Brant & Helms Vol. 1 Cap. 1(2) Métodos Diagnósticos de Imagem

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C a p í t u l o l
P Métodos Diagnósticos de
Imagem
William E. Brant
Radiografia Convencional
Técnicas de Imagem Transversais
Tomografia Computadorizada
Ressonância Magnética
Ultra-sonografia
Contrastes Radiográficos
Contrastes Iodados
Contrastes Intravasculares Utilizados na Ressonância Magnética
Contrastes Gastrointestinais
Contrastes Intravasculares Utilizados na Ultra-sonografia
A radiologia diagnostica é uma especialidade dinâmica que con-
tinua a mudar rapidamente com os avanços contínuos na tecno-
logia. Não foi apenas o número de métodos de imagem que au-
mentou, mas cada método continua a ser melhorado e ter seu uso
aprimorado em termos de diagnóstico médico. Este capítulo revê
a base dos principais métodos diagnósticos de imagem e fornece
os princípios básicos da interpretação das imagens para cada
método. Os contrastes frequentemente utilizados na radiologia
diagnostica também são discutidos. Nos capítulos finais discuti-
remos a base da radiologia nuclear.
RADIOGRAFIA CONVENCIONAL
O exame radiográfico convencional do corpo humano data do
começo da radiologia diagnostica em 1895, quando Wilhelm
Roentgen produziu a primeira imagem radiográfica da mão de
sua esposa. A radiografia convencional continua a ser de funda-
mental para a aquisição de imagens para fins diagnósticos.
Geração da Imagem. Os raios X constituem uma forma de
energia ionizante semelhante, em muitos aspectos, à luz visível.
Os raios X são diferentes da luz visível porque possuem compri-
mento de onda muito curto e são capazes de penetrar em muitas
substâncias que são opacas à luz. O feixe de raios X é produzido
por meio do bombardeio de um alvo de tungsténio com um fei-
xe de elétrons em um tubo de raios X (l).
Radiografia Simples. A radiografia convencional utiliza um
sistema de tela-filme em um chassi como receptor dos raios X. À
medida que os raios X passam através do corpo humano, são
atenuados pela interação com os tecidos corporais (absorção e
dispersão) e produzem um padrão de imagem na radiografia que
é reconhecido como a anatomia humana. Os raios X que são
transmitidos através do paciente bombardeiam uma tela reves-
tida de partículas fluorescentes no chassi, causando uma intera-
ção fotoquímica que emite raios de luz, expondo o filme no chassi
(Fig. 1.1). O filme é removido do chassi e revelado por um pro-
cessador automático químico. O produto final é a radiografia da
anatomia do paciente (Fig. 1.2).
A radiografia computadorizada (RC) nada mais é que um sis-
tema sem filme que elimina o processamento químico e fornece
imagens radiográficas digitais. A RC substitui o chassi do filme
por uma placa de imagem com fósforo (2). O mesmo gantry, o
tubo de raios X e os sistemas de controle de exposição utilizados
na radiografia convencional são utilizados na RC. A placa de
imagem revestida com fósforo interage com os raios X transmi-
tidos através do paciente, fornecendo uma imagem latente. A
placa de fósforo é colocada no dispositivo de leitura que rastreia
a placa com um laser de hélio-néon, emitindo luz, que é então
capturada por um tubo fotomultiplicador e processada em uma
imagem digital. A imagem digital é, então, transferida para um
arquivo de quadro computadorizado e sistema de comunicação
(PACS). O PACS armazena e transmite imagens digitais através
de redes de computador dando acesso instantâneo simultâneo a
médicos e aos profissionais de saúde em muitas localizações às
imagens diagnosticas.
A radiografia digital (RD) é um sistema sem filme e sem chas-
si que captura imagens de raios X no formato digital. A RD subs-
titui o chassi ou a placa de imageamento com fósforo por um
detector eletrônico fixo ou dispositivo com carga conjugada. Os
detectores de leitura direta produzem uma imagem de RD ime-
diata. A maioria dos detectores de RD está instalada em um gantry
fixo, limitando a capacidade do sistema de obter imagens com
aparelho portátil à beira do leito do paciente. A RC é, em geral,
utilizada com esse propósito em um departamento de imagea-
mento digital. A captura da imagem digital direta é particular-
4 Métodos Diagnósticos de Imagem
Frente do cassete
Suporte da tela
Tela fluorescente
Filme de raios X
Tela fluorescente
Suporte da tela
Material para acolchoamento
Parte de trás do cassete
FIG. 1.1 Cassete de Filme de Raios X. Diagrama mostrando uma lâmina do filme de raios X entre duas telas fluorescentes em um cassete à
prova de luz.
Tubo de raios X
Feixe de raios X
Paciente
Filme
FIG. 1.2 Radiografia Convencional. A. Diagrama de um tubo de raios X produzindo raios X que atravessam o paciente e expõem o filme radiográ-
fico. Na radiografia digital, o cassete do filme é substituído por uma placa de imagem de fósforo ou detector eletrônico fixo. B. Radiografia, inci-
dência AP, em decúbito dorsal do abdome revela a anatomia do paciente porque as estruturas anatómicas apresentam diferentes capacidades de
atenuar os raios X que atravessam o paciente. O estômago (S) e o duodeno (d) são visualizados porque a densidade radiográfica do ar na luz desses
órgãos é diferente daquela dos tecidos moles que circundam o trato GI. O rim direito (entre as setas retas curtas), a borda do fígado (seta reta longa),
a borda do baço (seta vazada) e o músculo psoas esquerdo (seta curva) são visualizados porque a gordura delineia a densidade de tecidos moles
dessas estruturas. Os ossos da coluna vertebral, da pelve e dos quadris são claramente visualizados através dos tecidos moles por causa de sua alta
densidade radiográfica.
Métodos Diagnósticos de Imagem
Tubo de raios X
em movimento
Filme
FIG. 1.3 Tomografia Convencional. Nessa técnica, o tubo de raios X e o
filme se movem simultaneamente ao redor de um eixo ao nível do pla-
no focal desejado. As estruturas anatómicas no plano focal permanecem
bem focalizadas, enquanto as estruturas acima e abaixo do plano focal
ficam borradas por causa do movimento do tubo e do filme.
mente útil na angiografia, porque fornece imagem de subtração
digital rápida, e na fluoroscopia, porque captura imagens em
vídeo com níveis contínuos baixos de radiação.
A tomografia convencional fornece imagens radiográficas de
cortes de um paciente vivo. Esse processo é realizado movendo-
se simultaneamente o tubo de raios X e o detector de raios X ao
redor do eixo centralizado no plano das estruturas anatómicas
do paciente a serem estudadas (Fig. 1.3). As estruturas acima e
abaixo do plano focal ficam borradas devido ao movimento do
tubo e do detector. Os objetos no plano focal são visualizados de
forma mais detalhada como resultado do borramento das estru-
Intensificador de imagem +
tela fluorescente
Tubo de raios X
FIG. 1.4 Fluoroscopia. Este diagrama de uma unidade fiuoroscópica
mostra o tubo de raios X, localizado sob a mesa de exame do paciente, e
a tela fluorescente, com o intensificador de imagem posicionado acima
do paciente. A ampliação da fraca imagem fluorescente pelo intensifi-
cador de imagem permite que a exposição do paciente à radiação seja
mantida em níveis baixos durante a fluoroscopia. As imagens
fluoroscópicas em tempo real são observadas no monitor de televisão e
podem ser gravadas em videoteipe. As radiografias são obtidas por meio
de captura da imagem digital ou colocando-se um cassete com filme
entre o paciente e o intensificador de imagem e expondo o receptor de
imagem com um breve pulso de radiação.
turas sobrejacentes e subjacentes. O movimento do tubo e do
detector de raios X pode ser linear, circular, elíptico, helicoidal
ou hipociclóide. A tomografia é um recurso útil para as radio-
grafias convencionais em situações que exigem melhores deta-
lhes para o estabelecimento do diagnóstico. Entretanto, com a
proliferação e ampla disponibilidade do imageamento transver-
sal, o uso da tomografia convencional atualmente é bastante li-
mitado.
A fluoroscopia permite avisualização radiográfica em tempo
real das estruturas anatómicas em movimento. Um feixe contí-
nuo de raios X passa através do paciente e se enquadra em uma
tela fluorescente (Fig. 1.4). O padrão de luz fraco emitido pela
tela fluorescente é ampliado eletronicamente por um intensifi-
cador de imagem, e a imagem é mostrada em um monitor de
televisão e registrada digitalmente como uma única imagem ou
como uma série de imagens para visualização em tempo real (isto
é, um filme ou "cinefluoroscopia"). A fluoroscopia é extrema-
mente útil para avaliar movimentos como a peristalse gastroin-
testinal, o movimento do diafragma na respiração e a ação car-
díaca. A fluoroscopia também é utilizada para realizar e monito-
rar continuamente os procedimentos radiográficos, como estu-
dos com bário e inserção de cateteres. As imagens fluoroscópicas
em vídeo e estáticas são armazenadas rotineiramente em forma-
to digital em um PACS.
A angiografia convencional utiliza opacificação dos vasos san-
guíneos através de injeção intravascular de contrastes iodados.
A arteriografia convencional utiliza pequenos cateteres flexíveis
que são colocados no sistema arterial, em geral através da pun-
ção da artéria femoral na região inguinal. Com o uso de fluoros-
copia para orientação, cateteres de vários tamanhos e formatos
podem ser manipulados seletivamente em praticamente todas as
artérias principais. A injeção de contraste é realizada com um
injetor manual ou mecânico e é acompanhada pela filmagem em
sequência rápida ordenada ou pela aquisição computadorizada
digital (RD) da imagem fluoroscópica. O resultado é uma série
ordenada de imagens mostrando o fluxo de contraste através da
artéria injetada e dos tecidos nutridos pela mesma. A venografia
convencional é realizada com injeção de contraste nas veias atra-
vés de punção distai ou cateterismo seletivo.
Denominação das Incidências Radiológicas. A maioria das
incidências radiológicas é denominada de acordo com a forma
com que o feixe de raios X passa através do paciente. Na radio-
grafia de tórax, incidência póstero-anterior (PA), o feixe de raios
X atravessa o dorso do paciente e sai pela frente, sendo expos-
to a um detector de raios X posicionado contra o tórax do paci-
ente. A radiografia de tórax, incidência ântero-posterior (AP), é
obtida através de um feixe de raios X que passa através da frente
para o dorso do paciente. A mamografia craniocaudal (CC) é
obtida passando-se o feixe através da mama na direção vertical
(craniana para caudal), com o paciente em pé ou sentado. As in-
cidências recebem outras denominações de acordo com a posi-
ção do paciente. As incidências em posição ereta, em decúbito
dorsal ou em decúbito ventral podem ser especificadas. A inci-
dência em decúbito lateral direito do tórax é obtida com um fei-
xe de raios X horizontal passando através do tórax do paciente
deitado sobre seu lado direito. As radiografias obtidas durante a
fluoroscopia são denominadas de acordo com a posição do pa-
ciente em relação à mesa de fluoroscopia, porque o tubo de raios X
Métodos Diagnósticos de Imagem
FIG. 1.5 Radiografia de Tórax, Incidência PA, Obtida em Posição Or-
tostática. As artérias pulmonares (seta branca vazada) são visualizadas
no pulmão porque os vasos sanguíneos são delineados pelo ar existente
nos alvéolos. A margem cardíaca esquerda (seta longa) está bem defini-
da pelo pulmão adjacente cheio de ar. O brônquio principal esquerdo
(seta curva) é observado porque sua luz cheia de ar está circundada pe-
los tecidos moles do mediastino. O nível hidroaéreo (seta preta vazada)
no estômago confirma a posição ortostática do paciente durante a rea-
lização da radiografia.
F/G. 1.6 Pneumonia no Lobo Médio (Pulmão Direito) e no Lobo Infe-
rior Esquerdo. Radiografia de tórax, incidência PA, posição ortostática,
mostra pneumonia (P) no lobo médio direito que substitui a densidade
de ar no pulmão por densidade de tecidos moles e borra a margem car-
díaca direita. A cúpula do hemidiafragma direito (setapreta) é definida
pelo ar no lobo inferior direito normal e continua visível através do in-
filtrado no lobo médio direito. A margem cardíaca esquerda (seta bran-
ca), definida pelo ar existente na língula, permanece bem definida ape-
sar do infiltrado existente no lobo inferior esquerdo.
está posicionado embaixo da mesa. A incidência oblíqua poste-
rior direita (OPD) é obtida com o paciente deitado sobre seu lado
direito. O feixe de raios X gerado pelo tubo de raios X localizado
embaixo da mesa passa através do paciente na direção do chassi
dos raios X ou detector localizado acima do paciente.
Princípios para Interpretação. As radiografias convencionais
mostram cinco densidades radiológicas básicas: ar, gordura, te-
cido mole, ossos e metal (ou contrastes). O ar atenua muito pouco
o feixe de raios X, permitindo que quase toda a força do feixe
escureça a imagem. Ossos, metal e contraste radiológico atenu-
am uma grande proporção do feixe de raios X, permitindo a pas-
sagem de pouquíssima radiação para obscurecer a imagem. Por-
tanto, os ossos, os objetos metálicos e as estruturas opacificadas
pelos contrastes aparecem brancos nas radiografias. A gordura e
os tecidos moles atenuam quantidades intermediárias do feixe de
raios X, resultando em graus proporcionais de escurecimento da
imagem (tons de cinza). As estruturas espessas atenuam mais a
radiação que as estruturas finas de mesma composição. As estru-
turas anatómicas são observadas nas radiografias quando deli-
neadas no todo ou parcialmente por tecidos de diferente atenu-
ação nos raios X. O ar nos pulmões delineia as estruturas vascu-
lares pulmonares, produzindo um padrão detalhado do parên-
quima pulmonar (Fig. 1.5). A gordura no abdome delineia as
margens do fígado, baço e rins, permitindo sua visualização (Fig.
1.2B). A alta densidade dos ossos permite a visualização dos de-
talhes ósseos através dos tecidos moles sobrejacentes. Objetos
metálicos, como grampos cirúrgicos, geralmente são claramen-
te visualizados porque produzem alta atenuação do feixe de raios
X. Os contrastes radiológicos são suspensões compostas de iodo e
de bário que atenuam altamente o feixe de raios X; são utiliza-
dos para delinear as estruturas anatómicas. Os estados patológi-
cos podem obscurecer as estruturas anatómicas normalmente
visualizadas ao se projetar sobre seu contorno. Por exemplo,
pneumonia no lobo médio direito do pulmão substitui o ar nos
alvéolos por líquido e borra a margem cardíaca direita (Fig. 1.6).
Nancy Major tem um texto excelente sobre a base da interpreta-
ção radiológica (3).
TÉCNICAS DE IMAGEM
TRANSVERSAIS
A TC, a RM e a ultra-sonografia (US) são técnicas que produ-
zem imagens transversais do corpo. Todas examinam um corte
ou volume tridimensional do tecido do paciente para produzir
uma imagem bidimensional. A imagem resultante é formada por
uma matriz de elementos de imagem (pixels), cada um represen-
tando um elemento de volume (voxel) do tecido do paciente. A
composição tecidual do voxel é ponderada (ponderada por volu-
me) para exibição como um pixel. A TC e a RM determinam um
valor numérico para cada elemento de imagem na matriz. A
matriz dos elementos de imagem que forma cada imagem está,
em geral, entre 128 X 256 (32.768 pixels) e 560 X 560 (313.600
pixels) e é determinada por parâmetros de aquisição especifica-
dos (Fig. 1.7).
Para produzir uma imagem anatómica, os tons de cinza são
determinados para as faixas dos valores dos pixels. Por exemplo,
16 tons de cinza podem ser divididos sobre uma janela de 320
valores de pixel de largura (Fig. 1.8). Grupos de 20 valores de pixel
ACOA
ACOA
ACOA
ACOA
ACOA
ACOA
ACOA
ACOA
Métodos Diagnósticos de Imagem 7
Matriz da imagem na TC
B
Pixel proveniente do pulmão Pixel proveniente do nódulo
FIG. 1.7 Matriz de Imagem. A. Uma imagem de TC ampliada de um nódulo (N) pulmonar. Os pixelsque formam a imagem são evidentes como
minúsculos quadrados na imagem. A largura da janela é ajustada em 2.000 H com nível de janela de 600 H para acentuar a visualização do nódulo
branco de tecidos moles contra um fundo cinza que consiste no pulmão cheio de ar. B. Diagrama da matriz que constitui a imagem da TC. Um
pixel de um pulmão cheio de ar com número de TC calculado de 524 H é cinza, enquanto um pixel proveniente de um nódulo de tecidos moles
com número de TC calculado de +46 H é branco.
FIG. 1.8 Escala de Cinza. Todas as imagens de TC do abdome incluem
uma escala de cinza ao longo de sua borda esquerda. Cada pixel na to-
mografia computadorizada está associado a um tom de cinza, depen-
dendo de seu número de TC calculado (unidade H) e da largura da ja-
nela e nível da janela selecionados pelo radiologista. Branco puro (pon-
ta de seta) e preto puro (seta) estão no topo e no fim da escala de cinza.
Ao longo do lado direito da imagem da TC existe uma escala em centí-
metros que pode ser utilizada para medir o tamanho dos objetos na
imagem. R indica o lado direito do paciente, e L indica o lado esquerdo.
As imagens transversais no plano transversal são visualizadas rotineira-
mente "de baixo para cima", como se visualizadas a partir dos pés do
paciente. Essa orientação permite uma fácil correlação com as radiogra-
fias simples, que geralmente são visualizadas como se o paciente esti-
vesse sendo observado com seu lado direito de frente para o lado esquer-
do do observador. Este paciente tem um abscesso (A) no fígado.
são determinados para cada um dos 16 tons de cinza. O tom de
cinza médio é determinado para valores de pixel centralizados
em um nível de janela. Pixels com valores maiores que o limite
superior da largura da janela são mostrados em branco, e os pixels
com valores inferiores ao limite inferior da largura da janela são
mostrados em preto. Para analisar de forma ideal todas as infor-
mações anatómicas de determinado corte, a imagem é visualiza-
da em diferentes larguras de janela e níveis de janela, que são
otimizados para os ossos, pulmão cheio de ar, tecido mole etc.
(Fig. 1.9).
As imagens digitais obtidas pela TC, RM e ultra-sonografia são
ideais para armazenamento e acesso no PACS. Os PACS atuais
fornecem uma ampla faixa de manipulação de imagem durante
a visualização e a interpretação das imagens. Entre as caracterís-
ticas que podem ser utilizadas estão as alterações interativas na
largura e no nível da janela, ampliação, fusão de imagens de di-
ferentes modalidades, reformatação de imagens seriadas em di-
ferentes planos anatómicos, criação de reconstruções tridimen-
sionais e marcação de imagens importantes que resumem os prin-
cipais achados.
"Pornografia Computadorizada
A TC utiliza um computador para reconstruir matematicamen-
te uma imagem transversal do corpo a partir das medidas da
transmissão dos raios X através de cortes finos do tecido do pa-
ciente. A TC mostra cada corte separadamente, sem a superpo-
sição de estruturas borradas que é observada na tomografia con-
vencional. Um feixe estreito bem colimado de raios X é gerado
em um lado do paciente (Fig. 1.10). O feixe de raios X é atenua-
do através de absorção e dispersão à medida que passa através do
paciente. Detectores sensíveis no lado oposto do paciente medem
8 Métodos Diagnósticos de Imagem
FIG. 1.9 Janelas da TC. A. Imagem de TC da porção superior do abdome fotografada com as "janelas de tecidos moles" (largura da janela = 482
H, nível da janela = 14 H) revela uma vértebra torácica (setas) totalmente branca sem detalhes ósseos. B. A mesma imagem de TC novamente
fotografada com "janelas ósseas" (largura da janela = 2.000 H, nível da janela = 400 H) mostra alterações destrutivas no corpo vertebral (setas)
consequentes a carcinoma pulmonar metastático.
Tubo
rotatório
Anel de
detectores
FIG. 1.10 Tomografia Computadorizada. Diagrama de um aparelho
de TC. O paciente (P) é colocado na mesa de exame no centro da
unidade da TC. Um tubo de raios X gira 360° ao redor do pacien-
te, produzindo pulsos de radiação que o atravessam. Os raios X
transmitidos são detectados por um banco circunferencial de de-
tectores de radiação. Os dados da transmissão dos raios X são en-
viados para um computador, que utiliza um algoritmo preparado
para calcular a matriz dos números da TC para produzir uma ima-
gem transversal anatómica. Na TC helicoidal, a mesa onde o paci-
ente é colocado é movida continuamente através do feixe de raios
X em rotação. Na TCMD, múltiplos cortes de imagens são obti-
dos simultaneamente à medida que o paciente é movido através do
aparelho.
a transmissão de raios X através do corte. Essas medidas são re-
petidas sistematicamente muitas vezes a partir de direções dife-
rentes, enquanto o tubo de raios X é pulsado à medida que gira
360° ao redor do paciente. Os números da TC são determinados
para cada pixel na imagem através de um algoritmo computa-
dorizado que utiliza como dados essas medidas dos raios X
transmitidos. Os números de pixels na TC são proporcionais à di-
ferença na atenuação média dos raios X do tecido no voxel e no da
água. Uma escala de unidade Hounsfield (H), assim denominada
por Sir Godfrey N. Hounsfield, o inventor da TC, é utilizada. A
água recebe o valor O H, com a escala se estendendo de 1.024 H
para ar até +3.000 a 4.000 H para ossos muito densos. As unida-
des H não são valores absolutos, mas sim valores relativos que
podem variar de um sistema TC para outro. Em geral, os ossos são
+400 a +1.000 H, tecido mole +40 a +80 H, gordura -60 a
-100 H, tecido pulmonar -400 a -600 H e o ar é -1.000 H.
As dimensões do voxel são determinadas pelo algoritmo com-
putadorizado escolhido para reconstrução e pela espessura do
corte examinado. A maioria dos aparelhos de TC permite espe-
cificar a espessura do corte entre 0,5 e 10 mm. Os dados para um
corte individual, rotação do tubo de 360°, são adquiridos roti-
neiramente em l s ou menos. As vantagens da TC comparada à
RM incluem rápida aquisição da imagem, detalhes ósseos superio-
res e exibição de calcificações. A TC é, em geral, limitada ao plano
axial; entretanto, as imagens podem ser reformatadas nos planos
sagital, coronal ou oblíquo ou como imagens tridimensionais.
A TC convencional (não-helicoidal) obtém dados de imagem
de um corte por vez (4). O paciente fica em apnéia, um corte é
obtido, o paciente respira, a mesa se move e a sequência é repe-
Métodos Diagnósticos de Imagem
tida. Essa técnica exige, pelo menos, o dobro ou o triplo do tem-
po total da TC helicoidal para determinado volume examinado
do paciente, dificultando a otimização do exame durante o con-
traste máximo. Alterações mínimas no volume pulmonar a cada
apnéia podem causar alterações substanciais na anatomia do tó-
rax e do abdome examinados, resultando em áreas "salteadas".
Os aparelhos convencionais mais recentes podem simular o exa-
me helicoidal através da técnica de "aglomeração". Várias ima-
gens sequenciais são obtidas durante uma única apnéia.
A TC helicoidal é realizada mo vendo-se a mesa do paciente a
velocidade constante através do gantryda TC enquanto se avalia
continuamente com um tubo de raios X girando ao redor do
paciente. Um volume contínuo de dados de imagem é adquiri-
do durante uma única apnéia. Essa técnica melhora significati-
vamente a velocidade da aquisição de imagens, permite avalia-
ção durante a opacificação com contraste ideal e elimina artefa-
tos causados pelo registro incorreto e pelas variações na respira-
ção do paciente. Todo o fígado pode ser avaliado em uma única
apnéia; todo o abdome e a pelve em duas a três apnéias, todos
durante os primeiros 60 a 90 s da administração do contraste
intravenoso. A aquisição de volume permite a reconstrução re-
FIG. 1.11 Angiotomografia Computadorizada. Imagem de angiografia
tridimensional, exibindo superfície sombreada da aorta e de seusramos,
foi criada a partir de uma série de imagens de TCMD, plano axial, obti-
da durante a administração IV rápida de contraste. O realce pelo con-
traste aumenta substancialmente os números da TC das artérias e dos
rins e permite a remoção de estruturas com densidade menor na TC da
imagem pelo fenómeno de "limiar". Apenas os pixels com números de
TC superiores que o valor limiar especificado são mostrados. Os algo-
ritmos computadorizados criam uma imagem tridimensional "virtual"
a partir dos dados fornecidos por muitos cortes axiais superpostos. A
imagem tridimensional pode ser rodada e visualizada em qualquer ân-
gulo desejado. A "sombra", simulando um molde de luz a partir de uma
fonte de luz remota, realça o efeito visual tridimensional.
trospectiva de múltiplos cortes superpostos, melhorando a visua-
lização das lesões pequenas e possibilitando a angiografia asso-
ciada à TC tridimensional com muitos detalhes (Fig. 1.11) (5).
A TC helicoidal com multidetectores (TCMD) é a técnica mais
avançada na TC; utiliza os princípios do scanner helicoidal; entre-
tanto, incorpora múltiplas fileiras de anéis para detecção (6). Essa
técnica permite a aquisição de múltiplos cortes por rotação do tubo,
aumentando a área do paciente que pode ser coberta em um perío-
do determinado pelo feixe de raios X. Os sistemas disponíveis
mudaram de dois cortes para 64 cortes, que abrangem 40 mm do
comprimento do paciente para cada segundo, ou menos, de rota-
ção do tubo. Protótipos de aparelhos com 256 detectores estão
sendo desenvolvidos. A principal vantagem da TCMD é a veloci-
dade. A TCMD é cinco a oito vezes mais rápida que a TC helicoi-
dal com um único corte. Na avaliação do corpo podem ser obti-
dos cortes de l mm criando voxels isotrópicos ( 1 X 1 X 1 mm),
permitindo a reconstrução da imagem em qualquer plano anató-
mico sem perda da resolução (4). A cobertura de ampla área per-
mite a obtenção de angiografia associada à TC e broncoscopia e
colonoscopia associada à TC "virtual" com muitos detalhes. Uma
desvantagem da TCMD é a dose de radiação, que pode ser três a
cinco vezes mais alta na TCMD que na TC de corte único.
Dose de Radiação na TC. A capacidade diagnostica da TC
aumentou significativamente, assim como sua utilização. Infe-
lizmente, os avanços tecnológicos na TC exigem o aumento da
exposição à radiação para cada paciente (7,8). Atualmente, a TC
é responsável por mais de 40% de toda a exposição à radiação
dos pacientes submetidos ao imageamento diagnóstico. Atual-
mente são realizados nos EUA até 65 milhões de TC, e até 260
milhões em todo o mundo. Muitos (até 11%) desses exames são
realizados em lactentes e crianças, que são mais suscetíveis aos
efeitos adversos da radiação. Essas considerações exigem que o
radiologista e o médico responsável limitem a solicitação da TC
para indicações definitivas; forneçam protocolos de imageamento
para TC dose-eficaz; forneçam técnicas de imageamento alter-
nativas, especialmente para crianças pequenas, que correm mai-
or risco com a radiação; trabalhem com fabricantes para limitar
a dose de radiação e orientem os pacientes e os profissionais de
saúde sobre os potenciais riscos das baixas doses de radiação.
Administração de Contraste na TC. Os contrastes iodados
intravenosos são administrados na TC para realçar as diferenças
na densidade entre as lesões e o parênquima circundante, para
mostrar a anatomia vascular e a permeabilidade do vaso e para
caracterizar as lesões de acordo com seus padrões de realce. O uso
ideal do contraste intravenoso depende da anatomia, fisiologia e
patologia do órgão examinado. No cérebro, a barreira hemato-
encefálica normal das firmes junções endoteliais capilares neu-
rais evita a entrada do contraste no espaço extravascular neural.
Defeitos na barreira hematoencefálica associados a tumores,
AVC, infecção e outras lesões permitem o acúmulo de contraste
no tecido anormal, melhorando sua visibilidade. Nos tecidos não-
neurais, o endotélio capilar tem junções frouxas, permitindo o
livre acesso de contraste no espaço extravascular. A administra-
ção de contraste e a ocasião da TC precisam ser minuciosamente
planejadas para otimizar as diferenças nos padrões de realce en-
tre as lesões e os tecidos normais. Por exemplo, a maioria dos
tumores hepáticos é suprida predominantemente pela artéria
hepática, enquanto o parênquima hepático é suprido predomi-
10 Métodos Diagnósticos de Imagem
nantemente pela veia porta (cerca de 70%), com menor contri-
buição da artéria hepática (cerca de 30%). A administração de
contraste por injeção em uma veia periférica no braço chegará
mais cedo na artéria hepática e realça (isto é, aumenta a densida-
de na TC) muitos tumores em maior grau que o parênquima
hepático. O realce máximo do parênquima hepático é retardado
l a 2 min até que o contraste tenha circulado através do trato
intestinal e retornado para o fígado através da veia porta. A dife-
renciação entre tumor e parênquima através de realce pode ser,
portanto, estabelecida através da administração de injeção IV de
contraste e da realização de TC rápida do fígado nos primeiros
l a 2 min após a administração de contraste. A TC helicoidal é
ideal para este exame inicial rápido do fígado. Em geral, é neces-
sária administração oral ou retal de contraste para opacificar o
intestino para TC do abdome e da pelve. Pode ser difícil diferen-
ciar o intestino de tumores, linfonodos e hematomas sem admi-
nistração de contraste intraluminal.
Artefatos da TC. Artefatos são componentes da imagem que
reproduzem fielmente as estruturas anatómicas reais devido à
distorção, adição ou deleção de informações. Os artefatos degra-
dam a imagem e podem causar erros no diagnóstico (9).
Nivelamento de volume está presente em todas as TC e sem-
pre precisa ser considerado na interpretação da imagem. A ima-
gem bidimensional mostrada é criada a partir de dados obtidos
e feita uma média a partir do volume tridimensional do tecido
do paciente. Os cortes acima e abaixo da imagem que está sendo
interpretada precisam ser examinados à procura de fontes de
nivelamento de volume que podem ser erroneamente interpre-
tadas como patologia.
Um artefato do tipo endurecimento do feixe é resultado da maior
atenuação dos fótons dos raios X de baixa energia do que dos
fótons de raios X de alta energia à medida que passam pelo teci-
do. A energia média do feixe dos raios X está aumentada (o feixe
está "endurecido"), resultando em menor atenuação no fim do
FIG. 1.12 Artefato do Tipo Endurecimento do Feixe. Uma imagem da
TC do abdome apresentou degradação intensa por um artefato do tipo
endurecimento do feixe que produz estrias escuras através da metade
inferior da imagem. O artefato foi provocado pela atenuação acentuada
do feixe de raios X causada pelos braços do paciente, que foram manti-
dos ao longo do corpo por causa dos ferimentos.
FIG. 1.13 Artefato de Movimento. O movimento da respiração durante
a aquisição da imagem duplica a margem (seta) do baço, simulando um
hematoma subcapsular neste paciente, cujo exame foi realizado por
causa de traumatismo abdominal.
feixe do que no seu início. Os erros do tipo endurecimento do
feixe são observados como áreas ou faixas de densidade baixa (Fig.
1.12) estendendo-se a partir das estruturas de atenuação dos raios
X alta, como o osso petroso, ombros e quadris.
O artefato de movimento ocorre quando as estruturas se mo-
vem para diferentes posições durante a aquisição da imagem. O
movimento ocorre como resultado do movimento voluntário ou
involuntário do paciente, respiração, batimento cardíaco, pulsa-
ção do vaso ou peristalse. O movimento é mostrado na imagem
como faixas proeminentes das interfaces de alta densidade para
as interfaces de baixa densidade ou como imagens borradas ou
duplicadas (Fig. 1.13).
Os artefatos estriados emanam a partir de objetos de borda
nítida de alta densidade, como gramposvasculares e restaurações
dentárias (Fig. 1.14). Os algoritmos de reconstrução não conse-
FIG. 1.14 Artefatos Estriados. Projéteis de arma de fogo (PAF) provo-
cam artefato de faixa nesta TC.
Métodos Diagnósticos de Imagem 11
guem manipular as diferenças extremas na atenuação dos raios
X entre os objetos muito densos e o tecido adjacente.
Princípios para Interpretação da TC. Assim como a análise de
qualquer imagem, a interpretação da TC é baseada em uma abor-
dagem organizada e abrangente. As imagens na TC são vistas em
ordem anatómica sequencial, com cada corte sendo examinado
em referência aos cortes acima e abaixo. O radiologista precisa
pesquisar para desenvolver um conceito tridimensional da ana-
tomia e da patologia mostrada. O estudo precisa ser interpreta-
do em referência aos parâmetros do aparelho, espessura e espa-
çamento do corte, administração de contraste e artefatos. As
imagens são orientadas de modo que o observador esteja olhan-
do para o paciente a partir de baixo. O lado direito do paciente
está posicionado no lado esquerdo da imagem. O detalhe ósseo
ideal é visualizado nas "janelas ósseas", em geral largura da jane-
la de 2.000 H e nível da janela de 400 a 600 H. Os pulmões são
visualizados nas "janelas pulmonares" com largura de janela de
1.000 a 2.000 H e níveis de janela de cerca de 500 a 600 H. Os
tecidos moles são examinados com largura de janela de 400 a 500 H
e nível de janela de 20 a 40 H. Janelas estreitas (largura de 100 a
150 H, nível de 70 a 80 H) aumentam o contraste da imagem e
ajudam na detecção de lesões sutis no fígado e no baço. A visua-
lização das estações de trabalho do PACS permite que o opera-
dor altere ativamente a largura da janela e os parâmetros de ní-
vel para otimizar a visualização das estruturas anatómicas.
Ressonância Magnética
A RM é uma técnica que produz imagens tomográficas através
de campos magnéticos e ondas de rádio. Embora a TC avalie
apenas um único parâmetro tecidual - atenuação dos raios X -,
a RM analisa múltiplas características teciduais, incluindo den-
sidade de hidrogénio (prótons), tempos de relaxamento em Tl
e T2 do tecido e fluxo sanguíneo no tecido. O contraste do teci-
do mole fornecido pela RM é substancialmente melhor que o de
qualquer outra técnica de imagem. As diferenças na densidade
dos prótons disponíveis para contribuir para o sinal na RM dis-
criminam um tecido do outro. A maioria dos tecidos pode ser
diferenciada através de diferenças significativas em seus tempos
de relaxamento em Tl e T2 característicos. Tl e T2 são caracte-
rísticas do ambiente molecular tridimensional que circunda cada
próton no tecido estudado. Tl é uma medida da capacidade dos
prótons de trocar energia com a matriz química circundante. É
uma medida de quão rapidamente um tecido pode tornar-se
magnetizado. T2 indica quão rapidamente um determinado te-
cido perde sua magnetização. O fluxo sanguíneo tem efeito com-
plexo no sinal da RM que pode diminuir ou aumentar a intensi-
dade do sinal nos vasos sanguíneos.
A física complexa da RM está além do escopo deste livro. Em
termos mais simples, a RM é baseada na capacidade de um pe-
queno número de prótons no corpo de absorver e emitir energia
através de ondas de rádio quando o corpo é colocado em um forte
campo magnético. Os diferentes tecidos absorvem e liberam ener-
gia por ondas de rádio em frequências características, diferentes
e detectáveis. As RM são obtidas colocando-se o paciente em um
campo magnético estático de 0,02 a 4 tesla (T) de concentração,
dependendo da unidade da RM utilizada. Sistemas de concen-
tração de pequeno campo (< 0,1 T), sistemas com múltiplos
campos (0,1 a 1,0 T) e sistemas de alto campo (1,5 a 3,0 T) têm
suas próprias vantagens e desvantagens. A escolha da unidade
para imageamento é baseada na preferência e na disponibilida-
de local. Alguns prótons teciduais no paciente se alinham com o
campo magnético principal e são subsequentemente deslocados
a partir de seu alinhamento através da aplicação de gradientes de
radiofreqiiência (RF). Quando o gradiente RF é determinado, os
prótons mostrados se realinham com o campo magnético prin-
cipal, liberando um pequeno pulso de energia que é detectado,
localizado e, então, processado por um algoritmo computadori-
zado semelhante ao utilizado na TC para produzir imagens ana-
tómicas tomográficas transversais. A localização do corte é de-
terminada pela aplicação de um gradiente de seleção no corte de
intensidade cada vez maior ao longo do eixo z. Os pequenos
pulsos de energia liberados pelos prótons do tecido são adicio-
nalmente localizados pela "codificação da frequência" em uma
direção (eixo x) e pela "codificação de fase" na outra direção (eixo
y). As imagens podem ser obtidas em qualquer plano anatómico
através do ajuste da orientação dos gradientes do campo magné-
tico do eixo x, do eixo y e do eixo z. Como o sinal da RM é muito
fraco, amiúde é necessário tempo de imagem prolongado para
obter imagens ideais. As sequências spin-echo padrões produzem
grupo de imagens em 10 a 20 min. Em vez de obter dados para
cada imagem em um corte de cada vez, muitas sequências RM
spin-echo obtêm dados de todos os cortes no volume de tecido
imageado durante todo o tempo de imageamento. Portanto, o
movimento causado pela respiração e pela pulsação cardíaca e
vascular pode degradar substancialmente a imagem. A RM dis-
põe de técnicas com apnéia para imageamento avançado a rápi-
do utilizando sequências GRE, trem de ecos e eco-planar. As
melhoras tecnológicas contínuas estão tornando os tempos de
aquisição na RM comparáveis ao da TC.
A tecnologia atual da RM baseia-se nas várias técnicas de se-
quência da RM, com muitas variações utilizadas por diferentes
fabricantes de RM (Fig. 1.15). Os acrónimos dominam (10).
As sequências de pulso spin-echo (SE) produzem imagens
ponderadas em Tl, imagens ponderadas em T2 e imagens pa-
drões ponderadas na densidade protônica. As imagens ponde-
radas em Tl enfatizam as diferenças nos tempos de relaxamento
em Tl entre os tecidos. As imagens ponderadas em Tl fornecem,
em geral, os melhores detalhes anatómicos e são boas para iden-
tificar gordura, hemorragia subaguda e líquido proteináceos. As
imagens ponderadas em T2 enfatizam as diferenças nos tempos
de relaxamento em T2 dos tecidos e, em geral, fornecem a detec-
ção mais sensível de edema e de lesões patológicas. As imagens
ponderadas na densidade protônica acentuam as diferenças na
densidade protônica nos tecidos e são mais úteis no imageamento
do cérebro.
Dois componentes importantes dos parâmetros da RM sele-
cionados pelo operador para as sequências SE são o tempo de
repetição (TR) e o tempo de eco (TE). O TR é o intervalo de tem-
po entre os pulsos RF administrados, ou o tempo que os prótons
demoram para se alinharem com o principal campo magnético.
O TE é o tempo transcorrido que a energia em onda de rádio
absorvida leva para ser liberada e detectada. As imagens ponde-
radas em Tl spin-echo são obtidas através da seleção dos parâ-
metros para o TR curto (< 500 ms) e o TE curto (< 20 ms). As
imagens ponderadas em T2 spin-echo utilizam TR longo (> 2.000
12 Métodos Diagnósticos de Imagem
FIG. 1,15 Sequências de RM. Imagem ponderada em Tl, in-phase, gradient recall (A), e imagem ponderada em T2 HASTE (B), obtidas na mesma
localização de corte, mostram sinal escuro na água livre na imagem ponderada em Tl e sinal brilhante de água livre na imagem ponderada em T2.
Observe a melhora da nitidez da lesão cística (setas) do pâncreas na T2WI em comparação com a imagem ponderada em Tl. O líquido cerebros-
pinal (pontas de setas) no canal espinal também apresenta aumento acentuado de sinal nas imagens ponderadas em T2. C. Imagem ponderada em
T2, TSE, plano sagital, com saturação de gordura, mostra um leiomioma de sinal baixo (L) e sinal brilhante proveniente do líquido no canal en-
dometrial (seta) e provenienteda urina na bexiga (ponta de seta). Observe a ausência de sinal proveniente da gordura em comparação com B, a
imagem ponderada em T2 sem saturação de gordura. D. Imagem STIR, plano sagital, do joelho acentua o sinal brilhante proveniente da água livre
no derrame patelar (E), cisto de Baker (B) e edema com equimose óssea no côndilo femoral (ponta de seta] e platô tibial (seta).
ms) e TE longo (^ 70 ms). As imagens ponderadas em densida-
de pró tónica utilizam TR longo (2.000 a 3.000 ms) e TE curto
(25 a 30 ms) para minimizar os efeitos em Tl e T2 e acentuar as
diferenças na densidade do hidrogénio nos tecidos.
As múltiplas sequências spin-echo, também conhecidas como
sequências com relaxamento realçado de rápida aquisição com
trem de ecos (RARE),/asf spin-echo (FSE) ou turbo spin-echo
(TSE), reduzem significativamente o tempo de aquisição de ima-
gem. A intensidade do sinal é inferior ao das sequências SE, e
ocorre borramento da imagem. A gordura é brilhante nas ima-
gens ponderadas em T2, comprometendo a detecção da patolo-
gia, como edema na gordura adjacente a um processo inflama-
tório. A adição de técnicas com supressão de gordura anula esse
efeito. Aquisição em ângulo pequeno rápido com realce do rela-
xamento (FLARE) e turbo spin-echo instantâneo com aquisição
meio-Fourier (HASTE) são variações dessa técnica.
As sequências de pulso inversion recovery (IR) são utilizadas
principalmente para enfatizar diferenças nos tempos de relaxa-
mento em Tl dos tecidos. Retardo de tempo, o tempo de inver-
são (TI) é adicionado ao TE, e os parâmetros do instrumento TR
são selecionados pelo operador. As sequências IR padrões, que
utilizam Tl longo, produzem imagens ponderadas em Tl. Teci-
dos com Tl curto fornecem um sinal mais brilhante. As sequênci-
as inversion recovery em Tl curto (STIR) são as mais frequente-
Métodos Diagnósticos de Imagem 13
mente utilizadas. Essa sequência executa contraste adicional pon-
derado em Tl, ponderado em T2 e ponderado com densidade
protônica para aumentar a conspicuidade da lesão. Nas sequên-
cias STIR, todos os tecidos com tempos de relaxamento em Tl
curtos, incluindo gordura, são suprimidos, enquanto os tecidos
com alto teor de água, incluindo muitas lesões patológicas, são
acentuados, fornecendo um sinal brilhante em um fundo escu-
ro de tecido em Tl curto nulo. As imagens STIR simulam forte-
mente as imagens ponderadas em T2.
As sequências de pulso gradient-recalled echo são utilizadas
para realizar RM rápida e angiorressonância magnética (ARM ou
angio-RM). As sequências de imagem rápida são particularmente
valiosas na RM do corpo para minimizar o artefato de movimento
da respiração, do batimento cardíaco, da pulsação do vaso e da
peristalse intestinal. Os "ângulos rápidos" parcial de menos de
90 graus são empregados para reduzir o período de tempo até a
recuperação do sinal. A intensidade de sinal oriundo das carac-
terísticas de relaxamento T2 dos tecidos é muito influenciada
pelas imperfeições no campo magnético nas imagens GRE. O
tempo de decaimento de magnetização nas sequências GRE é
denominado T2*, e é muito menor que os tempos de decaimen-
to de T2 "verdadeiros" vistos com as imagens SE. As imagens GRE
são caracteristicamente baixas no contraste da imagem, apresen-
tam artefatos proeminentes e fluxo de sangue com sinal brilhan-
te. A ponderação das imagens em Tl, T2, T2* e densidade
protônica são determinadas pela combinação do ângulo rápido,
TR e TE. As técnicas GRE rápidas incluem FLASH (fast low-angle
shoi), GRASS (gradient-recalledacquisition in steadystate) e FISP
(truefast imagingwith steady-stateprecession), snapshotFLASH,
RAGE (rapid acquisition with gradient echo) e MPRAGE (RAGE
magnetização-preparada).
A técnica de imagens ecoplanares consiste em uma técnica
rápida de RM que consegue produzir imagens com cortes úni-
cos em 20 ms e estudos com múltiplos em 20 s. Todas as infor-
mações de codificação espacial são obtidas após uma única exci-
tação com RF, em comparação com as múltiplas excitações com
RF separadas por intervalos TR necessárias para a RM convencio-
nal. Os artefatos de movimentos são reduzidos e as estruturas
em movimento podem ser "congeladas". É necessário um
hardware especial para a obtenção de imagens ecoplanares; en-
tretanto, as sequências de pulso padrões SE, GRE e IR podem ser
obtidas. A técnica de imagens ecoplanares sobrepuja muitas das
limitações de tempo e movimento da RM convencional e per-
mite a expansão da utilidade da RM para novas áreas, como per-
fusão sanguínea e ativação cortical do cérebro.
As técnicas com supressão de gordura são empregadas na RM
para a detecção de tecido adiposo ou para a supressão do sinal
proveniente de gordura para aprimorar a detecção de patologias
(invasão de tecido adiposo por um tumor ou formação de ede-
ma no tecido adiposo) (11). A técnica de saturação de gordura
suprime grandes quantidades de gordura, sendo excelente para
a supressão de gordura macroscópica no interior dos adipócitos
(Fig. l. 15C). Essa técnica é extremamente sensível à heterogenei-
dade do campo magnético e a artefatos de registro incorreto e não
é boa em associação a magnetos de campo baixo. Um pulso de
saturação na frequência de ressonância é aplicado a cada corte.
Essa técnica é específica para gordura e pode ser empregada efe-
tivamente com imagens contrastadas. A IR proporciona supres-
são homogénea e global da gordura, mas também suprime to-
dos os tecidos com Tl muito curto, inclusive os tecidos realça-
dos pela administração intravenosa de gadolínio, tecido mucói-
de, hemorragia e líquido proteináceo (Fig. 1.15D). Pode ser uti-
lizada com magnetos de campo baixo, sendo insensível à hete-
rogeneidades no campo magnético. A RM de fase oposta é rápi-
da, confiável e ótima para a detecção de pequenas quantidades
de gordura, como a gordura intracelular nos adenomas de su-
pra-renais e na esteatose hepática (Fig. 1.16). A frequência de res-
sonância da água é diferente (mais rápida) da frequência de res-
sonância da gordura. As imagens in-phase (IP) somam os sinais
oriundos da água e os da gordura. As imagens de fase oposta (ou
out-of-phase [OP]) subtraem o sinal da água do sinal da gordu-
ra. O tecido adiposo contém muita gordura e pouca água, de
FIG. 1.16 Técnica com Supressão de Gordura na Fase Oposta. Compare a imagem IP (in-phase) do fígado (A) com a imagem OP (out-of-phase)
do fígado (B). O escurecimento significativo do fígado na imagem OP é indicativo de infiltração gordurosa difusa. O sinal proveniente da gordura
nos hepatócitos é subtraído do sinal total, incluindo gordura e água na imagem IP.
14 Métodos Diagnósticos de Imagem
modo que o sinal é minimamente reduzido nas imagens OP. Não
obstante, os tecidos com pequeno conteúdo de gordura mas gran-
de teor de água (por exemplo, adenomas de supra-renal) exibem
uma perda importante de sinal nas imagens OP em comparação
com as imagens IP. A limitação óbvia é que a RM de fase oposta
não suprime o sinal oriundo do tecido adiposo.
Vantagens da RM. Entre as vantagens da RM estão a sua ex-
celente resolução de contraste dos tecidos moles, sua capacidade
de produzir imagens em qualquer plano anatómico e a ausên-
cia de radiação ionizante. A RM apresenta capacidade limitada
de revelar calcificações ou detalhes ósseos densos, exige tem-
pos de exame maiores por causa das múltiplas sequências de
pulso, sua resolução espacial é inferior à da TC, não é encon-
trada em algumas regiões geográficas e é dispendiosa. Por causa
do espaço físico limitado disponível para os pacientes dentro do
magneto, alguns pacientes apresentam manifestações de claustro-
fobia e precisam ser sedados ou simplesmente não conseguem
tolerar o exame. Os magnetos "abertos" são valiosos para a aqui-
sição de imagens de RM quando os pacientes têm claustrofobia ou
são obesos; contudo, essas unidades de RM têm geralmente cam-
pos magnéticos menospoderosos e a resolução das imagens é in-
ferior à das imagens obtidas com magnetos mais poderosos.
Administração de Contraste na RM. Os quelatos de gadolínio
são empregados, de forma semelhante aos contrastes iodados na
TC, para identificar regiões de ruptura da barreira hematoence-
fálica, para realçar órgãos e, assim, revelar processos patológicos
(Fig. 1.17) e para documentar padrões de realce das lesões. O
gadolínio é um íon metálico pesado de terras raras com efeito
paramagnético que encurta os tempos de relaxamento Tl e T2
dos núcleos de hidrogénio em seu campo magnético local. O
gadolínio é fundamental à obtenção de imagens de alta qualida-
de nos estudos de angiorressonância magnética (ARM ou angio-
RM) porque realça as diferenças de sinal entre os vasos sanguí-
neos e os tecidos circundantes. Nas doses preconizadas, o gado-
línio encurta Tl muito mais que encurta T2. Os aumentos da in-
tensidade do sinal que resultam de encurtamento de Tl que pode
ser atribuído às concentrações de gadolínio são mais bem visua-
lizados nas imagens ponderadas em Tl (T1WI). Todavia, quan-
do é atingida uma concentração tecidual muito elevada, como
no sistema coletor renal, o encurtamento de T2 provoca uma
perda significativa da intensidade do sinal que é mais bem visu-
alizada nas T2WI.
Considerações de Segurança. A RM é contra-indicada para os
pacientes com implantes que são ativados elétrica, magnética ou
mecanicamente, inclusive marca-passos cardíacos, bombas de
insulina, implantes cocleares, neuroestimuladores, estimulado-
res do crescimento ósseo e bombas implantadas para infusão de
medicamentos (12,13). Os pacientes com cabos intracardíacos
de marca-passo ou cateteres de Swan-Ganz correm risco de so-
frer queimaduras e fibrilação cardíaca induzidas pela corrente de
RF. Os implantes ferromagnéticos, tais como clipes para aneu-
rismas cerebrais, clipes vasculares e grampos cutâneos, correm
risco de movimentarem-se e de se deslocarem, de sofrer queima-
duras e de correntes elétricas induzidas. Projéteis de arma de fogo
(PAF), fragmentos de granada e fragmentos metálicos em geral
podem ser movidos e provocar lesão adicional ou se tornarem
projéteis no campo magnético. Pessoas que trabalham com me-
tal e pacientes que já sofreram lesões penetrantes nos olhos de-
vem, primeiro, ser submetidos a radiografias simples das órbitas
à procura de corpos estranhos metálicos intra-oculares que pos-
sam ser deslocados, dilacerando a retina e provocando cegueira.
Vários tipos de implantes já se mostraram seguros durante a rea-
lização de RM, inclusive grampos e clipes vasculares não-
ferromagnéticos e dispositivos ortopédicos compostos por ma-
terial não-ferromagnético. As próteses valvares com componen-
tes metálicos e os filtros de Greenfield (de aço inoxidável) são
considerados seguros porque as forças in vivo que atuam sobre os
mesmos são mais poderosas que as forças defletoras do campo ele-
tromagnético da RM. Não existem evidências convincentes de que
a breve exposição aos campos eletromagnéticos da RM prejudi-
quem o feto em desenvolvimento, embora não seja possível com-
provar, de forma irrefutável, que a realização da RM é totalmente
segura durante a gravidez. As gestantes podem ser submetidas à
RM, desde que existam indicações médicas adequadas.
FÍG. 1.17 Administração de Contraste na RM. A administração intravenosa de quelato de gadolínio aumenta significativamente a nitidez da massa
no fígado em uma imagem precoce depois da administração do contraste (B), em comparação com a imagem não-contrastada (A). O realce
mosqueado do baço é consequente à difusão relativamente lenta do contraste através dos sinusóides esplénicos.
Métodos Diagnósticos de Imagem 15
FIG. 1.18 Artefato de Suscetibilidade Magnética. A radiografia da pelve (A) e a imagem ponderada em T2, plano axial, (B) do mesmo paciente
mostram o artefato (seta branca, ponta de seta branca] produzido pelos clipes metálicos (setaspretas) utilizados para a ligadura tubária. O aumento
significativo do artefato no lado direito (seta branca] em comparação ao lado esquerdo (ponta de seta branca] é provocado pela proximidade do
clipe à direita de um vaso sanguíneo, que originou um movimento pulsátil do clipe.
Artefatos de RM. Os artefatos são intrínsecos à RM e preci-
sam ser reconhecidos para evitar a confusão com processos mór-
bidos (14).
Um artefato de diferença de Suscetibilidade magnética é causa-
do por distorções focais no campo magnético principal resultante
da presença de objetos ferromagnéticos, como dispositivos or-
topédicos, grampos e fios cirúrgicos, próteses dentárias e corpos
estranhos metálicos no paciente. O artefato é visualizado como
áreas de ausência de sinal na localização do implante do metal
(Fig. 1.18), frequentemente com uma borda de intensidade au-
mentada e distorção da imagem nas proximidades.
Os artefatos de movimento são frequentes nas imagens obti-
das por RM por causa do longo tempo de aquisição das mesmas.
O movimento aleatório provoca borramento da imagem, en-
quanto o movimento periódico, como aquele causado pelos va-
sos sanguíneos pulsáteis, causa fantasmas das estruturas em
movimento (Fig. 1.19). Os movimentos de artefato são mais vi-
síveis ao longo da direção fase-codificada. As mudanças de dire-
ção fase-codificada e frequência-codificada podem tornar esses
artefatos menos incomodativos.
O registro incorreto do desvio químico ocorre nas interfaces
entre a gordura e a água. Os prótons ligados nas moléculas de
lipídios sofrem uma influência magnética discretamente menor
que os prótons na água quando são expostos a um campo mag-
nético com gradiente aplicado externamente, resultando no re-
gistro incorreto da localização do sinal. O artefato é visualizado
como uma linha de intensidade de sinal alto em um lado da in-
terface gordura-água e uma linha de ausência de sinal no lado
oposto da interface gordura-água (Fig. 1.20). A avaliação da pa-
rede da bexiga e das margens renais é difícil quando ocorre esse
artefato.
Os artefatos de truncagem ocorrem adjacentes aos limites bem
definidos entre tecidos de contraste acentuadamente diferentes.
Esse artefato é atribuído a erros inerentes na técnica de transfor-
mação de Fourier de reconstrução de imagem. O artefato apare-
ce como feixes paralelos alternados a espaços regulares de sinal
brilhante e sinal escuro. Pode simular uma siringomielia na me-
dula espinal ou uma laceração do menisco no joelho.
Aliasing, ou um artefato de revestimento, ocorre quando a
anatomia fora do campo de visão planejado, mas no plano de
imagem, é incorretamente mapeada no lado oposto da imagem;
por exemplo, nas imagens de RM da linha média do cérebro,
plano sagital, o nariz do paciente pode ser artificialmente mos-
trado sobre a área da fossa posterior. O efeito de aliasing pode
FIG. 1.19 Artefato de Movimento. As pulsações da aorta (seta) produ-
zem numerosos fantasmas da aorta na direção fase-codificada. A com-
binação da direção fase-codificada com direção frequência-codificada
permite a avaliação do lobo esquerdo do fígado.
16 Métodos Diagnósticos de Imagem
l QUADRO 1.1 Regras do Contraste dos Tecidos
Moles na RM
Imagens Ponderadas em T1
FIG. 1.20 Artefato do Desvio Químico. O registro incorreto do desvio
químico entre o tecido adiposo e o tecido renal provoca uma faixa de
alta densidade (seta curta) na face medial do rim esquerdo e uma faixa
de baixa densidade (seta longa) em sua face lateral.
ser eliminado aumentando-se o campo de visão (à custa de per-
da da resolução da imagem) ou aumentando-se o número de
etapas codificadoras de fase fora do campo de visão (amostra-
gem excessiva).
Princípios para Interpretação da RM. Contraste notável do
tecido mole é obtido na RM planejando-se sequências de ima-
gem que acentuam diferenças nos tempos de relaxamento do
tecido em Tl e em T2. As sequências que acentuam as diferenças
de densidadedos prótons são úteis na aquisição de imagens do
cérebro, mas geralmente são menos úteis na aquisição de ima-
gens dos tecidos moles extracranianos, nos quais as diferenças na
densidade dos prótons são pequenas. A interpretação da RM
depende da compreensão clara da base biofísica do contraste te-
T1 curto
T1 longo
— >
— »
Sinal alto
Sinal baixo
Imagens Ponderadas em T2
T2 curto
T2 longo
— >
— >
Sinal baixo
Sinal alto
cidual na RM. A água é a principal fonte de sinal na RM em ou-
tros tecidos além da gordura. Estruturas ricas em minerais, como
ossos e cálculos, e tecidos colagenosos, como ligamentos, tendões,
fibrocartilagem e fibrose tecidual, apresentam baixo teor de água
e não têm prótons móveis para produzir sinal na RM. Esses teci-
dos apresentam sinal de baixa intensidade em todas as sequênci-
as da RM. A água é encontrada nos tecidos em, pelo menos, dois
estados físicos: água livre com movimento irrestrito e água liga-
da com movimento restrito por causa do hidrogénio ligado às
proteínas. A água livre é encontrada principalmente no líquido
extracelular, enquanto a água ligada é encontrada principalmente
no líquido intracelular. A água intracelular é encontrada no es-
tado ligado e livre e encontra-se em uma condição de troca rápi-
da entre os dois estados.
Água Livre. A água livre apresenta tempos de relaxamento em
Tl e em T2 longo, resultando em baixa intensidade de sinal nas
imagens ponderadas em Tl e alta intensidade de sinal nas ima-
gens ponderadas em T2 (Quadro 1.1). Os órgãos com líquido
extracelular abundante - e, portanto, grande volume de água li-
vre - incluem os rins (urina); os ovários e a tireóide (folículos
cheios de líquido); o baço e o pênis (sangue estagnado) e a prós-
tata, os testículos e as vesículas seminais (líquido nos túbulos)
(Quadro 1.2). O edema consiste no aumento no líquido extra-
celular e tende a exercer um efeito de prolongamento dos tem-
pos de relaxamento em Tl e em T2 nos tecidos acometidos. A
maioria dos tecidos neoplásicos apresenta aumento do líquido
extracelular, bem como aumento na proporção de água livre in-
tracelular, resultando na visualização do tumor com intensida-
de de sinal brilhante nas imagens ponderadas em T2. Nos órgãos
l QUADRO 1.2 RM dos Tecidos e dos Líquidos Corporais
Tecido/Líquido Corporal Exemplos Sinal na T1WI
Líquido proteináceo
baço, pênis, cistos simples, bexiga, vesícula biliar, edema,
urina, bile, líquido cerebrospinal
Cistos complicados, abscessos, líquido sinovial, núcleo pulposo Intermediário
Sinal na T2WI
Gás
Tecido rico em mineral
Tecido colagenoso
Gordura
Tecido com alto teor de água ligada
Tecido com alto teor de água livre
Ar nos pulmões, gás no intestino
Osso cortical, cálculos
Ligamentos, tendões, fibrocartilagem, tecido fibroso
Tecido adiposo, medula óssea gordurosa
Fígado, pâncreas, supra-renal, músculo, cartilagem hialina
Rins, testículos, próstata, vesículas seminais, ovários, tireóide,
Ausente
Ausente
Baixo
Alto
Baixo
Baixo
Ausente
Ausente
Baixo
Intermediário a alto
Baixo a
intermediário
Alto
Aito
Modificado de Mitchell DG, Burk DL Jr, Vinitski S, Rifkin MD, The biophysical basis of tissue contrast in extracranial MR imaging. AJR Am J Roentgenol 1987;149:831-837.
Métodos Diagnósticos de Imagem 17
como os rins, que também são ricos em água extracelular ou li-
vre, as neoplasias podem aparecer isointensas ou hipointensas em
comparação com o parênquima normal brilhante nas imagens
ponderadas em T2. As neoplasias que são hipocelulares ou fibró-
ticas aparecem escuras nas T2WI porque o tecido fibroso domi-
na suas características de sinal. Cistos simples, líquido cefalorra-
quidiano, urina na bexiga e bile na vesícula biliar refletem as ca-
racterísticas de sinal da água livre.
Líquidos Proteináceos. A adição de proteína à água livre tem o
efeito de encurtar o tempo de relaxamento em Tl, portanto tor-
nando o sinal nas imagens ponderadas em Tl brilhantes. O rela-
xamento em T2 também é encurtado, mas o efeito de encurta-
mento em Tl é dominante mesmo nas imagens ponderadas em
T2. Portanto, as coleções de líquido proteináceo permanecem
brilhantes nas imagens ponderadas em T2. Os líquidos
proteináceos incluem líquido sinovial, cistos complicados, abs-
cessos, muitas coleções de líquido patológico e áreas necróticas
nos tumores.
Tecidos Moles. Os tecidos moles com predominância de água
ligada intracelular apresentam tempos de Tl e T2 mais curtos que
os tecidos com maior volume de água extracelular. Esses tecidos,
que incluem o fígado, o pâncreas, as glândulas supra-renais e os
músculos, apresentam sinal de intensidade intermediária nas
imagens ponderadas em Tl e em T2. A síntese de proteína intra-
celular encurta Tl ainda mais; portanto, os músculos, cuja sín-
tese de proteína é menos intensa, apresentam sinal de intensida-
de mais baixa nas imagens ponderadas em Tl que os órgãos com
síntese de proteínas mais ativa. Os tumores benignos com pre-
dominância de células normais, como a hiperplasia nodular fo-
cal no fígado, tendem a permanecer isointensos em relação ao
seu parênquima normal circundante em todas as sequências de
imagens. A cartilagem hialina tem predominância de água extra-
celular, mas a água está extremamente ligada a uma matriz
mucopolissacarídica. Suas características de sinal simulam o dos
tecidos moles celulares, e, na maioria das sequências de imagens,
é de intensidade intermediária.
Gordura. Os prótons na gordura estão ligados a moléculas de
tamanho intermediário hidrofóbicas e trocam energia de forma
eficiente no seu ambiente químico. O tempo de relaxamento em
Tl é curto, resultando em um sinal brilhante nas imagens pon-
deradas em Tl. O T2 da gordura é mais curto que o T2 da água,
resultando em intensidade de sinal mais baixo para gordura, em
relação à água, nas imagens fortemente ponderadas em T2. Nas
imagens com graus menores de ponderação em T2, o efeito em
Tl predomina e a gordura parece isointensa ou discretamente
hiperintensa em comparação com a água. As sequências especia-
lizadas de imagem com saturação de gordura podem ser utiliza-
das para reduzir a intensidade de sinal da gordura e melhorar a
visibilidade do edema e dos processos patológicos na gordura. As
sequências STIR suprimem sinais provenientes de todos os teci-
dos com tempos de Tl curtos, incluindo a gordura.
Fluxo Sanguíneo. O sinal na RM do sangue que flui lentamente,
como no baço, nos plexos venosos e nos hemangiomas caverno-
sos, é dominado pelo grande volume de água extracelular pre-
sente, resultando em sinal baixo nas imagens ponderadas em Tl
e em sinal alto nas imagens ponderadas em T2. Entretanto, o fluxo
sanguíneo de velocidade mais alta altera o sinal na RM de for-
mas complexas, dependendo de múltiplos fatores. Os prótons
podem sair do plano de imagem entre a absorção de RF e libera-
ção de RF, resultando na perda do sinal de alta velocidade. Por
outro lado, o sangue pode ser substituído por sangue totalmente
magnetizado de fora do volume de imagem, resultando em real-
ce relacionado com o fluxo. O realce relacionado com o fluxo
predomina nas imagens GRE, resultando em intensidade de si-
nal brilhante ("sangue branco") no fluxo sanguíneo, enquanto a
perda de sinal de velocidade alta predomina na imagem spin-echo,
resultando em ausência de sinal ("sangue preto") nas áreas de
fluxo sanguíneo.
Hemorragia. As imagens obtidas por RM da hemorragia de-
pendem da idade da hemorragia, do estado físico e oxidativo da
hemoglobina, da localização da hemorragia e se sua fonte foi
arterial ou venosa (Quadro 1.3) (15). A hemorragia nas primei-
ras horas (hiperaguda) apresenta alto teor de água livre e, por-
tanto, apresenta sinal baixo nas imagens ponderadas em Tl e si-
nal alto nas imagens ponderadas em T2. Imediatamente após a
hemorragia arterial intraparenquimatosa, as hemácias estão sa-
turadas de oxigénioe contêm oxiemoglobina, que não é
paramagnética e tem pouco efeito no sinal da RM proveniente
dos prótons da água circundante. A hemorragia de fonte venosa
contém desoxiemoglobina, que é paramagnética e afeta o sinal
oriundo dos prótons da água circundante. A desoxiemoglobina
intracelular encurta seletivamente T2, reduzindo a intensidade
do sinal nas imagens ponderadas em T2. Portanto, a hemorragia
aguda de origem venosa não é tão brilhante nas imagens ponde-
radas em T2 quanto a hemorragia aguda de origem arterial. Em
algumas horas, as hemácias, de origem venosa ou arterial, sofrem
dessaturação e contêm predominantemente desoxiemoglobina.
As porções mais hipóxicas e dessaturadas do hematoma apresen-
I QUADRO 1.3 RM da Hemorragia
Idade Componente Dominante Sinal na T1WI Sinal na T2WI
Hiperaguda (< 1 dia)
Arterial
Venosa
Aguda (1-6 dias)
Crónica (> 7 dias)
Fibrose
Água livre + oxiemoglobina
Água livre + desoxiemoglobina
Desoxiemoglobina
Metemoglobina
Intracelular
Extracelular
Hemossiderina
Baixo
Baixo
Baixo
Alto
Alto
Baixo
Alto
Menos brilbaníe que a hemorragia arterial
Baixo
Baixo
Alto
Baixo
Modificado de Mitchell DG, Burk DL Jr, Vinitiski S, Rifkin MD. The biophysical basis of tissue contrast in extracranial MR imaging. AJR Am J. Roentgenol 1987;149:831 -837.
18 Métodos Diagnósticos de Imagem
tam o sinal mais baixo. Um hematoma escuro nesse estágio está,
com frequência, circundado por intensidade alta por causa do
edema e soro circundantes. Em aproximadamente l semana, a
desoxiemoglobina intracelular é convertida em metemoglobina
intracelular, começando na periferia do coágulo. A metemoglo-
bina intracelular é paramagnética, mas tem movimento restrito
e apresenta distribuição heterogénea, encurtamento em Tl e
encurtamento seletivo em T2, resultando em sinal alto nas T1WI
e sinal baixo nas imagens ponderadas em T2. A lise das hemácias
em l semana a l mês aumenta o acesso da metemoglobina às
moléculas de água, realçando o efeito do encurtamento em Tl.
O encurtamento em Tl predomina sobre o encurtamento em T2,
mesmo nas imagens ponderadas em T2, resultando em sinal alto
nas imagens ponderadas em Tl e em T2. Quanto mais diluída
for a concentração de metemoglobina extracelular (ou seja, quan-
to mais água houver), mais alta é a intensidade do sinal nas T2WI.
As áreas de intensidade de sinal baixo nas imagens ponderadas
em T2 correspondem à retração do coágulo com hemácias com
membranas íntegras.
Quase ao mesmo tempo em que ocorre a lise das hemácias no
centro do coágulo, liberando metemoglobina livre, a hemossi-
derina está sendo fagocitada pelos macrófagos na periferia do
coágulo. A hemossiderina é extremamente paramagnética; con-
tudo, a insolubilidade na água, impede a interação significativa
do coágulo com a água, e isso limita o encurtamento em Tl. O
movimento limitado da hemossiderina na sua localização intra-
celular resulta em suscetibilidade magnética heterogénea local e
encurtamento em T2. O resultado é o sinal baixo tanto nas ima-
gens ponderadas em Tl como nas ponderadas em T2. O edema
circundando a faixa hipointensa de hemossiderina produz uma
borda externa concêntrica de hiperintensidade enquanto estiver
presente. Os macrófagos ligados a hemossiderina rapidamente
entram na corrente sanguínea, removendo a hemossiderina do
hematoma nos tecidos não-neurais e nas áreas do cérebro onde
a barreira hematoencefálica foi destruída, como nas áreas de
hemorragia para o tumor. Nos locais em que a barreira hemato-
encefálica é rapidamente reparada, a hemossiderina pode perma-
necer no tecido cerebral por longos períodos e ser observada
como uma área de intensidade baixa persistente. A diferencia-
ção entre o hematoma e os outros tecidos exige, em geral, pelos
menos duas sequências de pulso. Áreas diferentes do hematoma
apresentam efeitos de intensidade de sinal dominados pelos com-
ponentes que se encontram em diferentes estágios de evolução.
Ultra-sonografia
A ultra-sonografia é realizada com a técnica de eco-pulso (Fig.
1.21) (16—18). O transdutor no aparelho de ultra-sonografia con-
verte energia elétrica em um pulso breve de energia sonora de alta
frequência que é transmitida para os tecidos do paciente (19). O
transdutor ultra-sonográfico torna-se então um receptor, detec-
tando ecos da energia sonora refletida pelo tecido. A profundi-
dade de um determinado eco é calculada medindo-se o interva-
lo de tempo gasto para a transmissão do pulso e o retorno do eco
e calculando-se a profundidade da interface tecidual refletora,
supondo-se que a velocidade média do som no tecido seja de
1.540 m/s. O aparelho de ultra-sonografia "presume" que todos
os ecos que retornam originam-se ao longo da linha de visão do
Pulso
Interface
tecidual
Transdutor do
aparelho de
ultra-sonografia
Eco
FIG. 1.21 Técnica do Eco-Pulso na Ultra-sonografia. O transdutor do
aparelho de ultra-sonografia transmite um breve pulso de energia para
o tecido. O pulso de ultra-som transmitido encontra as interfaces teci-
duais que refletem uma porção do feixe de ultra-som de volta para o
transdutor. A profundidade da interface do tecido é determinada pelo
intervalo de tempo gasto para a transmissão do pulso e o retorno do eco,
pressupondo-se uma velocidade média de l .540 m/s para a transmissão
sonora nos tecidos humanos.
pulso transmitido. A imagem composta é produzida investigan-
do-se o tecido no campo de visão com múltiplos pulsos ultra-
sonográficos estreitamente espaçados. O formato e o aspecto da
imagem resultante dependem do modelo do transdutor utiliza-
do (Fig. 1.22). Os modernos ultra-sonógrafos atuam rápido o
suficiente para produzir imagens em tempo quase real do tecido
em movimento do paciente, permitindo avaliar os movimentos
respiratórios e cardíacos, as pulsações vasculares, a peristalse e o
feto em movimento. A maioria das imagens clínicas é realizada
utilizando transdutores ultra-sonográficos que produzem pulsos
sonoros na faixa de frequência de l a 10 MHz. Os transdutores
de frequência mais alta (5 a 10 MHz) fornecem a melhor resolu-
ção espacial, mas são restritos pela penetração limitada. Os trans-
dutores de frequência mais baixa (l a 3,5 MHz) permitem me-
lhor penetração dos tecidos, mas à custa de pior resolução. Os
transdutores de alta frequência são utilizados rotineiramente para
aplicações endoluminais; exame de estruturas superficiais, como
tireóide, mamas e testículos, e exame de lactentes, crianças e adul-
tos de pequeno porte. Os transdutores de frequência mais baixa
são utilizados principalmente nas aplicações abdominais, pélvi-
cas e obstétricas.
A US é realizada colocando-se o transdutor diretamente na
pele do paciente utilizando um gel hidrossolúvel como agente de
conexão para garantir o bom contato e a boa transmissão do fei-
xe ultra-sonográfico. As imagens podem ser produzidas em qual-
quer plano anatómico fazendo-se o ajuste entre a orientação e o
ângulo do transdutor e a posição do paciente. Os planos ortogo-
nais padrões - axial, sagital e coronal - fornecem o reconheci-
mento mais fácil da anatomia, mas podem não ser ideais para
Métodos Diagnósticos de Imagem W
FIG. 1.22 Transdutores de Ultra-sonografia, Setoriais Versus Lineares. A. Diagrama dos feixes de ultra-som divergentes transmitidos por um trans-
dutor setorial (à esquerda) e os feixes de ultra-som paralelos transmitidos por um transdutor linear (à direita). Os transdutores setoriais têm a
vantagem de proporcionar um campo de visão mais amplo no campo mais longe, enquanto os transdutores lineares têm campo de visão mais
amplo no campo próximo. B. Imagem de um feto obtida com transdutor setorial mostra sombra proeminente (S) oriunda dos arcos costais fetais.
Observe como a largura das sombras se expande com o aumento da profundidade por causa dos feixes de ultra-som divergentes. C. Imagem ob-
tida com transdutor de disposição linear domesmo feto mostra sombras (S) paralelas que não se alargam das costelas do feto. Observe a melhor
visualização do campo próximo.
20 Métodos Diagnósticos de Imagem
mostrar todas as estruturas anatómicas. A qualidade de todas as
ultra-sonografias depende muito da habilidade e do empenho do
radiologista. A US fornece, em geral, as principais informações
diagnosticas quando visam a solução de determinado problema
clínico.
A visualização das estruturas anatómicas graças à ultra-sono-
grafia é limitada pelos ossos e pelas estruturas que contêm gases,
como alças intestinais e pulmões. A energia sonora é quase com-
pletamente absorvida nas interfaces tecidos moles-ossos, for-
mando uma sombra acústica com visualização limitada das es-
truturas profundas em relação à superfície óssea. As interfaces
tecido mole-gás causam reflexão quase completa do feixe sono-
ro, evitando a visualização das estruturas mais profundas. A vi-
sualização ideal de muitos órgãos é realizada através de "janelas
acústicas" que permitem a transmissão sonora adequada. A ima-
gem do fígado é obtida através de janelas dos espaços intercos-
tais. O pâncreas é visualizado através da janela do lobo esquerdo
do fígado. Os órgãos pélvicos são examinados através da bexiga
cheia de urina, que desloca o intestino cheio de gás para fora da
pelve. A visualização ultra-sonográfica das estruturas do tórax de-
pende do encontro de janelas entre o osso e o pulmão cheio de
ar. A ultra-sonografia também pode ser limitada por feridas ci-
rúrgicas, curativos e lesões cutâneas, que impedem o contato fir-
me do transdutor com a pele. As técnicas endoluminais elimi-
nam muitos dos problemas do rastreamento de superfície. Os
transdutores endovaginais permitem a visualização minuciosa e
extremamente detalhada do útero e dos ovários sem tecidos
intervenientes. Os transdutores endorretais permitem o exame
minucioso da próstata e do reto.
A ultra-sonografia com Doppler é um adjunto importante
para a técnica de imagem em escala de cinza em tempo real. O
efeito Doppler é um desvio na frequência dos ecos que retor-
nam, comparado ao pulso transmitido, causado pela reflexão
da onda sonora oriunda de um objeto em movimento. Nas téc-
nicas de imagem clínica, os objetos em movimento de interes-
se são as hemácias no fluxo sanguíneo. Se o fluxo sanguíneo
estiver se afastando relativamente da frente do transdutor, a
frequência do eco é desviada para baixo. Se o fluxo sanguíneo
estiver ocorrendo relativamente na direção da frente do trans-
dutor, a frequência do eco é desviada para cima. A quantidade
de desvio de frequência é proporcional à velocidade relativa das
hemácias.
A ultra-sonografia com Doppler consegue detectar não ape-
nas a presença do fluxo sanguíneo, mas também sua direção e
velocidade. O desvio da frequência Doppler está na faixa audí-
vel, provocando um som de fluxo sanguíneo que tem valor diag-
nóstico adicional. O Doppler pulsado utiliza um volume de amos-
tra Doppler que é utilizado para pesquisar apenas uma pequena
quantidade do tecido do paciente para o desvio Doppler. O Dop-
pler dúplex combina imagem em escala de cinza em tempo real
com Doppler pulsado para colocar acuradamente o volume de
amostra do Doppler nos vasos sanguíneos visualizados ou áreas
específicas de interesse. O Doppler colorido combina informações
do Doppler coloridas e em escala de cinza em uma única ima-
gem. Os tecidos imóveis com ecos e sem desvio Doppler são
mostrados em matizes de cinza, enquanto o fluxo sanguíneo e
os tecidos móveis, que produzem ecos com desvio Doppler de-
tectável, são mostrados em cores. O fluxo sanguíneo que se en-
FIG. 1.23 Sombra Acústica. Um cálculo na vesícula biliar produz uma
sombra acústica escura (setas) em decorrência da absorção do feixe de
ultra-som. A demonstração da sombra acústica é importante na detec-
ção ultra-sonográfica dos cálculos biliares e renais.
contra relativamente em direção da frente do transdutor é, em
geral, mostrado em matizes de vermelho, enquanto o fluxo san-
guíneo relativamente longe da frente do transdutor é mostrado
em matizes de azul. Matizes mais claros indicam velocidades de
fluxo mais altas. A ultra-sonografia com Doppler é discutida com
mais detalhes no Cap. 40.
Artefatos da US. Os artefatos são extremamente frequentes na
ultra-sonografia e precisam ser reconhecidos para evitar erros
diagnósticos (20). Alguns artefatos, como sombra acústica, são
úteis para fins de diagnóstico.
A sombra acústica é produzida pela absorção ou reflexão qua-
se completa do feixe de ultra-sonografia, obscurecendo as estru-
turas teciduais mais profundas. As sombras acústicas são produ-
zidas por cálculos biliares (Fig. 1.23), cálculos nas vias urinárias,
nos ossos, objetos metálicos e bolhas de gases. A existência de
sombra acústica ajuda na identificação de todos os tipos de cál-
culos.
O realce acústico refere-se à intensidade aumentada dos ecos
profundos nas estruturas que transmitem o som excepcional-
mente bem, como os cistos (Fig. l .24), a vesícula biliar e a bexiga
cheia de líquido e algumas massas sólidas, como linfonodos subs-
tituídos por linfomas. A existência de realce acústico ajuda na
identificação das massas císticas.
Os artefatos de reverberação são causados pelos reflexos repe-
tidos entre fortes refletores acústicos. Os ecos que retornam são
novamente refletidos para os tecidos, produzindo múltiplos ecos
das mesmas estruturas mostradas na imagem progressivamente
Métodos Diagnósticos de Imagem 21
FIG. 1.24 Realce Acústico. A imagem da ultra-sonografia de um cisto (C)
no fígado mostra realce acústico (setas) como uma faixa de ecos brilhan-
tes localizada profundamente no cisto.
FIG. 1.25 Artefato de Imagem em Espelho. A imagem longitudinal do
quadrante superior esquerdo do abdome mostra o baço (S), o diafrag-
ma (seta) e artefato de imagem em espelho (MI) do baço acima do dia-
fragma. K, rim esquerdo.
mais profunda do tecido devido ao tempo mais longo que os ecos
levam para, finalmente, retornar para o transdutor. Um artefato
de reverberação é visto como feixes repetidos de ecos que dimi-
nuem progressivamente de intensidade a intervalos regularmente
espaçados.
Os artefatos de imagem em espelho são frequentes no exame
da porção superior do abdome e do diafragma. O reflexo
multitrajeto proveniente do forte reflexo sonoro produzido pela
superfície pulmonar cheia de ar acima do diafragma curvo re-
sulta na descrição dos padrões teciduais do fígado ou do baço
abaixo e acima do diafragma (Fig. 1.25).
O artefato em cauda de cometa é observado como um padrão
de redução progressiva dos ecos brilhantes avançando a partir de
pequenos refletores brilhantes, como bolhas de ar e cristais de
colesterol. O artefato pode ser resultado de vibrações do refletor
ou de múltiplas reverberações de trajetos curtos.
Princípios para Interpretação da Ultra-sonografia. A inter-
pretação da ultra-sonografia é mais bem realizada pelo radio-
logista que avaliou as imagens produzidas pelo técnico ou que,
com o transdutor em mãos, examinou pessoalmente o pacien-
te. A ultra-sonografia nas mãos de um médico experiente é uma
extensão dinâmica do exame físico. O médico que está exami-
nando o paciente tem a oportunidade de fazer perguntas sobre
sinais e sintomas atuais e passados, cirurgias prévias e história
clínica pertinente. As massas suspeitas podem ser palpadas, bem
como examinadas na ultra-sonografia. A diferenciação entre os
artefatos e os componentes verdadeiros da imagem é mais fácil
durante o exame em tempo real. O exame ativo permite a rápi-
da avaliação das relações anatómicas tridimensionais. A ultra-
sonografia (US) em tempo real fornece milhares de imagens em
alguns minutos. O registro de imagens estáticas serve apenas
para documentar o exame em tempo real dinâmico. Todas as
perguntas de interpretação devem ser respondidas pelo exame
ultra-sonográfico ativo.