tempo curto de formação de imagens GRE é particularmente útil nos exames de pacientes não cooperativos ou na formação de imagens 3D, que requerem varreduras mais longas do que as 2D. Em particular, sequências 3D GRE incoerentes proporcionam imagens ponderadas em T1 e ótimos detalhes anatômicos. Sequências 3D GRE são úteis à avaliação de anormalidades corticais sutis em pacientes com epilepsia ou para caracterizar a extensão tumoral em conjunto com o uso de contraste à base de gadolínio.

Fluid-Attenuated Inversion Recovery FLAIR é tipicamente uma sequência FSE/TSE ponderada em T2 que usa um pulso de inversão para eliminar o sinal do LCS. É útil para realçar lesões que estejam próximas aos ventrículos ou sulcos e não sejam tão conspícuas nas sequências ponderadas em T2, como placas de esclerose múltipla ou pequenos infartos adjacentes ao córtex.18,19 A supressão do sinal do LCS permite a distinção entre cistos epidermoides (brilhantes) e cistos aracnoides (escuros). Já que sequências FLAIR normalmente suprimem o sinal do LCS nos sulcos, a falha de supressão desse sinal nas sequências FLAIR sugere a doença leptomeníngea em substituição ao conteúdo normal do LCS por sangue (hemorragia subaracnoide), pus (meningite), ou neoplasia (carcinomatose leptomeníngea). Já que oxigênio suplementar, especialmente a altas concentrações, pode causar hipersinal artificialmente nas cisternas e sulcos ao reduzir o tempo de relaxamento T1 do LCS, nenhum diagnóstico de anormalidade cisternal pelas imagens FLAIR deve ser feito antes de determinar se o paciente estava recebendo oxigênio durante o exame. As imagens FLAIR também são limitadas para a avaliação da fossa posterior em decorrência de artefatos de fluxo do LCS nas cisternas da


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n FIGURA 1-9 Artefatos à RM. A, Artefato de retroprojeção (aliasing) causado por um campo de visão (FOV) pequeno. B, Localização típica do artefato de pulsação dos seios venosos durais na direção de codificação de fase (direta/esquerda). C, O lipoma no sulco lateral esquerdo causa o artefato de deslocamento químico (chemical shift) na direção da codificação de frequência (anterior/posterior). D, Suscetibilidade magnética determinada por aparelho ortodôntico em um paciente causa marcante perda de sinal e distorção nessa sequência SE convencional. E, Sequência fast/turbo spin eco no mesmo paciente demonstra uma acentuada redução do artefato. Os pulsos refocalizadores múltiplos de 180° usados pela técnica fast/turbo spin eco a tornam menos vulnerável às heterogeneidades do campo magnético quando comparada à técnica SE. base e no terceiro e quarto ventrículos. O LCS não suprimido pode fluir rapidamente por essas áreas estreitas, após o pulso de inversão de 180o, porém antes da aquisição do sinal, causando hipersinal nas imagens FLAIR. A sequência FLAIR 3D não é tão suscetível ao artefato de fluxo de LCS quanto aquelas FLAIR 2D, pois o pulso de inversão é aplicado ao volume inteiro, não apenas a um único corte. A Figura 1-11 ilustra algumas características importantes das imagens FLAIR.

Saturação de Gordura A saturação de gordura por frequência seletiva (FS) é uma técnica alternativa ao STIR para eliminar o sinal da gordura. A FS é utilizada do deslocamento químico entre os prótons na gordura e na água para reduzir ou eliminar o sinal da gordura. Na FS, um pulso de saturação de 90o voltado especificamente para a frequência de Larmor da gordura é dado para inclinar apenas a magnetização da gordura para o plano transversal. Este

sinal é, então, eliminado por um spoiler gradient. A FS é clinicamente útil para diagnosticar lipomas ou cistos dermoides. Uma boa FS exige que o campo magnético principal seja completamente uniforme. Inconsistências no campo podem fazer com que a gordura ou a água “precessem” em frequências levemente diferentes de sua frequência de Larmor, tornando a saturação do pulso menos efetiva (Fig. 1-12). Heterogeneidades no campo são acentuadas especialmente ao longo da periferia do corpo (mais distante do isocentro do magneto) e nas interfaces de ar/tecido e osso/ tecido, incluindo a base do crânio e os seios paranasais.

Imagem Ponderada em Difusão A DWI é um modo de apresentar as mudanças moleculares ou a difusão dos prótons da água no tecido.20 Para alcançar a ponderação em difusão, um par de gradientes de difusão de igual magnitude são adicionados a uma sequência ecoplanar SE (ponderada em T2). O primeiro gradiente


CAPÍTULO 1

Técnicas Anatômicas Estáticas

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n FIGURA 1-10 Detectando hemorragias com sequências GRE. A, A aquisição GRE coronal refocalizada ou coerente (T2*W) demonstra numerosos focos de suscetibilidade neste paciente com múltiplas malformações cavernosas familiares. B, Estas lesões são muito mais difíceis de serem demonstradas na imagem FLAIR coronal, tipicamente uma sequência FSE/TSE e, portanto, menos sensível a hemorragias, em decorrência de pulsos refocalizadores múltiplos.

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n FIGURA 1-11 Usos e artefatos nas imagens FLAIR. A, Imagem FLAIR axial em um paciente com meningite tuberculosa demonstra alto sinal T2 no espaço subaracnoide, particularmente no lobo parietal direito, consistente com pus. B, Hipersinal em T2 similar no espaço subaracnoide é observado na imagem FLAIR axial desse paciente, que necessitou de anestesia geral para sedação, consistente com artefato pelo alto fluxo de oxigênio. Este hipersinal em FLAIR no espaço subaracnoide desaparecerá minutos após a suplementação de oxigênio cessar. C, Alto sinal em T2 em volta do aqueduto do mesencéfalo é um típico artefato em imagens FLAIR ocasionado pela supressão incompleta do LCS. de difusão é aplicado antes do pulso refocalizador, e o segundo gradiente é aplicado após o pulso. Se houver movimento de prótons de água (a difusão não é restrita), os gradientes de difusão causam desalinhamento dinâmico dos núcleos em movimento que não podem ser realinhados, logo ocorre perda do sinal de RM proporcional à velocidade do movimento da água. Esse fenômeno não se assemelha ao desalinhamento estático, que pode ser realinhado pelo pulso refocalizador de 180o. No encéfalo, a difusão da água varia em todas as direções (anisotrópica) em vez de ocorrer com o mesmo grau em todas as direções (isotrópica), pois a difusão é mais facilitada na direção dos feixes de axônios

do que perpendicular a eles. Por causa da anisotropia, a difusão é medida em múltiplas orientações diferentes, por exemplo, nas direções de gradientes X, Y e Z, e os resultados são combinados em uma única imagem “isotrópica” (Fig. 1-13). A intensidade do sinal de RM na DWI depende em parte da força da ponderação em difusão, que é o valor b. Quando b = 0 s/mm2, não há ponderação em difusão, então a imagem exibe apenas os efeitos da ponderação em T2. Quando o b é elevado para 1.000 s/ mm2, a ponderação em difusão aumenta e o sinal do LCS (que não restringe a difusão) diminui. Entretanto, a ponderação em T2 não desaparece por completo, mesmo ante altos valores de b, de modo


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n FIGURA 1-12 Usos e armadilhas da saturação de gordura. A, A imagem axial ponderada em T1 sem contraste demonstra uma grande lesão principalmente na região do ventrículo lateral esquerdo, com hipersinal, formando camadas nos cornos frontais dos ventrículos laterais, bem como no interior dos sulcos bilaterais. O encurtamento intrínseco de T1 faz suspeitas de cisto dermoide contendo gordura com sinais de ruptura para o sistema ventricular e para o espaço subaracnoide. B, A perda do sinal na lesão, ventrículos e sulcos após a saturação da gordura confirma esse diagnóstico. C, Imagem axial ponderada em T1 pós-gadolínio com saturação de gordura demonstra sinal anormalmente alto na gordura retrobulbar direita, levando à suspeita de impregnação. D, Entretanto, a inspeção de imagens mais caudais demonstrou que há artefatos de suscetibilidade por causa de aparelho dentário. Isso cria heterogeneidade no campo magnético, levando à falha da saturação de gordura na órbita direita, o que não deve ser confundido com impregnação.

que o sinal T2 ainda pode aparecer na imagem (artefato T2 shinethrough) e prejudicar a interpretação de um sinal hiperintenso (brilhante) visto na DWI, se representa difusão restrita, prolongamento T2 (T2 shine-through), ou alguma combinação de ambos. Essa dificuldade é solucionada com o uso de um mapa de coeficiente de difusão aparente (ADC, do inglês apparent diffusion coefficient), que o computador obtém matematicamente ao comparar as imagens ponderadas em difusão obtidas em dois valores de b diferentes (p. ex., b = 0 s/mm2 e b = 1.000 s/mm2). O ADC é uma medida da taxa de difusão, e o mapa de ADC é um “mapa de difusão pura”, livre de efeitos T2 shine-through. No mapa de ADC, a intensidade dos pixels

corresponde diretamente ao próprio valor de ADC, de maneira que áreas com alto ADC (difusão rápida) como o LCS, serão brilhantes, enquanto áreas com baixo ADC (difusão lenta) serão escuras. Note que as intensidades de sinal demonstradas em um mapa de ADC serão o inverso do que é visto em uma imagem ponderada em difusão: áreas de difusão restrita aparecerão brilhantes na DWI, mas escuras do mapa de ADC. O infarto cerebral agudo (Fig. 1-14) é o processo patológico que mais comumente reduz a difusão (brilhante na DWI e escuro no ADC), podendo ser visualizado em uma RM até 30 minutos após o início da isquemia.21 A restrição à difusão também pode ser vista em abscessos piogênicos,


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n FIGURA 1-13 A natureza anisotrópica da difusão requer que a difusão seja avaliada em direções múltiplas (A a C) e então combinadas para fornecer um mapa isotrópico (D). A perda de sinal é observada quando a difusão ocorre ao longo da direção do gradiente. Podemos ver que os gradientes de difusão foram aplicados ao longo das direções transversa (x, A), anteroposterior (y, B) e craniocaudal (z, C), enquanto a difusão ocorre ao longo de fibras do esplênio do corpo caloso (seta, A), da substância branca frontoparietal (seta, B) e trato corticospinal (seta, C).

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n FIGURA 1-14 A, Imagem SE axial ponderada em T1 demonstra hiperintensidade no esplênio do corpo caloso compatível com hemorragia. B, Imagem FLAIR axial demonstra perda de sinal na hemorragia, assim como um hipersinal nos sulcos posteriores, sugerido hemorragia subaracnoide. O sinal aumentado é visto no corpo do núcleo caudado e ao longo do tronco do corpo caloso, com sinal discretamente aumentado no aspecto posteromedial do lobo parietal direito e nos lobos occipitais. C, A DWI axial demonstra mais facilmente um hipersinal no lobo parietal direito, no corpo do núcleo caudado e no corpo caloso: isso pode ser decorrente de uma restrição à difusão em razão de um infarto agudo. A DWI é sujeita a efeitos de suscetibilidade, vista como perda de sinal na hemorragia. D, O mapa de ADC confirma a restrição à difusão no território da artéria cerebral posterior direita e no corpo caloso compatível com um infarto agudo.

tumores epidermoides, encefalite herpética, doença de Creutzfeldt-Jakob e neoplasias com alta densidade celular, como o linfoma. As limitações da DWI incluem a suscetibilidade às heterogeneidades do campo magnético, particularmente interfaces de tecido/ar, levando à queda de sinal e distorção da imagem próxima à base do crânio e à fossa posterior. Uma aplicação interessante da DWI é a formação de imagens por tratografia por tensor de difusão (DTI, do inglês diffusion tensor imaging), que avalia a difusão em ao menos seis direções diferentes. Isso produz toda uma série de informações de difusividade que podem ser usadas para se deduzir qual a orientação de uma fibra axonal e, deste modo, criar mapas 3D dos tratos de substância branca no encéfalo.

Angiorressonância Magnética Time-of-flight (TOF) Para visualizar a vascularização intracraniana, a formação de imagens pela técnica time-of-flight (TOF) é a mais comumente usada. A formação das imagens pelo TOF proporciona uma “angiografia por ressonância magnética” (ARM) do polígono arterial cerebral (de Willis) por (1) minimizar o sinal dos tecidos estacionários de fundo e (2) maximizar o sinal do fluxo sanguíneo.

São utilizadas sequências GRE com rápida sucessão de pulsos de RF e TR curtos. Se o TR é mais curto do que o T1 do tecido estacionário, os rápidos pulsos RF impedem os spins do tecido de recuperarem sua magnetização longitudinal normal. Como a magnetização longitudinal é reduzida ao mínimo, o próximo pulso de RF produzirá menor magnetização transversa e o tecido estacionário aparecerá escuro. Nesse estado, o tecido estacionário é descrito como saturado. O sangue situado fora do corte da imagem, no entanto, é relativamente poupado pelos pulsos sucessivos de RF, retendo sua magnetização longitudinal e permanecendo insaturado. Quando os spins insaturados do sangue fluem para o plano da imagem com magnetização longitudinal intacta, geram um sinal de RM brilhante conhecido como realce relacionado ao fluxo (flow-related enhancement). A ARM TOF pode ser obtida por meio de técnicas bidimensionais ou tridimensionais. A ARM TOF 2D tem maior sensibilidade para demonstrar o fluxo sanguíneo do que as imagens 3D, pois na formação de imagens TOF 2D os pulsos ocorrem em cortes individuais finos, enquanto que na 3D ocorrem em placas inteiras de tecido simultaneamente. Como o sangue deve viajar uma distância mais longa através de placas mais espessas para a formação das imagens 3D do que para as 2D, ele


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n FIGURA 1-15 ARM intracraniana e cervical. A ARM TOF 3D do polígono arterial cerebral (de Willis) demonstra um emaranhado de vasos a partir de ramos da artéria cerebral média e artérias lenticuloestriadas direitas compatível com malformação arteriovenosa e hemorragia. B, ARM cervical com gadolínio em um paciente diferente demonstra irregularidade lobulada focal (seta) da artéria carótida interna esquerda (junção cervicopetrosa), o que é suspeito para lesões, tais como dissecção com pseudoaneurisma. C, Dada a preocupação com dissecção, a sequência axial com saturação de gordura ponderada em T1 sem contraste foi obtida e demonstra hipersinal em crescente no aspecto medial da artéria carótida (seta), que é compatível com meta-hemoglobina em um hematoma intramural, decorrente de dissecção arterial aguda. sofre alguns efeitos de saturação dos pulsos de RF sucessivos e perde sinal. A perda de sinal é mais marcante particularmente para a formação de imagens tridimensionais em que o sangue se move lentamente. Por esta razão, a ARM TOF 3D pode deixar de demonstrar vasos com fluxo lento. No entanto, o TOF 3D produz imagens com cortes mais finos e contíguos, e com uma resolução espacial muito maior do que o TOF 2D. A ARM TOF 3D também é menos suscetível à perda de sinal em decorrência de fluxo sanguíneo turbulento, como em uma área de estenose, então se torna menos propensa a superestimar a severidade de uma estenose. Uma ARM cervical das artérias carótidas e vertebrais usualmente é realizada com o emprego da técnica TOF 2D, visto ser esta a mais sensível e que detecta melhor o fluxo lento em uma área de estenose. A ARM intracraniana do polígono arterial cerebral (de Willis) comumente é realizada com o emprego da técnica TOF 3D, tendo em vista que esta permite uma melhor resolução espacial e a representação de pequenas artérias cerebrais distais (Fig. 1-15).

Angiorressonância Magnética com Contraste A ARM com contraste é mais usada na avaliação dos vasos cervicais (Fig. 1-15B,C). Um FOV grande no eixo coronal pode ser empregado para formar imagens dos vasos desde suas origens na aorta até seus territórios vasculares no encéfalo no mesmo tempo requerido para uma ARM TOF axial convencional. A ARM com contraste também sofre menos perda de sinal em áreas de fluxo lento ou turbulento.

Armadilhas e Limitações O uso da RM é limitado em diversos aspectos importantes. O campo magnético pode induzir voltagens ou correntes de materiais que conduzem eletricidade (fios, chumbo, implantes), que podem resultar em aquecimento. Pacientes com implantes médicos ou aparelhos feitos de materiais ferromagnéticos, como alguns tipos de clipes para tratamento de aneurismas, podem correr risco de aquecimento ou deslocamento do objeto. A RM não deveria ser realizada a menos que o tipo específico do implante ou aparelho seja documentado como compatível com a RM. Informações sobre compatibilidade com a RM e testes de segurança de milhares de objetos específicos podem ser encontradas on-line em www.MRIsafety.com. Marca-passos cardíacos e desfribiladores são considerados contraindicados à RM. Pacientes com esses implantes devem realizar a RM apenas após avaliação específica dos riscos e benefícios, e após a consideração de meios alternativos de se obter as informações necessárias para o tratamento. Esses exames

deveriam ser avaliados caso a caso e realizados apenas se houver retaguarda especializada em radiologia e cardiologia disponível.22 A imagem de RM pode ser realizada em qualquer estágio da gravidez, após avaliação de riscos e benefícios por médicos radiologistas, obstetras e neonatologistas. Agentes de contraste à base de gadolínio podem ser administrados em casos específicos, mas isso não deve ser uma rotina na gravidez já que os riscos ao feto não são conhecidos.22, 23 Já que agentes de contraste à base de gadolínio podem penetrar no líquido amniótico, há potencial teórico de dissociação do gadolínio tóxico de seu quelante, gerando preocupação de lesão fetal letal. Novamente, quaisquer decisões quanto à administração de um agente de contraste à base de gadolínio devem ser precedidas por uma análise cuidadosa dos riscos e benefícios pela equipe médica responsável. Muito foi escrito recentemente sobre fibrose sistêmica nefrogênica (FSN) e sua associação com o contraste à base de gadolínio em pacientes com doenças renais avançadas. A FSN consiste em tecidos fibrosos com espessamento e endurecimento da pele, assim como a fibrose de outras partes do corpo, como coração, pulmão e músculos. Foi observada a FSN após a administração do agente de contraste à base de gadolínio em 3% a 5% dos pacientes com doenças renais avançadas.24,25 Apesar de a maioria dos casos publicados terem sido relatados em pacientes que receberam (Omniscan, GE Healthcare), a FSN tem sido associada com outros quelatos de gadolínio, tais como gadopentato de dimeglumina (Magnevist, Bayer Schering) e gadoversetamida (OptiMARK, Mallinckrodt).24 As mais recentes diretrizes de segurança para a RM de 2007, disponibilizada pelo American College of Radiology, recomenda que pacientes com doenças renais crônicas e taxas de filtração glomerular menores do que 60 mL/min/1,73 m2 não recebam agentes de contraste a base de gadolínio a menos que os benefícios da impregnação pelo contraste claramente excedam os riscos. Nesses casos, deve-se usar a menor dose necessária e a hemodiálise deve ser feita imediatamente após o exame (se o paciente já fizer hemodiálise). Pacientes com taxa de filtração glomerular mais alta do que 60 mL/min/1,73 m2 não precisam de tratamento especial, no entanto, a gadodiamida não deva ser administrada a pacientes com nenhum nível de doença renal.22, 26

Pesquisas Atuais e Direções Futuras A RM 1,5 T é o atual padrão clínico, no entanto o uso clínico da RM 3 T aumentou nos últimos anos. Sistemas com campos de força de 7 T ou mais altos estão atualmente sob investigação, mas ainda são usados apenas para


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n FIGURA 1-16 Formação de imagens em 3 T. No relatório do exame de um homem de 29 anos com epilepsia constava que ele tinha “sinal FLAIR anormal no lobo parietal direito” em uma RM realizada previamente em outro serviço e apresentada para propedêutica futura. A, A imagem axial FLAIR obtida em 3 T demonstra prolongamento do T2 no lobo parietal direito. B, A aquisição spoiled GRE ponderada em T1 no plano axial demonstra que o sinal anormal em T2 corresponde a uma área focal de espessamento cortical e indefinição. Isso sugere uma displasia cortical que, apesar de sutil, pode ser mais bem delineada em 3 T em decorrência de relação sinal-ruído superior. As sequências spoiled GRE e FLAIR eram aquisições 3D para assegurar cortes finos e contíguos visando a detecção de anormalidades neste paciente com epilepsia.

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pesquisa. A questão principal da formação de imagens 3 T ou 1,5 T reside na melhor relação sinal-ruído. O campo de força e o sinal de RM são diretamente proporcionais, com duas vezes mais sinal de RM em 3-T do que em 1,5 T, para o mesmo tempo de exame. A Figura 1-16 ilustra a utilidade da formação de imagens em um campo magnético maior. Campos de força mais altos prolongam os tempos de recuperação em T1, porém o T2 é relativamente poupado. Isso permite imagens de ARM TOF de maior qualidade em 3 T quando comparado com 1,5 T, pois o tecido estacionário é mais bem saturado em 3 T (menor recuperação da magnetização longitudinal), enquanto o sangue não-saturado em afluência tem maior sinal em 3 T (o dobro do sinal comparado a 1,5 T). Tempos de recuperação T1 mais longos resultam em um contraste ruim entre as substâncias branca e cinzenta nas sequências SE ponderadas em T1 ou nas sequências FSE/TSE realizadas em 3 T quando o mesmo TR é usado. Todavia, isso pode ser evitado usando-se sequências específicas com inversão para a ponderação em T1. Campos de força altos também têm maiores efeitos de deslocamento químico, permitindo melhor efeito de supressão da gordura, mas sofrendo com artefatos de deslocamento químico se uma grande amplitude de banda não for usada. Efeitos de suscetibilidade aumentam com o campo de força, então os parâmetros de sequência devem ser otimizados visando diminuir artefatos. A Figura 1-17 compara efeitos de suscetibilidade em 3 T versus 7 T. Uma das preocupações principais com a formação de imagens em alto campo é a alta taxa de absorção específica (SAR, do inglês specific absorption rate), que é a energia absorvida pelo tecido após um pulso de RF, levando potencialmente ao aquecimento do tecido. A SAR quadriplica quando o campo de força é duplicado em 3 T comparado a 1,5 T. A SAR também aumenta com grandes ângulos de inclinação e mais pulsos de RF durante um dado TR, então a SAR é particularmente alta para sequências FSE/TSE em que pulsos múltiplos de 180º são dados. As mudanças para limitar a SAR incluem diminuir o ângulo de inclinação ou o pulso refocalizador (apesar de diminuir do sinal da RM). O desenvolvimento sinérgico e em tandem de técnicas de formação de imagem paralelas, que reduzem o tempo de varredura e limitam a exposição à energia, facilitaram muito a formação de imagens em 3 T. Na formação de imagens paralelas, o espaço K tem menos dados (undersampled) por causa de decréscimo do número de passos de codificação de fase. Isso reduz o tempo de varredura e a perda de informação espacial é recuperada tirando vantagem da informação espacial redundante disponibilizada pelas bobinas phased-array usadas para a formação de imagens paralelas. Já que a força do sinal varia de acordo com a distância da bobina receptora, a informação espacial proporcionada pelas diferenças na força do sinal na bobina receptora podem ser usadas para completar o

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B n FIGURA 1-17 Efeitos de suscetibilidade em campos magnéticos mais altos. A, Uma sequência GRE 3 T demonstra dois focos esparsos de suscetibilidade próximos à junção branco-cinzenta (setas brancas) compatíveis com lesões hemorrágicas por cisalhamento. B, Sequências GRE em 7 T tem melhorado notavelmente a relação sinal-ruído com mais artefatos de suscetibilidade, demonstrando melhor lesões de cisalhamento (setas brancas), assim como uma anomalia venosa profunda que é difícil de analisar à 3 T (seta preta, A, B). conjunto de dados para a imagem de RM. O espaço K undersmapled reduz o FOV, o qual produz severa sobreposição (aliasing) na imagem de RM. Entretanto, alguns modelos matemáticos já foram desenvolvidos para corrigir a distorção e produzir uma imagem apropriada; as duas técnicas mais comumente usadas são a codificação de sensibilidade (SENSE) e variações da SMASH (do inglês simultaneous acquisition of spatial harmônica) que é a técnica original de formação de imagens paralelas, como generalized autocalibrating partially parallel acquisitions (GRAPPA).27,28 Com essas técnicas, e as novas que estão surgindo, a ressonância magnética deve permanecer como a principal ferramenta para a neurorradiologia do futuro próximo.


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SEÇÃO UM

L E I T U R A S

Técnicas de Imagem

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