Instrumentação biomédica 1, alguns tópicos

Dennys Leandro Agostini Rocha Eduardo Hisasi Yagyu

: 27/06/2018

A tomografia computadorizada de emissão de fóton único (SPECT) é uma forma de imagem nuclear não invasiva usada para determinar como os órgãos dentro do corpo funcionam. O exame pode ser usado para ilustrar como, por exemplo, o sangue flui para o coração e reações químicas que estão acontecendo no corpo.

A varredura por SPECT é semelhante à tomografia por emissão de pósitrons (PET), já que ambas usam a injeção de um marcador radioativo; para o exame SPECT, o traçador permanece na corrente sanguínea do paciente. Existem três traçadores principais utilizados na imagiologia SPECT: tecnécio-99m, iodo-123 e iodo-131. O traçador radioativo então emite raios gama (uma forma de radiação eletromagnética) do paciente, o que contrasta com os exames PET que emitem pósitrons. Esses raios são então detectados pela câmera gama que gira 360 graus ao redor do paciente. Essa rotação ao redor do paciente permite que as imagens da seção transversal sejam montadas tridimensionalmente como na tomografia computadorizada. Isso significa que as imagens resultantes podem ser visualizadas como uma entidade tridimensional ou como uma série de fatias finas através do sujeito.

A SPECT tem várias aplicações diferentes, o que torna essa forma de imagem conveniente para a profissão médica. Também é muito mais barato do que PET scans, embora forneça uma imagem de resolução mais baixa, com uma resolução de apenas 1

cm. Esta resolução mais baixa é, no entanto, aceitável para uma variedade de finalidades e o facto de ser mais barato do que o PET faz com que as digitalizações SPECT fiquem mais prontamente disponíveis. Os exames de SPECT cardíaco podem ser usados para inspecionar o fluxo sangüíneo através das áreas cardíacas do coração, pois o fluxo sangüíneo insuficiente parecerá escuro, enquanto aqueles com bom fluxo parecerão leves. Os exames também podem ser usados como teste de estresse nuclear, onde são realizados em repouso (antes do exercício) e durante o exercício. Essas varreduras são capazes de dar uma idéia de como o coração é capaz de lidar com o trabalho - se as duas digitalizações mostrarem resultados normais, então o coração está funcionando bem. Os exames também podem ilustrar um bloqueio em uma ou mais das artérias coronárias - isso é mostrado por uma área com pouca ou nenhuma captação do traçador. Se o teste se revelar anormal durante o exercício e o repouso, isso seria indicado por uma área sem qualquer marcador visível. Isso significa que há falta de fluxo sanguíneo nessa área em particular, possível se essa área for isquêmica. Os exames SPECT podem ser usados para diagnosticar fraturas ocultas no osso, como dores nas canelas e fraturas por estresse, porque as áreas de cicatrização óssea geralmente acendem nos exames. Os exames também podem ser usados para monitorar áreas onde o câncer progrediu para os ossos. Os exames de SPECT também podem ser usados para monitorar infecções ou avaliar as reações à forma de tratamento em que o paciente está. SPECT scans são usados para determinar quais partes do cérebro são afetadas por vários distúrbios, incluindo demência, epilepsia e ferimentos na cabeça. Estes são caracterizados por muita atividade em uma área particular, pouca atividade em áreas específicas ou atividade assimétrica através do cérebro onde a atividade deveria ser simétrica. Tudo isso é determinado pela comparação dos resultados da varredura com as varreduras normais do cérebro. O fluxo de sangue em áreas específicas do cérebro muda conforme as crises começam. A mudança no fluxo sanguíneo pode ser quantificada no exame SPECT, através de uma investigação das diferenças entre um exame feito antes de uma convulsão e durante uma convulsão. Essa mudança no fluxo sanguíneo pode ser usada para identificar o foco das convulsões. SPECT scans pode ser usado para diagnosticar doenças da vesícula biliar, como colecistite aguda e uma obstrução do ducto biliar. Os exames também podem ser usados para avaliar a disfunção da vesícula biliar ou para acompanhar um transplante de fígado.

Essa forma de imagem carrega risco mínimo, sem maior risco do que o uso de raios-X. Reações alérgicas aos traçadores usados neste processo são extremamente raros. As mulheres que estão grávidas ou amamentando devem conversar com seu médico antes de passar por um exame SPECT, pois a radiação pode ser prejudicial ao bebê.

A ressonância magnética ponderada por difusão (DWI ou DW-MRI) é o uso de seqüências específicas de ressonância magnética, bem como software que gera imagens a partir dos dados resultantes, que utiliza a difusão de moléculas de água para gerar contraste nas imagens de ressonância magnética. Permite o mapeamento do processo de difusão de moléculas, principalmente água, em tecidos biológicos, in vivo e não invasivamente. A difusão molecular nos tecidos não é livre, mas reflete interações com muitos obstáculos, como macromoléculas, fibras e membranas. Os padrões de difusão da molécula de água podem, portanto, revelar detalhes microscópicos sobre a arquitetura do tecido, seja normal ou em estado de doença. Um tipo especial de DWI, imagem de tensor de difusão (DTI), tem sido amplamente utilizado para mapear a tractografia da matéria branca no cérebro.

Na imagem ponderada por difusão (DWI), a intensidade de cada elemento de imagem (voxel) reflete a melhor estimativa da taxa de difusão da água naquele local. Como a mobilidade da água é impulsionada pela agitação térmica e altamente dependente de seu ambiente celular, a hipótese por trás do DWI é que as descobertas podem indicar mudanças patológicas (precoces). Por exemplo, o DWI é mais sensível às mudanças precoces após um acidente vascular cerebral do que as medidas mais tradicionais de ressonância magnética, como as taxas de relaxamento T1 ou T2. Uma variante da imagem ponderada por difusão, imagem de espectro de difusão (DSI), foi usada na derivação dos conjuntos de dados Connectome; O DSI é uma variante de imagens ponderadas por difusão que é sensível a heterogeneidades intra-voxel em direções de difusão causadas pelo cruzamento de tratos de fibras e, portanto, permite um mapeamento mais preciso das trajetórias axonais do que outras abordagens de imagem de difusão. Imagens ponderadas em difusão são muito úteis para diagnosticar acidentes vasculares cerebrais. Ele também é usado cada vez mais no estadiamento do câncer de pulmão de não pequenas células, onde é um sério candidato a substituir a tomografia por emissão de pósitrons como o "padrão ouro" para esse tipo de doença. A imagem de tensor de difusão está sendo desenvolvida para estudar as doenças da substância branca do cérebro, bem como para estudos de outros tecidos do corpo. O DWI é mais aplicável

quando o tecido de interesse é dominado pelo movimento de água isotrópico, e. matéria cinzenta no córtex cerebral e nos principais núcleos cerebrais, ou no corpo onde a taxa de difusão parece ser a mesma quando medida ao longo de qualquer eixo. No entanto, o DWI também permanece sensível ao relaxamento T1 e T2. Para complicar os efeitos de difusão e relaxamento no contraste da imagem, pode-se obter imagens quantitativas do coeficiente de difusão ou, mais exatamente, o coeficiente de difusão aparente (ADC). O conceito de ADC foi introduzido para levar em conta o fato de que o processo de difusão é complexo em tecidos biológicos e reflete vários mecanismos diferentes. A  é importante quando um tecido - como os axônios neurais da substância branca no cérebro ou nas fibras musculares do coração - tem uma estrutura fibrosa interna análoga à anisotropia de alguns cristais. A água então se difundirá mais rapidamente na direção alinhada com a estrutura interna, e mais lentamente à medida que se move perpendicularmente à direção preferida. Isso também significa que a taxa de difusão medida será diferente dependendo da direção a partir da qual um observador está olhando. Tradicionalmente, em imagens ponderadas por difusão (DWI), três direções gradientes são aplicadas, suficientes para estimar o traço do tensor de difusão ou "difusividade média", uma medida putativa de edema. Clinicamente, imagens ponderadas por traços mostraram ser muito úteis para diagnosticar AVCs vasculares no cérebro, pela detecção precoce (em poucos minutos) do edema hipóxico. Varreduras DTI mais extensas derivam informações direcionais do trato neural a partir dos dados usando algoritmos 3D ou vetoriais multidimensionais baseados em seis ou mais direções de gradiente, suficientes para calcular o tensor de difusão. O modelo de difusão é um modelo bastante simples do processo de difusão, assumindo homogeneidade e linearidade da difusão dentro de cada imagem voxel. [7] A partir do tensor de difusão, medidas de anisotropia de difusão, como a anisotropia fracionada (AF), podem ser calculadas. Além disso, a direção principal do tensor de difusão pode ser usada para inferir a conectividade da matéria branca do cérebro (ou seja, a tratografia; tentando ver qual parte do cérebro está conectada a qual outra parte). Recentemente, foram propostos modelos mais avançados do processo de difusão que visam superar as fraquezas do modelo de tensor de difusão. Entre outros, incluem imagens de q-space e imagens de tensores de difusão generalizados.

Para realizar a ressonância magnética (MRI), a seqüência de pulso usada para gerar sinais codificados espacialmente deve conter pelo menos dois elementos básicos: 1) um pulso de radiofreqüência (RF) com largura de banda suficiente para excitar todas as freqüências de ressonância na região a ser visualizada , seguido por 2) um tempo finito durante o qual os vectores de magnetização excitados evoluem na presença de um gradiente de campo (usado para codificar a localização espacial do sinal). Essa abordagem bem estabelecida para a ressonância magnética é ideal apenas sob condições experimentais rigorosas. Em particular, a força do campo magnético estático (0) pode variar apenas por uma pequena fração do campo total (isto é, 0 ≪ 0) sobre o volume a ser imaginado.

Tradicionalmente, os scanners de ressonância magnética precisam de campos magnéticos altamente uniformes que exijam ímãs que sejam fisicamente grandes em comparação com o objeto que está sendo fotografado. Nos últimos anos, foram feitos avanços impressionantes que melhoraram significativamente a capacidade de imagens de RM convencionais (baseadas em Fourier) para tolerar a heterogeneidade de B0 por múltiplos fatores, mas essas melhorias estão aquém das exigências técnicas de MRI usando ímãs que são apenas ligeiramente maior que o objeto a ser fotografado (por exemplo, um ímã somente de cabeça). O STEREO relaxa significativamente o requisito de homogeneidade e permite o uso de ímãs menores e potencialmente menos caros. STEREO representa um afastamento substancial da ressonância magnética convencional, na qual os spins contidos na amostra, placa ou fatia são excitados simultaneamente. Ao estimular as voltas sequencialmente ao longo de uma trajetória espacial curva, a STEREO oferece uma oportunidade única para ajustar as variações espaciais nos campos B0 e RF. A tecnologia pode reduzir drasticamente o custo dos

scanners de ressonância magnética. Implementado inteiramente em software em um scanner de ressonância magnética, STEREO permite a tolerância a homogeneidades B0 na ordem de centenas de partes por milhão (ppm), que é substancialmente mais do que 1-2 ppm permitido pela ressonância magnética convencional e, portanto, poderia reduzir significativamente fabricação e custos operacionais.

1. Compatível com todos os scanners de ressonância magnética padrão (baixa e alta intensidade de campo) Implementado inteiramente em software 2. Compensa heterogeneidades no campo magnético primário (B0) e no campo RF (B1) 3. Compatível com técnicas que permitem imagens de ossos e imagens perto de implantes metálicos 4. Pode permitir uma nova classe de scanners de ressonância magnética em que os custos operacionais e de fabricação de hardware são substancialmente reduzidos 5. Pode habilitar a tecnologia para scanners especializados de alto desempenho, por exemplo, cérebro, mama 6. Pode reduzir significativamente o tamanho do scanner, o que melhoraria a localização do scanner 7. Scanners mais acessíveis (e possivelmente até portáteis) (gerar um B0 homogêneo é uma das maiores barreiras para produzir um sistema de custo relativamente baixo)

1. Scanners de ressonância magnética 2. Clínicas e hospitais mal servidos que não podem pagar scanners de ressonância magnética de alto custo 3. Imagem de ressonância magnética 4. Imagem usando campos não homogêneos 1 e 0

A ressonância magnética de perfusão ou imagem ponderada por perfusão (PWI) é a varredura de perfusão pelo uso de uma sequência de ressonância magnética específica. Os dados adquiridos são então processados para obter mapas de perfusão com diferentes parâmetros, tais como BV (volume sanguíneo), BF (fluxo sanguíneo), MTT (tempo médio de trânsito) e TTP (tempo até o pico). No infarto cerebral, a penumbra diminui a perfusão. Outra sequência de ressonância magnética, a ressonância magnética ponderada por difusão, estima a quantidade de tecido que já é necrótico, e a combinação dessas seqüências pode, portanto, ser usada para estimar a quantidade de tecido cerebral recuperável por trombólise e / ou trombectomia.

Existem 3 técnicas principais para a ressonância magnética de perfusão: 1. Contraste de suscetibilidade dinâmica (DSC): O contraste de gadolínio é injetado e a imagem de repetição rápida (geralmente ponderada em T2 eco-planar de gradiente-eco) quantifica a perda de sinal induzida por suscetibilidade. 2. Contraste dinâmico aprimorado (DCE): Medição do encurtamento do relaxamento de spin-rede (T1) induzido por bolus de contraste de gadolínio. 3. Rotulagem da Rotação Arterial (ASL): Rotulagem magnética do sangue arterial abaixo da placa de imagem, sem a necessidade de contraste com gadolínio. Também pode-se argumentar que os modelos de ressonância magnética por difusão, como o movimento incoerente intravoxel, também tentam capturar a perfusão.

Na ressonância dinâmica, contraste MR (DSC-MRI, ou simplesmente DSC), o agente de contraste gadolínio (Gd) é injetado (geralmente por via intravenosa) e uma série temporal de imagens em T2*-weight são adquiridas. À medida que o gadolínio

atravessa os tecidos, induz uma redução de T2* nos prótons próximos da água; a diminuição correspondente na intensidade do sinal observada depende da concentração local de Gd, que pode ser considerada uma proxy para a perfusão. Os dados da série temporal adquirida são então processados para obter mapas de perfusão com diferentes parâmetros, como BV (volume sanguíneo), BF (fluxo sanguíneo), MTT (tempo médio de trânsito) e TTP (tempo até o pico).

A imagem dinâmica aprimorada por contraste (DCE) fornece informações sobre as características fisiológicas do tecido. Por exemplo, permite a análise de vasos sanguíneos gerados por um tumor cerebral. O agente de contraste é bloqueado pela barreira hematoencefálica regular, mas não nos vasos sanguíneos gerados pelo tumor. A concentração do agente de contraste é medida à medida que ele passa dos vasos sanguíneos para o espaço extracelular do tecido (ele não passa pelas membranas das células) e retorna aos vasos sangüíneos. Os agentes de contraste utilizados para DCE-MRI são frequentemente baseados em gadolínio. A interação com o agente de contraste gadolínio (Gd) (geralmente um quelato íon gadolínio) diminui o tempo de relaxamento dos prótons e, portanto, as imagens adquiridas após a injeção do gadolínio exibem sinal mais alto nas imagens ponderadas em T1, indicando a presença do agente. É importante notar que, ao contrário de algumas técnicas, como a PET, o agente de contraste não é visualizado diretamente, mas por um efeito indireto nos prótons aquosos. O procedimento comum para um exame de DCE-MRI é adquirir uma ressonância magnética ponderada em T1 (sem gadolínio), então o gadolínio é injetado (geralmente em bolus intravenoso na dose de 0,05-0,1 mmol / kg) antes de outra ponderação em T1. digitalização. O DCE-MRI pode ser adquirido com ou sem pausa para injeção de contraste e pode ter uma resolução temporal variável dependendo da preferência - imagens mais rápidas (menos de 10s por volume de imagem) permitem a modelagem farmacocinética (PK) do agente de contraste, mas podem limitar possíveis resolução. A resolução de tempo mais lenta permite imagens mais detalhadas, mas pode limitar a interpretação a apenas observar a forma da curva da intensidade do sinal. Em geral, a intensidade de sinal aumentada persistente (correspondente à diminuição de T1 e, portanto, maior interação de Gd) em um voxel de imagem DCE-MRI indica vasos sanguíneos permeáveis característicos do tecido tumoral, onde Gd vazou para o espaço extracelular extravascular. Em tecidos com células saudáveis ou com alta densidade celular, o gadolínio entra novamente nos vasos mais rapidamente, uma vez que não consegue passar pelas membranas celulares. Em tecidos danificados ou tecidos com menor densidade celular, o gadolínio permanece no espaço extracelular por mais tempo. A modelagem farmacocinética do gadolínio na DCE-MRI é complexa e requer a escolha de um modelo. Há uma variedade de modelos, que descrevem a estrutura do tecido de maneira diferente, incluindo tamanho e estrutura da fração plasmática, espaço extracelular extravascular e os parâmetros resultantes relacionados à permeabilidade, área de superfície e constantes de transferência. O DCE-MRI também pode fornecer

parâmetros independentes do modelo, como T1 (que não é tecnicamente parte da varredura de contraste, e pode ser adquirido independentemente) e área (inicial) sob a curva de gadolínio (IAUGC, muitas vezes dada com o número de segundos da injeção , ou seja, IAUGC60), que pode ser mais reprodutível. A mensuração precisa de T1 é necessária para alguns modelos farmacocinéticos, que podem ser estimados a partir de 2 imagens de gadolínio pré-gadolínico de varing flip angle de pulso de excitação variável, embora este método não seja intrinsecamente quantitativo. Alguns modelos requerem conhecimento da função de entrada arterial, que pode ser medida por paciente ou tomada como função populacional da literatura, e pode ser uma variável importante para a modelagem.

Rotulagem da Arterial Spin (ASL) tem a vantagem de não depender de um agente de contraste injetado, inferindo a perfusão a partir de uma queda no sinal observada no corte de imagem resultante de spins de entrada (fora da fatia de imagem) tendo sido seletivamente saturados. Um número de esquemas de ASL é possível, sendo a mais simples a recuperação de inversão alternada de fluxo (FAIR) que requer duas aquisições de parâmetros idênticos, com exceção da saturação fora da fatia; A diferença nas duas imagens é, teoricamente, apenas a partir de spins de entrada, e pode ser considerada um "mapa de perfusão".

A ultrassonografia (ultra-sonografia) usa ondas sonoras de alta frequência para visualização no interior do corpo. Como as imagens de ultrassom são capturadas em tempo real, elas também podem mostrar o movimento dos órgãos internos do corpo, bem como o fluxo de sangue pelos vasos sanguíneos. Ao contrário das imagens de raios X, não há exposição à radiação ionizante associada à ultrassonografia. Em um exame de ultrassom, um transdutor (sonda) é colocado diretamente na pele ou dentro de uma abertura do corpo. Uma camada fina de gel é aplicada à pele, de modo que as ondas de ultra-som sejam transmitidas do transdutor através do gel para o corpo. A imagem de ultra-som é produzida com base no reflexo das ondas das estruturas do corpo. A força (amplitude) do sinal sonoro e o tempo que a onda leva para percorrer o corpo fornecem as informações necessárias para produzir uma imagem.

A ultrassonografia é uma ferramenta médica que pode ajudar um médico a avaliar, diagnosticar e tratar condições médicas. Os procedimentos comuns de imagem por ultra-som incluem:

1. 2. 3. 4.

Ultrassonografia abdominal (para visualizar tecidos e órgãos abdominais) Sonometria óssea (para avaliar a fragilidade óssea) Ultrassonografia de mama (para visualizar o tecido mamário) Monitores de freqüência cardíaca fetal Doppler (para ouvir o batimento cardíaco fetal) 5. Ultrassonografia com Doppler (para visualizar o fluxo sanguíneo através de um vaso sanguíneo, órgãos ou outras estruturas) 6. Ecocardiograma (para visualizar o coração) 7. Ultra-sonografia fetal (para visualizar o feto na gravidez) 8. Biópsias guiadas por ultrassom (para coletar uma amostra de tecido) 9. Ultra-sonografia oftálmica (para visualizar estruturas oculares 10. Colocação de agulha guiada por ultra-som (em vasos sanguíneos ou outros tecidos de interesse)

A ultrassonografia é usada há mais de 20 anos e tem um excelente histórico de segurança. Baseia-se na radiação não ionizante, portanto, não apresenta os mesmos riscos que os raios X ou outros tipos de sistemas de imagens que utilizam radiação ionizante. Embora a ultrassonografia seja geralmente considerada segura quando usada com prudência por profissionais de saúde devidamente treinados, a energia ultrassônica tem o potencial de produzir efeitos biológicos no organismo. Ondas de ultra-som podem aquecer ligeiramente os tecidos. Em alguns casos, também pode produzir pequenas bolsas de gás nos fluidos ou tecidos corporais (cavitação). As consequências a longo prazo desses efeitos ainda são desconhecidas. Por causa da preocupação especial com os efeitos sobre o feto, organizações como o Instituto Americano de Ultrassonografia em Medicina disseram ter defendido o uso prudente da ultrassonografia durante a gravidez. Além disso, o uso de ultra-som apenas para fins não médicos, como a obtenção de vídeos de "lembrança" fetal, foi desencorajado. Imagens ou vídeos de lembranças são razoáveis se forem produzidos durante um exame indicado por indicação médica e se nenhuma exposição adicional for necessária.

1. https://www.news-medical.net/life-sciences/Single-Photon-EmissionComputed-Tomography-(SPECT).aspx 2. https://en.wikipedia.org/wiki/Diffusion_MRI 3. http://license.umn.edu/technologies/20120049_mri-pulse-sequence-steeringresonance-over-the-object 4. https://en.wikipedia.org/wiki/Perfusion_MRI 5. https://www.fda.gov/radiationemittingproducts/radiationemittingproductsandprocedures/medicalimaging/uc m115357.htm