ressonância magnética funcional

Curso de Mestrado em Tecnologia Biomédica

Unidade Curricular de Imagiologia

Ano Letivo de 2014/2015

Monografia

Ressonância Magnética Funcional

Executado por

27188 Flávia Pires

Orientado por

Fernando Monteiro

Entregue em

5 de Janeiro de 2015


Imagiologia – Tecnologia Biomédica 1

Lista de Figuras Figura 1: Imagem obtida através de fMRI [9]. ................................................................................ 8

Figura 2: Seiji Ogawa, nascido a 19 de Janeiro de 1934 [10]. ........................................................ 9

Figura 3: Áreas de funções específicas do cérebro [4]. ................................................................. 10

Figura 4: Scanner de MRI e os seus constituintes [11]. ................................................................ 13

Figura 5: As diferentes configurações das bobinas de radiofrequência, (a) Bobina de superfície,

(b) Bobina de volume e (c) Bobina array de fase [1]. .................................................................. 14

Figura 6: O formato de bobinas de gradiente x, y e z [12]. ........................................................... 15

Figura 7: Protão com momento angular (J) e momento magnético (µ) [1]................................... 16

Figura 8: (a) Movimento de precessão, (b) Estado paralelo e antiparalelo [1]. ............................ 16

Figura 9: Estados da energia dos spins dos protões, paralelo e antiparalelo [11]. ........................ 17

Figura 10: A passagem do plano longitudinal para o plano transversal [11]. ............................... 18

Figura 11: A variável T2* traduzida em forma de gráfico em função do tempo [2]. ..................... 19

Figura 12: Forma do gradiente aplicado no eixo x, y e z tal como a forma das bobinas [1]. ....... 21

Figura 13: Aplicação da Transformada de Fourier 2D inversa [2]. .............................................. 23

Figura 14: Esquema das várias formas de preenchimento da matriz espaço-k [3]. ...................... 24

Figura 15: (a) Sequência de pulsos segundo o EPI e (b) preenchimento do espaço-k [1]. ........... 25

Figura 16: (a) Sequência de pulsos com as mudanças sinusoidais dos gradientes e (b) forma de

preenchimento do espaço-k [1]. .................................................................................................... 25

Figura 17: Alterações fisiológicas que levam aos dados de fMRI [1]. ......................................... 26

Figura 18: Imagem de fMRI com efeito de BOLD [13]. .............................................................. 27

Figura 19: Imagens anatómicas do cérebro [2]. ............................................................................ 28

Figura 20: Imagens funcionais do cérebro [2]............................................................................... 29

Figura 21: Função de resposta hemodinâmica [2]......................................................................... 29

Figura 22: Relação dos dados funcionais com os dados anatómicos [2]. ..................................... 30

Figura 23: Princípios básicos do GLM relativo a fMRI [1]. ......................................................... 31



Figura 24: Resultados da aplicação estatística do modelo [2]....................................................... 31

Figura 25: Exemplo de uma pessoa a realizar uma EEG [14]....................................................... 32

Figura 26: Diagrama da junção da EEG e fMRI [8]. .................................................................... 33



Lista de Abreviaturas

BOLD - Bold-oxygenation-level-dependent.

EEG – Eletroencefalografia.

EPI – Echo Planar Imaging.

fMRI - Functional Magnetic Resonance Imaging.

GLM - General Linear Model.

IC - Componentes independentes.

ICA – Análise dos componentes independentes.

MRI - Magnetic Resonance Imaging.

NMR – Nuclear Magnetic Resonance.



1. Resumo O cérebro humano sempre foi uma incógnita para os investigadores, por isso sempre houve a

curiosidade de desenvolver novos equipamentos e técnicas para a obtenção de informação do

mesmo. Uma técnica emergente para a obtenção de imagens funcionais do cérebro é a

Ressonância Magnética Funcional (fMRI), sendo que esta faz uso dos princípios físicos da

Ressonância Magnética (MRI) para a obtenção sinal e da imagem. Com a exceção da utilização

do átomo de oxigénio.

A fMRI técnica pode ser usada em conjugação com a eletroencefalografia (EEG), removendo

os pontos fracos de ambas as técnicas.

Palavra-Chave: fMRI, Imagem Funcional, Cérebro, EEG.



2. Índice LISTA DE FIGURAS ........................................................................................................................................................................... 1

LISTA DE ABREVIATURAS ............................................................................................................................................................. 3

1. RESUMO .................................................................................................................................................................................... 4

2. ÍNDICE ........................................................................................................................................................................................ 5

3. INTRODUÇÃO .......................................................................................................................................................................... 6

4. REVISÃO HISTÓRICA ........................................................................................................................................................... 8

5. O CÉREBRO ............................................................................................................................................................................ 10

6. RESSONÂNCIA MAGNÉTICA FUNCIONAL .................................................................................................................. 12

6.1. SCANNERS DE FMRI – COMO FUNCIONAM? ............................................................................................................................ 12

6.1.1. Bobinas eletromagnéticas ......................................................................................................................................... 13

6.1.2. Bobinas de Radiofrequência...................................................................................................................................... 13

6.1.3. Bobinas de Gradiente ................................................................................................................................................ 14

6.2. GERAÇÃO DO SINAL DE FMRI ................................................................................................................................................ 15

6.2.1. Spins dos núcleos ....................................................................................................................................................... 15

6.2.2. Spins num campo magnético externo ........................................................................................................................ 16

6.2.3. Magnetização de spins ............................................................................................................................................... 16

6.2.4. Excitação dos spins e a receção dos sinais .............................................................................................................. 17

6.2.5. Mecanismos de relaxamento do sinal de fMRI ......................................................................................................... 19

6.3. FORMAÇÃO DA IMAGEM DE FMRI .......................................................................................................................................... 19

6.3.1. Seleção da fatia – eixo z ............................................................................................................................................ 20

6.3.2. Codificação da Frequência – eixo x ......................................................................................................................... 21

6.3.3. Codificação da Fase – eixo y .................................................................................................................................... 21

6.4. RECONSTRUÇÃO DA IMAGEM ................................................................................................................................................. 22

6.4.1. Transformada de Fourier .......................................................................................................................................... 22

6.4.2. Espaço-k ..................................................................................................................................................................... 22

6.5. CONTRASTE DA IMAGEM ........................................................................................................................................................ 24

6.5.1. Imagem Eco Planar (EPI) ......................................................................................................................................... 24

6.5.2. Imagem SPIRAL ......................................................................................................................................................... 25

6.5.3. Efeito BOLD ............................................................................................................................................................... 26

6.6. MAPEAMENTO FUNCIONAL DO CÉREBRO ............................................................................................................................... 28

6.6.1. Análise dos dados funcionais .................................................................................................................................... 30

6.6.2. Análise Estatística...................................................................................................................................................... 30

7. FMRI VERSUS EEG ............................................................................................................................................................... 32

8. CONCLUSÃO .......................................................................................................................................................................... 34

9. REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS .................................................................................................................................. 36



3. Introdução O cérebro humano sempre foi uma incógnita para os investigadores, por isso sempre houve a

curiosidade de desenvolver novos equipamentos e técnicas para a obtenção de imagens do

mesmo. A Ressonância Magnética Funcional ou Functional Magnetic Resonance Imaging, em

inglês, fMRI, foi desenvolvida com o intuito de dar respostas às questões dos investigadores

acerca do funcionamento do cérebro. Esta técnica caracteriza-se pela obtenção de imagens do

funcionamento do cérebro quando sujeito a estímulos controlados.

A fMRI foi desenvolvida tendo em conta o trabalho Seiji Ogawa, este teve a ideia de analisar

a fisiologia do cérebro recorrendo a medidas indiretas do metabolismo, neste caso faz uso da

concentração da desoxi-hemoglobina.

As imagens de fMRI são obtidas através de scanners de ressonância magnética, estes são

constituídos por um íman principal, responsável pelo campo magnético principal, bobinas de

radio frequência, responsáveis pelo envio de pulsos de radio frequência, e por bobinas de

gradientes, capazes do envio de gradientes de campos magnéticos para a identificação espacial

das fatias das imagens.

A geração do sinal de fMRI baseia-se nos mesmos princípios físicos da Ressonância

Magnética, MRI, como por exemplo os spins dos núcleos, mas neste caso do núcleo de oxigénio

de massa 17, a reação do spins sob a ação de um campo magnético externo, a sua magnetização,

os mecanismos de excitação e relaxamento do sinal e por fim a receção do sinal.

A formação da imagem apresenta algumas semelhanças com o processo MRI, sendo que para

a resolução espacial da imagem é necessária a aplicação de gradientes segundo os três eixos, x, y

e z. Após a seleção da fatia espacialmente reconstrói-se a imagem a partir dos dados que são

colocados numa matriz, apelidada de espaço-k. Este espaço, posteriormente, sofre uma

transformação através da Transformada de Fourier 2D inversa.

Por se tratar de uma imagem funcional o envio dos pulsos dos gradientes terá que ser mais

rápida, isto realiza-se pelo uso de ferramentas como a Imagem Eco Planar (EPI) e pela Imagem

SPIRAL. O contraste da imagem será realizado pelo efeito BOLD, que faz uso da variável T2*

(Decomposição), e usufrui também da concentração da desoxi-hemoglobina.

O mapeamento funcional do cérebro, por fim, faz uso de uma análise sob os dados funcionais

e aplica no final uma análise estatística, com o intuito de avaliar quais as zonas de maior

interesse para o estímulo que foi usado.



A técnica de fMRI apesar de ser uma técnica bastante avança ainda apresenta alguns

problemas a resolver, sendo que a conjugação com outros métodos, como por exemplo a EEG,

pode resultar nessa resolução.

Este documento está organizado em 5 secções de desenvolvimento do trabalho. Após esta

breve introdução, a secção 4, intitulada de “Revisão Histórica” , descreve introdutoriamente os

acontecimentos históricos que levaram ao desenvolvimento da fMRI. A secção 5, intitulada “O

Cérebro”, faz relevo aos principais aspetos anatómicos e fisiológicos do cérebro. A secção 6,

intitulada “Ressonância Magnética Funcional”, apresenta os diferentes princípios que regem a

formação de uma imagem funcional, como a geração do sinal, a formação e reconstrução da

imagem e por fim o mapeamento funcional do cérebro. Na secção 7, intitulada “fMRI versus

EEG”, apresenta as diferenças entre as duas técnicas e o que poderá surgir da sua combinação.

Por fim, a secção 8, apelidada de “Conclusão”, apresenta todas as conclusões possíveis de retirar

com a elaboração deste trabalho.



4. Revisão Histórica O desenvolvimento da Ressonância Magnética Funcional (fRMI) veio revolucionar a forma

como observávamos o cérebro. O precursor do trabalho envolvendo campos magnéticos, foi um

físico austríaco apelidado de Wolfgang Pauli, que desenvolveu os conceitos de spin e momento

magnético. Por volta dos anos 50, os investigadores Felix Bolch e Edward Purcell, descreveram

o fenómeno da Ressonância Magnética Nuclear (NMR). Este fenómeno foi depois aplicado, por

volta dos anos 70, para a obtenção da primeira imagem médica. A obtenção da primeira imagem

de NMR baseou-se na investigação do físico Raymond Damadian, acerca da diferença entre os

tempos de relaxamento1 entre células saudáveis e cancerígenas [1].

Tendo o trabalho em cima referido sido a base para o desenvolvimento da Ressonância

Magnética (MRI), o que irá ser referido de seguida será a base para a fMRI. É preciso ter em

conta que sem MRI não seria possível ter fMRI. Na Figura 1 encontra-se um exemplo de uma

imagem de fMRI do cérebro [1].

Figura 1: Imagem obtida através de fMRI [9].

Por volta do ano de 1936, estavam a ser desenvolvidos trabalhos sobre a hemoglobina,

quando Linus Pauling e Charles Coryell descobriram que a molécula da hemoglobina possuía

propriedades magnéticas. Constataram também que esta propriedade variava, conforme a

hemoglobina estava ligada ou não à molécula de oxigénio. Quando a hemoglobina não se

encontra ligada ao oxigénio, desoxi-hemoglobina, e é sujeita à influência de um campo

magnético externo aumentava a sua força na vizinhança. Enquanto a hemoglobina que está

ligada ao oxigénio, oxi-hemoglobina, não se verifica este efeito. Foram ainda realizados estudos,

pelo investigador Thulborn, que demonstraram que variações na oxigenação do sangue poderiam

1 Tempo de relaxamento: é o tempo que leva ao átomo para este se alinhar com um campo magnético externo.



ser medidas através de MRI, tendo que ser aplicado para esse fim um campo magnético forte e

estável [1].

Durante os anos 80, Seiji Ogawa (Visualizar a Figura 2), estudou a possibilidade de examinar

a fisiologia do cérebro usando MRI. Para medir a fisiologia do cérebro teria que ser utilizada

uma medida indireta de metabolismo. Uma possibilidade era a oxigenação do sangue, tendo em

conta o trabalho de Pauling e Thulborn e que o processo metabólico necessita de oxigénio. Ele

conclui que quando a atividade neural aumenta, também aumenta o consumo/fornecimento do

oxigénio, o que leva a haver uma maior quantidade de desoxi-hemoglobina o que fazia com que

a imagem de MRI ficasse mais escura [1].

Figura 2: Seiji Ogawa, nascido a 19 de Janeiro de 1934 [10].

Nos seguintes anos esta técnica de obtenção de imagens foi-se tornando cada vez mais

comum. Por volta dos anos 90, despontou-se uma nova era de estudos funcionais sobre o

cérebro, tendo em conta o trabalho desenvolvido pelo Ogawa, desenvolvendo-se a Ressonância

Magnética Funcional, fMRI [1].



5. O Cérebro O desenvolvimento de técnicas de imagiologia levou ao desenvolvimento da imagem

funcional por ressonância magnética, que tem como principal objetivo a deteção das zonas do

cérebro onde existe o aumento da atividade neural, após a aplicação de um estímulo controlado.

Para tal vai ser necessário saber estabelecer os termos básicos acerca do cérebro e da atividade

neural.

O cérebro é um dos órgãos mais importantes do corpo humano, sendo também um sobre os

quais não existe muita informação. Este faz parte da constituição do encéfalo. O encéfalo divide-

se em três constituintes, o cérebro, cerebelo e o tronco encefálico.

O cérebro está dividido em dois hemisférios, o esquerdo e o direito. Cada hemisfério possui

uma camada fina, na zona mais externa, de substância cinzenta, apelidada de córtex cerebral, que

contém os corpos celulares dos neurónios. Na zona mais central, encontra-se uma camada de

substância branca, que contém os axónios dos neurónios. Os hemisférios encontram-se divididos

posteriormente em quatro lobos cerebrais, lobo frontal, temporal, parietal e occipital, sendo que

cada um desempenha funções específicas [4]. As funções específicas dos lobos estão presentes

na Figura 3.

Figura 3: Áreas de funções específicas do cérebro [4].



A unidade básica do cérebro é o neurónio, este é constituído por um corpo celular, dendritos,

um axónio e terminações do axónio. Comunica com outras células nervosas através de sinapses.

Relativamente à atividade neural, estabeleceu-se que com a ativação neural o consumo local

de glucose aumenta significativamente, sendo que esta é degrada na presença de oxigénio. Este é

fornecido pela oxi-hemoglobina, que se encontra nos glóbulos vermelhos. Logo, este fenómeno é

acompanhado por um aumento do fluxo sanguíneo nas regiões do cérebro onde houve ativação,

já o nível de oxigenação do sangue venoso aumenta, verificando assim uma diminuição da

desoxi-hemoglobina [5].



6. Ressonância Magnética Funcional Até aos dias de hoje que o funcionamento do cérebro desperta interesse na comunidade

científica, mas até a algumas décadas atrás não era possível observar o cérebro em todo o seu

esplendor.

A fMRI define-se como uma técnica de obtenção de neuro-imagens, que utiliza os

equipamentos da MRI, para adquirir as imagens das alterações das funções do cérebro ao longo

do tempo. Esta técnica faz uso campos magnéticos fortes para obter imagens de tecidos

biológicos, neste caso do funcionamento do cérebro.

A intensidade de um campo magnético produzido por um equipamento de MRI é medida em

unidades de Tesla2(T). Num exame de fMRI são necessários cerca de 1,5 e 3 T, como termo de

comparação temos o campo magnético da Terra, com uma intensidade de 0,00005 T.

As vantagens da fMRI é ser um método não invasivo, a sua resolução espacial e temporal

não ficarem aquém das alterações funcionais no cérebro e não utiliza radiação ionizante [1].

6.1. Scanners de fMRI – Como funcionam?

Tal como para outro exame de diagnóstico, que requerer a formação de imagens, também

para fMRI foi necessário desenvolver equipamentos, com a capacidade de recriar as

características para a formação deste tipo de imagens.

Existem componentes comuns a todos os scanners de MRI, e eles são, bobinas

eletromagnéticas (íman principal), de radiofrequência e de gradiente, é também necessário um

software e um hardware computacional próprio [1]. Na Figura 4 é possível observar um scanner

de MRI com os seus constituintes.

2 1 Tesla = 10000 Gauss



Figura 4: Scanner de MRI e os seus constituintes [11].

De seguida vão ser descritas as funções que cada um dos componentes de um scanner de

fMRI.

6.1.1. Bobinas eletromagnéticas

As bobinas eletromagnéticas, ou íman principal, são responsáveis pela produção de um

campo magnético estável. Os scanners fazem uso de campos magnéticos para conseguirem

alinhar certos núcleos de átomos do corpo humano, para mapear algumas propriedades dos

tecidos.

Nos scanners desenvolvidos atualmente, os seus campos magnéticos são produzidos

utilizando bobinas eletromagnéticas supercondutoras. São utilizadas estas bobinas porque, para

criar a intensidade de campo magnético suficiente, partindo apenas de bobinas eletromagnéticas

simples, teria um custo e um consumo energético muito alto.

As bobinas eletromagnéticas supercondutoras diferem das bobinas simples da seguinte

forma, os fios da bobina são arrefecidos a temperaturas perto do zero absoluto (0 Kelvin). Os

elementos usados para este arrefecimento são, o hélio líquido, que tem um custo elevado, e azoto

líquido. Com o arrefecimento dos fios, a passagem da corrente quase não apresenta resistência,

criando uma corrente elétrica forte e estável. Isto a um custo mínimo, visto que, não vai ser

necessário fornecer tanta energia elétrica [1].

6.1.2. Bobinas de Radiofrequência

As bobinas de radiofrequência são responsáveis pela geração do sinal de MRI. Estas bobinas

são apelidadas de radiofrequência, visto que são usadas nos átomos com frequências ressonantes

na banda da radiofrequência.



Após um corpo ser colocado sob um campo magnético, forte e estável, atinge um ponto de

equilíbrio, em que os átomos do corpo ficam alinhados com esse campo. Seguindo-se a aplicação

das bobinas de radiofrequência a enviar pulsos de radiofrequência, que vai perturbar o equilíbrio

dos átomos (excitação). Estes vão absorver a energia enviada, ao o envio de energia terminar os

átomos vão voltar ao estado de equilíbrio e libertam a energia absorvida. Esta vai ser detetada

pelas bobinas de radiofrequência recebedoras. A energia que é enviada pelas bobinas define o

sinal de MRI.

No caso da fMRI, a quantidade de energia que é enviada ou recebida pelas bobinas de

radiofrequência depende da sua distância a cabeça. Existem três bobinas que podem ser

utilizadas, bobinas de superfície, de volume e array de fase. Na Figura 5 é possível observar as

diferentes configurações das bobinas de radiofrequência. A mais utilizada é a de array de fase,

que é uma combinação das duas primeiras, que apenas contendo apenas os seus pontos fortes.

Tem a capacidade de receber o sinal de fMRI da bobina de superfície, e capacidade excitatória

dos átomos da bobina de volume. O arranjo em forma de array de fase permite que a cobertura

espacial possa ser aumentada mantendo a sensibilidade das bobinas recebedoras [1].

Figura 5: As diferentes configurações das bobinas de radiofrequência, (a) Bobina de superfície, (b) Bobina de volume e (c)

Bobina array de fase [1].

6.1.3. Bobinas de Gradiente

As bobinas de gradiente vão permitir obter a informação espacial que sem a qual não é

possível obter a imagem de fMRI. Estas bobinas fazem com que o sinal de fMRI se torne

dependente do espaço, isto para que diferentes locais do espaço contribuam de diferentes formas

para o sinal ao longo do tempo.

Normalmente são utilizadas três bobinas segundo os eixos z, x e y, em que z é paralela à

direção do campo magnético, enquanto x e y são perpendiculares entre si e ao campo magnético.

Na Figura 6 é possível visualizar as bobinas de todos os eixos.



As mudanças que as bobinas de gradiente provocam no campo magnético dos átomos são

mais pequenas em termos de magnitude que no campo magnético estático [1].

Figura 6: O formato de bobinas de gradiente x, y e z [12].

6.2. Geração do sinal de fMRI

A geração do sinal de fMRI tem como base, os princípios físicos da MRI, tendo em conta a

molécula de oxigénio. Estes vão ser de seguida descritos, a forma como os spins individuais

influenciam os campos magnéticos e a libertação de energia eletromagnética, por fim, como os

spins libertam a sua energia ao longo do tempo de forma a gerar o sinal de fMRI.

6.2.1. Spins dos núcleos

Toda a matéria é constituída por átomos incluindo o corpo humano, sendo que os átomos

contêm protões, neutrões e eletrões. Em que os eletrões e os protões encontram-se ligados aos

núcleos atómicos. Como o núcleo apresenta um número impar de protões e neutrões, o átomo

apresenta movimento rotacional sobre o seu próprio eixo, ou seja movimento de spin. O

movimento de spin produz dois efeitos:

(1) Como os protões têm carga positiva, o seu movimento de spin gera uma corrente elétrica

na superfície. E quando colocado dentro de um campo magnético, gera um pequeno

campo magnético. A intensidade deste campo é apelidada de momento magnético (µ).

(2) Como a molécula de oxigénio apresenta uma massa atómica impar (17), o seu spin

resulta num momento angular (J), que se define pelo resultado da multiplicação da massa

do átomo pela sua velocidade angular.

Para que o átomo seja utilizado na geração do sinal de fMRI, tem que ter ambas as

características, o momento magnético e o momento angular [1]. Na Figura 7 encontra-se a

representação de um protão, com momento angular e momento magnético.



Figura 7: Protão com momento angular (J) e momento magnético (µ) [1].

6.2.2. Spins num campo magnético externo

Os protões quando sujeitos a um campo magnético externo, o produzido pelos scanners de

MRI (B0), estes alinham-se com o campo e iniciam um movimento rotativo, mais conhecido

como movimento de precessão. A velocidade do movimento de precessão é específica da zona

onde está inserido o protão. Este movimento pode ser observado na Figura 8 (a). Caso os protões

sejam sujeitos ao mesmo campo magnético estes sofrem precessão ao mesmo tempo,

apresentando a mesma frequência de precessão, ou frequência de Larmor. Existem dois tipos de

protões em precessão, paralelos ao campo magnético e antiparalelos, podem ser visualizado na

Figura 8 (b). Os protões que se encontram paralelos apresentam-se num nível de energia mais

baixo que os protões antiparalelos. No equilíbrio os movimentos de precessão encontram-se

desfasados [1].

Figura 8: (a) Movimento de precessão, (b) Estado paralelo e antiparalelo [1].

6.2.3. Magnetização de spins

A fMRI, como em todas as técnicas de MRI, a magnetização (M) medida é de todos os

núcleos em volume. Podemos considerar a magnetização como um vetor com duas componentes:

(1) A componente longitudinal, que pode ser paralela ou antiparalela relativamente ao campo

magnético.

(a) (b)



(2) A componente transversa, que é perpendicular ao campo magnético, como o número de

spins muito grande, mesmo num pequeno volume.

A magnetização segundo a componente longitudinal é determinada pela diferença entre o

número de spins presentes no nível paralelo e antiparalelo. Quantos mais spins estiverem

presentes no lado paralelo maior será a magnitude da magnetização. Pode-se aumentar a

magnetização pelo aumento da intensidade do campo magnético, o que torna mais difícil a

passagem de um nível de baixa energia para um nível de alta energia [1].

Pelas razões apresentadas acima, os scanners atuais de fMRI aumentaram a sua intensidade

de 1,5 T para 3 a 4 T, produzindo ainda alguns campos com uma intensidade de 7 T.

A magnetização dos spins oferece-nos as bases para a geração do sinal, mas é necessário

provocar um desequilíbrio nos spins, através da aplicação de pulso de radiofrequência, de forma

a observar a forma como estes reagem à perturbação. A excitação vai provocar um desequilíbrio

na orientação da magnetização, através do envio de energia eletromagnética à sua frequência de

ressonância, o que torna a precessão dentro do volume visível. Como a magnetização é a soma

dos momentos magnéticos de todos os spins individuais, a magnetização vai preceder à mesma

frequência que os spins individuais [1].

6.2.4. Excitação dos spins e a receção dos sinais

A excitação dos spins trata da passagem dos spins de baixa energia, paralelo, para um estado

de alta energia, antiparalelo. Sendo que este “salto” dá-se pela absorção da energia equivalente à

diferença de energia entre os dois estados. Na Figura 9 é possível visualizar os estados de

paralelo e antiparalelo [1].

Figura 9: Estados da energia dos spins dos protões, paralelo e antiparalelo [11].



Na geração do sinal de fMRI a energia que é fornecida aos spins é dada por pulsos de

radiofrequência, produzidos nas bobinas de radiofrequência. Estas bobinas atingem os protões

através ondas eletromagnéticas, que são ajustadas para oscilarem entre a frequência de

ressonância dos átomos de interesse, neste caso do oxigénio.

Caso o fornecimento da energia eletromagnética seja continuo, vai promover uma grande

passagem de protões de baixa energia para estados de alta energia. Havendo o mesmo número de

spins nos dois estados e a ficar em fase. Quando isto acontece deixa de haver rede de

magnetização ao longo do plano longitudinal, passando agora apenas a haver rede de

magnetização no plano transversal. A quantidade de energia que é necessária para haver o

mesmo número de spins em ambos os estados é denominada de pulso de excitação de 90º. Na

Figura 10 é possível observar o fenómeno descrito anteriormente. O sinal de fMRI é passível de

ser medido quando se encontra no plano transversal, isto porque quando a rede de magnetização

é passada para o plano transverso através da excitação dos spins, a sua precessão vai gerar uma

corrente elétrica nas bobinas recetoras do scanner [1].

Figura 10: A passagem do plano longitudinal para o plano transversal [11].

Aquando da paragem do fornecimento de energia eletromagnética é consequentemente

parada a excitação dos núcleos atómicos. Os spins que se encontravam no plano de energia

superior têm de voltar para o plano de menor energia, para que o equilíbrio seja retomado.

Quando estes spins voltam para o estado de menor energia, estes vão emitir fotões, em que a sua

energia é igual à diferença de energia entre os dois estados. Durante o período de receção dos

fotões as mudanças de magnetização podem ser detetadas pelas bobinas de radiofrequência,

sintonizadas para a frequência de Larmor. Como a frequência de excitação e a de receção são

idênticas podem ser usadas as mesmas bobinas, as variações da corrente na bobina constituem o

sinal de fMRI [1].



6.2.5. Mecanismos de relaxamento do sinal de fMRI

O sinal de fMRI detetado pelas bobinas recebedoras não permanece estável para sempre, a

magnetização transversa perde rapidamente coerência, relaxação transversa, e magnetização

longitudinal vai recuperando devagar, relaxação longitudinal. Estas duas mudanças juntas são

apelidadas de relaxação. Estes dois tipos de relaxamento diferem conforme os tecidos,

permitindo coletar muitas imagens de diferentes tipos.

As diferenças entre as frequências de precessão faz com que os spins saião da fase uns com

os outros, o que leva à decomposição do sinal de fMRI, o que é indicada pela constante T2

(Decomposição). Depois, as heterogeneidades no campo magnético vão levar a que diferentes

spins sejam sujeitos a diferentes campos magnéticos ao longo do tempo. Isto combinado com o

T2 e os efeitos de interações spin-spin e as heterogeneidades do campo magnético são descritas

através da constante T2*

(Decomposição). O efeito BOLD que será abordado mais a frente

depende da constante T2* [1]. Na Figura 11 está presente o gráfico que traduz a variável T2

*.

Figura 11: A variável T2* traduzida em forma de gráfico em função do tempo [2].

A seguir à excitação, os spins começam a perder energia, voltando ao estado antes da

excitação, o que resulta na recuperação do plano longitudinal, tipicamente esta recuperação

demora algumas centenas de milissegundos ou alguns segundos, sendo isto descrito pela

constante de tempo T1.

6.3. Formação da imagem de fMRI

Como o próprio nome indica, Functional Magnetic Resonance Imaging, pressupõe a

formação de uma imagem funcional, as imagens de ressonância podem ser consideradas mapas

das distribuições de algumas propriedades dos átomos localizados nesse local. Nesta secção vão

ser abordados os conceitos que levam à formação da imagem de fMRI, como a seleção da fatia, a

codificação da frequência e a codificação da fase [1].



Antes de referir os passos que levam a formação da imagem é preciso ter em atenção os

fatores que levaram à formação da imagem por ressonância. O que possibilitou a formação da

imagem por ressonância foi, a introdução de campos magnéticos variáveis espacialmente. Visto

que, a frequência de Larmor é proporcional à intensidade do campo magnético, os gradientes dos

campo magnéticos fazem com que os núcleos atómicos em diferentes localizações espaciais

precessem a taxas diferentes.

Ao dividirmos o sinal de fMRI em componentes com diferentes frequências, é possível gerar

imagens que fornecem informações acerca desses núcleos atómicos.

Para termos informação segundo as três dimensões é necessário ter, pelo menos, três

gradientes de campo magnético. Os gradientes dos campos magnéticos são direcionados

segundos os eixos ortogonais x, y e z, (descritos por Gx, Gy e Gz) indicam como a intensidade do

campo magnético estático varia nas três direções [2].

6.3.1. Seleção da fatia – eixo z

A maior parte das imagens de fMRI envolve a construção de imagens tridimensionais através

de fatias de imagens bidimensionais, a construção direta de imagens tridimensionais torna-se

muito lenta para fMRI.

O primeiro passo é restringir o sinal do fMRI, isolando uma determinada fatia do objeto. A

seleção da fatia, em particular, requer a excitação apenas dos spins dessa fatia. O elemento chave

da seleção da fatia é garantir que, existe uma frequência de Larmor, equivalente ao pulso de

excitação de radiofrequência dentro da mesma fatia.

É aplicado um gradiente de campo magnético, Gz neste caso, que faz variar linearmente o

campo magnético na direção do eixo z. Desta forma as diferentes fatias do objeto possuem

diferentes frequências de Larmor. De seguida é aplicado um pulso de radiofrequência, que tem a

mesma frequência de ressonância dos spins pertencentes à fatia desejada. Isto garante que os

spins dessa fatia são ressonantes a esse pulso de excitação, onde muitos vão absorver energia

passando de baixa energia para alta [2].

O sinal de fMRI só vai ser emitido pelos spins dessa fatia, após a paragem do pulso. Com

isto iniciam-se os T1 e o T2, o que resulta no enfraquecimento do sinal de fMRI.

O próximo passo é a aplicação de gradientes de campos magnéticos que causam a precessão

a diferentes taxas dos spins em localizações espaciais diferentes, de forma a medir as suas



contribuições individuais. A aplicação de gradientes dentro de uma fatia compreende dois

processos a codificação da frequência e a codificação da fase, que vão ser de seguida descritos.

6.3.2. Codificação da Frequência – eixo x

Na codificação da frequência é aplicado um gradiente de campo magnético na direção do

eixo x, Gx, direção perpendicular à codificação de fase. A frequência de precessão dos spins vai

variar segundo o eixo x, através de cortes sagitais, que vai refletir segundo o sinal adquirido [2].

6.3.3. Codificação da Fase – eixo y

Na codificação da fase são aplicados pelo menos dois gradientes de campo magnético na

direção do eixo y, Gy, relativamente à fatia escolhida. O primeiro gradiente vai proporcionar

diferentes frequências de precessão conforme as suas localizações. Para que na altura em que é

aplicado o segundo gradiente os primeiros spins diferem na sua fase. Isto implica a criação de

um desfasamento entre os protões. Quando termina a emissão do gradiente, a frequência de

precessão vai ser igual em todos os locais da fatia selecionada, mas os spins continuam

desfasados. Desta forma, a fase do sinal recolhido contém informação acerca da localização

espacial do sinal [2].

Na Figura 12 é possível visualizar a forma dos gradientes em x, y e z, tal como a forma das

bobinas dos eixos. Por vezes a codificação da fase é aplicada primeiro que a codificação da

frequência.

Figura 12: Forma do gradiente aplicado no eixo x, y e z tal como a forma das bobinas [15].

A forma mais rápida de obter imagens é fazer ocorrer a codificação da fase e da frequência

simultaneamente. A fMRI utiliza quase sempre formas rápidas de sequências de pulsos em que

os dois gradientes alternam rapidamente no período de aquisição de dados.



6.4. Reconstrução da Imagem

O sinal da fMRI encontra-se no formato de ondas de radiofrequência com diferentes

amplitudes, fases e frequências. Este sinal é posteriormente convertido para digital e transposto

para uma matriz, apelidada de espaço-k. Posteriormente vai ser aplicada a Transformada de

Fourier 2D inversa, que transformará a matriz numa imagem.

6.4.1. Transformada de Fourier

A Transformada de Fourier foi estabelecida por volta de 1807, pelo matemático francês Jean

Baptiste Joseph Fourier. Esta transformada permite decompor um sinal numa soma de ondas

sinusoidais com diferentes fases, frequências e amplitudes, transformando o sinal do domínio do

tempo para o domínio das frequências.

A Transformada de Fourier também permite decompor imagens, sendo que esta analisa a

variação da intensidade ao longo da distância, sendo que trata do domínio espacial, frequência

espacial. A Transformada de Fourier é aplicável a um número indeterminado de dimensões, no

caso de uma imagem 2D, como é a obtida pela fMRI, aplica-se a Transformada de Fourier 2D

inversa. A Transformada de Fourier é o que permite codificar os dados de uma imagem numa

matriz, espaço-k [1-2].

6.4.2. Espaço-k

O espaço-k pode ser visualizado como uma matriz de tons de cinza, que tem a capacidade de

armazenar com os ecos produzidos na sequência de pulsos, a informação produzida pela

codificação de fase e de frequência. Cada linha da matriz corresponde a um nível específico da

codificação de fase do sinal de fMRI. A sua posição na matriz é definida pela intensidade e

duração dos gradientes aplicados, aquando da obtenção da imagem de fMRI.

Para passarmos os dados presentes no espaço-k é utilizada a Transformada de Fourier 2D

inversa. As coordenadas do espaço-k são definidas por kx, codificação de frequência, e ky,

codificação de fase. Na Figura 13 é possível observar a transformação do espaço-k numa

imagem de fMRI através da Transformada Fourier 2D inversa [2].



Figura 13: Aplicação da Transformada de Fourier 2D inversa [2].

O preenchimento linha-a-linha do espaço-k ocorre pela variação da amplitude da codificação

de fase na sequência do pulso. O espaço-k pode ser sujeito a diferentes formas de amostragem,

dependendo das sequências de pulso utilizadas.

Uma característica importante do espaço-k é que os extremos deste espaço são preenchidos

com o sinal de baixa amplitude, pois aquando da passagem do gradiente causa uma maior

desfasagem e redução do sinal. As linhas centrais do espaço contêm um sinal de maior

amplitude, o que na formação da imagem vai-se traduzir no contraste, preto e branco. Existem

outras características do espaço-k que também são importantes, tais como:

(1) Entre os pontos, do espaço-k e da imagem de fMRI, não existe correspondência;

(2) Quanto maior é o número de linhas do espaço-k, maior é a quantidade de sinal capturado,

sendo que o tempo de aquisição necessário também irá ser maior;

(3) As linhas centrais do espaço-k estão diretamente relacionadas com o contraste na

imagem, já as linhas que se encontram na periferia está relacionada com a resolução

espacial;

(4) Na formação da imagem podem ser utilizados mais que um espaço-k, sendo isto um

parâmetro a definir pelo utilizador. A utilização de mais que um espaço-k influência a

relação do sinal-ruído da imagem, melhorando a sua relação [2-3].

Existem várias formas possíveis para o preenchimento do espaço-k, estas encontram-se

representadas na Figura 14.



Figura 14: Esquema das várias formas de preenchimento da matriz espaço-k [3].

6.5. Contraste da imagem

O contraste das imagens de fMRI é baseado em respostas biológicas e metabólicas da

atividade neural. A obtenção deste tipo de imagens requer que estas sejam obtidas muito

rapidamente, ou seja ao mesmo tempo em que acontecem as alterações fisiológicas. Para tal

foram desenvolvidas as rápidas sequências de pulsos, estas têm como principio adquirir um

grande número de imagens num período pequeno de tempo, estas sequências estão associadas à

variável T2*.

A variável T2* pode ser traduzida com a combinação de dois fatores, as interações spin-spin e

as variações nas frequências de precessão, devido à falta de uniformidade do campo magnético.

A forma mais conhecida de contraste das imagens de fMRI é o efeito BOLD, bold-

oxygenation-level-dependent, sendo que esta faz uso das sequências rápidas de pulsos. As

sequências rápidas de pulsos mais utilizadas são a Imagem Eco Planar (EPI) e a Imagem

SPIRAL.

6.5.1. Imagem Eco Planar (EPI)

A EPI é uma técnica que permite a aquisição de imagens bidimensionais através da alteração

dos gradientes espaciais seguida da emissão do pulso de radiofrequência.

Este tipo de emissão rápida de pulsos baseia-se no trabalho desenvolvido por Peter

Mansfield, no ano de 1977, em que o espaço-k é preenchido através da alteração rápida dos



gradientes, seguida a apenas uma excitação. Este é o método mais comumente aplicado para a

formação de fMRI [3].

O preenchimento do espaço-k realiza-se da seguinte forma, é aplicado um pulso de excitação

e os dados devem ser adquiridos antes de valores significativos de T2*. Mas para alcançar uma

resolução espacial razoável, deve ser adquirido um espaço-k relativamente grande. Visto que, o

preenchimento do espaço-k é feito em zig-zag, estes dados antes da sua reconstrução através da

Transformada de Fourier, devem ser classificados e realinhados. Diminuído a taxa de inserção de

ruido nas imagens [1]. Na Figura 15 pode ser visualizado o preenchimento do espaço-k e a

sequência de pulsos, segundo EPI.

Figura 15: (a) Sequência de pulsos segundo o EPI e (b) preenchimento do espaço-k [1].

6.5.2. Imagem SPIRAL

A imagem em SPIRAL faz uso das mudanças sinusoidais dos gradientes, traduzindo-as para

o espaço-k, estes tipicamente iniciam-se no centro e de forma circundante vão até ao perímetro.

Este tipo de sequência de pulsos tem menos implicações no sistema de gradientes em

comparação com o EPI, sendo que também reduz o tempo de recolha de imagens. Outra

vantagem da utilização da SPIRAL é que esta faz uso dos pontos da trajetória em espiral que vão

ser usados na reconstrução da imagem, melhorando a eficiência da aquisição das imagens [1]. Na

Figura 16 é possível visualizar a sequência de pulsos com as mudanças sinusoidais dos

gradientes e a forma de preenchimento do espaço-k.

Figura 16: (a) Sequência de pulsos com as mudanças sinusoidais dos gradientes e (b) forma de preenchimento do espaço-k

[1].



A desvantagem é que os dados não seguem uma rede cartesiana, o que fará como seja

necessária uma interpolação transformando os dados na rede cartesiana. Após este passo é

possível aplicar a Transformada de Fourier 2D inversa para a reconstrução da imagem [1].

6.5.3. Efeito BOLD

O efeito BOLD pode ser definido como a diferença em sinal das imagens de T2*, em função

da quantidade de desoxi-hemoglobina, sendo um dos mecanismos de contraste mais utilizados.

Este tipo de contraste é uma consequência de efeitos indiretos, como a concentração de desoxi-

hemoglobina, que é um indicador fisiológico do consumo de oxigénio, que reflete por seguinte

as variações na atividade neural [1]. Na Figura 17 estão presentes as alterações fisiológicas que

levam aos dados de fMRI.

Figura 17: Alterações fisiológicas que levam aos dados de fMRI [1].

Como o efeito BOLD é mecanismo de contraste, que depende do nível de oxigenação do

sangue, é necessário ter presente os seguintes conceitos, em que a oxi-hemoglobina é

diamagnética3 e a desoxi-hemoglobina é paramagnética

4. Como a susceptibilidade da oxi-

hemoglobina e da desoxi-hemoglobina é diferente, e o tempo de T2* é sensível às

heterogeneidades do meio, é possível obter informação dos diferentes estados da hemoglobina

[1].

A oxi-hemoglobina apresenta a mesma suscetibilidade que os tecidos do cérebro já a

desoxi-hemoglobina, pelo facto de ser paramagnética, vai alterar a suscetibilidade do sangue

relativamente aos outros tecidos. Portanto, à medida que o sangue entrega o oxigénio aos tecidos

o sangue vai enriquecendo ao nível de desoxi-hemoglobina provocando alterações no campo

3 Capacidade de os materiais serem ligeiramente repelidos perante um campo magnético forte.

4 Capacidade que os átomos têm de se alinhar com um campo magnético externo.



magnético. Diminuindo assim o sinal local da ressonância e o valor da T2*, mas quando existe

um nível de oxigenação superior irá aumentar o sinal local da ressonância magnética.

As alterações da concentração da desoxi-hemoglobina funcionam como um agente de

contraste, o que permite obter as imagens funcionais. Como era de esperar como o aumento de

atividade neural vai haver um aumento de consumo de oxigénio, que leva por consequência ao

aumento do fluxo sanguíneo que vai ser superior à taxa de consumo de oxigénio. Verifica-se

também que irá haver uma diminuição local da desoxi-hemoglobina, havendo por conseguinte

um aumento local do sinal de ressonância magnética [1]. Na Figura 18 encontra-se um exemplo

de imagens do efeito de BOLD.

Figura 18: Imagem de fMRI com efeito de BOLD [13].

O contraste por difusão e por perfusão podem ser combinados com o efeito BOLD, pois

fornecem informações acerca da fisiologia do cérebro.

O contraste por difusão baseia-se na aplicação de gradientes magnéticos para causarem

variações no sinal de MRI que vais estar dependente da amplitude e/ou na direção da difusão.

Temos que ter em conta que, a difusão define-se como o movimento aleatório das moléculas ao

longo do tempo, devido aos efeitos termodinâmicos.

O contraste por perfusão expressa-se como, o volume de sangue que atravessa uma massa de

tecido ao longo do tempo. No cérebro humano, a massa cinzenta apresenta uma perfusão de

aproximadamente 60ml/100g/min e na massa branca a perfusão traduz-se por 20ml/100g/min. A

perfusão é principalmente obtida nos vasos sanguíneos de pequena dimensão [1].



6.6. Mapeamento Funcional do Cérebro

O fMRI é uma forma de mapear funcionalmente as diferentes áreas do cérebro, sendo

utilizada como forma de contraste o efeito BOLD.

Para o mapeamento funcional do cérebro utilizando a fMRI e através do efeito BOLD, é

necessário colocar o paciente dentro do scanner de ressonância magnética, onde são

apresentados vários estímulos. Estes estímulos estão dependentes da zona do cérebro que se

pretender mapear.

Enquanto o paciente exerce a tarefa que lhe foi atribuída, são adquiridas as imagens a partir

de EPI do cérebro. Deste modo, são adquiridas imagens rapidamente tanto com a informação

espacial e temporal. Após serem adquiridos os dados, estes vão ser analisados através de

software próprio de forma a obter as respetivas áreas funcionais. Enquanto o paciente visualiza o

estímulo vão ser obtidas as imagens anatómicas e funcionais [2]. Na Figura 19 encontram-se

exemplos de imagens anatómicas do cérebro.

Figura 19: Imagens anatómicas do cérebro [2].

Na Figura 20 encontram-se exemplos de imagens funcionais do cérebro.



Figura 20: Imagens funcionais do cérebro [2].

É necessário ter em atenção que existe um desfasamento entre o estímulo e resposta detetada

pelo efeito BOLD, para a análise dos dados estabelece-se uma função de resposta hemodinâmica

que posteriormente se aplica à função do estímulo [2]. Na Figura 21 é apresentado um exemplo

de uma função de resposta hemodinâmica.

Figura 21: Função de resposta hemodinâmica [2].



6.6.1. Análise dos dados funcionais

Inicialmente cria-se um protocolo de estimulação, que terá como propósito principal

estabelecer as condições em que foi executado o processo de estimulação, de forma a relaciona-

lo com as imagens funcionais obtidas. Sendo assim é possível estabelecer as regiões onde houve

atividade de interesse, relativamente ao processo de estimulação [2].

De seguida os dados funcionais são pré-processados, de forma a melhorar as imagens

funcionais. Neste passo realiza-se a correção de dados, provenientes do movimento da cabeça, ao

nível espacial e temporal e ajustar a intensidade entre as diferentes imagens.

Após o pré-processamento dos dados, os dados anatómicos 3D vão ser relacionados com os

dados funcionais 2D. Esta relação pode ser observada na Figura 22.

Figura 22: Relação dos dados funcionais com os dados anatómicos [2].

6.6.2. Análise Estatística

Por fim, realiza-se uma análise estatística, onde podem ser aplicados variados métodos

conforme aquele que for mais indicado. Alguns exemplos dos pacotes de análise de dados

estatísticos são, AFNI, Brain Voyager, FSL, SPM, GLM e VoxBo [1].

O modelo normalmente utilizado é o GLM (General Linear Model), este assume que os

dados são compostos por combinações lineares. Este pode ser traduzido pelo esquema que se

apresenta na Figura 23.



Figura 23: Princípios básicos do GLM relativo a fMRI [1].

A matriz Data é uma representação dos dados medidos de fMRI em duas dimensões, a matriz

Design é a especificação de como os fatores modelo mudam ao longo do tempo. A matriz

Parâmetros descreve as contribuições de cada modelo, por fim a matriz Erro, é uma componente

dos dados de fMRI que minimiza o erro.

Na matriz Parâmetros estipula-se uma função como a resposta hemodinâmica, para cada

protocolo de estimulação estabelecido. Sendo deste modo possível avaliar a contribuição de cada

condição do protocolo de estimulação no sinal de fMRI [1]. Os resultados da aplicação estatística

podem ser observados na Figura 24.

Figura 24: Resultados da aplicação estatística do modelo [2].



7. fMRI versus EEG A eletroencefalografia (EEG) traduz-se no registo da atividade neural, mais especificamente

dos potenciais neurais inibitórios e excitatórios, através da colocação de vários elétrodos ao

longo do couro cabeludo [5]. Na Figura 25 é possível visualizar uma pessoa a realizar uma EEG.

Figura 25: Exemplo de uma pessoa a realizar uma EEG [14].

Esta técnica apresenta, uma alta resolução temporal no alcance de milissegundos e uma baixa

resolução espacial que se deve aos seguintes fatores, (1) o baixo número de elétrodos que podem

ser colocados, (2) as distorções que resultam das diferentes condutividades dos diferentes tecidos

e (3) outro tipo de processos mentais no decorrer do exame podem introduzir ruído [5-6]. O

grande problema associado a EEG é saber a exata localização de onde provêm os sinais, isto

deve-se ao problema do inverso [7]. Este problema traduz-se pelo seguinte, diferentes sinais

produzidos por diferentes fontes podem resultar no mesmo potencial no couro cabeludo [5].

Segundo o que foi adquirido anteriormente sobre a fMRI têm uma excelente resolução

espacial comparativamente a EEG. Já a resolução temporal é relativamente baixa, tendo um

alcance de segundos, quando comparada com a EEG. Com a combinação das duas técnicas

EEG-fMRI é possível eliminar ambas as limitações de cada técnica [6]. Na Figura 26 é possível

observar o esquema da aplicação conjunta da EEG com fMRI.



Figura 26: Diagrama da junção da EEG e fMRI [8].

Uma neuro-imagem pode ser obtida através de EEG-fMRI pode-se realizar através de 5

passos, tal como pode ser observado na Figura 26. De seguida são apresentados os 5 passos para

a obtenção conjunta de uma imagem a partir de EEG e fMRI:

(1) Análise de componentes independentes (ICA) é aplicada aos vários canais de EEG de

forma a obter um número temporário de componentes independentes (IC). Cada IC é

representado por um mapa de potenciais do escalpe multiplicado pelo tempo.

(2) O tempo associado a cada IC é usado para derivar o regressor para obter um mapa de

ativação de fMRI, em que as zonas vão refletir a correlação da função hemodinâmica

com um regressor.

(3) O mapa de ativação do fMRI, correspondente a cada IC, é usado para restringir a

estimação do padrão da fonte fundamental para o mapa espacial do IC.

(4) A estimação dos padrões das fontes é multiplicado pelos correspondestes tempos de IC

que são somados, levando à resolução espaço/temporal do cérebro.

(5) A conectividade funcional dos padrões e os eventos relacionados com a atividade da

fonte pode ser estimada ou extraída para a reconstrução espacial/temporal das fontes das

imagens [8].

Apesar das vantagens que apresenta a conjugação da EEG e da fMRI ainda existem certos

desafios na combinação dos dois métodos. Um dos principais problemas surge pela indução

eletromagnética, isto pode criar um aumento significativo de corrente dentro dos elétrodos e dos

fios condutores. Isto pode resultar em situações de perigo para o paciente, como por exemplo

queimaduras. Podendo resultar também em interferências do sinal de EEG [7].



8. Conclusão Com o desenvolvimento desta monografia acerca da Ressonância Magnética Funcional, no

âmbito da unidade curricular de Imagiologia do Mestrado de Tecnologia Biomédica, foi possível

retirar algumas conclusões ao nível do tema de uma forma geral.

De uma forma geral as vantagens de utilizar a fMRI para a obtenção de imagens funcionais

são, ser um método não invasivo, ter uma resolução espacial e temporal que não ficam aquém

das alterações funcionais do cérebro e principalmente não fazer uso de radiação ionizante.

Relativamente aos princípios de geração do sinal e da formação da imagem, podemos admitir

que são usados os mesmos princípios para a fMRI como para a MRI, sendo o átomo utilizado

diferente. O átomo que é utilizado na fMRI é o oxigénio de massa 17, enquanto na MRI é o

hidrogénio. Os equipamentos utilizados na fMRI são os mesmos utilizados na MRI mas com

uma potência de campo magnético muito superior.

O contraste das imagens de fMRI tem como base a variável T2* (Decomposição), sendo o

principal efeito de contraste o BOLD. Para a obtenção das imagens de fMRI foram estabelecidas

formas rápidas de envio de pulsos, como a EPI e a SPIRAL, que varia na forma como são

enviados os pulsos de gradiente e a forma de preenchimento do espaço-k. A forma mais utilizada

no envio de pulsos é a EPI. Neste caso a matriz obtida do espaço-k é transformada numa imagem

a partir da Transformada de Fourier 2D inversa.

Uma das razões de o átomo a ter em conta na fMRI ser o oxigénio é que, o efeito BOLD tem

em conta a concentração de desoxi-hemoglobina presente no sangue após a ativação neural, e

visto que tem uma susceptibilidade diferente dos tecidos. Segundo a pesquisa realizada também

se pode concluir que, o efeito de BOLD pode ser aplicado conjuntamente com outros métodos de

contraste, como o contraste por perfusão e por difusão.

Para obtermos imagens funcionais para além dos fatores referidos acima é necessário realizar

um mapeamento das regiões funcionais, para isso é necessário fornecer ao paciente, quando se

encontra no scanner estímulos para a zona do cérebro a estudar. E como vai haver um

desfasamento entre o estímulo e a captação do mesmo, define-se uma função de resposta

hemodinâmica, que será posteriormente utilizada na análise estatística realizada. Realiza-se uma

análise estatística para saber qual a contribuição de cada protocolo de estimulação determinando

assim são atribuídas diferentes cores para as zonas do cérebro correspondentes.



Por fim, a EEG e a fMRI podem relacionar-se da seguinte forma, a EEG apresenta uma

muito boa resolução temporal (milisegundos), já a fMRI apresenta uma muito boa resolução

espacial. Com isto podemos ver que são duas técnicas que se complementam, mas a sua

aplicação conjunta ainda apresenta alguns problemas. O principal problema surge pela indução

de campos magnéticos sob os sensores e os fios condutores. Outro problema passa pelas

interferências que podem ser geradas no sinal de EEG.

Apesar de a técnica de fMRI ser uma técnica bastante complexa, para a obtenção de imagens

funcionais do cérebro, constatou-se que ainda pode ser melhorada com a combinação de outras

técnicas, como a EEG, melhorando os seus pontos fracos.



9. Referências bibliográficas [1] Huettel, S. A., Song, A.W., McCarthy, G.; “Functional Magnetic Resonance Imaging”,

Sinanuer Associates, 2009.

[2] Tavares, H.; “Mapeamento de areas visuais em cérebros sujeitos a reconstrução plana,

usando ressonância magnética estrutural e funcional”, Faculdade de Ciências e Tecnologia da

Universidade de Coimbra, 2007.

[3] Mazzola, A. A.; “Princípios Físicos da Ressonância Magnética”, pp. 1-123.

[4] Raimundo, Jr.; “Anatomia e Fisiologia do Sistema Nervoso”, Universidade Católica de

Goiás.

[5] Gonçalves, M.; “Processamento de dados em aquisição simultânea de EEG/IFRM”,

Universidade Nova de Lisboa, 2009.

[6] Formaggio, E., Storti, S.F., Bertoldo, A., Manganotti, P., Fiaschi, A., Toffolo, G.;

“Integrating EEG and fMRI in epilepsy”, NeuroImage, pp. 2719-2731, 2011.

[7] Ritter, P., Villringer, A.; “Simultaneous EEG-fMRI”, Neuroscience and Biobehavioral

Reviwes, pp. 823-838, 2006.

[8] Yang, L., Lui, Z., He, B.; “EEG-fMRI reciprocal function neuroimaging”, Clinical

Neurophysiology, pp. 1240-1250, 2010.

[9] Página web: http://www.neuroscientificallychallenged.com/glossary/functional-magnetic-

resonance-imaging-fmri/ (Consultada 03/01/2015).

[10] Página web: http://www.quazoo.com/q/Seiji_Ogawa (Consultada 03/01/2015).

[11] (Sebenta) Monteiro, F.; “Imagiologia”, Mestrado de Tecnologia Biomédica, IPB, 2014.

[12] Página web: http://rle.dainf.ct.utfpr.edu.br/hipermidia/index.php/ressonancia-

magnetica/sistemas-de-imagem-por-rm (Consultada 03/01/2015).

[13] Página web: http://en.wikipedia.org/wiki/Neuroimaging (Consultada 03/01/2015).

[14] Página web: http://www.psychologie.uzh.ch/fachrichtungen/plasti/Labor_en.html

(Consultada 03/01/2015).

[15] Página web:

http://pt.wikipedia.org/wiki/Imagem_por_resson%C3%A2ncia_magn%C3%A9tica (Consultada

03/01/2015).

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ressonância magnética funcional

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