apostila de ressonancia magnetica

8/13/2019 Apostila de Ressonancia Magnetica

1/21

TT ccnn iiccoo ee mm R R aa dd iioo lloo gg iiaa

RReess ss oonnnncciiaa MMaaggnnttiiccaa


2/21

CENTRO INTEGRADO DE EDUCAO PROFISSIONAL CIEP

2APOSTILA DE RESSONNCIA MAGNTICA

PRINCPIOS FSICOS DAS IMAGENS DE RESSONNCIA MAGNTICA NUCLEAR

As imagens de Ressonncia Magntica Nuclear (RMN) tornaram-se, na ltima dcada, na maisrigorosa, sofisticada e promissora tcnica de diagnstico clnico. Esta constatao deve-se,fundamentalmente, excelente resoluo e contraste que estas imagens exibem e s recentespossibilidades de obteno de imagens funcionais e espectroscpicas. Em seguida, ir-se-o abordar osprincpios fsicos que subjazem a este mtodo, enfatizando os parmetros dos quais depende a imagem, assuas aplicaes clnicas e algumas notas sobre a realizao de imagens funcionais.

1. Princpios fsicos

Os princpios fsicos que permitem a formao de imagens de RMN so importados da FsicaNuclear, nomeadamente, das teorias qunticas que explicam o comportamento dos spins nucleares. Noentanto, a abordagem clssica deste tema , a este nvel, suficiente para compreender o mecanismo deobteno das imagens. De modo que ser esta a abordagem aqui explanada.

Magnetizao dos tecidos na presena de um campo magntico - De um modo anlogo aoefeito de Zeeman nos electres 1, tambm os ncleos com spin diferente de zero s adquirem valoresdistintos de energia, se estiverem na presena de um campo magntico. Classicamente, aceita-se que umspin pode ser compreendido como um momento magntico que processa em torno de um eixo (ver figura1.1).

Fig. 1.1 Aproximao de um spin a um man (momento magntico que gira em torno de um eixo). (adapt.R.B. Lufkin, 1990)

Concentremo-nos ncleos com spin 1/2. Quando estes no esto sujeitos a qualquer campomagntico, o eixo ao redor do qual o spin processa completamente aleatrio, de modo que amagnetizao total nula (ver figura 1.2).

Fig. 1.2 Spins na ausncia de campo magntico externo(adapt. R.B. Lufkin, 1990).

Os d ois e ltro ns que pod em pov oar u m a orb ital atm icapossuem a m esma energia quer estejam no estado de spin+1/2, quer estejam no estado de spin 1/2. A su a energia s difer enciad a quand o se s ujeita o tom o a um cam po m agntic oexterior.

No entanto, quando um campo magntico aplicado, os spins passam a rodar em torno doeixo do campo paralela (estado de energia mais baixa spin +1/2) ou antiparalelamente (estado de energiamais alta spin 1/2) (ver figura 1.3).


3/21



Fig. 1.3 Spins num meio onde se estabeleceu um campo magntico B0. M0 tem o significado demagnetizao total do meio (adapt. R.B. Lufkin, 1990).

Devido diferena de energias dos dois estados, a populao no estado de energia mais baixa mais povoado do que o estado de energia mais alta. Por este motivo, a magnetizao total deixa de sernula e passa a ter a direo do campo z , (ver figura 1.4), pois os spins, embora faam com o eixo docampo magntico externo um determinado ngulo, no esto em fase, encontrando-se aleatoriamentedistribudos sobre um cone, pelo que a sua componente xy se anula, sobrevivendo, apenas, a componentesegundo z .

Fig. 1.4 Representao de spins a processarem em torno de um campo magntico externo (Bo) emagnetizao total do meio (Mo) (adapt. R.B. Lufkin, 1990).

Tendo em conta o que foi dito, uma das exigncias para a utilizao desta tcnica que osncleos em estudo apresentem spin diferente de zero e, de preferncia, com spin 1/2, visto que so osmais simples de interpretar. Na verdade, em imagens mdicas, os ncleos utilizados so os de hidrognio(protes), uma vez que cumprem estas condies e so muito abundantes, o que permite obter um sinal degrande amplitude.

Aplicao de um campo de radiofreqncia: noo de ressonnciaMantendo presente o modelo clssico, possvel definir a frequncia qual os ncleos giram

(tambm chamada freqncia de Larmor) como sendo proporcional a um parmetro caracterstico do ncleo(constante giromagntica - ) e amplitude do campo magntico externo aplicado aos ncleos (Bo):

f = Bo (1.1)

Tendo em conta a ordem de grandeza da constante giromagntica dos ncleos e as amplitudesdos campos aplicados (cerca de 1T) a freqncia de Larmor corresponde gama das radiofreqncias.Deste modo, como facilmente se prev se sujeitarmos os ncleos a um campo de radiofreqncias


4/21



interferiremos com estes, atravs de um fenmeno de ressonncia. Na verdade, ao aplicar-se estes camposatua sobre o comportamento dos spins de duas formas:

Aumenta-se a populao de spins anti-paralelos. Coloca-se os spins em fase.

Nestas condies, a magnetizao total muda de direo, passando a exibir componente xy . Aamplitude e a durao dos impulsos de radiofreqncia a que os spins so sujeitos, determinam os seusefeitos. So de referir os chamados impulsos de 90, que so responsveis por a magnetizao passar dadireo z para o plano xy (ver figura 1.5).

Fig. 1.5 Conseqncias da aplicao de um campo de radiofreqncia na magnetizao total. Exemplo deum impulso de 90 (adapt. R.B. Lufkin, 1990).

O sinal medido, nesta tcnica, no mais do que a magnetizao transversal ( xy ), qual seacede atravs de uma bobina colocada segundo um dos eixos ( x ou y ) (ver figura 1.6).

Fig. 1.6 O sinal medido corresponde componente transversal da magnetizao (adapt.R.B. Lufkin, 1990).

Com base no que at aqui foi exposto, facilmente se compreende que o sinal medido sejaproporcional densidade protnica do meio ( de relembrar que os ncleos utilizados so os dehidrognio). Concentrando-nos no instante em que o impulso de radiofreqncia aplicado, o sinal medidoser tanto maior quanto maior for o nmero de spins presentes no meio em estudo (ver figura 1.7). Assim,este ser, logo partida, um parmetro de diferenciao dos tecidos: o sinal ser mais ou menos intenso,consoante a maior ou menor concentrao de hidrognio (voltar-se- a este assunto mais adiante). A esterespeito deve ter-se em conta que os tecidos biolgicos no diferem significativamente quanto concentrao de tomos de hidrognio, pelo que, embora este seja um fator a considerar, no o principalresponsvel pelo excelente contraste revelado por esta tcnica.


5/21


6/21



Verifica-se que este decaimento do sinal medido exponencial. E, por conseguinte, caracterizado por uma constante de tempo. A esta constante de tempo d-se o nome de T 2 e definidacomo o tempo necessrio para que o sinal (magnetizao transversal perpendicular ao campo magnticoesttico) decaia para 37% do seu valor mximo (atingido a quando da aplicao do impulso deradiofreqncia).

Observe-se, uma vez mais, que a grandeza T 2 contm informao sobre as interaes

spin/spin (que a que nos interessa, uma vez que est relacionada com a estrutura do tecido), mas estcontaminada com as heterogeneidades do campo magntico esttico, cujos efeitos so muito maiores doque os referentes aos campos locais, devido presena dos spins vizinhos. Um pouco mais adiante, serreferido um procedimento que nos permite separar estas duas componentes.

Como j foi anteriormente mencionado, existe ainda um outro mecanismo de relaxao queenvolve troca de energia com o exterior, no sentido de repor as populaes iniciais respeitantes aos nveisenergticos de spin. Enquanto o impulso de radiofreqncia atua existe excitao de spins que seencontravam no nvel de energia mais baixo (paralelo com o campo magntico esttico) para o estado deenergia mais alto (anti-paralelo). A partir do momento que o impulso cessa as populaes tendem areassumir a situao inicial, ou seja, a magnetizao longitudinal (segundo o campo magntico esttico)retoma o valor inicial (ver figura 1.10). Este mecanismo ocorre atravs de libertao de energia para o meioe caracterizado por uma constante de tempo T 1, qual se d o nome de tempo de relaxao spin/rede. T 1 , analogamente a T 2*, o tempo que demora a magnetizao longitudinal a recuperar 63% do seu valor

mximo. Como facilmente se compreende tambm este parmetro contm informao sobre os tecidos,uma vez que a maior ou menor facilidade com que os spins libertam energia para o meio, ternecessariamente que estar relacionada com a estrutura do meio onde estes se encontram. desta formaque T1 utilizado para obter contraste entre os tecidos.

Fig. 1.10 Mecanismo de recuperao da magnetizao longitudinal, devido reorganizao das populaes de spin entre os estados energticos, com conseqente libertao de energia para o meio(adapt. R.B. Lufkin, 1990).

2. Formao da imagem

At aqui, tem-se abordado apenas os princpios fsicos nos quais se baseia esta tcnica deimagem. Porm, necessrio, ainda, compreender de que forma que o sinal medido, que informaocontm e de como, a partir dela, a imagem construda. Comece-se por compreender o processo pelo qualao tempo T2* retirada a contribuio das heterogeneidades do campo magntico esttico.

Noo de eco de spinComo j se observou o tempo de relaxao T2* encurtado pela presena deheterogeneidades do campo magntico esttico que so constantes no tempo e cujo efeito se pretendeanular. Para tanto considere-se o seguinte: alguns instantes aps a ao do impulso de radiofreqncia osspins encontram-se j com diferentes velocidades angulares, devido s diferenas no valor do campomagntico a que cada um est sujeito (ver equao 1.1). Se, em determinado momento, for aplicado umnovo impulso de radiofreqncia, mas, desta vez, de 180 (ou seja, que faa a populao de spins rodar de180), ento, inverte-se a posio relativa dos spins (os que esto a rodar com maior velocidade,encontram-se agora mais atrasados). Este procedimento implica, ento, que passado algum tempo os spinsse reagrupem (fiquem, novamente, em fase) sendo responsveis por novo aumento na magnetizaoTransversal eco de spin 4 (ver figura 2.1).

Na verdade, esperar-se-ia que a magnetizao transversal fosse completamente recuperadase, durante este processo, as velocidades angulares dos spins fossem sempre constantes, o que no sepassa 5. Como seria de esperar, as interaes entre spins, esto sujeitas a algumas oscilaes pelo que os


7/21



seus efeitos, ao contrrio dos correspondentes s heterogeneidades do meio, prevalecem, e soresponsveis pela diminuio gradual da magnetizao transversal (ver figura 2.2).

4 Esta situao , muitas vezes, explicada, recorrendo-se imagem de uma prova entre indivduos que correm avelocidades diferentes. Nesta situao, inevitavelmente, ao fim de algum tempo encontrar-se-o escalonados. Se,nesse momento, for dado um sinal para todos os corredores regressarem ao ponto de partida e se mantiverem as

mesmas velocidades, ento, chegaro todos ao mesmo tempo.5 Retomando a analogia anterior, como se a velocidade dos corredores fosse sofrendo algumas oscilaes ao longodo percurso e, portanto, no chegariam ao ponto de partida em simultneo .

Fig. 2.1 Esquema da evoluo da magnetizaotransversal com o comportamento dos spins, emresposta a um impulso de 180 (adapt. R.B. Lufkin,1990).

constante de tempo que caracteriza este decaimento d-se o nome de tempo de relaxaospin/spin e tem o smbolo T2. Este , a par da densidade protnica e do tempo de relaxao spin/rede

T1 , um dos parmetros responsveis pela distino entre os tecidos.

Fig. 2.2 Esquema explicativo sobre como, atravs da tcnica de ecos de spin, possvel obter um sinalque dependente apenas das interaes entre os spins e no considera as heterogeneidades do campomagntico esttico (adapt. R.B. Lufkin, 1990).

Atualmente, a formao de imagens de RMN implica sequncias de diversos impulsos queenfatizem os parmetros que mais nos interessam. Uma destas sequncias que ter sido amplamenteutilizada e que, devido sua simplicidade, continua a merecer meno, corresponde repetio sequencial

de um impulso de 90, seguido de vrios de 180. Nesta sequncia d-se o nome de T E ao tempo entre doisimpulsos de 180 e de TR a dois impulsos consecutivos de 90.

Intensidade do sinal Nos subcaptulos anteriores foram introduzidos os trs parmetros atravs dos quais as

imagens so construdas. Vejamos, neste ponto, de que maneira que cada um deles influencia aintensidade do sinal.

J anteriormente se referiu que o sinal medido em imagens de RMN a magnetizaotransversal total dos tecidos. Seja, ento, I a intensidade desse sinal e observe-se que:

1. A intensidade do sinal tanto mais intensa quanto maior for a densidade protnica (n).I n (2.1)

2. A intensidade do sinal depende de T 2 segundo a expresso (ver figura 2.3):


8/21



I = -TE /T 2) (2.2)

3. A intensidade do sinal depende de T 1 segundo a expresso (ver figura 2.3):

I = ( 1-e-TR /T 1 ) (2.3)

Fig. 2.3 Esquema explicativo do comportamento da magnetizao devido a T2 e devido a T1 (adapt. R.B.Lufkin, 1990).

Uma forma simples de compreender o comportamento da magnetizao devido a T1 e a T2 imaginando os casos limite em que T1 >> T2 e T1 > T2.

Fig. 2.5 Esquema simplificado do comportamento da magnetizao no caso em que T 1


9/21



nos que se utilizem intervalos de tempo entre dois impulsos de 180 (TE) muito curtos e intervalos entre doisimpulsos de 90 (TR) muito longos. Nesta situao, a primeira exponencial tende a saturar e a expressoentre parntesis tambm. Pelo que, a forma de separar os tecidos fundamentalmente atravs dadensidade protnica n.

De igual forma, quando se pretende separar dois tecidos a partir da diferena entre os seustempos de relaxao T 1, deve-se utilizar TE e TR curtos. Na figura 2.6 possvel compreender este

procedimento atravs da anlise da intensidade do sinal em funo do tempo, quando o tecido caracterizado por um T1 curto ou longo.Repare-se que para obter um maior contraste entre os tecidos deve-se deixar passar pouco

tempo.

Fig. 2.6 Grfico da intensidade do sinal em funo do tempo para dois tecidos caracterizados por temposde relaxao spin/rede diferentes (adapt. R.B. Lufkin, 1990).

Por fim, quando se pretende enfatizar as diferenas em T 2, a sequncia a utilizar dever sercaracterizada por um TE e um TR longos. Na figura 2.7 esto ilustradas duas curvas de intensidade do sinalem funo do tempo, no caso de um tecido com um T 2 curto e outro com um T2 longo. Da observao dafigura, facilmente se compreende que a maior distino feita ao fim de algum tempo.

Falta referir o que significam os tons de cinzento nas imagens de RMN. Perante o que ficouexpresso nos pargrafos anteriores, fcil admitir que regies com uma densidade protnica elevada

apaream mais brancas (intensidade de sinal elevada), como o caso de tecidos gordos e fluidos. No outroextremo, encontram-se a escuro as reas com densidade protnica baixa, sendo exemplos calcificaes, ar,tecidos fibrosos e osso cortical.

Fig. 2.7 Grfico da intensidade do sinal em funo do tempo para dois tecidos caracterizados por temposde relaxao spin/spin diferentes (adapt. R.B. Lufkin, 1990).

O valor de T1 depende, como j foi descrito, da maior ou menor facilidade que o tecido tem dereceber energia na gama das radiofreqncias adequada. Verifica-se que, enquanto a gua apresenta umT1 longo, o colestrol, por exemplo, apresenta um T1 curto. Esta observao deve-se, fundamentalmente, aofato de os movimentos no colestrol serem mais lento e, por isso, mais prximo da frequncia de Larmor dostomos de Hidrognio. interessante observar que, em muitas situaes, a gua que se encontra livre nostecidos se liga (ainda que por ligaes fracas) s fronteiras de muitas molculas. Em tecidos em que estemecanismo ocorre, o tempo T1 da gua tende a diminuir. Na tabela 2.1 esto apresentados os valores de T 1 e de T2 para alguns tecidos orgnicos, considerando uma frequncia de 20 MHz. Repare-se que, por


10/21



exemplo, no sangue, cujo principal constituinte a gua, o tempo de relaxao spin/rede muito mais baixodo que o da gua pura, porque se estabelecem as tais ligaes que se referiram anteriormente, entre agua e os restantes constituintes sanguneos.

Deste modo, para imagens com contraste em T1 aparecem a branco tecidos como a gordura,fluidos com protenas, molculas lipdicas, hemorragias subagudas e a melanina. A escura apresentam-seregies com neoplasmas, edemas, inflamaes, fluidos puros e o lquido cfalo-raquidiano.

T1 (ms) T2 (ms)Sangue 900 200Msculo 500 60Gordura 200 60 gua 3000 3000

Tabela 2.1 Valores de T 1 e de T 2 para alguns tecidos biolgicos para impulsos de 20 MHz.

Relativamente ao tempo de relaxao spin/spin o fator determinante a presena de camposmagnticos locais. Desta forma, nos slidos e nas grandes molculas, T 2 , habitualmente, curto, uma vezque estas estruturas apresentam campos magnticos intrnsecos. No extremo oposto encontram-se osfluidos cujas molculas apresentam uma grande mobilidade e, por conseguinte, estes campos tendem parazero. Mais uma vez estas observaes esto de acordo com a tabela 2.1, onde tecidos como a gua e osangue apresentam T 2 superiores aos dos msculos, caracterizados por uma estrutura mais organizada oudas gorduras, constitudas por grandes molculas.

Assim, nas imagens em T 2, aparecem a branco os tecidos com uma grande quantidade degua livre: neoplasmas ou inflamaes e a escuro as substncias que contm ferro.

Na figura 2.8 possvel observar as diferenas obtidas na imagem do mesmo plano cerebralquando o contraste feito em densidade protnica, em T 1 ou em T2. Repare-se que esta umas dasgrandes vantagens das imagens de RMN comparativamente com as restantes tcnicas: uma estrutura quepode no ser visvel com um dos contrastes, pode tornar-se extremamente ntida com outro dos contrastes.

a) b) c)Fig. 2.8 Comparao entre as imagens de RMN obtidas atravs de contraste em: a) densidade protnica,b) T1 e c) T2. Repare-se que o osso aparece em todas as imagens a escuro (baixa densidade protnica); olquido cfalo-raquidiano escuro na imagem a T1 e branco na imagem em T2; a mielina branca nasimagens em T1 e escura nas imagens em T2.

Ag entes de contraste

Mesmo apresentando uma enorme potencialidade no tocante ao contraste, a RMN permiteainda a utilizao de agentes de contraste que melhoram a visibilidade de determinado tecido. Contam-secomo agentes de contraste substncias que, devido sua susceptibilidade magntica, interfiram ao nveldos tempos de relaxao.


11/21



No caso da RMN craniana, uma das substncias mais utilizadas para este efeito a o gadolnio.Esta substncia, pelo fato de apresentar eletros desemparelhados, contribui de um modo decisivo, para aalterao do tempo de relaxao spin/spin (T 1), visto que cria campos magnticos locais fortes.

a) b)Fig. 2.9 Comparao entre as imagens de RMN obtidas atravs de um crebro com um glioma, utilizando:a) contraste em T 1 e b) contraste em T 1 com administrao de gadolneo. Nota-se que com o agente decontraste o glioma se torna mais ntido.

Na figura 2.9 possvel observar as diferenas entre uma imagem obtida com contraste em T 1e uma em que esse contraste enfatizado devido administrao de gadolneo.

Grad ien tes de cam po m agn tic o

Para terminar, resta referir o modo como os pontos da imagem so determinados. Repare-seque at aqui se tem considerado a magnetizao total do tecido, no se referindo o modo como a imagem construda. Na verdade necessrio pensar num mecanismo capaz de distinguir os diversos pontos de um

tecido. O modo como esta questo foi resolvida, envolve a aplicao de um gradiente de campo emsubstituio do campo magntico esttico (ver figura 2.10). Ao aplicar um gradiente de campo magnticonuma determinada direo x , os spins vo comear a rodar com velocidades diferentes e,consequentemente, a frequncia da radiao medida vai ser diferente para cada fatia perpendicular a x .

Fig. 2.10 Representao do gradiente de campo magntico exterior responsvel pela distino entre os pontos do tecido. Ilustrao a uma dimenso (adapt. R.B. Lufkin, 1990).

Utilizao dos gradientes de campo na formao da imagemCompreendido o significado do sinal de RMN, falta explorar o mecanismo atravs do qual se

associa um determinado sinal a uma determinada posio, de modo a conseguir-se construir, efetivamente,uma imagem.


12/21



Na verdade, ao medir a magnetizaotransversal temos como foi anteriormente explanado,acesso a informao referente a trs parmetros:densidade protnica, T1 e T2, relativos a todo o sistemaem estudo. Iremos, em seguida, explicar a forma como possvel obter informao associada exclusivamente a

um elemento de volume (comumente referido comovoxel ). A primeira etapa tem como objetivo a escolha deuma fatia. Comece-se por compreender as implicaesde introduzir um gradiente de campo segundo z (nafigura 2.11 encontra-se representado o sistema de eixosconsiderado). Ou seja, ao campo magntico esttico aque se sujeita o indivduo, soma-se pequenos camposde diferentes intensidades segundo o eixo z . Suponha-se, ento, que na origem do eixo do z se encontra aplicado um campo B 0, z adiante encontrar-se- umcampo de intensidade B0 + B, na ordenada 2 z estar um campo de intensidade B 0 + 2 B e assim

sucessivamente, at cobrir todo o corpo segundo essa direo 7.Certamente se compreende que, nestas condies, os prtons

dos tomos de hidrognio (que so os que interessam nestadiscusso) adquirem em cada plano perpendicular ao eixo z , umadeterminada frequncia. Este fato implica que, quando se aplicaum campo RF com uma frequncia especfica, este atua apenassobre os spins que processam com essa freqncia (ver figura2.12). Ou seja, apenas os spins pertencentes a uma determinadafatia so responsveis pela magnetizao transversal medida. ainda fcil de compreender que, tendo em conta este mecanismo,a espessura de cada fatia seja estabelecida a partir da gama defreqncias contidas no impulso de radiofreqncia. A esterespeito deve referir-se que, uma vez que existe uma dificuldadeprtica em estabelecer limites muito rgidos na gama defreqncias presentes no impulso RF, se fossem consideradas

fatias adjacentes, os sinais medidos no corresponderiam apenas a uma nica fatia. Por este motivo, opta-se por deixar uma espessura neutra entre duas fatias. I.e. uma poro de tecido sobre a qual no se obtminformao.

Uma vez selecionada a fatia, o passo seguinte passapor escolher uma linha dessa fatia. Aps a aplicao do impulso deradiofreqncia, aplica-se um gradiente segundo y . A aplicaodesse gradiente implica que os spins do plano escolhido, queanteriormente se encontravam em fase, adquirem freqnciasdiferentes. Se o gradiente segundo y estiver apenas ativo por brevesinstantes, o resultado da sua aplicao o aparecimento de umadiferena de fase em cada linha da fatia considerada (ver figura2.13). Deste modo, quando o gradiente segundo y cessa, os spinsdessa fatia rodam todos com a mesma velocidade, mas, em cada

linha, encontram-se numa fase distinta.Resta, pois, escolher um ponto em cada linha, para seobter informao tridimensional. Para tanto, ser utilizado umgradiente de campo segundo x . Neste caso, ir-se- impordiferentes freqncias a cada ponto de cada linha (ver figura2.14). Assim, a cada linha corresponde uma fase (codificao emfase) e a cada coluna corresponde uma frequncia (codificaoem frequncia). Em consonncia com o que foi descrito, nafigura 2.15 poder-se- observar uma sequncia completa deimpulsos responsveis pela obteno do sinal referente a umafatia.

Aps a aplicao do impulso de RF, apenas umafatia responsvel pelo sinal, pelo que esta fica

automaticamente selecionada. Alm disso, o sinal medidocontm informao sobre a fase e a frequncia, as quais podemser acedidas atravs da anlise 7 de Fourier. O sinal , por esta

Figura 2.11 - Representao do sistema deeixos referenciado no texto (Curry elt al,1990).


13/21



via, dividido em vrias componentes, cada uma das quais correspondendo a uma determinada frequncia efase; ou seja, cada uma contendo informao sobre um determinado elemento de volume ( voxel ). ______________________________________________________________________________________Os gradientes utilizados apresentam, tipicamente, valores entre 2 x 10-5 e 1 x 10-4 T/cm. O que significa que, para ovalor mais elevado desta gama, para um campo esttico de 1 T e para uma distncia de 30 cm, o campo magnticoapresenta valores entre 0,9985 T e 1,0015 T. , pois, de extrema importncia garantir um grande rigor no valor docampo, para que diferenas to diminutas sejam, efetivamente, significativas.

Figura 2.15 - Representao de uma sequncia completa de sinais com vista obteno de informaoreferente a uma fatia. (Curry elt al, 1990).

3 Aplicaes clnicas

As aplicaes clnicas das imagens de RMN so muito diversas. Neste captulo pretende-sedar apenas alguns exemplos de como estas so teis no diagnstico e caracterizao de diversas doenas,sem a pretenso de enumerar exaustivamente as suas potencialidades.

A neurologia uma das reas em que as imagens de RMN so mais utilizadas. Na figura 2.9 ilustrado o interesse da utilizao destas imagens no diagnstico de tumores, mas existem muitas outrasaplicaes como sejam as doenas degenerativas, inflamatrias ou cardiovasculares (ver, por exemplo, nafigura 3.1 imagens de uma hemorragia cerebral).

Ainda no mbito da neurologia, as imagens da coluna vertebral so tambm amplamenteutilizadas, podendo ser visveis tumores, compresses ou qualquer m formao da coluna. Na figura 3.2encontra-se uma imagem de RMN de um indivduo paraplgico onde se observa claramente uma regio daespinal medula que se encontra danificada (a escuro).

a) b) c)Fig. 3.1 Imagens de RMN de uma hemorragia cerebral com contraste em: a) densidade protnica, b) T 1 e c) T 2 .


14/21



O abdmen tambm uma regio em que as imagens de RMNso muito utilizadas para observar qualquer leso ou alterao de estrutura,obtendo-se uma nitidez estupenda de todos os rgos (ver figura 3.3).

Fig. 3.2 Imagem de RMN uma coluna vertebral de um sujeito paraplgico. possvel observar-se uma alterao da espinal medula ilustrada a escuro.

Fig. 3.3 Imagem de RMN doabdmen humano. Repare-seno enorme contraste e nitidezque caracterizam esta imagem.

No que respeita estrutura ssea, em geral, a RMN no revela mais informao do que a TAC.No entanto, em estudos tumorais, a RMN poder ser muito relevante, uma vez que permite, geralmente, umgrande contraste entre o tecido normal e o tumoral e diferencia muito bem os tecidos sseos, musculares edas articulaes, como se pode observar na figura 3.4.

Fig. 3.4 Imagem de RMN dos joelhos de um indivduo. , uma vez mais notrio um grande contraste entreos diferentes tecidos.

Em resumo, poder-se- concluir que a RMN permite a obteno de imagens muito ntidas depraticamente todos os tecidos humanos, sendo de extrema utilidade quando se exige detalhe e nitidez dequalquer rgo. particularmente utilizada para a deteco de leses ou alteraes das estruturas dostecidos.

4 Imagens de Espectroscopia A tcnica de imagens de espectroscopia corresponde a uma modalidade das imagens de RMN

na qual se acede concentrao de determinadas substncias num volume selecionado. Na verdade, atcnica de espectroscopia de RMN no s muito utilizada em qumica orgnica para anlise de amostras,como ter sido a precursora das IRMN, uma vez que baseada nos mesmos modelos fsicos. Assim, nestecaptulo, iremos explanar, brevemente, os princpios subjacentes espectroscopia de RMN, por forma amelhor se compreender as imagens obtidas com a mesma tcnica.

Vizinhana do ncleo e desvio qumicoComo j se ter referido em captulos anteriores, a frequncia de precesso dos ncleos depende docampo magntico ao qual ficam sujeitos. Deste modo, a frequncia do sinal medido em RMN vai dependerdo campo magntico esttico imposto pelo equipamento, do ncleo em estudo, mas tambm dos camposmagnticos locais existentes na vizinhana desses mesmos ncleos. A existncia de eltrons naproximidade dos ncleos , indubitavelmente, uma fonte de campos magnticos. Para simplicidade do texto,ir-se- referir apenas a espectroscopia protnica, embora seja possvel realizar-se espectroscopia de


15/21



istopos como o 13C, o 19F ou o 31P (que apresentam igualmente spin ). Ou seja, restringir-se- o estudo ancleos de hidrognio ( semelhana do que anteriormente se fez, no estudo das imagens estruturais),assumindo-se, portanto, que o sinal proveniente destes ncleos que fornece informao acerca doambiente em que estes se encontram. Imaginando um composto orgnico como uma estruturatridimensional rgida9, facilmente se compreende que os campos locais sentidos pelos ncleos socaractersticos dessa mesma estrutura. Alis, tambm simples aceitar que os primeiros responsveis por

esses campos locais sejam os eltrons mais prximos do ncleo. Ora o efeito que estes eltrons exercemsobre o ncleo no sentido de o blindarem. Ou seja, no sentido de diminurem o campo magntico externoque est aplicado sobre o ncleo. A consequncia imediata que a freqncia de Larmor do ncleo diminuie, consequentemente, o impulso de radiofreqncia utilizado para entrar em ressonncia com os ncleoster, necessariamente, que possuir uma frequncia menor. Assim, os ncleos de hidrognio presentesnuma determinada espcie qumica do origem a um sinal que se localiza numa frequncia especfica. Nafigura 30 encontram-se representados sinais respeitantes a diferentes espcies qumicas. Uma dasquestes que ressaltada nessa figura o fato de a ordenada poder ter diferentes interpretaes: daesquerda para a direita pode corresponder a um aumento da intensidade do campo magntico esttico,para uma frequncia fixa, ou ao aumento do efeito de blindagem provocado pela presena de eltrons; dadireita para a esquerda pode ser interpretada como um aumento da freqncia de Larmor, para um campomagntico esttico fixo. De qualquer das formas, o significado mais comumente atribudo exige umareferncia e corresponde razo entre a diferena dos campos magnticos estticos e o campo magntico

da referncia. Ou, o que o mesmo, a razo entre a diferena entre as freqncias e a freqncia dereferncia11. Uma vez que essa razo da ordem de 10 -6 a unidade utilizada , habitualmente, a de partespor milho (ppm) e grandeza d-se o nome de desvio qumico e representa-se por: .

Fig. 4.1 Espectro de RMN de diversas espcies qumicas. No eixo horizontal encontra-se representado odesvio qumico em unidades de ppm - partes por milho. (adapt. dehttp://www.cem.msu.edu/~reusch/VirtualText/Spectrpy/nmr/nmr1.htm, a 27/10/2006)

A figura 4.1 pode, ainda, ser explorada segundo alguns outros aspectos. Nomeadamente, noque respeita ao uso do composto tetrametilsilano ((CH3)4Si), como referncia. Na verdade, este o padromais utilizado nos espectros de RMN, uma vez que cumpre os requisitos necessrios para essa funo: 1)deve ser quimicamente inativo; 2) deve ser facilmente removido da amostra; 3) deve fornecer um nico picobem definido e 4) este deve ocorrer a uma frequncia notoriamente diferente das freqncias habitualmenteobservadas.

H ainda dois outros aspectos dignos de nota: o primeiro corresponde ao efeito daeletronegatividade dos tomos que se encontram ligados ao hidrognio e o outro corresponde estruturatridimensional das espcies qumicas representadas na figura 30.

Se compararmos os dois ltimos compostos do grfico, verifica-se que apenas diferem notomo central que , num dos casos, carbono e, no outro, silcio. Como facilmente se confirmar, aelectronegatividade do carbono superior do silcio e, portanto, tende a atrair os eltrons na sua direo,afastando-os da influncia dos ncleos de hidrognio. Deste modo, os ncleos de hidrognio encontram-semais blindados no caso do TMS do que no 2,2-dimetilpropano (C5H12), correspondendo, assim, a um picode menor frequncia.

Quanto estrutura tridimensional dos compostos qumicos apresentados fcil verificar quetodos os tomos de hidrognio so estruturalmente equivalentes. Ou seja, sofrem iguais influncias dos


16/21


17/21



Como afirmamos, no incio deste captulo, a compreenso deste fenmeno passa pelas interaesexistentes entre spins cujo desvio qumico seja diferente e esto relacionadas com a orientao que osspins podem adquirir na presena de um campo magntico.

Assim, no que respeita aos trs ncleos de hidrognio estruturalmente equivalentes(assinalados a vermelho), estes iro sofrer a interao do restante podendo observar-se uma de duassituaes: ou o spin do outro ncleo de hidrognio tem o sentido do campo magntico, ou tem sentido

contrrio. A cada uma destas situaes corresponde um tipo de interao e, consequentemente, um pico noespetro. Da o pico a 2.06 ppm, correspondente aos trs hidrognios estruturalmente equivalentes, ter sidodesdobrado em dois.

Fig. 4.3 Espectros de RMN dos ncleos de hidrognio (espectro protnico) dos compostos 1,2-dicloroetano e 1,1-dicloro etano.(adapt. de http://www.cem.msu.edu/~reusch/VirtualText/Spectrpy/nmr/nmr1.htm, a 27/10/2006)

J no que toca ao desdobramento do pico a 5.89 h a considerar que o tomo de hidrognio alaranja (estruturalmente no equivalente aos restantes) fica sujeito a interaes que podero corresponder aquatro situaes distintas: 1) todos os 20 restantes trs hidrognios se encontram em estados de spin como mesmo sentido do campo magntico; 2) todos eles se encontram em estados com sentido contrrio ao docampo magntico; 3) um deles encontra-se num estado com spin com o mesmo sentido do campomagntico e os restantes dois com spins em sentidos contrrios; 4) dois deles encontram-se num estadocom spin com o mesmo sentido do campo magntico e o restante com spin em sentido contrrio. Assim, ospicos menores estaro relacionados com as duas primeiras situaes e os dois centrais, mais amplos,

correspondero s situaes 3 e 4. Repare-se que as diferenas de alturas dos picos refletem aprobabilidade de ocorrncia de cada uma das situaes que , evidentemente, de 3:1.

Construo de imagens de espectroscopia de RMN Atualmente, a maior parte dos equipamentos de imagens de RMN permite a construo de

imagens de espectroscopia, sendo, uma vez mais, o ncleo mais comum o de hidrognio. Os compostosque melhor se estudam com esta tcnica so a creatina, a colina e o N-acetilaspartato (importanteneurotransmissor do sistema nervoso). Algumas outras substncias, como o glutamato, a glutamina ou ocitrato, porm, muitas outras continuam a no ser observadas por esta tcnica quer por existirem emconcentraes demasiado baixas para o seu sinal ser mensurvel, quer por apresentarem tempos derelaxao demasiado curtos, quer por apresentarem interaes demasiado fortes que dificultam emdemasia a interpretao do sinal.

No que respeita ao conhecimento da distribuio tridimensional destas substncias, existemessencialmente duas tcnicas a considerar: a espectroscopia de voxel nico (SVS - do ingls, Single VoxelSpectroscopy ) e as imagens de desvio qumico (CSI - do ingls Chemical Shift Images).

No primeiro caso, embora exista mais do que uma abordagem, a mais simples de explicar aquela onde o voxel em estudo escolhido atravs de uma sequncia que consiste num impulso de 90,seguido de dois impulsos de 180. Em simultneo com cada um dos impulsos imposto um gradiente decampo em cada uma das direes o que permite selecionar um pequeno cubo do espao (ver figura 4.4). Osinal proveniente desse volume analisado em termos espectroscpios, sendo possvel conhecer a suacomposio.


18/21



Fig. 4.4 Esquema da seleo de um cubo utilizando uma sequncia conhecida por PRESS (do ingls,Point-REsolved Spectroscopy Sequence), (adapt. de Luigi et al, 2005).

Quanto tcnica de imagens de desvio qumico, nela se alia o processamento do sinal emtermos espectroscpios e a informao espacial obtida atravs dos mtodos de reconstruo de imagem.Na verdade, a imagem conseguida, tal como j foi anteriormente descrito, utilizando gradientes de campo.

Estes impem, fundamentalmente, codificao em fase, uma vez que necessrio evitar a codificao emfrequncia, visto que precisamente no processamento da frequncia que se encontra a informaoreferente ao espectro, ao qual se pretende aceder.

Os espectros podem ser visualizados de diferentes formas. Pode sobrepor-se uma grelha imagem estrutural, selecionar-se um dos elementos da grelha e construir-se o espectro referente a esseelemento (ver figura 4.5 a)). Os espectros podem, ainda, ser mostrados em cada elemento da grelha (verfigura 4.5 b)). Ou a concentrao de um dado metabolito, aps ter sido detectado automaticamente atravsda anlise dos espectros, pode ser visualizada com um cdigo de cores sobreposto imagem estrutural dorgo (figura 4.6).

b)Fig. 4.5 Visualizao dos resultados de imagens espectroscpicas atravs da construo de espectrosrelativos a a) um ou b) vrios elementos de volume.(adapt. de http://www.medscape.com/viewarticle/430195, em 2/11/2006 e dehttp://www.med.wayne.edu/neurology/clin_programs/Labs/Epilepsy/diagnostic.html, em 2/11/2006)


19/21



Fig. 4.6 Visualizao dos resultados de imagens espectroscpicas utilizando um cdigo de coressobreposto s imagens estruturais. (adapt. dehttp://www.gehealthcare.com/usen/community/mr/products/mr_lx_v9_0_software/products/3dcsi.htmlem 2/11/2006).

5 Imagens funcionais

Como j ficou expresso no captulo anterior a RMN uma poderosa tcnica de imagem,permitindo uma enorme resoluo espacial e um detalhe sobre as diversas estruturas cerebrais no atingidopor qualquer outra tcnica de imagem mdica. No entanto, at h poucos anos atrs, esta tcnica permitiaapenas aceder a informao anatmica, no sendo capaz de fornecer dados acerca da funo do rgo emestudo.

No entanto, o melhoramento das capacidades do equipamento de RMN, tem vindo a permitirestender esta tcnica a outros domnios, nomeadamente, a conseguir informao relevante associada aofluxo sanguneo, revelando-se uma poderosa ferramenta, principalmente, ao nvel do estudo dofuncionamento cerebral. At ento, estes estudos funcionais limitavam-se ao processamento de dadoseletroencefalogrficos que, embora tendo uma enorme resoluo temporal apresentam uma fraca resoluoespacial, e a estudos de imagens de medicina nuclear (como a tomografia de emisso de posies) que,alm de exigir equipamento muito caro, devido aos radionuclidos, e envolver radiao ionizante, atingeresolues apenas de 0.5 a 1.0 cm. Esta moderna tcnica de imagem que em seguida se descreve

caracterizada por ser no invasiva, possuir uma resoluo espacial de poucos milmetros e uma resoluotemporal que pode ser menor do que um milisegundo, permitindo aceder aos nveis superiores dofuncionamento cerebral.

Princpios fsicosSe recordarmos que desde 1936 se sabe que a susceptibilidade magntica da oxihemoglobina

e da desoxihemoglobina diferente, e que o parmetro T 2 da ressonncia magntica nuclear sensvel sheterogeneidades do meio, facilmente se compreende que, atravs da medio de T2, seja possvel obteralguma informao acerca dos diferentes estados da hemoglobina. Na verdade, comeou-se por observarque a taxa de decaimento, T2, era menor quando estvamos na presena de desoxihemoglobina, quandocomparada com a taxa associada oxihemoglobina. Ou seja, observou-se, em 1990, que os vasossanguneos apareciam mais brilhantes (o que pode corresponder a um aumento de T2) quando o sangueera mais oxigenado. Este efeito foi interpretado como correspondendo a um aumento das heterogeneidadeslocais do campo correspondente ao estado desoxigenado da hemoglobina e ficou conhecido pelas iniciaisBOLD, tendo estas o significado deBlood Oxygenation Level Dependent . Um ano mais tarde, era possvelseguir este sinal no tempo, observando-se as mudanas operadas quando um animal respirava umaatmosfera pobre em oxignio.

Esta observao tem permitido obter informao sobre o funcionamento cerebral uma vez que,quando uma determinada rea cerebral ativada, verifica-se um aumento de fluxo sanguneo nesse zona,esse aumento maior do que o aumento do consumo de oxignio, de tal forma que, no sangue venoso,passa a existir mais sangue oxigenado do que anteriormente, o que aumenta o sinal de RMN. Ou seja, este um mecanismo em que o prprio sangue funciona como agente de contraste endgeno.

Caractersticas do Sinal A percentagem de sinal de RMN que corresponde ao sangue de aproximadamente 6% na

matria cinzenta e ainda menos na matria branca. Se pensarmos que as diferenas ocorridas no fluxosanguneo durante a ativao cerebral so entre 2-5% para campos de cerca de 1,5 T e at cerca de 15%em campos de 4 T, verifica-se que as diferenas no sinal s quais pretendemos ser sensveis, so, de fato,


20/21


21/21


21

As imagens angiogrficas podem ainda ser obtidas atravs da administrao de agente decontraste. Podendo este ser utilizado com ou o sem o recurso sequncia referida no pargrafo anterior. claro que a aplicao conjunta das tuas estratgias, melhora significativamente a qualidade da imagem.

Tendo em conta o seu carter no-invasivo, espera-se que a tcnica de angiografia de RMN(ver figura 6.1) venha a substituir as angiografias tradicionais, que so, como se sabe, tcnicas invasivasque causam desconforto ao doente.

Fig. 6.1 - Imagem de angiografia de RMN.(adapt de: http://en.wikipedia.org/wiki/Magnetic_resonance_imaging , em 2/11/2006)

Imagens de Difuso de RMN (Tensores de Difuso)Nestas imagens so reveladas estruturas como as fibras musculares ou as fibras nervosas,

que correspondem a direes preferenciais de difuso da gua. Para a sua obteno a tcnica degradientes de campo utilizada para o clculo da difuso da gua nas trs direes do espao, por forma adeterminar em qual delas a difuso maior.

De fato, a forma de obteno destas imagens pode ser vista como semelhante anteriormente

descrita para a angiografia, sendo o movimento associado difuso dos fluidos avaliado nas trs direesdo espao e, em seguida, determinada, em cada elemento de volume, aquela que corresponde direopreferencial de difuso.

Na figura 6.2 possvel observar uma imagem muito ntida dos feixes nervosos do sistemanervoso central.

Fig. 6.2 - Imagem de angiografia de RMN.(adapt dehttp://brainimaging.waisman.wisc.edu/~mlazar/ , em 2/11/2006).

apostila de ressonancia magnetica

Documents