Ressonancia magnetica

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Ressonancia magnetica

  1. 1. 1Imagem por ressonância magnética: princípios básicos.Ciência Rural, Santa Maria, OnlineISSN0103-8478Maria Cristina Ferrarini Nunes Soares HageIMasao IwasakiIIImagem por ressonância magnética: princípios básicosMagnetic resonance imaging – basicsRESUMOA ressonância magnética é a propriedade físicaexibida por núcleos de determinados elementos que, quandosubmetidos a um campo magnético forte e excitados por ondasde rádio em determinada freqüência (Freqüência de Larmor),emitem rádio sinal, o qual pode ser captado por uma antenae transformado em imagem. A imagem por ressonânciamagnética (IRM) é o método de diagnóstico por imagem não-invasivo mais sensível para avaliar partes moles,particularmente o encéfalo, porém trata-se de uma técnicaonerosa. Ela apresenta grande potencial diagnóstico, poucosefeitos deletérios e muitos benefícios a serem obtidos com o seuuso. Além disso, a IRM fornece informações anatômicasacuradas, imagens em qualquer plano do corpo, bom contrastee resolução espacial e por si só pode sugerir um diagnóstico.Porém, não permite um diagnóstico histológico específico edeve ser interpretada em contexto com outros achados clínicose patológicos. Esta revisão teve como objetivos mostrar asbases físicas da ressonância magnética e propiciar maisconhecimento aos veterinários.Palavras-chave: física da ressonância magnética, IRM.ABSTRACTMagnetic resonance is the physical proprietyexhibited by the atomic nucleus of determined elements whenthey are submitted to a strong magnetic field and excited withradio waves in determined frequency (Larmor’s Frequency).These originate a radio frequency signal, which can be capturedby a receptive antenna and transformed in images. Althoughexpensive, magnetic resonance is the most sensitive method ofimaging to evaluate soft tissues, mainly the brain. Extensivediagnostic potential, few hazard effects, accurate anatomicinformation, images in any plain of the body, good contrastand spacial resolution are some advantages of this method.However, it does not allow a specific histological diagnosis andmust be interpreted in context with others clinical andpathological findings. This review had the aim to show thephysical bases of magnetic resonance to bring more knowledgeto veterinarians.Key words: physics of magnetic resonance, MRI.INTRODUÇÃOOs primeiros estudos em ressonânciamagnética (RM) foram realizados em 1946 por doisgrupos independentes: Purcell em Harvard, queestudava os sólidos e Bloch em Stanford, que estudavaoslíquidos(BLOCHetal.,1946;PURCELLetal.,1946).Nessas primeiras experiências, a RM era usada pararealizar a análise química das estruturas, conhecidacomo espectroscopia. No final dos anos 60, RaymondDamadian demonstrou in vitro que T1 era maior emtumores do que em tecido normal e começou a trabalharno desenvolvimento de um aparelho. Em 1972,Lauterbour, da Universidade de Illinois, obteve asprimeiras imagens com a RM, as quais foram publicadasna Revista Nature (LAUTERBUR, 1973). Em 1976,Mansfield, da Universidade de Nottinghan, produziuIDepartamento de Veterinária (DVT), Centro de Ciências Biológicas e da Saúde (CCB), Universidade Federal de Viçosa (UFV). Av.P. H. Rolfs, s/n, 36570-000, Viçosa, MG, Brasil. E-mail:crishage@ufv.br. Autor para correspondência.IIUniversidade de São Paulo (USP), São Paulo, SP, Brasil.Recebido para publicação 09.09.08 Aprovado em 21.11.08
  2. 2. 2 Hage & Iwasaki.as primeiras imagens de uma parte do corpo: um dedo.Em 2003, pelos avanços proporcionados pela aplicaçãoda técnica de imagem por ressonância magnética (IRM),Paul Lauterbour e Peter Mansfield receberam o prêmioNobel de Medicina. O primeiro exame de IRM naAmérica Latina foi realizado no Hospital IsraelitaAlbertEinstein em 1986, em São Paulo, Brasil.Apesar de o estudo da física da ressonânciamagnética ser um assunto árido e difícil, ele é defundamental importância na interpretação das imagense por isso é preciso que os seus princípios básicossejam entendidos. Esta revisão teve como objetivosmostrar as bases físicas da RM e propiciar maisconhecimento aos veterinários.DESENVOLVIMENTOPor definição, a RM é a propriedade físicaexibida por núcleos de determinados elementos que,quando submetidos a um campo magnético forte eexcitados por ondas de rádio (RF) em determinadafreqüência (Freqüência de Larmor), emitem rádio sinal,o qual pode ser captado por uma antena e transformadoemimagem(BLOCHetal.,1946;PURCELLetal.,1946;PYKETTetal.,1982;VILLAFANA,1988;ÁVILA,2001).O núcleo mais simples é o do hidrogênio, oqual consiste em um único próton. Os prótons e osnêutrons têm uma propriedade chamada spin oumomento angular que nada mais é do que uma rotaçãosimilar à rotação da Terra sob o seu próprio eixo. Emadição ao seu spin, o próton tem também um momentomagnético, o que significa que ele se comporta comoum magneto (PYKETT et al., 1982; SMITH &RANALLO, 1989;ASSHEUER & SAGER, 1997).Asrazões pelas quais o próton pode se comportar comopequeníssimo magneto são duas: o próton tem cargaelétrica e ele gira sobre o seu próprio eixo nummovimento chamado spin. Qualquer objeto carregadoeletricamente que se mover circundará a si mesmo comum campo magnético e, quando o movimento é de spin,o objeto é referido como um dipolo magnético. Umpróton é, portanto, um dipolo magnético (PYKETT etal., 1982; SMITH & RANALLO, 1989;ASSHEUER &SAGER, 1997). Um dipolo magnético não somenteproduz um campo magnético, mas também responde àpresença de qualquer campo magnético de outrasfontes (SMITH & RANALLO, 1989). O núcleo dohidrogênio consiste em um único próton, portantopossui spin e momento magnético. Como tal é o maisapropriado para obtenção de imagens por RM devidoa sua abundância no corpo e à capacidade de produziro maior rádio sinal de todos os núcleos estáveis(SMITH&RANALLO,1989).Emconseqüênciadesuamaior concentração nos tecidos e de seu maior momentomagnético, o sinal que pode ser obtido do hidrogênioé superior a 1000 vezes em relação a qualquer outroelemento presente nos tecidos do corpo de animais.Por essa razão o hidrogênio é utilizado como fonte desinal na maioria dos exames de ressonância magnética(MENDONÇAetal.,1996).Na RM, observa-se um sinal produzido pelomomento magnético do próton. Esse sinal é umacorrente elétrica induzida em uma bobina receptora pelomomento magnético. O momento magnético de umúnico próton é, entretanto, muito pequeno para induziruma corrente detectável em uma bobina: portanto, osprótons devem ser alinhados para produzirem ummomento magnético grande e detectável no corpo(SLICHTER, 1989; SMITH & RANALLO, 1989).Normalmente, os prótons no corpo têm uma orientaçãocompletamente aleatória. Seus pequeníssimos vetoresde momento magnético apontam em todas as direçõese se cancelam de forma que nenhum momentomagnético é produzido (PYKETT et al., 1982;VILLAFANA, 1988; SMITH & RANALLO, 1989;ASSHEUER & SAGER, 1997) (Figura 1A). Porém, secolocados em um campo magnético externo (Bo)poderoso, os spins se alinham na mesma direção docampo magnético, no mesmo sentido do seu vetor ouem sentido contrário. Um número um pouco maior despins se alinha no mesmo sentido (em um estado demenor energia) do que em sentido oposto (estado demaior energia). Esse predomínio cria uma pequenamagnetização resultante de equilíbrio (Mo) no tecido.É esse pequeno, mas constante desequilíbrio, oumagnetização resultante, que torna possível a RM(PYKETTetal.;1982;VILLAFANA,1988;SLICHTER,1989;MENDONÇAetal.,1996)(Figura1B).Se um tecido é colocado em um campomagnético (Bo) e deixado por tempo suficiente (cinco a10 segundos), a magnetização tissular resultante atingeum valor de equilíbrio Mo, que é proporcional emintensidade ao campo magnético externo (Bo). Moaponta na mesma direção e no mesmo sentido do campomagnético principal, que é referido como eixolongitudinal ou eixo z. É importante compreendertambém que os prótons não se alinham precisamenteao longo do eixo z, mas sim se movimentam em tornodeste, de forma análoga a um pião, que gira em tornodo seu eixo gravitacional, movimento conhecido comoprecessão (Figura 1C). A rapidez ou a freqüência deprecessão do núcleo do hidrogênio depende somenteda intensidade do campo magnético, quanto maior ocampo magnético, maior será a freqüência de precessãodo spin, também conhecida como freqüência de Larmor(MENDONÇA et al., 1996; ASSHEUER & SAGER,1997).
  3. 3. 3Imagem por ressonância magnética: princípios básicos.A magnetização tissular intrínsecaresultante (Mo) é somente uma fração ínfima do campomagnético principal externo (Bo) e assim, enquanto Moestiver alinhada a Bo no eixo longitudinal ou z, éextremamente difícil de ser medida. Entretanto, a ínfima(Mo) pode ser medida se for rodada ou desviada dadireção do plano longitudinal para o planoperpendicular, o plano transverso (xy). Quando amagnetização tissular intrínseca resultante é desviadapara o plano transverso, é denominada (Mxy).Consegue-se desviar (Mo) para o plano transverso pormeio de um pulso de radiação eletromagnética oscilandona freqüência de Larmor do hidrogênio. Esse pulso deradiofreqüência de Larmor, denominado pulso de 90graus, é aplicado por tempo suficiente para desviar amagnetização longitudinal (Mo) exatamente 90 grausno plano transverso onde ela pode ser medida ereconstruída para se obter uma imagem (MENDONÇAet al., 1996). O pulso de radiofreqüência conseguedesviar o vetor de magnetização para o planotransverso, pois, além de fazer alguns dos spinspassarem para o nível de maior energia, também mudaa fase dos prótons, de modo que eles estejam coerentes(agrupados) (Figura 2). Só é possível detectar-se umsinal com as bobinas receptoras de radiofreqüênciaquando os prótons estão precessando em fase, ou seja,circundando agrupados o eixo longitudinal (z)(VILLAFANA,1988;LUFKIN,1999).O processo por meio do qual o núcleoexcitado retorna ao equilíbrio devido à liberação deenergia para o ambiente é conhecido como relaxação.Ela ocorre por meio da relaxação spin-lattice e darelaxação spin-spin, as quais são definidas por duasconstantes exponenciais de tempo T1 e T2respectivamente (THOMSON et al., 1993).Figura 1 - (A) Representação dos prótons no corpo de forma aleatória: os vetores se cancelam nãohavendo formação de momento magnético; (B) Alinhamento dos prótons após seremcolocados sob um campo magnético forte (Bo), criando uma pequena magnetizaçãoresultante de equilíbrio (Mo); (C) Representação em ampulheta da precessão dos prótonsao redor do eixo z do campo magnético forte (Bo).
  4. 4. 4 Hage & Iwasaki.Imediatamente após a aplicação do pulsode RF, o vetor (Mo) é nutado em direção ao plano xy,criando Mxy. Isso causa uma diminuiçãocorrespondente no valor do componente vertical deMo. Após um pulso de RF de 90 graus, o temporequerido para o núcleo recuperar 63,2% do valororiginal de (Mo) é definido como T1. À medida que aexcitação é perdida, a magnetização longitudinal égradualmente recuperada, por isso ela é conhecidacomo relaxação longitudinal. Como a relaxaçãolongitudinal envolve troca de energia entre os spinsnucleares excitados e o ambiente (lattice) molecularnão-ressonante, ela é também referida como tempo derelaxação spin-lattice ou spin-rede (PYKETT et al.,1982; THOMSON et al., 1993) (Figura 3A). O valor deT1 é dependente da natureza física e química doambiente que envolve o núcleo excitado. Em geral,moléculas menores, incluindo a água, relaxam muitomais lentamente do que moléculas de tamanho médiocomooslipídeos.OvalordeT1daágualigadaàproteínaé consideravelmente mais curto do que o da água livre.Portanto, a liberação da água ligada em tumores ou emoutras lesões pode aumentar os valores de T1. Porexemplo, o valor de T1 para a água pura é deaproximadamente três segundos, enquanto aquele dagordura é geralmente umas poucas centenas demilissegundos. Quando um tecido com T1 curto éexaminado usando uma seqüência com um tempo derepetição (TR) do pulso de RF de 90 graus relativamentemais longo, o sinal oriundo desse tecido é intenso. Seo tempo de repetição (TR) for mais curto do que o T1do tecido, o núcleo não retornará ao equilíbrio antesdo próximo pulso de RF, e o tecido é dito como estandosaturado (sem sinal). Dessa forma, a intensidade dosinal aumenta à medida que o tempo de relaxação dotecido diminui (THOMSON et al., 1993) (Figura 3B).A relaxação spin-spin (T2) ocorre por meioda interação de prótons com os campos magnéticos deoutros núcleos e por causa das inomogeneidadesinerentes a (Bo). Após a aplicação de um pulso de RF,o núcleo excitado inicialmente precessa em fase emrelação aos outros núcleos, resultando em um valoralto de Mxy. Entretanto, a coerência de fase érapidamente perdida, uma vez que cada um dos núcleostem seu próprio campo magnético diminuto queinterfere nos outros (relaxação spin-spin).A interaçãospin-spin transfere energia entre os núcleos envolvidos,de forma que a freqüência de precessão de alguns estejaatrasada e a freqüência de outros esteja acelerada.Dessa forma, a coerência de fase é perdida. Aconstantede tempo para essa forma de relaxação, chamada de T2,é o período de tempo durante o qual 63,2% do sinal éperdido (THOMSON et al., 1993) (Figura 4A). Osvalores de T2 da maioria dos tecidos biológicos estãoentre 50 e 100msec, enquanto o valor do líquor é de250msec. Como em T1, a taxa de água livre versus águaligada é o principal determinante de T2 nas lesões. Aliberação da água ligada aumenta os valores de T2.Como a relaxação spin-spin (T2) ocorre no planotransverso, ela é conhecida como relaxação transversal.Valores longos estão associados com sinal maisintenso, uma vez que o núcleo não perde a coerênciade fase tão rapidamente (Figura 4B). Isso contrastacom a relaxação spin-rede (T1), na qual um valor de T1mais longo está associado com a atenuação do sinal(THOMSONetal.,1993).Figura 2 - Um pulso de RF de 90º adiciona energia ao sistema e faz com que ocorram dois fenômenos: apassagem de alguns prótons para o estado de maior energia e a precessão em fase desses prótons,desviando, dessa forma, o vetor de magnetização efetivo (Mo) para o plano transverso (Mxy).
  5. 5. 5Imagem por ressonância magnética: princípios básicos.Grande parte da capacidade de contraste naRM pode ser entendida analisando-se uma forma daequação da seqüência de pulso spin-eco: I = N . f(v).(e -(TE/T2 )). (1- e – (TR/T1)), em que I = intensidade deimagem (brilho do pixel); N = densidade de prótons (dotecido); f (v) = função de fluxo (do tecido); TE =tempo de eco (fixado no aparelho); TR = tempo derepetição (fixado no aparelho); T1 = tempo derelaxação longitudinal (do tecido); T2 = tempo derelaxação transversal (do tecido) e e = 2,7182...(constante). Ao contrário dos complexos termosexponenciais que descrevem os efeitos de T1 e T2, otermo densidade de prótons (N) é simplesmente ummultiplicador. Embora haja prótons em todos os átomosdo corpo, os prótons de interesse para a RM sãoapenas aqueles que constituem o núcleo do átomo dohidrogênio. De fato, os únicos prótons que contribuemsignificativamente para o sinal da RM são os núcleosde átomos de hidrogênio em moléculas de água ou emalguns grupos de moléculas lipídicas, tambémconhecidos como prótons móveis (LUFKIN, 1999). Napresença de um grande número de prótons móveis,ocorrerá um sinal forte. Esse sinal forte será entãoafetado pelos outros termos na equação, como T1 eFigura 3 - (A) Imediatamente após a aplicação do pulso de RF, o vetor (Mo)é nutado em direção ao plano xy, criando Mxy. Isso causa umadiminuição correspondente no valor do componente vertical deMo. Após um pulso de RF de 90º, o tempo requerido para o núcleorecuperar 63,2% do valor original de (Mo) é definido como T1.(B) Imagem por ressonância magnética em T1 da cabeça de umcão em corte transversal. Notar que a gordura presente na língua(*), no tecido subcutâneo (o) e na medula óssea dos ossos do crânio(#) aparece hiperintensa (branca). Notar que o líquidocefalorraquidiano no interior dos ventrículos laterais ( ) aparecehipointenso (preto).
  6. 6. 6 Hage & Iwasaki.T2, produzindo um sinal mais forte ou mais fraco,dependendo desse outro grupo de fatores. Os materiaiscom elevada densidade de prótons incluem o tecidoadiposo, o líquido cefalorraquidiano (LCR), o sangue eoutros líquidos (LUFKIN, 1999). Por outro lado, napresença de relativamente poucos prótons móveis notecido, haverá um valor zero ou muito pequeno para oN na equação. Como toda a equação será multiplicadapor esse termo zero, os efeitos de T1 e T2 e dos outrosparâmetros serão anulados. Por isso,Figura 4 - (A) Na relaxação spin-spin (T2), após a aplicação de um pulso de RF, onúcleo excitado inicialmente precessa em fase em relação aos outrosnúcleos, resultando em um valor alto de Mxy. Entretanto, a coerência defase é rapidamente perdida, uma vez que cada um dos núcleos tem seupróprio campo magnético diminuto que interfere nos outros (relaxaçãospin-spin). A constante de tempo para essa forma de relaxação, chamadade T2, é o período de tempo durante o qual 63,2% do sinal são perdidos.(B) Imagem por ressonância magnética em T2 da cabeça de um cão emcorte transversal. Notar que o líquido cefalorraquidiano presente nosventrículos laterais ( ) e sulcos cerebrais ( )aparece hiperintenso(branco). Notar que a gordura presente na língua (*), no tecido subcutâneo(o) e na medula óssea dos ossos do crânio (#) aparece com intensidade desinal intermediária (cinza).
  7. 7. 7Imagem por ressonância magnética: princípios básicos.independentemente de como a seqüência de pulso éalterada, na presença de poucos prótons móveis, aimagem terá um sinal de pequena intensidade. Materiaisde baixa densidade de prótons geralmente têm um sinalbaixo em todas as seqüências. São exemplos o ar, ascalcificações, a cortical óssea densa, o tecido fibroso,o plástico e outros materiais implantados. Algumasseqüências de pulso à IRM são designadas comoimagens de densidade de prótons ou imagens dedensidade de spin. Elas são produzidas empregando-se combinações de TR relativamente longo e de TEcurto. Isso tem o efeito de diminuir as ponderações emT1 e T2, o que acarreta maior contribuição da densidadede spin ou de prótons ao contraste. Tem também oefeito de aumentar muito a razão sinal-ruído da imagem(LUFKIN,1999)(Figura5).Os efeitos de relaxação spin-rede (T1) e spin-spin (T2) proporcionam resolução notavelmentesuperior do contraste das partes moles na RM emcomparação à tomografia computadorizada (TC). Issoocorre porque muitas substâncias com densidade deprótons semelhante produzem ainda sinais deintensidade diferentes na RM devido às acentuadasdiferenças nos valores de T1 e de T2 dos tecidos(LUFKIN,1999).Considerando-se os dois grandes gruposde prótons no organismo – lipídeos e água – é possívelserem feitas algumas observações sobre os tempos derelaxação e o comportamento do contraste na RM(LUFKIN, 1999). A água é constituída de pequenasmoléculas que têm uma elevada freqüência demovimento molecular. Esses movimentos de rotaçãoou translação ocorrem muito rapidamente e se devem aefeitos térmicos (movimento browniano). Por outrolado,ocolesterol éum exemplodeumagrandemoléculalipídica. Os prótons móveis nessas grandes moléculastêm um movimento molecular muito mais lento devidoà maior inércia da molécula maior (LUFKIN, 1999).Arapidez da relação spin-rede (T1) depende da eficiênciacom que a energia é distribuída novamente ao retículobioquímico. Para adicionar energia ao sistema demaneira ótima, o campo de RF deve oscilar à freqüênciade ressonância do sistema. Assim, também, a energiapode ser redistribuída mais eficientemente quando oscampos magnéticos do retículo estão flutuando àfreqüência ressonante ou próxima disso (LUFKIN,1999). Quando há uma correlação estreita entre afreqüência de Larmor e a freqüência de oscilação doambiente devido ao movimento molecular, há umatransferência de energia muito eficiente e, portanto,um tempo de T1 curto. Moléculas pequenas como aágua tem uma razão de movimento molecular muitoacima da freqüência de Larmor em qualquer dosinstrumentos de RM atuais (alto ou baixo campo). Elassão, então, ineficientes na transferência de energia aoretículo e têm um longo tempo de relaxação de T1(BLOEMBERGEN et al., 1948; HEBEL & SLICHER,1959;CALLAGHAN,1994;LUFKIN,1999).OsprótonsFigura 5 - Imagem por ressonância magnética em densidade de prótons (DP) da cabeça de umcão em corte dorsal. Notar a diferença de tonalidade de cinza entre substânciacinzenta ( ) que aparece hiperintensa (branca) em relação à substância branca( ), que aparece cinza. Essa diferença de tonalidade de cinza é decorrente daconcentração 10% maior de prótons na substância cinzenta.
  8. 8. 8 Hage & Iwasaki.em moléculas de tamanho médio, como o colesterol, demovimento molecular mais lento, estão mais próximosdessa faixa e são, portanto, mais eficientes na relaçãospin-rede (T1). Moléculas maiores, como os ácidosgraxos de cadeia longa, oscilam com freqüências bemabaixo da freqüência ressonante. Contudo, a rotaçãodos grupos terminais dos ácidos graxos a freqüênciasmais altas possibilita uma relaxação spin-rede (T1)eficiente também para esses lipídeos (LUFKIN, 1999).Além do tamanho molecular, outros fatores(efeitos de ligação de proteínas) afetam a rapidez domovimento molecular e, portanto, a eficiência detransferência de energia de volta ao retículo, o quedetermina o tempo de relaxação (LUFKIN, 1999).Líquidos puros como a água tendem a ter umafreqüência elevada de movimento molecular e, portanto,um longo tempo de relaxação T1. No corpo, porém, amaior parte da água não está em estado puro, mas simpresente em soluções de proteínas e outrasmacromoléculas. Isso ocorre não apenas na célula, mastambém nas grandes coleções líquidas extracelulares(LUFKIN, 1999). A água pura tem uma freqüênciaelevada de movimento molecular e um T1 muito longodevido à ineficiente transferência de energia ao retículo,pelas razões citadas anteriormente. Contudo, à medidaque são adicionadas à solução, a água livre emmovimento rápido torna-se estruturada (alterada emseus movimentos, mas não ligada efetivamente) emtorno da macromolécula. Finalmente, a água ligada éaquela que apresenta efetivamente uma ligação porponte de hidrogênio a um local polar ou iônico fixo namacromolécula. Todas as moléculas de água que sãoafetadas por macromoléculas (água ligada eestruturada) são designadas como a água da camadade hidratação. Esse processo torna mais lento omovimento molecular, trazendo-o assim mais próximoda freqüência de Larmor do sistema e afetando aeficiência da relaxação (LUFKIN, 1999).Assim sendo,a presença da água numa camada de hidratação emtorno das macromoléculas leva a uma diminuição dotempo de relaxação de T1. Por esse mecanismo,soluções de água de elevado conteúdo protéico oucom uma grande quantidade de restos celulares podemter um tempo de relaxação de T1 semelhante ao docolesterol ou outros lipídeos. Esse é um aspectoimportante da interpretação da RM: os líquidos podemter aparências diversas com base em seu conteúdoprotéico(LUFKIN,1999).Para se obter o máximo de contraste em T1,que é a diferença na intensidade do sinal com base nostempos T1 teciduais, o tempo TR na seqüência de pulsoé reduzido. Isso leva a uma imagem ponderada em T1.Com um TR mais longo, os tecidos já recuperaramintegralmente sua magnetização longitudinal e têmintensidade de sinal semelhante e pouco contraste(LUFKIN,1999).UmaseqüênciadeTRcurtoaumentaráao máximo o contraste T1, mas isso também afetaráoutros aspectos da qualidade da imagem.Arazão sinal-ruído global diminui com o TR curto, embora ocontraste aumente (LUFKIN, 1999). Para se ter umadiferença máxima na intensidade do sinal com base nostempos T2, o tempo TE na seqüência de pulso éaumentado. Isso leva a uma imagem ponderada em T2.Os tecidos têm intensidade de sinal semelhante e poucocontraste com um TE mais curto. Isso ocorre por nãoter transcorrido um tempo suficiente para que asdiferenças de T2 causem a defasagem dos spins(LUFKIN,1999).UmaseqüênciadeTElongo,portanto,obterá um contraste em T2 máximo à custa da qualidadede imagem. A razão sinal-ruído global diminui aoaumentar o TE, ainda que o contraste em T2 aumente(LUFKIN, 1999). Para se produzir uma imagemfortemente ponderada em T1, usa-se um TR curto parase obter um contraste T1 máximo e usa-se um TE curtopara um contraste T2 mínimo.Assim, também, para seproduzirumaimagemfortementeponderadaemT2,usa-se um TE longo para se obter um contraste T2 máximoe um TR longo para um contraste T1 mínimo (LUFKIN,1999). Finalmente, uma seqüência de TE curto e TRlongo obteria o máximo de relação sinal-ruído naimagem.IssoéfeitoàcustadocontrasteT1eT2.Devidoà ausência de um contraste T1 ou T2 forte, essasimagens de elevada relação sinal-ruído são designadasimagens de densidade de prótons (LUFKIN, 1999).Todas as partes moles podem servisibilizadas na RM. Entretanto, a cortical óssea e o arnão produzem sinal nas imagens por causa dainabilidade dos prótons relaxarem na matriz ósseadensa e da relativa falta de núcleos de hidrogênio noar. Por possuírem baixa densidade de prótons móveisas lentes não apresentam sinal em qualquer seqüênciautilizada. Todas as outras estruturas são visibilizadasem vários graus de cinza ao branco por causa dasvariações da intensidade do sinal (TUCKER & GAVIN,1996).A diferenciação de contraste entre doistecidos adjacentes (por exemplo, entre um tumorcerebral e substância branca normal) depende dasdiferenças entre as densidades de prótons, os T1 e T2dos dois tecidos.Aassim chamada conspicuidade (sinalda lesão versus sinal do tecido adjacente) pode aindaser maximizada pela manipulação adequada dosparâmetros selecionáveis pelo operador (MENDONÇAet al., 1996). Seqüências de pulso inadequadas podemdiminuir a diferença entre a lesão e o tecido circundante,tornando difícil a detecção das lesões (MENDONÇA
  9. 9. 9Imagem por ressonância magnética: princípios básicos.etal.,1996).Osparâmetrosquepodemafetarocontrastedas imagens e que estão sob o controle do operadorincluem a escolha da seqüência de pulso, ângulo deexcitação do pulso de RF (flip angle), espessura docorte, campo de visão, tamanho da matriz e uso deagentes de contraste exógeno (MENDONÇA et al.,1996). Aseqüência de pulso mais comumente utilizadaem RM é a seqüência spin-eco. Nessa seqüência,simplesmente variando TR e TE é possível obter umaimagem que seja predominantemente ponderada em T1,T2 ou na densidade de prótons (MENDONÇA et al.,1996).De uma forma resumida, a aquisição deimagens por RM é constituída das seguintes etapas: opaciente é colocado no interior do magneto doequipamento; os núcleos atômicos do paciente sealinham ao longo do campo magnético aplicado,gerando um vetor de magnetização; gradientes decampo magnético seqüenciais são aplicados para alocalização espacial dos sinais a serem adquiridos; ospulsos de excitação são aplicados e os núcleosabsorvem energia; após os pulsos, passam a ocorreros fenômenos de relaxação; os núcleos passam a induziro sinal de RM nas bobinas receptoras; o sinal de RM éadquirido; o sinal de RM é processado por meio datransformada de Fourier; a imagem é formada ponto aponto numa matriz (MAGALHÃES, 1999).CONCLUSÃOA imagem por ressonância magnéticapromoveu um grande avanço na medicina no que dizrespeito a imagens encefálicas devido ao alto contrastede tecidos moles e à possibilidade de cortes em qualquerplano escolhido. Esta revisão mostrou as bases físicasdessa modalidade de imagem de forma assimilávelproporcionando mais conhecimento aos veterinários.AGRADECIMENTOSÀ Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado deSão Paulo (FAPESP), pelo auxílio financeiro (Projeto 2002/10.484-0). À Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal deNível Superior (CAPES), pela bolsa de doutorado da primeiraautora. Aos colaboradores Said Rahnamaye Rabbani, LilianKamikawa, Jean Louis Shinohara, Hernan Joel RodriguezCervantes, Carla Aparecida Batista Lorigados, HildebrandoGomes Benedicto, Franklin de Almeida Sterman, MariaConcéption Garcia Otaduy e Pedro Primo Bombonato.REFERÊNCIASASSHEUER, J.; SAGER, M. Mri and ct atlas of the dog.Oxford: Blackwell Science, 1997. 482p.ÁVILA, L.F. Física em ressonância magnética. Parte A.São Paulo: Videoteca da Sociedade Brasileira de Radiologia, 2001.[Fita de Vídeo].BLOCH, F. et al. The nuclear induction experiment. PhysicalReview, New York, v.70, n.7-8, p.474-485, 1946. Disponívelem: http://prola.aps.org/abstract/PR/v70/i7-8/p474_1. Doi:10.1103/PhysRev.70.474.BLOEMBERGEN, N. et al. Relaxation effects in nuclearmagnetic resonance absorption. Physical Review, New York,v.73, n.7, p. 679-712, 1948. Disponível em: http://prola.aps.org/abstract/PR/v73/i7/p679_1. Doi: 10.1103/PhysRev.73.679.CALLAGHAN, P. Principles of nuclear magneticresonance microscopy. Oxford: Oxford University, 1994.516p.HEBEL, L.C.; SLICHTER, C.P. Nuclear spin relaxation in normaland superconducting aluminum. Physical Review, New York,v.113, n.6, p.1504-1519, 1959. Disponível em: http://prola.aps.org/abstract/PR/v113/i6/p1504_1. Doi: 10.1103/PhysRev.113.1504.LAUTERBUR, P.C. Image formation by induced localinteractions: examples employing nuclear magnetic resonance.Nature, v.242, n.16, p.190-191, 1973. Disponível em: http://www.nature.com/nature/journal/v242/n5394/abs/242190a0.html. Doi: 10.1038/242190a0.LUFKIN, R.L. Manual de ressonância magnética. Rio deJaneiro: Guanabara Koogan, 1999. 338p.MAGALHÃES, A.C.A. Ressonância magnética do sistemanervoso central. São Paulo: Atheneu, 1999. p.1-26.MANSFIELD, P.; GRANNELL, P.K. NMR “diffraction” insolids? Journal of Physics Chemistry: Solid State Physics,Boston, v.6, n.22, p.L422-L426, 1973.MENDONÇA, R. et al. Fundamentos da ressonânciamagnética. 1996. [p. 29]. Apostila.PURCELL, E.M. et al. Resonance absorption by nuclearmagnetic moments in a solid. Physical Review, New York,v.69, n.1-2, p.37-38, 1946.PYKETT, I.L. et al. Principles of nuclear magnetic resonanceimaging. Radiology, Illinois, v.143, p.157-168, 1982.SLICHTER, C.P. Principles of magnetic resonance:Springer series in solid states sciences. Berlin: Springer-VerlagBerlin, 1989. V.1. 666p.SMITH, H.; RANALLO, F.N. A non-mathematical approachto basic mri. Wisconsin: Medical Physics, 1989. 203p.THOMSON, C.E. et al. Magnetic resonance imaging – a generaloverview of principles and examples in veterinaryneurodiagnosis. Veterinary Radiology & Ultrasound,Raleigh, v.34, n.1, p.2-17, 1993.TUCKER, R.L.; GAVIN, P.R. Brain imaging. Veterinaryclinics of north america: small animal practice,Philadelphia, v.26, n.4, p.735-758, 1996.VILLAFANA, T. Fundamental physics of magnetic resonanceimaging. Radiologic Clinics of North America, Philadelphia,v.26, n.4, p.701-715, 1988.

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