Neurografia por Ressonancia magnética do corpo inteiro

A Ressonância Magnética (RM) nos últimos anos apresentou melhorias na detecção de patologias do sistema nervoso central e periférico devido a vários factores como:

• Melhoria dos aparelhos de RM;

• Sequências de pulso;

• Design de alta resolução da antena.

Antes as patologias do sistema nervoso periférico eram detectadas através do exame físico combinado com exames electrofisiológicos, mas não eram capazes de identificar com precisão a localização exacta do problema nervoso periférico. Com a RM estes problemas foram resolvidos, assim actualmente a RM é utilizada em conjunto com os exames electrofisiológicos para localizar e diagnosticar a causa específica do problema.

As sequências normais de RM, a imagem ponderada em T1 e T2 com supressão de gordura, visualizam os nervos do cérebro e da medula espinhal mas os nervos periféricos não são bem visualizados, porque os nervos são estruturas pequenas com percursos complicados e apresentam sinal de intensidade semelhante a outras estruturas anatómicas.

Para resolver esta limitação da RM, desenvolveu-se a Neurografia RM, que é uma técnica que visualiza os nervos e as suas trajectórias, separadamente de outras estruturas anatómicas circundantes. Para alcançar esta imagem não é utilizado nenhum tipo de contraste e utiliza a tecnica de difusão com supressão de gordura no corpo inteiro(DWIBS).

A técnica de difusão faculta informação funcional que pode ser usada para a caracterização de processos patológicos e é adquirida na técnica de controlo respiratório ou paragem da respiração enquanto a DWIBS permite a aquisição de imagens de difusão volumétricas por todo o corpo durante a respiração.

O movimento durante a respiração retira contraste à imagem e apenas permite um número de cortes limitado com uma espessura grande.

Takahara et all desenvolveu a técnica DWIBS provou a fiabilidade da técnica de difusão durante a respiração livre, porque estende as possibilidades da técnica de difusão como: tempo de exame não é limitado e ao tempo de aquisição de imagem não é confinado a uma fase particular do ciclo de respiração, imagens com múltiplos valores incluindo elevado valores b cerca de 1,000s/mm pode ser adquiridos, cortes finos podem ser obtidos e sinais múltiplos comuns são possíveis. Por isso, os avanços permitem imagens volumétricas como MIP, volume rendering, múltiplas reformatações (MPR) em qualquer plano.

esta tecica permite a aquisição de cortes de espessura igual ou acima de 4mm, elevada qualidade nas reformatações criadas em qualquer plano.  A técnica de difusão é combinada com ou um pre-pulso de STIR ou pré-pulso de frequencia especifica (CHESS) para supressão de gordura.

O STIR teoricamente apresenta melhor supressão de gordura global por todo o FOV comparativemnte com o CHESS, por causa da insentividade das não homogeneidades do campoa magnético. por isso, o STIR pode ser usado em qualquer parte do corpo. tambem pode ser util em suprimir o sinal do intestino, que pode ter um valor de T1 curto, semelhante ao da gordura. no entanto, uma das desvantagens do STIR, comparado com o CHESS é dimimui do sinal de ruido por causa da perda parcial do sinal do protão durante o tempo de inversão.

normlamente quando o exame abrange o corpo inteiro, requer o STIR devido à presença de campomagneticos não homogeneos no pescoço, pulmões, extremidades inferiores,e ombro.

Esta técnica é utilizada para detectar polineuropatia inflamatória desmielizante crónica (doença progressiva crónica, que afecta a espessura do nervos periféricos), neurofibromatose, neuropatias, síndrome piriforme e neurites.

tecnica de imagem por difracção dos raios-x

Os raios-x são usados no diagnóstico médico por imagem, devido à sua capacidade de penetrar no corpo e produzir informação morfológica quantitativa. A radiologia convencional e tomografia computorizada utilizam raios-x e por isso é possível aplicar a técnica de difracção.

A radiologia convencional, os raios atravessam e interagem com a matéria, posteriormente são interceptados e registados num detector. A intercepção de raios-x com a matéria é complexa, envolvendo absorção, refracção e dispersão. A dispersão inclui pequenos ângulos de dispersão. Apesar de ocorrem vários processos, o contraste da imagem depende apenas da absorção.

O principal problema da radiografia convencional é não identificar as pequenas variações de densidade, por exemplo, a densidade dos tecidos moles varia apenas entre 1 a 5%.

A técnica de difracção visa resolver estas dificuldades, porque o contraste da imagem desta técnica depende da absorção mas também dos efeitos da retractação e de extinção. Por causa das múltiplas fontes de contraste, esta é uma técnica promissora nos métodos de raios-x com relevância clínica.

Princípios físicos:

Na técnica de difracção, existem dois cristais em localizações diferentes, um entre fonte de raios-x e o paciente (cristal monoenergético) e outro entre paciente e o detector (cristal analisador).

A fonte de raios-x produz raios polienergéticos que são difractados pelo cristal monoenergético para criar raios monoenergéticos, necessários para esta técnica. Estes atravessam o paciente, onde serão difractados pelo cristal analisador. Este cristal, tipicamente de silicone, apresenta um pico de Bragg (descreve a ionização das partículas durante a travessia da matéria, o que origina perda de energia).

Esta condição limita a quantidade de raios-x que podem ser difractados, ou seja, só existe ionização das particulas se o raio incidente efectuar um ângulo específico no cristal. Este cristal está a rodar em torno de um eixo paralelo aos planos do meio e perpendicular à direcção do raio incidente. A variação de intensidade observada é definida como a curva de “ rocking”. A forma desta curva é ligeiramente triangular com um pico de reflectividade aproximadamente perto dos 100%.

Devido ao ângulo específico, o cristal rejeita automaticamente um elevado grau de radiação – radiação dispersa, resultando um melhor contraste de imagem. Normalmente este tipo de dispersão surge das estruturas com dimensões de tamanho micro e geralmente adicionam ruído, o que diminui o contraste nas radiografias convencionais.

Os ângulos específicos são de apenas de microradianos. Por isso, esta técnica rejeita radiação dispersa o nível microradiano, o que ultrapassa as técnicas anti-radiação dispersa como as grelhas e colimação.

De qualquer modo, o cristal não elimina toda a radiação dispersa. O contraste resultante da radiação dispersa é designado por contraste de extinção. A imagem que representa a absorção dos raios-x pelo objecto é defenido como a imagem da absorção aparente desde que o contraste seja derivado de ambas, absorção e extinção.

A forma da curva de “rocking”, triangular, descreve que cada lado da curva da reflectividade converterá estas subtis variações de ângulo em variações de intensidade, tornando os efeitos de refracção visíveis na imagem. Ao refractar os dois lados do cristal analisador, será possível separar os efeitos de refracção combinando os efeitos de absorção e extinção.

Mecanismos de contraste:

O mecanismo do contraste da refracção é entendido desde o ponto de vista óptico até à variação do comprimento de onda do raios-x. A energia dos raios-x tipicamente usada no diagnóstico médico é de cerca de 17 a 100KeV, o mecanismo de absorção surge principalmente a partir do efeito fotoeléctrico. A refracção ocorre primariamente a partir de variações da densidade do electrão projectado no meio. Em ambos os casos, o contraste surgirá das diferenças de contraste e de refracção. O contraste de extinção surge dos pequenos ângulos (microradianos) provocados pelo impacto da radiação dispersa dos raios-x no objecto.

Contraste de absorção: Surge dos factores: espessura dos objectos, diferenças de densidade e coeficiente de atenuação do objecto.

A imagem de difracção visualiza o contraste de absorção como se fosse uma radiografia normal. No entanto, a imagem resultante é sempre livre de radiação dispersa devido à rejeição dos raios dispersos pelo cristal analisador. A combinação de factores como a energia dos raios incidentes, restrições do ângulo e comprimento de onda previnem que muitos fotões que são amplamente dispersados sejam transmitidos para o detector.

Contraste de refracção: Como as outras ondas electromagnéticas, os raios-x são refractados em diferentes meios. Para a maior parte dos materiais, os raios-x exibem um índice de retractação ligeiramente mais pequeno que a unidade, tipicamente apresenta uma variação entre 1-10-6 e 1-10-4. Por isso, não existe uma refractarão com elevados ângulos, mas existem pequenos desvios na direcção original da propagação.

O desvio da direcção inicial não pode ser directamente medida, mas pode ser traduzida em variações de intensidade de acordo com a curva de difracção de bragg. Esta variação de intensidade está na origem do contraste de refracção.

Contraste de extinção: Um termo usado tanto na óptica e como na difracção dos raios-x para descrever a perda de intensidade devido a difracção e a dispersão.

A extinção na técnica de imagem de difracção significa a perda de intensidade devido aos raios dispersos. Os raios dispersos são tipicamente achados não visíveis, que ocorrem quando o raio atravessa o objecto. A perda de intensidade do raio pode ser caracterizada por um coeficiente linear de extinção (Ҳ2t). Assim os factores que afectam o contraste de extinção são a espessura do alvo e o coeficiente de atenuação.

A técnica de difracção produz imagens semelhantes às produzidas pela ressonância magnética de alta resolução, com o potencial de igualar ou exceder a resolução da ressonância, mas a radiação utilizada é muito elevada para humanos pelo menos actualmente.

Este método é aplicado na detecção de neoplasias como cancro da mama, pulmão, doença de Alzheimer no estado precoce.

TC espectral ou multi-energias

A “Spectral CT” ou TC espectral é uma técnica desenvolvida pela Philips Healthcare com o objectivo de melhorar as capacidades de diagnóstico.

Utiliza um feixe de raios-x policromático sobre o paciente o que vai provocar variações de atenuação de raios-x nos diferentes tecidos do corpo humano e cada energia dos fotões vai ser medida individualmente pelo detector. Obtém-se assim uma informação adicional inerente de todo o espectro do feixe de raios-x.

Diferente da TC de dupla energia que apresenta uma mudança de voltagem na ampola de raios-x, alta e baixa energia, medidos uma única vez. Esta técnica (Figura 1)utiliza um detector “sandwich” de duas camadas de cintiladores (cintilador superior e inferior). O cintilador superior capta as energias baixas de raios-x e é configurado para absorver uma quantidade significante de fotões raios-x com energia abaixo de 50kVs e transmite uma elevada quantidade de fotões com energia superior a 90kVs. Está colocado no lado oposto à fonte de raios-x para receber a radiação, converter a baixa energia em luz e transmitir a radiação de elevada energia. O primeiro fotodetector está conectado com o cintilador superior para receber e converter a luz em sinais eléctricos.

O cintilador inferior está adjacente no cintilador superior e distal à fonte de raios-x para converter a radiação de elevada energia em luz, que foi transmitida através do cintilador superior. O segundo fotodetector está conectado com o cintilador inferior para receber e converter a luz em sinais eléctricos pelo cintilador inferior.

Tem como vantagens:

• Melhor diferenciação de tecidos moles;

• Baixas doses de radiação;

• Reduz de artefactos na imagem;

• Remover o osso totalmente;

• Quantificar a concentração de contraste, cálcio nos ossos ou placas;

• Imagens virtuais sem contraste, eliminando as aquisições sem contraste;

• Aumenta a sensibilidade dos agentes de contraste;

• Baixas concentrações de contraste e diminuição do volume injectado.

Principios Fisicos de Ressonância Magnética

A Ressonância Magnética (RM) apresenta várias vantagens sobre outras modalidades de imagem como melhor resolução de baixo contraste, não utiliza radiação ionizante, imagem multiplanar directa, não apresenta artefactos de ar ou de osso, medição directa do fluxo e não invasiva.

Basicamente, a RM é simplesmente a interacção energética entre os spins dos protões de Hidrogénio e os pulsos de radiofrequência, ou seja, o paciente é colocado num campo magnético, envia-se um pulso de Radiofrequência com mesma Frequência de Precessão dos Protões (RF) e quando esse é desligado o paciente emite um sinal que é recebido e usado para reconstruir a imagem.

Então, podemos separar a física da RM em quatro processos: Colocação do paciente no campo magnético, Aplicação/Remoção o pulso Radiofrequência (RF), Emissão do sinal e Reconstrução da Imagem.

Colocação do paciente no Campo Magnético:

O corpo humano é constituído fundamentalmente por quatro elementos, carbono, hidrogénio, oxigénio e azoto, sendo o hidrogénio o elemento mais abundante (1019 em 1mm3 de tecido). O átomo de hidrogénio é constituído por um protão (carga positiva) e um electrão (carga negativa). Os protões apresentam características magnéticas designadas por spin, pois os protões estão em constante rotação à volta do seu eixo e este movimento induz um campo magnético perpendicular ao movimento do protão. Este movimento é designado por precessão e os protões movem com um determinada frequência, Frequência de Larmor, que é calculada com a equação de Larmor (ω0=γϐ0). A frequência de precessão é proporcional ao campo magnético (Figura 1). A direcção dos protões está distribuída aleatoriamente e por isso a soma dos pequenos campos magnéticos spins designado por magnetização macroscópica é zero.

Quando o paciente é colocado no campo magnético externo, os protões tendem a alinhar-se em paralelos (sentido do campo magnético) e anti-paralelos (sentido contrário ao campo magnético). Os protões que se alinham em paralelo manifestam menor energia enquanto os que se alinham em anti-paralelo apresentam maior energia (Figura 2).

Normalmente, existem mais protões alinhar-se no sentido do campo magnético do que no sentido oposto. Os protões opostos ao campo magnético cancelam o efeito magnético dos protões com a mesma direcção. A soma do excesso de protões alinhados com o campo magnético é designada por magnetização longitudinal (ao longo o eixo Z)

Aplicação/Remoção do pulso de Radiofrequência (RF)

O pulso de RF aplicado tem de apresentar a mesma frequência de Precessão dos protões. Só assim, é que afecta o equilíbrio e possibilita a troca de energia. Este processo designa-se por excitação. Ao receber energia, protões deslocam-se para estados de maior energia (protões anti-paralelos) e neutralizam ou cancelam o efeito dos protões em direcção oposta e também os spins ficam em coerência de fase. Isto provoca uma mudança na direcção do vector magnetização, o que produz um efeito de ressonância.

Quando um RF é aplicado, a magnetização longitudinal diminuiu e os protões deslocam-se para a coerência de fase, originado a magnetização transversal, que se movimenta à volta dos protões em precessão. Quando os spins estão em coerência de fase, a magnetização transversa atinge o máximo. Quando o pulso é desligado, a magnetização transversal diminui e desaparece enquanto que a magnetização longitudinal aumenta novamente, ou seja, os protões voltam ao estado de equilíbrio, emitindo energia electromagnética - relaxação.

A relaxação é um processo dinâmico físico, onde protão volta ao equilíbrio (estado fundamental) caracterizado por uma constante de tempo. Existem dois tipos de relaxação, longitudinal e transversal.

A primeira é descrita por uma curva exponencial caracterizada por constante de tempo T1 (tempo de relaxação longitudinal), onde os protões voltam a estar alinhados ao campo magnético (Figura 3) e a segunda é descrita por uma curva exponencial caracterizada pelo tempo T2 (tempo de relaxação transversal) que consiste no deslocamento dos protões para o estado fora de fase (Figura 4).

Se unirmos as duas curvas exponenciais, verificamos que o tempo de T1 é cerca de 2-10 vezes mais longo do que o tempo de T2. Esta característica reflecte-se nos tecidos biológicos por T1 que é cerca de 300 a 2000mseg e o T2 é cerca de 30 a 150mseg. É difícil apontar exactamente o fim da relaxação transversa e longitudinal, assim, os tempos T1 e T2 não se encontram definidos quando a relaxação termina, em vez disso, T1 é o tempo quando cerca de 63% da magnetização longitudinal original é recuperada enquanto o T2 é o tempo quando a magnetização transversal reduziu cerca de 37% do valor original. A relaxação transversa é mais rápida do que a relaxação longitudinal e estes valores não estão relacionado com a força do campo magnético.

Em relação aos tecidos, quais são os tecidos que têm tempo de relaxação longos e curtos?

A água apresenta um T1 longo e um T2 longo e pode-se generalizar a todos os tecidos constituídos por um elevado conteúdo de água, como músculo, sangue, órgãos internos (coração, fígado, etc.) e algumas patologias apresentam igualmente T1 e T2 longos. A gordura ou ácidos gordos apresentam um T1 curto e T2 curto.

Porquê?

O tempo de relaxação T1 está relacionado com a troca de energia entre os spins e a lattice (meio) circundante (relaxação spin - lattice) que restabelece o equilíbrio térmico. Os spins vão para estados de energia superiores e quando regressam ao estado de energia fundamental (baixa energia) após o RF ser desligado, e a energia do pulso de RF é libertada para a lattice circundante.

T1Longo - Quando o lattice é constituído por água ou liquido puro, é difícil para os protões conseguirem libertar rapidamente a energia para lattice circundante porque as moléculas de água são pequenas e movimentam-se rapidamente. Em consequência disso, os protões voltam ao seu nível de energia inferior mais lentamente e é necessário um maior tempo parra atingir a Magnetização longitudinal inicial.

T1 Curto - Quando a lattice é constituída por moléculas de médias dimensões e por líquidos que contêm mais que uma molécula. Isto provoca uma oscilação dos campos magnéticos dos spins com uma frequência semelhante à frequência de Larmor, ou seja, a energia pode ser transferida mais rapidamente e é necessário menor tempo para a atingir o valor inicial da magnetização longitudinal.

O tempo de relaxação de T2 depende dos spins dos protões voltarem ao estado de fora de fase. Os spins movem-se constantemente, apresentando uma interacção do campo magnético (interacção spin - spin) onde modifica ligeiramente a frequência de Precessão. As interacções são temporárias e aleatórias. Assim, a relaxação spin - spin causa uma perda acumulativa de fase resultando uma diminuição de magnetização transversa.

A relaxação transversa apresenta duas causas: a não homogeneidade do campo magnético externo e a não homogeneidades dos campos magnéticos de cada spin dentro de cada tecido.

T2 longo - As moléculas de água movem – se muito rapidamente e a sua rápida oscilação do campo magnético faz com que não existam grandes diferenças de força entre campo magnéticos dos protões. A não existência de diferenças de campo magnético faz com que os protões fiquem em compasso durante um longo tempo, antes de voltarem para o estado de fora de fase.

T2 curto - Os líquidos impuros contêm moléculas de grandes dimensões e por isso, existem grandes variações nos campos magnéticos dos protões. As moléculas de grandes dimensões movem-se mais lentamente que os campos magnéticos dos protões não cancelam o campo magnético dos outros protões. Essas diferenças nos campos magnéticos consequentemente causam grandes diferenças em frequência de precessão, assim os protões voltam ao estado fora de fase mais rapidamente.

Emissão de sinal

Como já foi dito atrás, após o pulso de RF, existem várias mudanças em ambas as magnetizações, a magnetização longitudinal aumenta, a transversal diminuiu e este processo liberta energia. Para receber o sinal, a antena é colocada no plano transversal (x0y) onde é induzida uma corrente eléctrica (lei de Faraday).

Para compreender melhor a emissão de sinal é necessário especificar a sequência de pulsos de RF. A sequência spin eco é baseada na repetição de sequência de pulsos de 90º e 180º consecutivamente e apresenta dois parâmetros: TR e TE. (Figura 5)

A aplicação do Pulso de 90º provoca o desaparecimento da magnetização longitudinal e o crescimento da transversal. Quando o pulso de 90º é desligado, existe um decaimento da magnetização transversal e os protões libertam a energia absorvida para o lattice.

A energia libertada vai provocar oscilações na frequência do campo magnético o que induz uma corrente eléctrica, segundo a lei de Faraday - sinal. A frequência do sinal é constante mas desaparece ao longo do tempo, o que traduz uma curva exponencial de decaimento. As antenas recebem o sinal no plano transversal devido às variações do vector da magnetização transversa.

Este processo, quando na ausência de qualquer gradiente magnético é designado por decaimento livre de indução (FID). Este é causado por uma diminuição da magnetização transversal, perda de energia para o ambiente e redução da oscilação de sinal no plano transverso. Como não existe nenhum gradiente magnético, o sinal de FID decresce mais rápido do que o T2 e é caracterizado por um tempo constante T2*. O tempo T2* é influenciado pelo tipo específico de relaxação spin-spin e os campos magnéticos estáticos não homogéneos que aceleram o desfasamento dos spins (Figura 6).

Pulso de 180º - Coloca os spins em fase e inverte o campo magnético não homogéneo. Quando se aplica um RF pulso de 180º, os spins entram em fase e a magnetização transversa reaparece e aumenta. Após o pulso de 180º, os spins deslocam-se para o estado de fora de fase (equilíbrio) e a magnetização transversa diminui.
Quando estão totalmente no estado fora de fase, o pulso de 180º é enviado e os protões entram novamente em fase.

É aplicado um pulso de 90º o que provoca o crescimento da magnetização transversal até ao máximo. Ao desligar o pulso de 90º a magnetização começa a desaparecer devido ao efeito puro de T2. Antes de aplicar o pulso 180º espera-se TE/2. O pulso 180º restaura a coerência de fase depois de um pulso de 90º. Quando se desliga o pulso de 180º e também no fim do Tempo de Eco, o sinal é emitido em forma de ecos. O sinal é descrito como uma curva de decaimento de T2 (Figura7).

A diferença de intensidade de sinal depende de dois factores, Tempo de Repetição (TR) e Tempo de Eco (TE) que indicaram o tipo de imagem (imagem ponderada em T1, densidade protónica e imagem ponderada em T2).

O TR é a diferença entre a intensidade de sinal entre tecidos T1 usando dois pulsos consecutivos, ou seja, a diferença entre a magnetização longitudinal de diferentes tecidos.

TR longo (1500mseg) – Os sinais são idênticos em tecido diferentes porque a quantidade de magnetização longitudinal é semelhante.

TR curto (500mseg) – Em diferentes tecidos aparecem maiores diferenças de intensidade de sinal o que determina a diferença de T1.

O TE é o tempo entre o pulso 90º e o eco. Pode ser escolhido pelo operador.

TE curto (25mseg) - maior transmissão de sinal pelo tecido. Mas apresenta um problema, se for muito curto, a diferença de sinal entre dois tecidos é muito pequena e os tecidos não são distinguidos.

TE longos (80 mseg) – existem maior diferença entre as curvas T2 e por isso, as diferenças entre intensidade de sinal são maiores.

TE muito longos - a intensidade de sinal torna-se cada vez mais pequena, o que diminuiu o sinal de ruído, originando uma imagem granizada.

Combinação de tempos para constituir uma imagem (figura 8):

TR e TE curtos – O TR curto não permite que os tecidos recuperarem a magnetização longitudinal total mas mostra diferenças entre o sinal de T1. Os TE curtos, as diferenças de sinal de T2 não podem ser realmente realçadas por isso a imagem resultante será uma imagem ponderada em T1.

TR curto e TE longo – O TR curto e TE longo permite pequena magnetização longitudinal e transversal. O sinal resultante será de pequena intensidade e por isso, impossível de utilizar para uma imagem.

TR longo e TE longo – O TR longo apresenta um pequena diferença de contraste em T1 enquanto o TE longo apresenta uma grande magnetização transversal o que resulta diferenças de sinal entre tecidos, que irá dar origem à imagem ponderada em T2.

TR longo e TE curto - TR longo têm poucas diferenças de contraste em T1 e o TE curto também. O sinal que se obtêm é influenciado por a densidade de protões, quanto maior for a quantidade de protões maior é o sinal – densidade protónica.

Reconstrução de imagem 2D:

Durante a aquisição do corte, a informação está a ser armazenada numa matriz designada por espaço-k. O espaço – k não corresponde à imagem, ou seja, a linha superior do espaço k não corresponde à linha superior da imagem. Durante cada TR, uma linha do espaço-k é preenchida com dados de codificação de fase e frequência, até que todas as linhas sejam preenchidas e a sequência tenha terminado. Para ocorrer a transformação de uma matriz de espaço-k para uma imagem é necessário usar a transformada inversa de Fourier.

A codificação permite a localização tridimensional da informação espacial (transmitida pelo sinal). É efectuada através de gradientes (pequenas alterações do campo magnético externo). A localização no espaço-k depende da duração e a força dos gradientes. Quanto mais forte ou mais longo é o gradiente, mais distante se encontra do centro do espaço-k. Caso não seja aplicado nenhum gradiente, a informação encontra-se no centro do espaço-k.

Cada ponto do espaço-k codifica informação espacial de toda a imagem de RM e cada ponto da imagem de RM é o resultado de toda informação do espaço-k. O centro do espaço-k contém as baixas frequências espaciais. Estas contêm informação sobre a forma e contraste da imagem. A periferia do espaço-k não corresponde à periferia da imagem e contêm as altas frequências espaciais. Quanto maior for a altas frequências menor será o detalhe da imagem.

A reconstrução de uma imagem é constituída por três fases: selecção do corte, codificação de fase e codificação de frequência:

Selecção de corte: o gradiente magnético é aplicado perpendicular ao plano do corte desejado. Como o campo magnético varia em relação à direcção do gradiente, todos os planos perpendiculares à direcção ao gradiente apresentam frequências de precessão diferentes.

O pulso de RF apresenta a mesma frequência de ressonância dos spins no plano do corte desejado. Apenas os protões que fazem parte do corte é que são excitados e mudam a sua frequência de precessão enquanto os outros apresentam a mesma frequência de precessão. Os sinal da excitação elabora tipicamente uma variação de frequência.

Codificação de fase: um gradiente magnético é aplicado brevemente em direcção das colunas (eixo y) o que provoca uma mudança da frequência muito breve. Quando o gradiente é desligado causa uma mudança de fase dos protões que é proporcional à distância - entre antes e após o gradiente (O gradiente funciona da mesma maneira que um pulso de 180º). Os protões no eixo x têm a mesma fase mas os protões no eixo y tem diferentes fases o que se aumenta de desfasamento entre as fases.

Numa sequência spin eco, o número de passos de codificação de fases é igual ao número de linhas numa matriz do espaço-k. Cada passo é executado com um acréscimo de alteração na força do gradiente.

Codificação da frequência: A frequência de sinal depende da intensidade do campo magnético onde se encontra durante o registo do sinal. O gradiente refere-se à repetição da periodicidade do som das ondas. O gradiente é aplicado em direcção perpendicular à direcção da codificação de fase (eixo x), o que vai traduzir num aumento de periodicidade das ondas quando maior for o gradiente.

O sinal é uma mistura de amplitude, fases e frequências. A decomposição do sinal é efectuada por um procedimento matemático designado por transformada de Fourier. Este procedimento decompõe o sinal numa soma de ondas seno de diferentes frequências, fases e amplitudes. Sabendo a amplitude, fase e frequência de cada onda seno, é possível reconstruir a imagem (transformada de Fourier inversa).

Para compreender melhor começa-se por decompor uma imagem 2D. Primeiro efectua-se a transformada de Fourier de 1D numa direcção (linha por linha), o qual a imagem original vai ser decomposta em linhas. As linhas apresentam um espectro de intensidades de cinzento. Segundo passo é uma segunda transformada de Fourier 1D na direcção ortogonal (coluna por coluna), que traduz no fim um plano de Fourier.

O plano de Fourier é constituído pelo eixo vertical e horizontal. Cada eixo corresponde a frequências. A variação da frequência afecta a intensidade do pixel (corresponde à amplitude), a cor (corresponde à fase). Normalmente a imagem está associada à magnitude do sinal (níveis de cinzento), mas a frequência do sinal também transmite características fundamentais para a imagem como a cor e intensidade do pixel.

Comparação entre Ressonância Magnética 1,5 T e 3T

A Ressonância Magnética (RM) 3 Tesla existe à 15 anos, mas inicialmente era apenas usada como uma ferramenta de investigação. Actualmente, é aplicada para o uso clínico.

A RM 3T veio substituir a RM 1,5T e esta substituiu RM 1T. O aparelho 3T tem o dobro da força do campo magnético que opera nos aparelhos 1,5Tesla. Comparativamente com o campo magnético da Terra, apresenta uma força 30.000 vezes superior.

Caracterizado por:

• Velocidade superior o que diminui os artefactos de movimento, reduzindo a degradação da imagem.

Por exemplo, uma sequência de um exame ao joelho pode ser completado em 2 minutos e uma imagem 3D do abdómen com uma resolução de milímetros pode ser adquirida em 15segundos. Um exame completo pode ter uma duração de 15 minutos.

• Resolução cerca de 16 vezes superior ao 1,5 T.

Visualiza por exemplo, os quatro níveis da árvore biliar e a textura da cartilagem. A difusão permite identificar as estruturas do tronco encefálico, distinguindo a substância branca os núcleos cerebelosos. Nos estudos com contraste apresenta melhor diferenciação entre o tumor e o cérebro e para além disso permite reduzir a dose de contraste injectada.

• Elevada taxa de sinal de ruído (SNR), que pode ser trocado por uma velocidade superior, uma resolução espacial superior, ou ambos (por razões físicas, o sinal de ruído não é completamente o dobro que o 1,5 Tesla).

Aplicações

Uma das maiores aplicações da 3T é na neuroimagem. Por exemplo, numa serie de imagens de 20 pacientes com tumores intracranianos, a RM funcional do 3 Tesla o procedimento dos cirurgiões em 13 casos, afectou a operabilidade das lesões em 9 casos e conduziu a alterações na extensão da recessão planeada em 12 casos. A RM espectroscopia no 3T pode determinar o grau de malignidade dos gliomas, com um acesso não invasivo e as imagens 3T são superiores as obtidas no 1,5T na previsão do lugares não afectados em relação às lesões da sela turca e ao planeamento de cirurgias. A sensibilidade em determinar o local da infiltração foi de 88% no 3& e 67% no 1,5T e a especificidade de 84% e 58%, respectivamente. Além destas técnicas, também é vantajoso para estudos com contraste BOLD (blood oxygen-level dependent) e a difusão.

Em RM cardíaca, as imagens do coração podem ser adquiridas com uma resolução de 1,5 e espessura de corte de 5-5mm, sendo a imagem obtida em cada 120mseg para repetição aos 24 “frames” por segundo. Em series de voluntários, o 3T melhorou o contraste sangue-miocárdio para mais de 200% em relação ao 1,5T. Os estudos “black-blood” das artérias carótidas demonstram melhor sinal-ruído da parede e elevado sinal de ruído do lúmen da parede que estudo 1,5T. A perfusão do miocárdio com pequenas doses de contraste é superior ao 1,5T.

Em Angio-RM obtém resultados excelentes o que permite competir com a TC para substituir a Angiografia convencional por cateter no abdómen e noutros sítios.

Para além disso, a RM 3T provou a elevada acuidade para a preparação pré-operativa e extensão da neoplasia da próstata, tornando-se importante para a recessão apenas do tumor e não da glândula prostática, reduzindo a mortalidade e tratamentos guiados por imagem como criocirurgia e também uma maior acuidade de diagnóstico da neoplasia mamária precose comparativamente com outras modalidade de imagem como mamografia e ecografia mamária.

TC Portátil

A TC é uma meio de diagnóstico médico, que se encontra no departamento de Radiologia nos hospitais e é utilizado para a detecção de vários patologias. A TC portátil veio dar solução a alguns problemas como o caso da deslocação de pacientes por exemplo nas unidades de cuidados utensivos para o serviço de Radiologia, que apresentava uma mortalidade de cerca de 13% e os incidentes durante o transporte, como desconexão do equipamento de monotorização, extubações não intensionais eram acima de 71%. tem uma desvantagems é que só pode ser utilizada nas região da cabeça e pescoço.

Permite uma solução multi-departamental, utilizada na unidade de cuidados intensivos, urgência, sala de operações e consultas. Na unidade de cuidades intensivos é utuilizado para as areas de neurologia, pediatria, neonatal, cardiaca e queimados, a sala de operações engloba as areas de neurologia, maxilofacial, pediatria, intervenção e cirurgia plástica; As consultas englobam neurologia e radiologia e na urgência as areas envolvidas são AVC, hemorragias e traumatismo.

É uma combinação de uma duração de exame rápida, ambiente flexivel e visualização imediata das imagens, faz com que a TC portátil seja uma ferramenta indespensável para qualquer clinica em pacientes em estado crítico. Efectua várias técnicas com elevada qualidade de imagem seja estas sem contraste, angiografia, perfusão por contraste e perfusão por xenon.

Em relação à dose, pois é um aparelho que actua nos vários departamentos onde as paredes não têm protecção contra a radiação e onde os técnicos supostamente não têm protecção. como solução, este aparelho obedece ao principio de ALARA que protege quer os tecnicos como os paciente, que enuncia que em cada exame é necessário utilizar a dose minima possível e que o limite de radiação que pode apanhar é até 500mrem/ano. A dose normal de um exame cranio-encefálico é de 15 rotações *2segundos por rotação*7mA o que dá 210mAs a uma distância de 2 metros do isocentro, o técnico pode executar cerca de 25 exames por dia para 250 dias por ano sem qualquer protecção adicional sem ultrupassar esse valor.

Para além de cumprir o principio ALARA, está coberto com 0,5mm de laminas de chumbo para protecção, permitindo uma máxima redução da radiação dispersa e também apresenta três protecções, dois de lado e um atrás com uma espessura de 0,5mm de chumbo que actuam como escudo.

Apresenta algumas aplicações numa cirurgia intracraniana como resseção de glioblastoma, meningioma, adenoma da pituitária e tumores na base do cranio, procedimentos endoscópicos, Malformações Arterio-Venosas, colocação de clips no aneurisma, casos de neuro -bypass e evacuação de hematoma e entre outros.

Micro Ressonância Magnética e Tomografia quantitativa computorizada periférica

A densitometria óssea determina a Densidade Mineral Óssea (DMO) através de várias técnicas como por exemplo a Radiografia Convencional, Absorciometria Bifótónica com Raios-x, Absorciometria Monofótónica com Gadolínio, Tomografia Quantitativa Compurizada, Ultrassonografia Quantitativa Transaxial, Cintigrafia óssea de Tc Disfosfonato, Biopsia óssea entre outros. Estas técnicas medem a densidade dos minerais (como cálcio) nos ossos. A DMO tem como factores de risco factores genéticos, idade, sexo, estrogénios, factores nutricionais, estilo de vida, exercicio fisico, corticoides.

A medida de DMO é um substituto para a força do osso. A força do osso engloba vários componentes que não podem ser separados como a geometria e arquitectura do osso, porosidade cortical e densidade do tecido mineralizado. Por isso, o interesse na medição destes componentes individuais e a força óssea directamente não é compreendida. Existem novas abordagens que abordam e ultrupassam as medições convencionais da DMO.

Micro Ressonância Magnética

É um método novo para visualizar a micro-arquitectura do osso, usando RM de Alta-Resolução. Engloba um software pós-processamento que converte as imagens de RM da micro-arquitectura do osso em 3D com a possibilidade de medir automaticamente ou manualmente. A micro-RM pode também fornecer uma antena especifica para a RM de Alta-Resolução. Os investigadores têm usado a combinação do software pós-processamento com uma sequência alterada spin-eco designada por FLASE( Fast Large Angle Spin Echo).

Este método não é usado na pratica rotineira apesar de ser uma método não invasivo para visualizar os elementos estruturais do osso trabecular.

Aquisição da Imagem:

A sequência utilizada da micro-RM é o Fast Large Angle Spin Echo(FLASE). A sequência FLASE permite a aquisição das imagens dos voxeis, minimizando os artefactos de movimento e os efeitos de susceptibilidade. As estruturas trabeculares do osso apresentam uma resolução de 150µm e esta sequência o FLASE permite uma resolução de cerca de 80µm, não conseguida numa sequência de Alta-Resolução.

Comparando a imagem de uma técnica de RM de alta-resolução (Figura 1) com a micro RM (Figura 2) as diferenças são notáveis.

Figura 1 - RM de alta-resolução

Figura 2 - micro RM

Figura 3 - Reconstrução 3D apartir da micro RM

Na micro-RM, o volume de interesse é matematicamente extraído e reconstruído a 3D, tornando-se uma imagem que representa a fracção do volume do osso em relação a cada localização do voxel. Com este tipo de informação de RM, é designado como uma análise topológica, onde se pode quantificar a natureza da arquitectura trabecular, e se apresenta também uma escala de análise onde se quantifica o número de trabeculas ou a espessura da trabecula.

Vantagens:

• Não invasiva;
• Sem radiação ionizante;
• Estrutura cortical e trabecular 3D;
• Os aparelhos clinicos podem ser adaptados;
• Efeitos relacionados com o tratamento.

Limitações:

• Limitado ao esqueleto apendicular;
• Informação limitada como por exemplo, não existe informação de fractura;
• Tecnicamente exigente.

Alta-Resolução T.Q.C

A Alta-Resolução de Tomografia Quantitativa Computorizada periférica (TQCp) baseia-se da análise de atenuação da radiação no esqueleto apendicular do corpo humano, permitindo a visualização separada das estruturas corticais e trabeculares como um valor verdadeiro valor volumétrico da DMO. É vantajoso porque esses tipos de osso são muito heterogeneos e têm carcteristicas temporais distintas de remodelação que reflete as diferenças metabólicas. é executada em baixa dose de radiação. As diferenças são melhor visualizadas nas reconstruções (Figura 5 e 6) que nas aquisições (Figura 4).

Figura 5 - reconstrução da TC

Figura 4 - imagens de alta-resolução TQCp

Figura 6 - Reconstrução 3D

Devido ao TQCp é possivel obter as medições volumétricas, permitindo calcular o total da densidade mineral óssea, separar totalmente o osso trabecular, obter uma densidade trabecular pura, dividir a densidade trabecular nas várias porções e também isolar o osso cortical para obter a densidade cortical do osso puro.

A alta-resolução permite analisar a escala e visualizar a fracção de volume do osso trabecular, o número e a espessura das trabeculas, espessamento trabecular e espessura trabecular.

Vantagens:

• Arquitectura e densidade em 3D;
• Reduzido tempo de exame;
• Baixa radiação;
• Visualiza mudanças relacionadas com a idade e fracturas.

Limitações:

• Limitado ao radio e tibia;
• Equipamento especial;
• Não há informação sobre a previsão de fractura;
• Referências limitadas e informação relacionada com terapia.