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Thomas P. Naidich, MDMauricio Castillo, MDSoonmee Cha, MDJames G. Smirniotopoulos, MD

Supera os mais difíceis desafios diagnósticos na aquisição de imagens do encéfalo com recursos especiais e em cores. Imagem do Encéfalo será de interes-se para profissionais e residentes em radiologia e em toda a área de neurociências. Com sua cobertura concisa, mas completa, combinada com a rica orientação visual de um atlas, essa equipe de titulados especialistas em Radiologia habilita o leitor a fazer um ótimo uso das últimas modalidades diagnósticas.

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Classificação de Arquivo Recomendada Radiologia Neurologia

Neurocirurgia

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Imagem do Encéfalo

Imagem do EncéfaloImagem

do Encéfalo

Naidich • Castillo • Cha • SmirniotopoulosNaidich

Castillo

Cha

Smirniotopoulos

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MY

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AF_Naidich.ai 1 23/01/15 11:39

Imagem do Encéfalo

E d i t o r e s

Thomas P. Naidich, MDProfessor of Radiology and Neurosurgery

Irving and Dorothy Regenstreif Research Professor of Neuroscience (Neuroimaging)Director of Neuroradiology

Mount Sinai School of MedicineNew York, New York

Mauricio Castillo, MDProfessor of Radiology

Chief and Program Director, NeuroradiologyUniversity of North Carolina School of Medicine

Chapel Hill, North Carolina

Soonmee Cha, MDProfessor of Radiology and Neurological Surgery

Program Director, Diagnostic Radiology ResidencyAttending Neuroradiologist

University of California, San Francisco Medical CenterSan Francisco, California

James G. Smirniotopoulos, MDChief Editor, MedPix®

Professor of Radiology, Neurology, and Biomedical InformaticsUniformed Services University of the Health Sciences

Program Leader, Diagnostics and ImagingCenter for Neuroscience and Regenerative Medicine

Bethesda, Maryland

Imagem do Encéfalo

© 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 empre-gados: eletrônicos, mecânicos, fotográficos, gravação ou quaisquer outros.ISBN: 978-85-352-7784-5ISBN (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

CapaStudio Cream Cracker

Editoração EletrônicaWM Design

Elsevier Editora Ltda.Conhecimento sem Fronteiras

Rua Sete de Setembro, 111 – 16o andar20050-006 – Centro – Rio de Janeiro – RJ

Rua Quintana, 753 – 8o andar04569-011 – Brooklin – São Paulo – SP

Serviço de Atendimento ao Cliente0800 026 53 [email protected]

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NOTAComo 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 recomen-dada 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 res-ponsabilidade 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-FONTESINDICATO 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 CDD: 616.80754CDU: 616.8-079.43

05/12/2014 05/12/2014

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 JúniorProfessor 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 BarrosMédico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR)

Bruna Garbugio DutraMédica Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR)

Bruno Vasconcelos Sobreira GuedesMédico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR)

César Augusto Pinheiro Ferreira AlvesMédico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR)

Douglas Mendes NunesMédico 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 PachecoMédico 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 AlvesMédico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR)

Ingrid Aguiar LittigMédica 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 JúniorProfessor 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 NunesMédico 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 ScoppettaMédico Radiologista com Título de Especialista pelo Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR)

Revisão Científica e Tradução

v

vi 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 JaneiroDoutor em Medicina, Faculdade de Medicina, da Universidade Federal do Rio de JaneiroProfessor Adjunto do Instituto de Ciências Biomédicas, da Universidade Federal do Rio de JaneiroPesquisador 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 DiasResidência 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 ESEHAPós-graduada em Anatomia Humana

Bárbara Santiago Martins (Capítulo 11)Bacharel em Tradução pelo Unicentro Newton PaivaPós-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

MandaquiMédica 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 FluminenseEspecialista em Qualidade e Pós-graduado em Gestão da Qualidade e Auditoria em Processos IndustriaisAnalista 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 UNIRIOTradutora

Renata Jurema Medeiros (Índice)Médica Veterinária pela Faculdade de Medicina Veterinária da UFFMestre em Hig. Vet. e Proc. Tec. de POA pelo Departamento de Tecnologia de Alimentos da Faculdade de Medicina

Veterinária da UFFDoutora em Vigilância Sanitária pelo INCQS/FiocruzTecnologista em Saúde Pública no INCQS/ Fiocruz

Revisão Científica e Tradução vii

Silvia Mariangela Spada (Capítulos 12 a 14, 33 a 38)Professora pela Faculdade de Filosofia, Letras e Ciências Humanas da USPCertificada 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 FMUSPEspecialista em Cirurgia Gastroenterológica, e em Cirurgia Geral pelo Colégio Brasileiro de CirurgiõesMédico Assistente da 3a Clínica Cirúrgica do HC da FMUSP

Amit Aggarwal, MD

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

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

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

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

Colaboradores

Raymond Francis Carmody, MD, FACR

Professor of Radiology; Chief of Neuroradiology, University of Arizona Health Sciences Center, Tucson, Arizona

David M. Carpenter, PhD

Director of the Image Analysis Core, Translational and Molecular Imaging Institute, Mount Sinai Medical Center, 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, 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

x 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 NeurosurgeryIrving and Dorothy Regenstreif Research Professor of

Neuroscience (Neuroimaging)Director of NeuroradiologyMount Sinai School of MedicineNew 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 xi

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

Sirintara Pongpech, MD

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

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

John H. Rees, MD

Assistant Professor of Radiology, Georgetown University, Washington, DC; Neuroradiologist, Sunshine Radiology, Sarasota, Florida

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

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. Davis-Jewish 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

Jonathan D. Steinberger, MD

Department of Radiology, Mount Sinai Medical Center, New York, New York

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

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

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

xii 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

Vinodkumar Velayudhan, DO, DABR

Head, Neuroimaging, BAB Radiology, Long Island, 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

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

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

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 NaidichSeu 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

xiv

Agradecimentos

Os editores gostariam de expressar sua gratidão aos autores que prepa-raram 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.

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 especiali-zado, 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.

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 conhe-cimento”, 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 com-preender a exposição e a evolução dos casos clínicos. Com este enten-dimento, é possível discutir esses casos com os colegas de modo mais preciso e prover um cuidado mais fundamentado aos seus pacientes.

Prefácio

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 neu-rocirurgiões, 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, sabere-mos amplamente mais, no entanto ainda nos deleitaremos com os proble-mas que nos esperam e com as novas questões levantadas pelas soluções de outrora.

Todos os autores e editores deste volume são professores interna-cionalmente 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

xvii

Sumário

S E Ç Ã O U M : TÉCNICAS DE IMAGEM

CAPÍTULO 1 Técnicas Anatômicas Estáticas 3Jane J. Kim e Pratik Mukherjee

CAPÍTULO 2 Técnicas Funcionais Dinâmicas e Fisiológicas 23Soonmee Cha

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

CAPÍTULO 3 Análise de Densidade, Intensidade de Sinal e Ecogenicidade 45Christopher Paul Hess e Derk D. Purcell

CAPÍTULO 4 Análise do Efeito Expansivo 67Ellen E. Parker

CAPÍTULO 5 Padrões de Realce pelo Contraste 79James G. Smirniotopoulos, Alice B. Smith, John H. Rees e Frances M. Murphy

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

CAPÍTULO 6 Escalpo 99Yoav Parag, Thomas P. Naidich e Patrick O. Emanuel

CAPÍTULO 7 Crânio 100A. Orlando Ortiz

CAPÍTULO 8 Meninges Cranianas 101Merav W. Galper, Thomas P. Naidich, George M. Kleinman, Evan G. Stein e Patrick A. Lento

S E Ç Ã O Q UAT RO : ANATOMIA DO ENCÉFALO NORMAL

Encéfalo Supratentorial

CAPÍTULO 9 Anatomia da Superfície do Cérebro 127Thomas P. Naidich, Cheuk Ying Tang, Johnny C. Ng e Bradley N. Delman

CAPÍTULO 10 Córtex Cerebral 154Thomas P. Naidich, Esther A. Nimchinsky e Pedro Pasik

CAPÍTULO 11 Núcleos Cinzentos Profundos e Tratos Relacionados 174Thomas P. Naidich, Johnny C. Ng, John D. Waselus, Bradley N. Delman e Cheuk Ying Tang

CAPÍTULO 12 Substância Branca 205Thomas P. Naidich, Niklaus Krayenbühl, Spyros Kollias, Pascal Bou-Haidar, Avraham Y. Bluestone e David M. Carpenter

CAPÍTULO 13 Ventrículos e Espaços Subaracnoides Intracranianos 245Jose C. Rios, Merav W. Galper e Thomas P. Naidich

CAPÍTULO 14 Sela Túrcica e Hipófise 272Vinodkumar Velayudhan, Michael D. Luttrull e Thomas P. Naidich

Encéfalo Infratentorial

CAPÍTULO 15 Tronco Encefálico 297Thomas P. Naidich, Bradley N. Delman, Mary Elizabeth Fowkes, Mark E. Smethurst, Jonathan D. Steinberger, Amish H. Doshi, Cheuk Ying Tang e Pedro Pasik

CAPÍTULO 16 Cerebelo 328Thomas P. Naidich, Evan G. Stein, Patrick A. Lento, George M. Kleinman, Mary Elizabeth Fowkes e David M. Carpenter

CAPÍTULO 17 Nervos Cranianos 348Jennifer Linn

S E Ç Ã O C I N C O : ANATOMIA E DOENÇAS CEREBROVASCULARES

CAPÍTULO 18 Anatomia Vascular Normal 371Amish H. Doshi, Amit Aggarwal e Aman B. Patel

xviii Sumário

CAPÍTULO 19 Hemorragia Intracraniana 387Robert D. Zimmerman e Austin D. Jou

CAPÍTULO 20 Aterosclerose e a Cronologia do Infarto 399Richard Ivan Aviv, Richard Bitar, Laurent Létourneau-Guillon, Robert Yeung, Sean P. Symons e Allan J. Fox

CAPÍTULO 21 Outras Arteriopatias 451Richard Ivan Aviv, Laurent Létourneau-Guillon, Sean P. Symons e Allan J. Fox

CAPÍTULO 22 Doença Venosa Oclusiva 470Edward D. Greenberg e Robert D. Zimmerman

CAPÍTULO 23 Aneurismas 483Timo Krings, Sasikhan Geibprasert, Vitor M. Pereira, Pakorn Jiarakongmun, Sirintara Pongpech e Pierre L. Lasjaunias

CAPÍTULO 24 Malformações Vasculares 529Timo 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

CAPÍTULO 25 Fratura e Hemorragia 571Raymond Francis Carmody

CAPÍTULO 26 Lesões Vasculares e Alterações do Parênquima 603Raymond Francis Carmody

S E Ç Ã O S E T E : CISTOS E TUMORES

CAPÍTULO 27 Cistos Intracranianos e Lesões Císticas-Símile 629Cheng-Hong Toh e Mauricio Castillo

CAPÍTULO 28 Cistos Neuroepiteliais, Porencefalia e Espaços Perivasculares 630Lorne Rosenbloom e Thomas P. Naidich

CAPÍTULO 29 Visão Geral das Neoplasias Primárias e Metastáticas no Adulto 631James G. Smirniotopoulos, Alice B. Smith, John H. Rees e Frances M. Murphy

CAPÍTULO 30 Neoplasias Meníngeas 642John H. Rees

CAPÍTULO 31 Neoplasias Vasculares e Hematopoiéticas 679Benjamin C. Lee

CAPÍTULO 32 Neoplasias Intra-axiais 692Alice B. Smith e James G. Smirniotopoulos

CAPÍTULO 33 Tumores Selares e Parasselares 728Alice B. Smith e Soonmee Cha

CAPÍTULO 34 Lesões Expansivas da Região Pineal 754John H. Rees e James G. Smirniotopoulos

CAPÍTULO 35 Neoplasias Intra-axiais da Fossa Posterior 786Blaise V. Jones

CAPÍTULO 36 Neoplasias da Cisterna Pontocerebelar e do Meato Acústico Interno 802Alice B. Smith e James G. Smirniotopoulos

CAPÍTULO 37 Neoplasias dos Nervos Cranianos/Espinais 826Marc Taiwo Awobuluyi

CAPÍTULO 38 Conduta no Paciente com Neoplasia 837Nicholas Butowski

S E Ç Ã O O I TO : AS FACOMATOSES

CAPÍTULO 39 Facomatoses: Defeitos no Gene de Supressão Tumoral 841Noriko Aida, Tetsu Niwa e Gen Nishimura

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

CAPÍTULO 40 Meningite e Ventriculite 865Majda M. Thurnher

CAPÍTULO 41 Piogênica, Micobatérias e Fungos 877Majda M. Thurnher

CAPÍTULO 42 Outras Infecções Encefálicas 889Majda M. Thurnher

CAPÍTULO 43 Esclerose Múltipla e Outras Doenças Inflamatórias Desmielinizantes Idiopáticas 909Alex Rovira e Xavier Montalban

CAPÍTULO 44 Neurotoxicidade Associada a Neoplasias Malignas Pediátricas 944Nancy K. Rollins

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

CAPÍTULO 45 Neurodegeneração: Cérebro 947Basil H. Ridha e Tarek A. Yousry

CAPÍTULO 46 Neurodegeneração: Cerebelo e Tronco Encefálico 948Luke A. Massey e Tarek A. Yousry

Sumário xix

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

CAPÍTULO 47 Doenças Tóxicas e Metabólicas do Encéfalo 951Benjamin Y. Huang

S E Ç Ã O D O Z E : HIDROCEFALIA

CAPÍTULO 48 Conceitos Clássicos de Hidrocefalia 975Ramón E. Figueroa

CAPÍTULO 49 Conceitos Emergentes sobre a Fisiologia do Líquido Cerebrospinal e a Hidrocefalia Comunicante 976Thomas P. Naidich

S E Ç Ã O T R E Z E : EPILEPSIA

CAPÍTULO 50 Epilepsia 979Puneet S. Pawha, John L. Ritter e Richard A. Bronen

UMSEÇÃO

UM

Técnicas de Imagem

Técnicas Anatômicas EstáticasTécnicas Anatômicas EstáticasJane J. Kim e Pratik Mukherjee

C A P Í T U L O11A 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 COMPUTADORIZADAConceitos BásicosA 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 ali-nhado 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 com-putado 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 ConvencionalNas TC de primeira geração, cada imagem era adquirida por uma rotação de 360o do gantry em torno do paciente. A mesa de digitaliza-ção, 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 movi-mento 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 HelicoidalA 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 contí-nuo 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 desen-volvidos 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 heli-coidal pode ser realizada em uma apneia para reduzir equívocos de posicionamento impostos pelo movimento respiratório e pelos artefatos

3

4 S E Ç Ã O U M � Técnicas de Imagem

Equipamento de TC single-slice

z z

Tubo de raios X Tubo de raios X

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 computa-dorizada 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 rapida-mente e por maiores extensões para realizar um estudo de angiotomo-grafia 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 coli-mação 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 MultidetectoresO 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 ampla-mente introduzidos para uso clínico, o último deles em 2004. Como resultado, cortes de até 0,5 mm agora podem ser adquiridos mais rapi-damente e por longas distâncias para prover uma resolução submilimé-trica 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 ImagemParâmetros de AquisiçãoCertos parâmetros devem ser especificados para o tomógrafo de TC helicoidal. A colimação do corte, ou apenas espessura de corte, geral-mente 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 concen-tração de 300 a 350 mg de iodo por milímetro é administrado em uma TC padrão com contraste. Se a administração do contraste para a angio-tomografia 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 ReconstruçãoOs dados adquiridos durante a digitalização são processados por meio de algoritmos convolução-retroprojeção para gerar as imagens. Algorit-mos 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 origi-nal. 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 sobre-posição 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 multipla-nares (MPR, do inglês multiplanar reformation), uma técnica bidimen-sional (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 visua-lizar as superfícies e formas dos objetos, mas com perda significativa

C A P Í T U L O 1 � Técnicas Anatômicas Estáticas 5

A B

C D

n FIGURA 1-2 Importância das configurações da janela. A, Hemato-mas subdurais podem ser facilmente não diagnosticados com janelas es-treitas, 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) de-monstra uma discreta perda de dife-renciação 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 enfa-tizar a pequena diferença de atenua-ção entre as substâncias cinzenta e branca.

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 VisualizaçãoO 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 ImagensA 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 (aproxi-madamente 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 dife-rentes tons de cinza. Assim, na prática, a escala de Hounsfield deve ser estreitada para ilustrar estruturas de interesse específico. Isso é alcan-çado selecionando uma janela de escalas de cinza de unidades Houns-field 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.

ArtefatosArtefatos 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


A B

C D

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

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 aneu-rismas 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 EspecíficosA TC do crânio é muito útil em eventos agudos, especialmente em setores de emergência, pelo seu rápido tempo de aquisição, acessibili-dade 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 supe-rior 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 diferen-ciais 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 disponí-vel com tomógrafos de 16 e 64 canais permite captura seletiva da fase


A B

C D

n FIGURA 1-4 Usos da TC. A, Exten-sos hematomas subdural e paren-qui-matosos direitos causam um desvio significativo das estruturas centrome-dianas da direita para a esquerda, o que é uma emergência neurocirúrgica. B, Hidrocefalia aguda com fluxo tran-sependimário 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 expan-siva com atenuação em vidro fosco.

arterial de opacificação pelo contraste sem contaminação venosa, e pro-porciona 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

AnáliseEm qualquer cenário agudo, uma TC do crânio sem contraste pode ser usada para avaliar rapidamente os três Hs — hemorragia, hérnia e hidro-cefalia —, 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 LimitaçõesDiversos 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, nor-malmente identificada como um aumento na concentração sérica de creatinina após a administração do agente de contraste, sem outra justi-ficativa. 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, ace-tilcisteína 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 suposi-ção 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 reali-zada uma pré-medicação com bloqueadores histamínicos e corticosteroides.


BA CB

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).

QUADRO 1-1 Modelo de Relatório: TC e Ângio-TC do Crânio (Fig. 1-5)

HISTÓRICO DO PACIENTEUma mulher de 53 anos de idade apresentou-se com hemorragia subaracnoide.

ESTUDO COMPARATIVONenhum estudo havia sido obtido.

TÉCNICAImagens axiais contíguas sem contraste com 2,5 mm de espessura do crânio foram obtidas desde o vértice ao forame magno. Após adminis-tração 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 rea-lizadas nos planos coronal, axial e sagital. Por último, foram obtidas imagens axiais contíguas do crânio de 2,5 mm pós-contraste.

ACHADOSTC sem Contraste do EncéfaloFoi 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

(de Sylvius). Apagamento difuso dos sulcos e cisternas é compatível com extenso edema cerebral.

ATC das Artérias IntracranianasUm aneurisma sacular lobulado de 1 × 1 × 1,6 cm é observado na bifurca-ção da artéria cerebral média (ACM) direita, com hemorragia ao redor indi-cando 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 circu-lação posterior demonstra artérias vertebrais codominantes. As artérias intra-cranianas têm calibre normal sem estreitamento que sugira vasoespasmo.

TC Pós-contrasteO grande aneurisma da bifurcação da ACM direita é observado mais uma vez. Não há nenhuma evidência de realce parenquimatoso ou leptome-níngeo anormal. Os seios venosos durais estão patentes.

IMPRESSÃOHá um extenso hematoma intraparenquimatoso temporal direito e hemorragia subaracnoide difusa associada à ruptura de um grande aneu-risma sacular de 1,6 cm na bifurcação da ACM direita. Este aneurisma tem um colo estreito e se projeta inferiormente. Dois pequenos aneuris-mas na ACoA também foram observados.


D E

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

Pacientes que referem alergias a mariscos deveriam ser questionados quanto à natureza da reação, pois o histórico de alergias graves a qual-quer 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. Geral-mente acredita-se que o risco de teratogênese ou câncer infantil é insig-nificante 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 insig-nificante, 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 recomen-dação 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 FuturasTomógrafos 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 (cober-tura 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 dese-jado. Ao invés disso, as pesquisas estão focadas em atender às neces-sidades 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 detec-tores. Tomógrafos de 256 e 320 canais vêm sendo desenvolvidos e ins-talados 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 seleti-vamente 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 MAGNÉTICANos 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 desig-nadas 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 BásicosFormação do Sinal de RMA 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 (B

o) 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 conven-ção, a direção de B

o é designada de longitudinal, ou eixo Z. O plano

perpendicular ao eixo Z é chamado transverso, ou eixo X/Y.


A precessão do núcleo de hidrogênio à frequência Larmor cria uma corrente, medida como sinal de RM. Essa corrente não pode ser detec-tada no eixo Z; sendo detectada apenas quando sua magnetização se encontra no plano transverso. Para medir a corrente, o vetor de magne-tização 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 decai-mento de indução livre (FID, do inglês free induction decay). Entre-tanto, 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 3DPara 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 localiza-ção. Para se localizar os prótons no corpo em todos os três eixos orto-gonais (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 codi-ficação 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 for-mação 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 mul-tiplanares. 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 RMA geração de uma imagem a partir de um sinal de RM normalmente requer múltiplas excitações com um pulso de RF para produzir informa-ções 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 normal-mente 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

TABELA 1-1. Visão Global das Principais Sequências de RM

Tipo de Sequência Bases Contraste do Tecido

SE 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° preparatórioPulso de 90°Pulsos únicos ou múltiplos de 180°

Misto de T1 e T2

GRE 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 steady-state 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 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 decorren-tes 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 trans-mitir 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 super-fície é tipicamente reta ou curva, e colocada sobre a superfície da pele cobrindo a região específica de interesse. Bobinas de volume tanto trans-mitem 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 recep-toras, 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 pha-sed-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.

ImagemPonderação TecidualT1, 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 magne-tização 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 deno-minadas 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 den-sidade 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 cap-turar as diferenças na densidade dos prótons de um tecido são chamadas ponderadas em densidade de prótons (DP, do inglês proton density).

Qualidade da ImagemÀ 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


do FOV, aumentando o tamanho da matriz, ou obtendo cortes mais finos. No entanto, reduzir o tamanho do voxel para melhorar a resolução espa-cial 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 frequ-ência 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 amostra-gem. 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 melho-ram a relação sinal-ruído.

Sequências Básicas de RMO 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 EcoA 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 mag-nético B

o 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 denomi-nada 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 micros-cópicas aleatórias, ou seja, o decaimento T2. O spin eco que resulta do efeito de realinhamento do pulso de 180o ainda é suscetível ao decai-mento T2 e, dessa maneira, sequências SE com TE longo são denomina-das 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 EcoSe 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 reo-rientação 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 frequên-cias 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 varre-dura, 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 magne-tização transversa residual quanto a magnetização longitudinal recupe-rada 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 discus-são que vai além do âmbito deste capítulo. Essas sequências de GRE ponderadas em T1 são conhecidas como sequências de GRE deterio-rado ou incoerente.

Alternativa a isso, o GRE não deteriorado ou coerente preserva a magnetização transversa acumulada entre os pulsos de RF em sequên-cias TR curtas. O pulso de RF subsequente rotaciona a magnetização transversa residual no plano longitudinal enquanto inclina a magneti-zação longitudinal recuperada no plano transverso. Com tempo e pulsos RF sucessivos, há uma intrincada mistura de componentes lon-gitudinais e transversos conhecidos como precessão livre no estado estacionário (steady-state free precession). Diferentemente das sequên-cias 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 deter-minada pelo T1 e o decaimento da magnetização transversa pelo T2, essas sequências refletem uma mistura de formação de imagens ponde-radas 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 resi-dual 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 desa-linhada 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 alcan-çar 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-RecuperaçãoFormação 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


90°

RF

SinalFID

TETE/2

SPIN ECOA

SE

90°180°

Gfase

Gfrequência

Gcorte

RF

SinalFID

TE

α°

Gfase

Gfrequência

Gcorte

B GRADIENTE ECO

RF

SinalFID

180°Pulso de 180°

Tempo

Outros tecidosLCS

Pulso de 90°

Mag

netiz

ação

long

itudi

nal180°

TI TI

INVERSION RECOVERY (FLAIR)C

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 denomi-nação da sequência usada para a eliminação de gordura. Como a gordura tem um T1 relativamente curto, sequências STIR normal-mente 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 magneti-zação longitudinal antes que o pulso excitatório seja dado depende das suas propriedades em T1.

Técnicas Rápidas de Formação da ImagemA 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 técni-cas SE aumentam significativamente o tempo necessário para obter imagens ponderadas em T2, pois estas empregam TR e TE longos. Sequ-ências RARE (do inglês rapid acquisition with refocused echo) foram desenvolvidas para reduzir o tempo de formação das imagens. Comer-cialmente, 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


RF

Sinal

SE

Frequência, x

Fase

, y

90°180°

RF

Sinal

90°180° 180° 180° 180° 180°

RF

Sinal

90°

Espaço K

FSE/TSE

Frequência, x

Fase

, y

EPI

Frequência, x

Fase

, y

Seleção de corte, ZA

B

C

D

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 adqui-ridos 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 infor-mação 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 infe-rida 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 gra-diente 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 microscópi-cos 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 ImagensNas imagens ponderadas em T1 do encéfalo normal de um adulto a subs-tância branca tem sinal com um pouco mais de intensidade do que a subs-tância 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. Qual-quer processo patológico que eleve o conteúdo de água do tecido será visto como um sinal brilhante em sequências ponderadas em T2.

ArtefatosAlguns 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


em razão da amostra reduzida ou truncamento de informações de alta frequência. Aparece como linhas claras e escuras se alternando na inter-face 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 arte-fatos 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 arte-fatos 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 espacial-mente 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 elé-trons 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 ate-nuado 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 alter-nativo, 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 encon-trados 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.

Usos EspecíficosA 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 demons-trados mais precisamente com a RM do que com a TC. A seção seguinte destaca usos específicos de técnicas de imagens de RM úteis à neurorra-diologia clínica.

AnáliseSpin Eco e Fast/Turbo Spin EcoA aquisição SE tradicionalmente é considerada o pilar da neurorradiolo-gia. Sequências ponderadas em T2 SE ou FSE/TSE evidenciam os proces-sos 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, mela-nina 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 intra-venosa para realçar o processo patológico. O gadolínio é um metal para-magnético que, por si só, é tóxico ao corpo humano, então deve ser firmemente quelado a outras substâncias como o ácido dietiltriaminopen-tacético (DTPA) antes do uso. O gadolínio encurta o tempo de relaxa-mento 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 EcoA falta de um pulso de refocalização de 180o e a vulnerabilidade especí-fica 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 avalia-ção 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 RecoveryFLAIR 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 hipersi-nal artificialmente nas cisternas e sulcos ao reduzir o tempo de relaxa-mento 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


A C

D E

B

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 des-locamento 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 vulne-rável 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 GorduraA saturação de gordura por frequência seletiva (FS) é uma técnica alterna-tiva ao STIR para eliminar o sinal da gordura. A FS é utilizada do desloca-mento 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 DifusãoA 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


A B

n FIGURA 1-10 Detectando hemorragias com sequências GRE. A, A aqui-sição GRE coronal refocalizada ou coerente (T2*W) demonstra numero-sos focos de suscetibilidade neste pa-ciente com múltiplas malformações cavernosas familiares. B, Estas lesões são muito mais difíceis de serem de-monstradas na imagem FLAIR coronal, tipicamente uma sequência FSE/TSE e, portanto, menos sensível a hemor-ragias, em decorrência de pulsos refo-calizadores múltiplos.

A B Cn 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 gra-diente é aplicado após o pulso. Se houver movimento de prótons de água (a difusão não é restrita), os gradientes de difusão causam desali-nhamento dinâmico dos núcleos em movimento que não podem ser realinhados, logo ocorre perda do sinal de RM proporcional à veloci-dade do movimento da água. Esse fenômeno não se assemelha ao desalinhamento estático, que pode ser realinhado pelo pulso refocali-zador de 180o.

No encéfalo, a difusão da água varia em todas as direções (anisotró-pica) em vez de ocorrer com o mesmo grau em todas as direções (iso-trópica), 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 gra-dientes 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


A B

C D

n FIGURA 1-12 Usos e armadilhas da saturação de gordura. A, A imagem axial ponderada em T1 sem contraste demonstra uma grande lesão princi-palmente 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 shine-through) e prejudicar a interpretação de um sinal hiperintenso (bri-lhante) 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,


A B C D

A B C D

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).

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 aumen-tado 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 com-patível 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 distor-ção 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 mag-nética” (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 magne-tização longitudinal normal. Como a magnetização longitudinal é reduzida ao mínimo, o próximo pulso de RF produzirá menor magnetização trans-versa 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 conhe-cido 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


A B C

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 gado-línio 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 decor-rência 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 usual-mente 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 este-nose. A ARM intracraniana do polígono arterial cerebral (de Willis) comu-mente 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 ContrasteA 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 LimitaçõesO uso da RM é limitado em diversos aspectos importantes. O campo mag-nético pode induzir voltagens ou correntes de materiais que conduzem eletricidade (fios, chumbo, implantes), que podem resultar em aqueci-mento. Pacientes com implantes médicos ou aparelhos feitos de materiais ferromagnéticos, como alguns tipos de clipes para tratamento de aneuris-mas, 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. Mar-ca-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 alternati-vos 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, Mallin-ckrodt).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 fil-tração glomerular mais alta do que 60 mL/min/1,73 m2 não precisam de tratamento especial, no entanto, a gadodiamida não deva ser adminis-trada a pacientes com nenhum nível de doença renal.22, 26

Pesquisas Atuais e Direções FuturasA 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


A B

n FIGURA 1-16 Formação de ima-gens 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 pro-pedêutica futura. A, A imagem axial FLAIR obtida em 3 T demonstra pro-longamento do T2 no lobo parietal direito. B, A aquisição spoiled GRE ponderada em T1 no plano axial de-monstra que o sinal anormal em T2 corresponde a uma área focal de espes-samento cortical e indefinição. Isso sugere uma displasia cortical que, apesar de sutil, pode ser mais bem deli-neada em 3 T em decorrência de rela-ção sinal-ruído superior. As sequências spoiled GRE e FLAIR eram aquisições 3D para assegurar cortes finos e contí-guos visando a detecção de anormali-dades neste paciente com epilepsia.

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 dire-tamente 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 afluên-cia 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 qua-driplica 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 desenvol-vimento 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 codi-ficação de fase. Isso reduz o tempo de varredura e a perda de informação espacial é recuperada tirando vantagem da informação espacial redun-dante 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

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 cor-rigir 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 genera-lized 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 neuror-radiologia do futuro próximo.

A

B

n FIGURA 1-17 Efeitos de suscetibilidade em campos magnéticos mais altos. A, Uma sequência GRE 3 T demonstra dois focos esparsos de sus-cetibilidade 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).


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