RESSONÂNCIA MAGNÉTICA

Introdução

Os fundamentos da ressonância magnética (RM) aplicada à medicina são basicamente explicados através da física clássica e da física quântica.

Para os profissionais da área da saúde, a navegação por este universo tão complexo é muito difícil, pois na prática clínica e cirúrgica apenas os apaixonados por estes temas poderiam desenvolver esta especial aptidão.

O objetivo do presente trabalho é oferecer apenas, através dos conceitos básicos expostos de maneira bem simples, informações para aqueles que, de uma maneira ou de outra, necessitem alcançar um nível de entendimento adequado para uma avaliação das imagens obtidas através deste meio diagnóstico.

Aqueles que necessitem de um aprofundamento maior neste assunto deverão consultar um livro texto especializado em ressonância magnética aplicada à medicina.

Histórico

As primeiras publicações a respeito do fenômeno da ressonância magnética (RM) foram feitas por dois grupos de cientistas americanos independentes: Felix Bloch e colaboradores, da Universidade de Stanford, e Edward Purcell e colaboradores, da Universidade de Harvard. Em 1952, ambos ganharam o Prêmio Nobel de Física por esta descoberta que basicamente reside no fato de que núcleos precessando em uma faixa fina de rádiofreqüência podem emitir um sinal capaz de ser detectado por um receptor de rádio.

O valor de tal descoberta foi notado alguns anos mais tarde quando foi demonstrado que a freqüência precisa com a qual ocorre a RM é uma função do meio químico específico no qual o núcleo reside (chemical shift). Durante os anos 50 e 60, a RM foi utilizada como um método analítico por Químicos e Físicos para determinação das estruturas químicas, configuração atômica e processos de reação.

A primeira aplicação biológica foi proposta por Jasper Johns que obteve sinais de animais vivos somente em 1967. Entretanto, foi Paul Lanterbur, em 1973, quem modificou os espectômetros para fornecer sinais espaciais codificados através da variação linear do campo magnético e, assim, se obteve as primeiras imagens de um objeto não homogêneo consubstanciando as primeiras demonstrações de imagens por RM. À partir daí, a evolução da RM aplicada à medicina foi rápida.

As primeiras imagens humanas foram descritas por Sir Peter Mansfield em 1976, focalizando-se mais nas mãos e no tórax e, posteriormente, em 1977, na cabeça e no abdômen. Em 1983, depois de contínuas melhorias no software e hardware, os aparelhos de RM de corpo inteiro apresentavam um sistema capaz de realizar exames com imagens de superba resolução espacial em poucos minutos.

As imagens na medicina podem ser produzidas por diferentes fontes que interagem no tecido humano. O tecido biológico em geral é opaco à radiação de comprimento de onda intermediário, tais como as da ultravioleta, infravermelho e das microondas (freqüências inferiores a 150 Mhz).

Entretanto, o corpo humano é relativamente transparente as radiações de comprimento de onda curto (por ex. raios x) que interagem com os elétrons e as de comprimento de onda longo (ondas de rádio) que interagem com os núcleos. As técnicas radiográficas (raios x convencionais e tomografia computadorizada) produzem imagens resultantes da atenuação dos fotons dos raios x pelo tecido

corporal. As variações de contraste nestes casos se baseiam na variação das densidades de cada tecido que está sendo examinado. Imagens podem também ser produzidas por ultra-som, onde a clareza do sinal é o resultado da quantidade relativa de sinais refletidos.

O ultra-som não utiliza a radiação ionizante contida no raio x e na tomografia computadorizada (TC), porém oferece resolução espacial bastante inferior. Além disso, o ultra-som é limitado pela presença de uma janela acústica entre a superfície externa e a região de interesse.

As imagens por RM, contudo, são obtidas de modo não invasivo, tem extraordinária resolução espacial, não emprega radiação ionizante e se baseia na resposta específica do próton de hidrogênio de absorver e refletir energia contida em ondas eletromagnéticas. Desta forma, em função da abundância de prótons de hidrogênio no corpo humano, as imagens, em última instância, representam um mapeamento da distribuição dos mesmos nos diferentes tecidos examinados, num determinado tempo. Além disso, a RM é o único método de imagem que permite a obtenção dos três planos ortogonais (sagitais, coronais e axiais), sem reposicionamento do paciente.

Em resumo, num exame de RM:

A. O paciente é colocado em um grande magneto, o que provoca a polarização dos seus prótons de hidrogênio que se alinham em um determinado eixo (paralelo ou anti-paralelo), pois os prótons de hidrogênio funcionam na natureza como minúsculos ímãs.

B. Os prótons de hidrogênio, ainda, executam um movimento em torno do seu eixo longitudinal e outro circular, simultaneamente, como se imitassem um pião. Este fenômeno chama-se precessão e tem uma freqüência própria para cada campo magnético específico e depende da intensidade do campo magnético (por isso que, quanto maior a potência do magneto, melhor a qualidade da imagem e mais rápido o exame).

C. O alinhamento dos prótons se rompe com a aplicação de pulsos de rádiofreqüência aplicados ao paciente, fazendo com que os prótons de hidrogênio precessem em sincronia, em fase. Isto cria um novo vetor magnético.

D. Quando o pulso de rádiofreqüência é subitamente desligado, os prótons de hidrogênio voltam à sua posição normal, se realinham, e nessa circunstância eles emitem um sinal que é captado por uma bobina localizada ao redor da área a ser examinada (por exemplo, bobina de crânio, de coluna, de joelho, de mama, da ATM, etc).

E. O sinal emitido e captado pela bobina é utilizado pelo computador que, através de complexos princípios matemáticos, o transforma em imagens.

Passamos agora a explicar de forma mais sucinta alguns fenômenos físicos e químicos, para melhor entendimento do mecanismo de obtenção de imagens do corpo humano, através da ressonância magnética.

Magnetização

Sabemos que o átomo é uma estrutura constituída de um núcleo central e elétrons em órbita ao redor dele. Por sua vez, o núcleo é formado por partículas menores, prótons e nêutrons. Os elétrons tem carga elétrica negativa, os prótons, carga positiva, e, os nêutrons, como o nome sugere, não tem carga elétrica.

A soma dos prótons de um núcleo determina o número atômico e o número de massa representa a somatória dos prótons e nêutrons. Um átomo eletricamente estável é aquele que tem um número de cargas elétricas negativas (elétrons) igual ao número de cargas elétricas positivas (prótons).

Átomos eletricamente instáveis são aqueles que possuem maior ou menor quantidade de elétrons, em relação ao número de prótons. Átomos eletricamente instáveis são denominados íons.

Na estrutura atômica pode-se observar outros movimentos, além do movimento dos elétrons ao redor do núcleo. São os movimentos dos elétrons girando sobre seu próprio eixo e dos núcleos girando também em torno de seus eixos.

No fenômeno da RM tem especial importância o movimento do núcleo em torno do seu eixo, particularmente quando este é colocado em um campo magnético, isto porque, como sabemos da física clássica, corrente elétrica em movimento através de um fio ou carga elétrica em movimento gera um campo magnético. O próton de hidrogênio, por exemplo, girando em torno do seu próprio eixo cria um minúsculo campo magnético.

São denominados núcleos ativos em RM aqueles que tem tendência a alinhar seu eixo de rotação a um campo magnético externo aplicado, graças às leis da indução eletromagnética. Estes núcleos possuem, portanto, carga efetiva e em rotação dentro de um campo magnético adquirem um momento magnético, ou momento angular, ou rotação “spin”. O alinhamento, ou a somatória dos momentos magnéticos dentro de um campo magnético, é expresso como um vetor somatório.

O núcleo do hidrogênio

O núcleo do hidrogênio é formado por um próton, apenas. Seu número atômico, portanto, é igual ao número de massa. Seu próton solitário lhe proporciona um momento magnético bem definido e, por ser abundante nos animais, constitui a base da imaginologia por RM. O corpo humano, por exemplo, se constitui de 70 a 80% de água.

Como já foi dito, toda vez que partículas elétricas se movem, elas criam um campo magnético. O hidrogênio, com o movimento rotacional de seu próton único, cria um campo magnético induzido à sua volta. Desta forma, esta minúscula partícula funciona nada mais, nada menos, como um magneto de proporções infinitesimais provido de pólos norte e sul, de igual intensidade. Os pólos deste pequeno magneto são alinhados por um eixo que representa o momento magnético que tem as propriedades de um vetor: a direção do vetor é a direção do momento magnético e o comprimento do vetor é igual ao comprimento do momento magnético.

Na natureza, apenas sob o efeito do campo magnético terrestre, os momentos magnéticos dos núcleos de hidrogênio não têm uma orientação definida. Porém, em ambientes de fortes campos magnéticos estáticos os momentos magnéticos dos núcleos de hidrogênio se alinham a este campo magnético, como uma agulha magnética se alinha ao campo magnético terrestre, a maior parte dos núcleos alinhando-se na mesma direção (paralela) e uma pequena parte na direção oposta (anti-paralela) ao eixo do campo magnético.

Os núcleos que alinham seu momento magnético na direção paralela são considerados de baixa energia ou de rotação positiva e os que alinham seu momento magnético na direção anti-paralela (180º, na direção oposta) são de alta energia ou de rotação negativa.

Dentro de um campo magnético forte e estático, os fatores determinantes do alinhamento do momento magnético para cima (paralelo) ou para baixo (anti-paralelo) são a potência deste campo magnético e o

nível de energia térmica dos núcleos, pois núcleos de baixa energia térmica não possuem energia suficiente para opor-se ao campo magnético na direção anti-paralela.

Núcleos de alta energia térmica, contudo, dispõem de um diferencial de energia térmica suficiente para opor-se ao campo magnético externo. Porém, se aumentarmos a potência do campo magnético externo, o número destes núcleos de alta energia diminuem progressivamente.

Como o estado paralelo é de baixa energia, ele é mais estável que o estado anti-paralelo, de alta energia, e dentro de um forte campo magnético o número de prótons apontando para cima (direção paralela) é maior do que o número de prótons apontando para baixo (direção anti-paralela). Assim sendo, a diferença da somatória de prótons para cima e da somatória de prótons para baixo é representada por um vetor (resultante) cuja direção é a mesma do campo magnético.

Em imaginologia, o paciente é sempre colocado em um campo magnético externo de potência fixa e a resultante é representada por um único vetor denominado vetor de magnetização efetiva (VME).

Portanto, o VME seria um vetor que representaria a diferença de energia entre a população de prótons de hidrogênio de baixa e alta energias e, quando este estado é alcançado, dizemos que os tecidos do paciente estão em equilíbrio e totalmente magnetizados.

Pode-se provocar uma mudança na direção do VME de um determinado tecido do paciente, de um estado de baixa energia (paralela) para um estado de alta energia (anti-paralela), bastando, para isso, acrescentar aos prótons em questão energia na forma de ondas de rádio.

A medida que uma maior quantidade de energia é acrescentada ao sistema, maior a quantidade de campos magnéticos protômicos que mudam para a direção oposta, de baixo para cima e maior, portanto, a intensidade do VME. Assim, o VME é tanto maior quanto maior o campo magnético em que está inserido o paciente. É por isso que, em campos de alta potência, os sinais obtidos são melhores.

Precessão

Quando o núcleo do hidrogênio está em um campo magnético de potência zero, teoricamente o mesmo encontra-se girando apenas em torno de seu eixo e a resultante dos vetores de todos os átomos de hidrogênio, o VME, por sua vez, deve também girar apenas em torno de seu eixo.

Sob influência de um campo magnético, contudo, o VME apresenta uma rotação adicional em torno do eixo deste campo magnético. Esta rotação secundária é denominada de precessão e faz com que o VME descreva um movimento circular em torno do eixo do campo magnético.

Este movimento de precessão dos eixos dos átomos de hidrogênio podem ser comparados ao movimento do pião. O número de movimentos de precessão na unidade de tempo é denominado freqüência de precessão e a unidade da freqüência de precessão é o megahertz (MHz ). Um Hz eqüivale a um ciclo por segundo e um Mhz a um milhão de ciclos por segundo.

A precessão dos núcleos de baixa energia se faz em movimentos circulares para cima e, os de alta energia, para baixo. O valor da freqüência de precessão de cada átomo é obtido através da equação de Larmor.

Wo = Bo.y

Wo = freqüência de precessãoBo = potência do campo magnéticoY = razão giromagnética.

A razão giromagnética é a relação entre o momento angular e o momento magnético de cada núcleo ativo em RM. É uma constante para cada um destes núcleos ativos, para um campo magnético de 1.0 T. Desta forma, ela é expressa em MHz /T. 1.0 Tesla (T) eqüivale a 10.000 Gauss (G).

A razão giromagnética do hidrogênio é de 42,57 MHz /T. Em diferentes magnetos, com diferentes potências de campo, o hidrogênio apresenta freqüências de precessão variáveis.

A freqüência de Larmor de um determinado próton é constante para um determinado campo magnético. Por exemplo, a 1.5 T, Wo do hidrogênio é de 63,85 MHz (42,57 MHz X 1.5 T) e, a 0.5 T, Wo do hidrogênio é de 21,28 MHz (42,57 MHz X 0.5T). Percebe-se, portanto, que quanto menor a intensidade do campo magnético, menor a freqüência de precessão e quanto maior a intensidade do campo magnético, maior a freqüência de precessão do próton de hidrogênio. Portanto, Wo, também conhecida por freqüência de Larmor, aumenta quando Bo aumenta e vice-versa.

Ressonância

O fenômeno da ressonância ocorre quando um objeto é exposto a um ambiente no qual ocorre uma perturbação oscilatória de freqüência próxima à freqüência natural de oscilação deste objeto.

Em se tratando de núcleos de qualquer tipo de átomos, quando estes são colocados em um meio que apresenta uma oscilação semelhante à sua própria freqüência, estes ganham energia e, se a freqüência desta oscilação for exatamente igual à sua freqüência de precessão (Wo) eles entram em ressonância.

O fenômeno da ressonância não ocorre se a energia é aplicada a uma freqüência diferente da freqüência de precessão do núcleo exposto a esta energia. Portanto, no caso do hidrogênio, para que ocorra o fenômeno da ressonância, quando examinamos um paciente, é preciso aplicar-se ao meio magnético no qual ele se encontra um pulso de radiofreqüência exatamente igual à freqüência de Larmor do VME do hidrogênio.

Os outros núcleos ativos do corpo do paciente alinhados com o campo magnético não entram em ressonância porque sua freqüência de precessão difere da freqüência de precessão do hidrogênio (63,85 MHz , no caso de um magneto de 1.5 T).

Excitação

Um pulso de radiofreqüência que provoque o fenômeno da ressonância leva energia ao sistema e faz com que ocorra um aumento do número de núcleos de hidrogênio com rotação negativa (para baixo), em detrimento ao número de núcleos de hidrogênio com rotação positiva (para cima).

Este fenômeno recebe o nome de excitação e é devido exclusivamente à transferência de energia ao sistema, pela fonte de radiofreqüência. A diferença de energia entre as populações de núcleos com rotação positiva e negativa corresponde à energia necessária para produzir ressonância por excitação.

Em campos magnéticos de alta potência, a diferença de energia entre as duas populações de núcleos é grande, de tal modo que é preciso muito mais energia para produzir ressonância do que em campos magnéticos de baixa potência: magnetos de 1.5T requerem muito mais energia excitatória do que magnetos de 0.5T, por exemplo.

Como conseqüência do fenômeno de ressonância, observa-se que o VME afasta-se do alinhamento em relação à linha paralela de Bo (eixo plano-longitudinal), criando um ângulo entre ele e Bo. Este ângulo é denominado ângulo de inclinação ou, em inglês, “flip angle”. A magnitude deste ângulo depende da amplitude e duração do pulso de radiofreqüência.

O ângulo de inclinação pode ser de 5º a 90º ou 180º. Inicialmente, vamos trabalhar com ângulos de 90º e voltaremos a explicar mais tarde porque o ângulo de 90º é referencial. Portanto, para inclinar 90º, o VME deve receber energia suficiente do pulso de radiofreqüência para mover-se 90º em relação ao Bo e, neste caso, o VME passa para a posição transversa, efetuando rotação à freqüência de Larmor.

À partir daí, os momentos magnéticos dos núcleos de hidrogênio que encontravam-se fora de fase, isto é, ao acaso, passam a entrar em fase, isto é, ficam em uma mesma posição na trajetória precessional, representados agora por um único VME no plano transverso girando à freqüência de Larmor em torno do vetor Bo.

O sinal da ressonância magnética

Como foi explicado anteriormente, a soma dos momentos dos átomos de hidrogênio em fase é representada por um único vetor, o VME, que fica em precessão a um ângulo de 90º em torno de Bo. Este vetor representa também cargas elétricas em movimento girando de forma cíclica a uma freqüência determinada, o que provoca o aparecimento de ondas eletromagnéticas.

Pelas leis da indução de Faraday, uma onda eletromagnética induz uma certa voltagem em uma bobina receptora, ou simplesmente uma antena, quando esta é colocada nas proximidades daquela.

Assim sendo, o VME em movimento coerente, isto é, em fase no plano transversal, gera, em uma bobina colocada em suas proximidades, uma corrente elétrica criada pela diferença de voltagem, diferença esta que é dependente da posição do VME. Esta voltagem constitui o sinal de ressonância magnética.

A freqüência deste sinal será a mesma da freqüência de Larmor, no caso para o hidrogênio, e a magnitude deste sinal depende do grau de magnetização transversal, pois o sistema não consegue criar variações de voltagens com o VME em sua posição longitudinal em relação ao eixo do campo magnético.

O sinal do declínio de indução livre

Enquanto permanece o pulso de RF aplicado ao VME, este mantém-se a 90º em relação ao eixo Bo e permanece também a magnetização transversal. Ao desligar-se este pulso, os momentos dos átomos de hidrogênio que se encontram em fase passam a perder energia e, em conseqüência, começam a ficar fora de fase e os VME passam a sofrer influência de Bo, tentando, agora, realinhar-se com este.

Este processo pelo qual o VME perde energia e tenta se realinhar com o eixo Bo chama-se relaxamento e o grau de magnetização longitudinal aumenta gradualmente, (recuperação) em detrimento à magnetização transversal (declínio). Portanto, relaxamento significa desaparecimento da magnetização transversal e reaparecimento da magnetização longitudinal.

Quando diminui o grau de magnetização transversa também diminui progressivamente a magnitude da voltagem induzida na bobina receptora que está ao redor do paciente, até zero. Este fenômeno é denominado declínio de indução livre (DIL). A recuperação da magnetização longitudinal é conhecida como recuperação T1 e o declínio da magnetização transversa denomina-se declínio T2.

A razão da recuperação é um processo exponencial, com o tempo de recuperação constante denominado T1. Este é o tempo necessário para a recuperação de 63% da magnetização longitudinal. A razão do declínio (relaxamento) é também um processo exponencial e representa o tempo necessário para perda de 63% da magnetização transversa (tempo T2).

Parâmetros dos pulsos

Sempre que fazemos a aplicação de um pulso de RF e em seguida a interrupção do mesmo, criamos, como já foi mencionado, um sinal na bobina receptora. Em imaginologia, a aplicação de apenas um pulso de RF é pouco producente, no sentido de se obter imagens.

Desta forma, é preciso a aplicação de pulsos com elevado tempo de repetição, isto é, com certa freqüência fina e com prazos determinados para o aproveitamento dos sinais para a formação de imagens. O tempo de repetição (TR) é o tempo que vai da aplicação de um pulso de RF à aplicação do pulso de RF seguinte.

O TR é medido em milisegundos (Ms). O TR determina, ainda, o grau de relaxamento que pode ocorrer entre o término de um pulso de RF e a aplicação do pulso seguinte. O tempo de eco (TE) é o tempo que vai da aplicação do pulso de RF ao pico máximo do sinal induzido na bobina receptora. O TE é também medido em milisegundos. O TE corresponde ao grau de declínio da magnetização transversa que pode ocorrer antes de ler-se o sinal. Portanto, o TR determina o grau de relaxamento T1 e o TE o grau de relaxamento T2.

Ponderação e contraste

Na avaliação visual das imagens por RM, elas podem apresentar sinais muito intensos (em branco) até sinais pouco intensos (em preto), passando por uma gama de sinais intermediários (tons de cinza). Estes sinais de tonalidades que variam do branco ao preto representam diferentes tipos de tecidos, por exemplo, tecido adiposo, músculo, tecido nervoso, etc. que possuem VME individuais.

Um determinado tecido tem um sinal muito forte, caso possua um grande componente transverso de magnetização capaz de gerar um grande sinal na bobina receptora. Um tecido envia um sinal fraco à bobina receptora quando este possue um componente transverso de magnetização de pequena amplitude.

O contraste das imagens é conseqüência principalmente dos mecanismos de recuperação T1 e declínio T2. No tecido adiposo, por exemplo, os momentos magnéticos dos núcleos lipídicos relaxam e recuperam rapidamente sua magnetização longitudinal. O tempo T1 do tecido adiposo é, portanto, curto e sua característica é ser hiperintenso em T1. Ao contrário, na água os momentos magnéticos demoram mais para relaxar e recuperar a magnetização longitudinal e o tempo T1 da água é, portanto, longo e sua característica é de imagem hipointensa em T1.

Da mesma forma, o declínio T2 do tecido adiposo é curto, isto é, o tempo T2 é curto e o tempo T2 da água é longo, mostrando imagens hipointensas e hiperintensas, respectivamente.

Em resumo, pode-se dizer: o tecido adiposo tem um tempo T1 e T2 curtos; a água tem tempos T1 e T2 longos; para se obter imagens com sinais intensos, deve haver um grande componente de magnetização transversal, para que este possa induzir um forte sinal na bobina receptora; um componente de magnetização transversal pequeno produz um sinal fraco na bobina receptora; as imagens ponderadas em T1 apresentam tecido adiposo hiperintenso (brilhante) e a água hipointensa (escura); as imagens ponderadas em T2 mostram tecido adiposo hipointenso (escuro) e a água hiperintensa (brilhante); os tecidos de sinais intermediários devem ficar com T1 ou T2 entre os sinais do tecido adiposo e da água; uma

imagem ponderada em T1 é aquela em que o contraste depende predominantemente das diferenças entre os tempos T1 do tecido gorduroso e da água; uma imagem ponderada em T2 é aquela em que o contraste depende predominantemente das diferenças entre os tempos T2 do tecido adiposo e da água; o TR controla o grau de ponderação T1 e para a ponderação T1 o TR tem se ser curto; o TE controla o grau de ponderação T2 e para a ponderação T2 o TE tem de ser longo.

Spin eco e gradiente eco

A seqüência de pulsos spin eco utiliza pulsos de excitação de 90º e 180º para inclinar o VME nos planos transverso e longitudinal invertido, respectivamente. A seqüência de pulsos do tipo gradiente eco utiliza um pulso de RF variável e inclina o VME por qualquer ângulo, diferente de 90º e 180º.

Aparece, portanto, um componente transverso de magnetização cuja amplitude é sempre menor do que aquele da seqüência spin eco, pois o vetor transverso é resultante da projeção do VME com ângulos diferentes de 90º. Como os vetores de magnetização transversa nas seqüências gradiente eco podem restituir as fases mais rapidamente que os pulsos RF de 90º e 180º, o TE mínimo nestes casos é muito mais curto do que nas seqüências de pulsos spin eco e o TR pode, portanto, ser reduzido.

Assim, pode-se afirmar que nos casos de baixos ângulos de inclinação a recuperação plena da magnetização longitudinal ocorre mais cedo que nos de grande ângulos de inclinação, reduzindo-se o TR. Como o TR está relacionado ao tempo de exame, pode-se dizer que com TRs curtos o tempo total do exame será reduzido.

Assim sendo, exames realizados com seqüências de pulso gradiente eco são mais rápidos do que aqueles realizados com seqüências de pulso spin eco. Porém, como não há nenhuma compensação para os distúrbios de homogeneidade de campo, os quais são constantes nas seqüências gradiente eco, esta é uma desvantagem da seqüência gradiente eco. Isto é particularmente observado nos artefatos de susceptibilidade magnética.

Como nas seqüências spin eco, nas seqüências gradiente eco o TR é o tempo entre cada pulso de excitação e o TE é o tempo do pulso de excitação até o pico máximo do sinal induzido. Além disso, como o TR controla o grau de recuperação T1, que deve ocorrer antes da aplicação do próximo pulso de RF, um TR curto produz apenas ponderação em T1 e nunca possibilita a obtenção de uma imagem ponderada em T2.

Formação de imagens

Como já foi discutido, para ocorrer o fenômeno da ressonância necessário se faz a utilização de um pulso de RF com uma energia suficiente para lançar o VME do hidrogênio para o plano transverso, (90º) visto que ele se encontra com sua freqüência de precessão em um plano longitudinal (Bo).

Um pulso de RF também provoca uma somatória e coloca em fase os momentos magnéticos individuais que constituem o VME e, em conseqüência, aparece uma magnetização transversa coerente cuja precessão no plano transverso é a própria precessão do hidrogênio, de acordo com a freqüência de Larmor para aquele campo magnético em questão (para 1.5 T, a freqüência de precessão é de 63,85 MHz; para 1.0 T, 42,57 MHz e para 0.5 T, 21,28 MHz).

Com isto, pode-se induzir na bobina receptora, posicionada ao redor do segmento anatômico que está sendo examinado, uma voltagem ou sinal que tem a mesma freqüência que a freqüência do hidrogênio para aquele determinado tipo de magneto (0.5, 1.0 ou 1.5 T), independentemente do ponto de origem do sinal oriundo do paciente.

Contudo, para que o sistema possa localizar espacialmente este sinal, é preciso plotá-lo em relação aos três eixos dos planos ortogonais através de uma codificação que possibilita sua identificação tridimensional aonde quer que ele se encontre. Esta “codificação” que permite a localização de um ponto do paciente em relação aos eixos das imagens é uma tarefa executada pelos gradientes.

Gradientes são definidos como pequenas alterações do campo magnético principal geradas por bobinas localizadas ao longo do corpo do magneto (bobina gradiente). A passagem de uma corrente por uma bobina gradiente induz um campo magnético gradiente em torno dela que é subtraído da potência do campo magnético principal (Bo) ou acrescentado a ela.

A magnitude do campo magnético principal é alterada linearmente pelas bobinas gradientes, de modo que se pode quantificar a potência do campo magnético e, por conseguinte, a freqüência de precessão dos núcleos ao longo do eixo do gradiente permitindo uma codificação espacial.

Os núcleos que se situam em um campo magnético de maior potência, em relação ao isocentro, se aceleram, enquanto os núcleos que situam em um campo magnético de menor potência, em relação ao isocentro, se desaceleram: a freqüência de precessão aumenta e diminui, respectivamente, devido ao gradiente. Em conseqüência disso, a posição de um núcleo ao longo de um gradiente pode ser identificada, graças à sua freqüência de precessão para cada ponto determinado.

No corpo do magneto existem três bobinas gradientes. Estas bobinas são referidas como bobinas gradientes Z, X e Y, de acordo com o eixo segundo o qual elas agem ao serem ativadas. O gradiente Z altera linearmente a potência do campo magnético ao longo do eixo Z do magneto, que é o eixo mais longo e que é paralelo ao eixo longitudinal do corpo do paciente.

O gradiente Y altera a potência do campo magnético ao longo do eixo Y do magneto que representa o eixo vertical, ou seja, aquele que tem uma posição vertical em relação ao paciente em decúbito ventral ou dorsal. O gradiente X altera a potência do campo magnético ao longo do eixo X do magneto, ou seja aquele que é horizontal à superfície corporal. No conjunto, todos os eixos fazem entre si um ângulo de 90º (planos ortogonais).

O isocentro magnético e o ponto central dos eixos dos gradientes, o qual coincide com os eixos do corpo do magneto. No isocentro magnético a potência do campo magnético permanece inalterada, mesmo ao serem ativados os gradientes. Em resumo, as tarefas principais dos gradientes são: seleção de cortes (localização de um corte - sagital, axial ou coronal - no plano de exame selecionado), localização espacial de um sinal ao longo do eixo longo da anatomia (codificação de freqüência) e localização espacial de um sinal ao longo do eixo curto da anatomia (codificação de fase).

Seleção de cortes

Um corte correspondente a um determinado plano situado ao longo do eixo de gradiente tem todos os seus pontos com uma freqüência de precessão específica. Assim sendo, pode-se excitar de forma seletiva os pontos deste corte, bastando para isso a transmissão de um pulso de RF com uma faixa de freqüência que coincida com a freqüência de Larmor dos spins dos prótons de hidrogênio situados exclusivamente naquele plano.

Obtém-se, assim, a ressonância dos núcleos situados exclusivamente neste plano. Os núcleos situados em outros cortes ao logo do gradiente não entram em ressonância, pois a presença do gradiente modifica a freqüência de precessão dos mesmos. O plano de exame selecionado pelo examinador determina qual dos três gradientes irá executar a seleção dos cortes durante a seqüência de pulsos.

O gradiente Z altera a potência do campo e a freqüência de precessão ao longo do eixo Z do magneto. Ele, portanto, seleciona os cortes axiais. O gradiente X altera a potência do campo e a freqüência de precessão ao longo do eixo X do magneto e é o responsável pela seleção dos cortes sagitais.

Finalmente, o gradiente Y altera a potência e a freqüência de precessão ao longo do eixo Y do magneto e seleciona os cortes coronais. Uma vez selecionado um corte, os sinais dele devem ser localizados ao longo de, pelo menos dois eixos da imagem através de um processo conhecido por codificação de freqüência que está associado ao eixo longo da anatomia. Nas imagens coronais e sagitais o eixo longo da anatomia situa-se ao longo do eixo Z do magneto.

Neste caso, a codificação de freqüência é realizada pelo gradiente Z. Nas imagens axiais, o eixo longo da anatomia encontra-se ao longo do eixo horizontal do magneto (eixo X) e, neste caso, é o gradiente X que realiza a codificação de freqüência. Em especial, nos exames de crânio, o eixo longo da anatomia (ântero-posterior) situa-se ao longo do eixo ântero-posterior do magneto e, assim, é o gradiente Y que deve promover a codificação de freqüência.

Codificação de fase

Quando todos os gradientes são aplicados em um determinado tempo e ocorre a seleção de um corte, ocorre um desvio de freqüência ao longo de um eixo do corte e um desvio de fase ao longo de outro eixo. Desta forma, o sistema pode localizar um sinal individual da imagem.

Esta informação deve ser agora traduzida em termos de imagem, o que ocorre através do armazenamento de informações no processador do sistema de computação que dispõe do chamado espaço K. O espaço K é o domínio da freqüência espacial, isto é, parte do sistema que armazena informações sobre a freqüência de um sinal e de que parte do paciente ele se origina.

O espaço K tem uma forma retangular e tem eixos perpendiculares entre si que representam o eixo de fase (formado por várias linhas horizontais) e o eixo de freqüência (formado por linhas verticais). Todas as vezes em que é feita uma codificação de freqüência ou de fase são colhidos dados que devem ser armazenados nas linhas do espaço K e estes dados produzirão uma imagem do paciente.

Na realidade, o espaço K funciona como uma fonte de armazenamento de dados até que uma aquisição completa termine, o que ocorre quando todas as linhas do espaço K estão preenchidas.

Para uma determinada aquisição, o número de linhas do espaço K que são preenchidas é determinado pelo número de diferentes inclinações de codificação da fase que são aplicadas: uma vez preenchidas todas as linhas do espaço K selecionado, a aquisição de dados está completa, aquela parte do exame está terminada e os dados mantidos no espaço K são convertidos em imagens. Esta conversão é feita matematicamente por um processo conhecido como Tranformada de Fourier Rápida (TFR). A TFR é um processo puramente matemático, e está além dos objetivos deste trabalho.

Matriz

A unidade base de uma imagem digital é um pixel. O pixel, portanto, é apresentado em duas dimensões e representa também a unidade de superfície de um determinado tecido do paciente. O voxel representa um volume unitário de tecido do paciente e é determinado pela área unitária de superfície (pixel) multiplicada pela espessura do corte. A área do pixel é determinada pelo tamanho do campo de visão (CDV) e pelo número de pixels no campo de visão ou matriz. O campo de visão relaciona-se à extensão da anatomia

coberta e ele pode ser quadrado ou retangular. Desta forma, a área do pixel pode ser determinada pela fórmula seguinte:

área do pixel =dimensões do CDV

tamanho da matriz

O tamanho da matriz é determinado por dois números. O primeiro corresponde ao número de amostras de freqüência colhidas e, o segundo, ao número de codificações de fase efetuadas. Por exemplo, 512x256 indica que foram colhidas 512 amostras de freqüência durante a leitura e foram feitas 256 codificações de fase. Uma matriz grosseira é aquela formada por um baixo número de pixels no CDV e uma matriz fina representa um número elevado de pixels no CDV.

Conseqüentemente, o mesmo raciocínio é válido para o voxel: uma matriz grosseira é formada por um baixo número de voxels e, uma fina, por um elevado número de voxels. Grandes voxels contem mais núcleos da hidrogênio e, por conseguinte, maior número de spins para contribuir com um sinal mais forte dos que os pequenos voxels.

Seqüências de pulso

As seqüências de pulso são mecanismos pré-estabelecidos e selecionados durante a execução do exame de uma determinado segmento, optimizando-se a aplicação de pulsos e gradientes. Como resultado final, observa-se a ponderação e a melhor qualidade de imagem. São várias as seqüências de pulso e cada uma delas destina-se a uma finalidade específica. Além do mais, os diferentes aparelhos produzidos por diferentes fabricantes podem ter diferentes designações para um mesmo pulso, mas, em geral, pode-se resumir as seqüências de pulso como seqüências Spin eco, Fast spin eco, Inversion recovery (recuperação da inversão), STIR, FLAIR, Gradiente eco, Precessão livre em estado de equilíbrio estável e Imagens ultra-rápidas.

A seqüência de pulso spin echo constitue a maior parte das aquisições para obtenção de imagens, sendo usadas em quase todos os exames. As imagens ponderadas em T1 fornecem nessa seqüência um excelente detalhamento anatômico e, as ponderadas em T2, reproduzem com grande fidelidade as condições patológicas, graças ao conteúdo hídrico das mesmas as quais se apresentam com sinais hiperintensos. O spin eco, como já foi mencionado anteriormente, usa um pulso de excitação de 90º seguido de um ou mais pulsos de restituição de fase de 180º, para gerar um eco.

Usando-se um TE e TR curtos (10-20 ms e 300-600 ms, respectivamente), obtém-se imagens ponderadas em T1. Com TE e TR longos (80 ms e 200 ms, respectivamente) obtém-se imagens ponderadas em T2. Uma das desvantagens da seqüência spin echo clássica ou convencional é o tempo de exame relativamente longo; em geral 4 a 6 minutos para as imagens ponderadas em T1 e de 7 a 10 minutos para as imagens ponderadas em T2.

Atualmente, porém, com os novos equipamentos estes tempos melhoraram bastante, graças às seqüências fast spin echo (spin eco rápida). Na seqüência spin eco convencional a cada pulso é preenchida apenas uma linha do espaço K por TR, enquanto que na spin eco rápida (fast spin eco) são preenchidas várias linhas do espaço K, simultaneamente. Assim sendo, neste caso o espaço K é preenchido muito mais rapidamente e o tempo de exame é reduzido. Nas seqüências “fast spin echo” a ponderação T1 pode variar de 30 segundos a 2 minutos por aquisição e, a T2, 2 a 3 minutos.

A recuperação de inversão (invertion recovery) é uma seqüência que se inicia por um pulso de inversão de 180º, isto é, do VME, até a saturação plena. Ao se neutralizar o pulso de inversão, o VME relaxa de volta ao eixo Bo, quando então um novo pulso de excitação de 90º é aplicado. A imagem obtida através desta seqüência é fortemente ponderada em T1 e ela demonstra com muita clareza a anatomia.

A seqüência STIR (recuperação da inversão com T1 curto) é uma seqüência com ponderação T1 utilizada especialmente para a supressão da gordura, graças ao seguinte mecanismo: ao se aplicar um pulso de excitação de 90º, o vetor do tecido adiposo passa dos 90º para 180º e à saturação plena. Desta maneira, o sinal do tecido adiposo é anulado, pois ele não dá nenhum sinal por não haver nenhum componente transverso de magnetização.

Esta seqüência não deve ser utilizada após injeção endovenosa do contraste paramagnético, mas sempre antes, pois o contraste encurta os tempos T1, dos tecidos realçados de tal modo que ele se aproxima do tempo T1 do tecido adiposo. Na seqüência STIR, portanto, o sinal do tecido realçado pelo uso do contraste paramagnético pode ser anulado. Os parâmetros da seqüência STIR são: T1 curto de 150 - 175 ms; TE curto de 10 - 30 ms; TR longo 2000 ms ou mais. Esta seqüência pode também ser associada a seqüência spin eco rápidas, com um fator turbo e um TE longos. Neste caso, obtém-se uma ponderação T2 com supressão adiposo.

Uma das seqüências mais sensíveis e úteis no dia-a-dia da ressonância magnética é a seqüência FLAIR (free liquid atenuated inversion recovery). Nesta seqüência, o sinal do líquido céfalo-raquidiano (LCR) é anulado nas imagens ponderadas em T2 e densidade de prótons. Desta forma, as lesões parenquimatosas hiperintensas são vistas com mais clareza, pois elas não se confundem com as imagens hiperintensas do líquor observadas nas imagens ponderadas em T2 e densidade de prótons.

Consegue-se obter este resultado aplicando-se um T1 correspondente ao tempo de recuperação do sinal do LCR de 180º para 90º, não havendo magnetização transversa, o sinal do LCR é anulado. Os parâmetros são: T1 longo 1700 - 2200 ms; TE, longo ou curto dependendo da ponderação necessária; TR longo 6000 ms ou mais.

Seqüências gradiente eco

As seqüências de pulso GE já foram anteriormente discutidas, mas é importante lembrar que as seqüências gradiente eco usa ângulos de inclinação variáveis, de modo que pode-se usar um TR bem curto e o tempo de exame pode ser reduzido, podendo-se usá-las em exames em apnéia, do tórax ou abdômen, bem como imagens dinâmicas contrastadas e imagens angiográficas.

As seqüências de pulso GE podem ser usadas para aquisição de imagem com ponderação T1, T2 e densidade de prótons., Seus parâmetros são os seguintes: ponderação T1 - ângulo de inclinação de 70º a 110º; TE curto 5 - 10 ms; TR curto, menos de 50 ms. Ponderação T2 - ângulo de inclinação de 5º - 20º; TE longo 15 - 25 ms; TR curto, segundos a minutos.

Outras seqüências utilizadas em RM, são o estado de equilíbrio estável (stady state) a magnetização transversa residual coerente, magnetização transversa residual incoerente (spoiled), a precessão livre em estado de equilíbrio estável (steady state free precession) e as imagens ecoplanares. O leitor interessado poderá obter maiores informações sobre estas seqüências, em particular, nos livros textos que tratam do assunto.

Meios de contraste

Como já foi comentado anteriormente, nas imagens ponderadas em T1 tecidos com tempo de relaxamento T1 curto, por exemplo tecido adiposo, aparecem hiperintensos e tecidos com tempo de relaxamento T1 longo, por exemplo a água, aparecem hipointensos. Nas imagens ponderadas em T2, tecidos com declínio T2 curto, no caso tecido adiposo, aparecem hipointensos e tecidos com declínio T2 longo, no caso a água, aparecem hiperintensos. Foi mencionado também que, pela presença da água na maioria das lesões e nos tecidos a elas circundantes, as ponderações T2 são excelentes para detectar os “sinais” da presença das lesões e que as ponderações T1 são ótimas para a definição anatômica das mesmas.

Como em qualquer método de imagem em medicina, também para a RM foi desenvolvido um meio de contraste que pudesse realçar as lesões, e não os tecidos normais, que facilitasse sua localização, características e diagnóstico diferencial. Os meios de contraste geralmente utilizados em RM, portanto, afetam seletivamente os tempos de relaxamento T1 dos diferentes tecidos, embora os tempos de recuperação T2 possam também ser alterados pela introdução de meios de contraste. Quando o efeito predominante é o encurtamento T1, as estruturas ou tecidos patológicos com relaxamento T1 reduzido aparecem claras, isto é, hiperintensas.

O meio de contraste mais usado em RM é o gadolíneo. A água no corpo, como aquela encontrada nos tumores e processos inflamatórios, tem uma rotação muito mais rápida que a freqüência de Larmor provocando um relaxamento ineficiente que é demonstrado por longos tempos de relaxamento T1 e T2, aparecendo nas imagens por RM como áreas hipointensas e hiperintensas respectivamente. Ao colocar-se uma substância com grau de momento magnético, como o gadolíneo que é uma substância paramagnética, na presença de prótons da água são criadas flutuações do campo magnético local que podem reduzir os tempos de relaxamento T1 do próton da água.

Este fenômeno provoca uma maior intensidade de sinal destes prótons nas imagens ponderadas em T1, tornando-os hiperintensos. O gadolíneo é, portanto, um meio de contraste T1. Os meios de contraste T2 não são usados rotineiramente no dia-a-dia dos serviços de imagem e fica por conta do leitor melhorar seus conhecimentos sobre os mesmos, através dos livros textos.

O gadolíneo é um oligoelemento metálico (lantanídeo) classificado dentro do grupo dos metais pesados e com afinidade para se acumular locais do corpo humano como membranas, proteínas de transporte, enzimas, matriz óssea e órgãos em geral. O gadolíneo tem três elétrons livres, sendo, portanto, um íon metálico. Felizmente, existem substâncias na medicina que graças à sua afinidade por íons metálicos são capazes de se ligar a eles, colaborando na sua distribuição, circulação e excreção, evitando a deposição do mesmos por muito tempo nos tecidos humanos. Esta é a função dos quelantes (quelados).

Os quelantes se fixam em alguns dos locais disponíveis do íon metálico, propiciando esta função importante. O quelante usado para o gadolíneo é o DTPA ou ácido dietileno triaminopentacético. Portanto, o resultado é o Gd-DTPA (gadopentetato) que é um meio de contraste hidrossolúvel bastante seguro para utilização clínica, sendo raros seus efeitos colaterais. Os mais comuns são: um aumento pequeno e transitório da bilirrubina e do ferro plasmáticos, cefaléias leves e transitórias (9,8 % dos casos), náuseas (4,1 % dos casos), vômitos (2,0 %), hipotensão, irritação gastrintestinal e erupções cutâneas em menos de 1 %. Até o presente, foram relatados dois casos de óbitos relacionados aos milhões de usuários do Gd-DTPA em todo o mundo, sendo esta estatística bastante diferente daquelas para o uso do contraste iodado utilizado em outros métodos radiológicos (1 / 20.000 a 40.000).

Aproximadamente, 80% do gadolíneo utilizado em um exame são excretados pelos rins em três horas. Embora não haja contra-indicações específicas para o seu uso, deve-se avaliar com critérios muito rígidos a necessidade do seu uso em pacientes com distúrbios hematológicos, particularmente nas anemias

hematolítica e falciforme, no caso de gravidez, mães em fase de amamentação, distúrbios respiratórios, particularmente na asma, e história de alergia anterior ao contraste.

A dose eficaz do Gd-DTPA é de 0,1 mmol/Kg, equivalente a 0,2 ml/Kg de peso corporal, sendo sua administração por via endovenosa.

Técnicas especiais

1. COLANGIOPANCREATOGRAFIA POR RM (COLANGIORESSONÂNCIA)

A colangioressonância foi inicialmente descrita por Wallner em 1991 que, através do sinal hiperintenso do fluido estacionário nas imagens ponderadas em T2, conseguiu delinear as vias biliares sem a necessidade de administração do contraste.

É um método não invasivo, de elevada acurácia, permitindo a avaliação multiplanar da anatomia do trato biliar e pancreático sem os riscos inerentes das complicações observadas em algumas entidades clínicas, quando se utiliza a colangiopancreatografia endoscópica retrógrada (CPER).

Dados recentemente publicados estabelecem a elevada sensibilidade da colangioressonância com aproximadamente 95% para dilatação e estenoses dos ductos biliares e pancreáticos e 72 a 95% para coledocolitíase. A sensibilidade da colangioressonância para detecção de cálculos no ducto biliar comum é mais elevada (95%) do que o ultra-som e a tomografia computadorizada (60-90%).

Outra indicação da colangioressonância que supera a colangiopancreatografia endoscópica retrógrada é a demonstração satisfatória das estenoses ductais pós-operatórias ou complicações pós-operatórias de qualquer natureza onde a CPER é impossível de ser realizada. Outro detalhe a favor da colangioressonância é o seu baixo preço em relação a CPER.

2. RM FUNCIONAL: ATIVAÇÃO CEREBRAL, PERFUSÃO E DIFUSÃO

Imagens funcionais cerebrais (IFC) obtidas através dos novos equipamentos de RM vão além das informações morfológicas. Exemplos de IFC são estudos da ativação cortical cerebral, difusão e perfusão que utilizam uma seqüência de pulso chamada EPI (Echo Planar Imaging). O estudo da ativação cortical permite a avaliação das diferentes áreas funcionais do cérebro tais como região hipocampal, lobo temporal, córtex, motora e sensitiva, áreas da linguagem, funções cognitivas, etc.

Os sinais originários destas áreas são obtidos através de tarefas ou estímulos impostos ao paciente de acordo com a função examinada. Desta forma, pode-se obter um mapeamento das áreas cerebrais normais e anormais quando associadas a uma determinada patologia através de estímulos motores, visuais ou auditivos. Com isso obtêm-se informações mais detalhadas dos processos patológicos e sua área de abrangência, podendo-se preservar áreas nobres nos atos cirúrgicos diretos ou nos tratamentos intervencionistas intravasculares.

O fenômeno da perfuração engloba a fase do transporte vascular dentro da rede capilar que se distribui em cada tecido seguido da difusão de nutrientes através da parede capilar e da membrana celular e daí para dentro das células nervosas. Entretanto, o termo “perfusão” é freqüentemente usado para indicar somente a fase de transporte vascular e é neste contexto que o estudo da perfusão por RM foi desenvolvido. Os principais parâmetros obtidos na perfusão por RM é o volume sangüíneo regional cerebral, expresso em ml/g, e o fluxo sangüíneo regional cerebral, expresso em ml/g/s. Nos tecidos vivos as moléculas de água são abundantes.

Estas moléculas dão origem aos sinais da RM, pois são ricas em hidrogênio e em escala microscópica muitas delas coexistem em movimentos incoerentes através de velocidades e direções diferentes. Este movimento ao acaso provoca o choque de uma molécula com a outra e é conhecido como movimento browniano. Através destes movimentos e em associação com as propriedades específicas da membrana celular ocorre o fenômeno da difusão da água através da mesma. As imagens ponderadas especificamente para os estudos de difusão baseiam-se na variação do coeficiente de difusão da água através das membranas das células cerebrais atingidas por qualquer patologia.

Entre outras, a melhor aplicação das imagens ponderadas para o estudo da perfusão e difusão são os acidentes vasculares cerebrais, pois estas técnicas podem mostrar a presença de infartos hiperagudos bem como alterações de volume e fluxo sangüíneos cerebrais. Com isso, abre-se uma poderosa janela diagnóstica para a investigação clínica dos acidentes vasculares cerebrais agudos e em conseqüência a aplicação dos vários métodos terapêuticos modernos cujo objetivo principal é a redução da morbidade e mortalidade dos pacientes).

3. ANGIORESSONÂNCIA

Permite avaliação de qualquer segmento vascular corporal (cérebro, pescoço, tórax, abdômen e membros) de forma rápida e com extraordinária resolução espacial, tornando este método absolutamente confiável nos aparelhos de 1.5T. Quando se avalia os vasos cerebrais ou do pescoço, apenas em algumas circunstâncias especiais se utiliza o contraste paramagnético (Gadolinium) endovenoso e as imagens vasculares são obtidas através de seqüências especiais que são melhores quanto melhor a qualidade do aparelho.

Contudo, recentemente foi desenvolvida uma "bomba injetora" do contraste paramagnético para o ambiente próprio da sala de ressonância magnética. Com esta nova tecnologia, consegue-se através dos aparelhos de 1.5T excelentes imagens da aorta torácica e abdominal, artérias pulmonares, artérias renais, mesentéricas, sistema portal e artérias periféricas.

Esta nova tecnologia não invasiva e que utiliza o contraste endovenoso sem a necessidade de cateterização arterial tem sido aceita e incorporada na prática clínica de vários centros médicos do mundo, principalmente pela raridade de reações anafiláticas ao contraste (Gadolinium) e ausência de nefrotoxidade em exames que permitem a obtenção de imagens tridimensionais de excelente resolução espacial semelhantes àquelas obtidas com a angiografia convencional e em tempo extremamente rápido.

4. RESSONÂNCIA MAGNÉTICA DO CORAÇÃO

Nos últimos vinte anos, as técnicas não invasivas de imagens do coração alcançaram seu auge através da ecocardiografia. Na grande maioria das vezes, era a ecocardiografia o único exame que podia fornecer dados sobre a morfologia e função cardíacas.

A Ressonância Magnética (RM) foi introduzida no meio médico em 1985; porém, somente nos últimos dois ou três anos é que sua utilização na Cardiologia teve um extraordinário avanço, estabelecendo-se como método não invasivo de superior qualidade. A ressonância magnética oferece imagens cardíacas com detalhes de anatomia e função de uma forma totalmente segura, sem qualquer risco para os pacientes (a única contra-indicação é o marca-passo cardíaco) e sem submete-los aos inconvenientes das técnicas invasivas de cateterismo. E esta atuação da RM na Cardiologia será bem maior no futuro próximo, graças aos novos pacotes de softwares que introduzem técnicas de imagens ultra-rápidas que anulam os artefatos de movimento.

A RM é essencialmente uma técnica de imagem tridimensional, daí porque ela é capaz de avaliar o volume cardíaco, sua superfície, as câmaras cardíacas (átrios e ventrículos), fornecendo informações não só de sua estrutura como também de sua contratilidade e do fluxo sangüíneo dentro destas câmaras. Estas informações são úteis para avaliar e quantificar a função dos ventrículos, a severidade das lesões das válvulas cardíacas e o grau de reserva do fluxo coronariano.

Além disso, com as seqüências ultra-rápidas, pode-se hoje obter informações sobre a difusão do meio de contraste utilizado em RM (Gadolinium-DTPA) através do miocárdio, método que auxilia a avaliação da perfusão miocárdica regional e volume sangüíneo. A mais recente aplicação das seqüências ultra-rápidas de exame diz respeito aos grandes vasos (artérias e veias) que entram e saem do coração e as artérias que nutrem o coração (as coronárias).

Como tudo que se relaciona ao coração é dinâmico, as imagens obtidas pelo computador são enviadas aos médicos que solicitam o exame através de fitas de vídeo. Desta forma, eles podem examinar a anatomia e a função cardíaca com precisão extraordinária de detalhes não apenas através dos três planos ortogonais (axiais, sagitais e coronais) classicamente registrados nos filmes de raio x, mas também através das fitas de vídeo que propiciam a análise dinâmica tridimensional da anatomia e funções normais do coração, bem como de todas as doenças diagnosticadas.

5. ESPECTROSCOPIA

Desde a sua descoberta, há ±50 anos, a espectroscopia por ressonância magnética tornou-se um método extraordinário para examinar átomos e moléculas. Seu uso nos laboratórios de física e química, portanto, tinha como finalidade principal a análise das interações moleculares e a identificação de compostos químicos. No campo clínico, a ressonância magnética acabou se convertendo num método diagnóstico por imagem.

Contudo, o mais importante dos objetivos da espectroscopia, isto é, a capacidade de desenvolver a identificação química das substâncias, era de difícil solução no processo de imagem por ressonância magnética. Nos anos mais recentes, com a melhoria do hardware e software dos aparelhos modernos, pode-se finalmente obter espectroscopia dos tecidos vivos. A espectroscopia por ressonância magnética in vivo combina os métodos de imagem tradicionais da RM com a capacidade de análise química dos tecidos, tornando-se um método não invasivo para o estudo de processos bioquímicos cerebrais, hepáticos e musculares.

As principais aplicações clínicas da espectroscopia cerebral são: acidentes vasculares cerebrais, tumores, demências, asfixia neonatal, epilepsia, infecções pelo HIV, doenças dos núcleos da base, esclerose múltipla. No caso dos tumores cerebrais, vários autores têm descrito curvas específicas dos metabólitos (mioinositol, creatina, colina, N-acetil-aspartato e outros) para determinados tipos de tumores.

Assim, pode-se obter através das curvas dos metabólitos obtidos pela espectroscopia dos tumores cerebrais a definição de malignidade ou benignidade. Entre os tumores malignos pode-se ainda ter uma noção aproximada de sua composição química, o que facilita na identificação de seu grau histológico e conseqüentemente o tipo de tumor. Além disso, uma das melhores utilizações da espectroscopia por ressonância magnética cerebral é a diferenciação entre recidiva tumoral e radionecrose, coisa que só era possível através do PET (Tomografia por Emissão de Prótons) método extremamente caro e que não existe no Brasil, mas somente nas grandes universidades americanas e européias.

6. URORESSONÂNCIA

Também através da técnica do “Single-Shot Fast Spin Echo”, a mesma utilizada para a colangiopancreatografia e aortografia, pode-se obter excelentes imagens do trato urinário. Desta forma, o nível de uma obstrução ureteral, por exemplo, é facilmente detectado com seqüências bastante rápidas através de imagens tridimensionais de excelente resolução espacial.

7. MAMOGRAFIA POR RM

O uso de uma nova bobina para mamas que possibilita a aquisição simultânea de imagens de ambas as mamas, imagens estas de alta resolução e grande homogeneidade, foi um dos grandes avanços da RM. A paciente é examinada em decúbito ventral, sem dor, desconforto ou pressão sobre as mamas. Desde a introdução da Ressonância Magnética (RM) para avaliação das patologias mamárias em 1986, este método tem recebido atenção e aceitação crescentes.

Equipamentos de última geração com bobinas especialmente confeccionadas para a região mamária têm proporcionado avaliação tridimensional das mamas com elevada resolução espacial e temporal possibilitando caracterização morfológica das lesões e estudo dinâmico pós-contraste. Comparada a outros métodos, a RM oferece novas informações que, combinadas à mamografia convencional, tem elevado o índice de detecção de lesões malignas da mama. O uso do contraste na avaliação das mamas por ressonância magnética é imprescindível, explorando o princípio da angiogênese necessária ao crescimento tumoral.

A ressonância magnética das mamas sem a administração do contraste está indicada apenas na avaliação da integridade dos implantes de silicone, sendo para esta última indicação aceito como o melhor método disponível atualmente. Muitos estudos têm demonstrado que a RM pode contribuir com informações morfológicas similares à mamografia convencional nas lesões neoplásicas malignas invasivas, sem a limitação da sobreposição dos tecidos e, principalmente, permite estudo dinâmico pós-contraste das lesões. Isto define tendências do padrão de realce que pode estabelecer a probabilidade de malignidade de uma determinada lesão.

A mamografia por RM tem se revelado como um método de elevada acurácia dependendo, porém, de uma pré-seleção adequada das pacientes. É, portanto, um método complementar à mamografia convencional, não podendo ser considerada método de "screening", especialmente pela limitação da RM na identificação das lesões precoces que se manifestam por microcalcificações que são facilmente detectadas pela mamografia convencional. Por outro lado, em pacientes com fatores de risco para malignidade mamária, a RM pode, como nenhum outro método, detectar lesões iniciais que não se manifestem por microcalcificações, portanto inaparentes à mamografia convencional.

Cerca de 99% das neoplasias invasivas da mama exibem algum realce pós-contraste, enquanto que 30% dos carcinomas in-situ apresentam realce atípico e 10 a 20% podem demonstrar mínimo ou nenhum realce, limitando a sensibilidade e especificidade do método na avaliação das neoplasias iniciais.

Portanto, as novas informações obtidas com a ressonância podem ser de valor inestimável predominantemente no diagnóstico das neoplasias invasivas e ainda nas situações em que a mamografia têm papel limitado, ou seja: extensas alterações cicatriciais pós-cirúrgicas com ou sem radioterapia; exclusão e detecção precoce de neoplasia maligna após implantes de silicone; mama densa em pacientes com elevado risco para neoplasia de mama; caso-problema - resultados contraditórios por outros métodos; pré-operatório na detecção de multifocalidade, multicentricidade e avaliação da mama contralateral; acompanhamento da resposta tumoral à quimioterapia; avaliação da integridade dos implantes de silicone.

Contudo existem situações em que a ressonância pode não contribuir significativamente: detecção de microcalcificações; avaliação de displasias, doenças inflamatórias e secretórias; pacientes assintomáticas sem fatores de risco para neoplasia maligna mamária. Como já foi mencionado, as microcalcificações são melhor detectadas pela mamografia convencional e nos casos das displasias mamárias, doenças inflamatórias e secretórias as alterações identificadas pela RM são inespecíficas, sobrepondo-se muitas vezes àquelas do parênquima mamário normal sob influência hormonal.

Em torno de 30 % das pacientes jovens, assintomáticas e sem fatores de risco para malignidade, a ressonância magnética pode detectar inúmeras alterações benignas como adenose ou fibroadenoma, inaparentes por outros métodos de imagem. Isto pode causar dúvida diagnóstica, levando a paciente a se submeter a biópsias desnecessárias e a um excessivo número de estudos adicionais o que, sem sombra de dúvida, compromete a credibilidade do método.

8. OUTROS AVANÇOS

Outros avanços da ressonância magnética através dos aparelhos de 1.5T diz respeito à analise do fluxo liquórico, estudo das articulações têmporo-mandibulares com bobina dupla permitindo a avaliação das duas ATMs simultaneamente e a aplicação de bobinas do tipo "synergy" para a coluna. Estas bobinas permitem imagens amplas da coluna como um todo, evitando em alguns casos a necessidade de exames individuais da coluna cervical, torácica e lombar, particularmente nas crianças e indivíduos adultos de pequeno porte.

Segurança em ressonância magnética

Como já foi devidamente explicado, durante um exame de RM o paciente é exposto a um forte campo magnético e pulsos de radiofreqüência que causam correntes de Faraday nos tecidos. Quando muito intensas, estas correntes podem causar no paciente aquecimento em alguns pontos de seu corpo.

Esse aquecimento causado pela radiofreqüência aumenta proporcionalmente à intensidade do campo magnético e isto impõe limites aos magnetos utilizados com fins diagnósticos. Os magnetos mais utilizados para diagnóstico clínico (0.5, 1.0 e 1.5T), e que foram liberados pelo FDA, não provocam tais efeitos, mas magnetos de potência superior ainda estão sob avaliação técnica e não foram liberados para uso clínico. Clips cirúrgicos de qualquer natureza e que não sejam ferromagnéticos, DIUs (de cobre), próteses de aço, implantes (de titanium, por exemplo), amálgamas dentárias e aparelhos dentários fixos, válvulas cardíacas, não contra-indicam exames de RM, pois não tem componente ferroso em suas estruturas, embora alguns artefatos localizados possam aparecer e prejudicar no laudo, devido ao fenômeno de susceptibilidade magnética.

É sempre mandatório que se faça, antes do início de cada exame, um questionário ao paciente sobre a possibilidade dele ser portador de um desses metais mencionados e, em caso de dúvida, o imaginologista deve consultar o médico que enviou o paciente sobre a real natureza do metal que está sendo usado.

Marca-passos cardíacos, clips ferromagnéticos, neuro-estimuladores, implantes ferromagnéticos são, portanto, contra-indicações para o uso de RM devido a possibilidade de se mobilizar qualquer um desses elementos de sua posição natural ou, ainda, pela interferência eletromagnética é possível indução de correntes. O fenômeno da indução de correntes é particularmente perigoso no caso dos marca-passos que possuem longos cabos que funcionam como eletrodos. Fortes correntes de Faraday podem ocorrer nestes eletrodos a cada pulso de radiofreqüência e elas funcionam como poderosas cargas elétricas aplicadas diretamente no coração, podendo provocar arritmias ou mesmo parada cardíaca.

Embora até o presente não se tenha detectado nenhum efeito deletério sobre as grávidas e aos fetos, recomenda-se exame em grávidas apenas depois do terceiro mês de gravidez, reservando-se exames antes desta época apenas para os casos extremamente necessários.

Uma pequena parcela dos pacientes que vão para o exame de RM apresentam claustrofobia. Felizmente, para estes pacientes, já existem hoje aparelhos de RM abertos que tornam o exame muito mais confortável e eliminam o fenômeno de claustrofobia.

Pacientes em mal estado geral e que precisam ser acompanhados de monitores, respiradores e outros aparelhos são problemáticos, pois tais aparelhos até bem pouco tempo não possuíam uma tecnologia de fabricação que os tornasse viáveis dentro de uma sala de RM. Felizmente, também, vários fabricantes tornaram isto possível, fabricando equipamento próprios para a sala de RM. Os serviços mais modernos de RM possuem tais aparelhos dentro da sala de RM e quando o paciente vem da UTI, com os aparelhos convencionais, basta fazer rapidamente uma troca entre eles, tornando o exame absolutamente seguro para o paciente.

Outro fator que deve ser lembrado, com relação à segurança, e a entrada dentro da sala com qualquer ferramenta ferromagnética (que pode se transformar em verdadeira arma, quando ocorre a atração em direção ao magneto), aspiradores de pó, cilindros de oxigênio (que não sejam de alumínio), cartões magnéticos (se desmagnetizam), relógios e celulares, chaves, etc, que possam estar sendo utilizados por membros do staff ou por outros que auxiliem no transporte e remoção de pacientes.

De uma maneira geral, seguindo-se estas pequenas normas de segurança o exame de RM torna-se uma das maiores conquistas de toda a história da medicina e inigualável método diagnóstico. Melhorias estão por vir para colaborar ainda mais com a saúde e o bem estar da humanidade.