TOMOGRAFIA POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA NUCLEAR. Prof. Dr. Paulo Mazzoncini de Azevedo Marques Centro de Ciências das Imagens e Física Médica FMRP/USP

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1 TOMOGRAFIA POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA NUCLEAR Prof. Dr. Paulo Mazzoncini de Azevedo Marques Centro de Ciências das Imagens e Física Médica FMRP/USP Ressonância Magnética nuclear (RMN) permite obter estudos dinâmicos de certas funções fisiológicas e também obter imagem da densidade de prótons dentro do corpo. RMN é a transição ressonante entre estados de spin nuclear de certos núcleos sob efeito de um campo magnético externo. Somente certos núcleos, aqueles que possuem uma rede de momentos angulares de spin (núcleos com número ímpar de prótons ou número par de prótons e ímpar de nêutrons), podem ser observados pela técnica de RMN. O momento angular de spin é importante porque representa uma carga de spin. Essa carga produzirá um momento de dipolo magnético (MDM), que faz com que os núcleos com carga de spin se comportem como uma minúscula barra magnética. O MDM é uma medida da força ou tamanho do pequeno magneto (Figura 1). NÚCLEO Momento Magnétic o Figura 1 carga de spin gerando MDM 1

2 O MDM relaciona-se com o momento angular de spin proporcionalmente a uma grandeza chamada razão de giro magnético ( ). A razão de giro magnético possui um único valor para cada núcleo. Se o magneto nuclear é posto em um campo magnético, H, ele tentará se alinhar com este campo. As leis da física quântica mostram que não é possível o alinhamento exato, somente algumas orientações específicas são permitidas. Existe uma energia específica para cada uma dessas orientações. Os núcleos podem fazer uma transição de um estado de energia para outro ganhando ou perdendo uma quantidade de energia exatamente igual à diferença entre esses estados. A RMN é uma transição induzida entre estados de spin (Figura 2). M = µ = 0 Voxel / Brilho Figura 2 Alinhamento dos núcleos com o campo magnético externo O alinhamento inexato dos magnetos nucleares no campo H faz com que estes precessem ao redor do campo. A frequência de precessão é chamada Frequência de Larmor ( L) e depende do núcleo e do campo magnético. L = H/2 Os núcleos para mudar de estado devem perder ou ganhar energia exatamente igual a de um fóton com frequência igual a frequência de Larmor (ou seja, um fóton com frequência de ressonância). 2

3 Em uma amostra de tamanho observável existe um grande número de núcleos. Em situação normal o número de núcleos em cada estado de spin é aproximadamente o mesmo, com cerca de 1 núcleo por milhão a mais no estado mais baixo de energia. É esse excesso de núcleos que dá um sinal de RMN (Figura 2). Esse excesso de núcleos é representado por uma quantidade chamada Magnetização (M). Quando em um campo magnético, M irá se alinhar exatamente ao longo de H. A RMN faz com que M se mova dessa posição paralela a H e, então, observa seu retorno a essa posição (note-se que são mudanças de estado de spin dos núcleos). Faz-se o vetor M precessar ao redor de um segundo campo H1, o qual está rodando ao redor de H, com a frequência de Larmor e em posição prependicular a este. O campo H1 é gerado aplicando-se uma voltagem alternada (alternando a frequência de Larmor) através de uma bobina de RF que circunda a amostra. Enquanto H1 estiver ativo, M irá precessar sobre H1 com frequência igual a H1/2 (Figura 3). Frequência de Larmor Ressonância уh/2π Figura 3 Deslocamento do vetor de magnetização devido à aplicação do pulso de RF Se H1 fica ativado até M rotacionar de 90 o, temos um pulso de 90 o, e se M rotacionar 180 o, temos um pulso de 180 o. Quando H1 é desativado, M precessa sobre H e 3

4 retorna à sua orientação ao longo deste. Esse movimento de M, chamado Movimento em Colmeia, induz um sinal na bobina de RF (também na frequência de Larmor). Esse sinal induzido é o sinal de RMN. Após um pulso de 90 0 o sinal induzido na bobina de RF é chamado de Free Induction Decay FID (Figura 4). Figura 4 - Free Induction Decay A volta de M ao longo de H após um pulso de 90 o é composta de duas partes. A componente de M paralela a H cresce de zero até um determinado valor enquanto a componente de M perpendicular a H (componente transversal) decai de um certo valor até zero. Ambas funções são exponenciais e caracterizadas cada uma por uma constante de tempo chamada Tempo de Relaxação (Figura 5). T1 é a constante de tempo da componente ao longo de H, é chamada spin-lattice relaxation time e é determinada pela velocidade com que os núcleos transferem energia para sua vizinhança (lattice) e retornam ao estado de menor energia. T2 é a constante de tempo da componente transversal, é chamada spin-spin relaxation time e é determinada pela velocidade com que os núcleos interagem (trocam energia entre si) para produzir uma distribuição randômica de núcleos precessando sobre H. 4

5 Tempos de Relaxação Energia na sua vizinhança (T1) Interação entre si (T2) Figura 5 Tempos de relaxação T1 e T2 Estes dois parâmetros são fundamentais para a descrição do meio que contém os núcleos. As densidades nucleares de Spin são indicadas pela amplitude do sinal de FID. A frequência de Larmor é determinada pelo campo magnético local e pode variar de um meio para outro mesmo para núcleos idênticos (no caso da RMI os estudos são feitos na faixa de rádio frequência - 1KHz a 100KHz). Para obtenção da imagem por RMN o campo local é variado propositadamente de forma pré-estabelecida, de modo que núcleos idênticos em posições espaciais diferentes produzirão FIDs com frequências de Larmor diferentes. A obtenção da imagem requer medidas das densidades de Spin (amplitude de FID com uma frequência de Larmor particular) e um método de relacionar a frequência de Larmor com a posição espacial. MAGNETIC RESONANCE IMAGING (MRI) Da mesma forma que na CT por r-x a obtenção de imagens por ressonância magnética segue o princípio de dividir o objeto em pequenas fatias e as fatias em voxels. Porém, como não existe movimento de dispositivos mecânicos, essa divisão deve ser feita de outra maneira - através da aplicação de determinadas sequências de campos magnéticos externos. 5

6 Basicamente, a obtenção de imagens por ressonância magnética necessita de três passos: 1. posicionar o paciente em um campo magnético uniforme, para alinhamento do vetor de magnetização; 2. deslocar o vetor de magnetização do equilíbrio com um pulso de RF (90 0 ou 80 0 ); 3. observar o sinal produzido pelo retorno do vetor de magnetização ao equilíbrio. Com relação ao primeiro passo; quando o paciente é colocado dentro do magneto, o vetor de magnetização ao longo do eixo Z aparece e é chamado M0. M0 é o vetor de equilíbrio. Mz é o valor do vetor de magnetização ao longo do eixo Z em qualquer momento e nunca será maior que M0 (geralmente será menor). O vetor de magnetização deslocado será chamado M. Mxy é a componente do vetor de magnetização (M) que aparece quando M é deslocado do eixo Z. O segundo passo em MRI requer deslocar o vetor M que está alinhado com H. Isto pode ser feito aplicando-se um segundo campo magnético (H1). H1 deve estar rotacionando com a frequência de Larmor do hidrogênio no campo magnético H. Para H=1T L = 42,58 MHz. A escolha apropriada de um pulso de RF (frequência, intensidade e duração) fará com que o vetor M rotacione 90 0 em relação ao eixo Z (pulso de 90 0 ). Ao final do pulso de RF o vetor de magnetização estará orientado segundo o plano XY (M = Mxy; Mz = 0). Até aqui todos os vetores estão em fase e possuem a mesma frequência de precessão. O passo três é a produção do sinal e começa quando H1 é desativado. Nesse momento o vetor M (Mxy) começa a precessar sobre H. Então Mxy decai de um determinado valor até zero (em poucos mseg) enquanto que Mz cresce de zero até um determinado valor (em torno de 15seg para água). O vetor Mxy induz um sinal na bobina de RF (que deve estar então no modo receptor) que é o sinal de FID. Como o FID é um pulso de pouca intensidade e de decaimento muito rápido, sua detecção exige o uso de sequências especiais de pulsos para a formação das imagens. Uma técnica bastante utilizada é a Spin Echo Sequence, que será discutida mais adiante. 6

7 PRODUÇÃO DOS VOXELS Para formação da imagem precisamos selecionar uma fatia e dividi-la em voxels. Isso é feito através de uma sequência de campos magnéticos aplicados pelas bobinas de gradiente de campo magnético. Três funções gradiente selecionam a fatia e os voxels: 1. Gz - seleciona a fatia 2. Gy - produz codificação de fase dentro da fatia (divisão em linhas horizontais) 3. Gx - produz codificação em frequência dentro da fatia (divisão em colunas verticais). Seleção da fatia: A seleção da fatia é feita por um gradiente de campo magnético ao longo do eixo Z. Os valores típicos de gradientes estão na faixa de 0,2 a 0,1 gauss/cm, ou 0,00002 a 0,00001T/cm. Considerando volume total com Z = 30cm, H = 1T e Gz = 1 gauss/cm, tem-se que: Hz = Gz + H 0,9985T Hz 1,0015T, com valor de 1T no centro do volume. A frequência de Larmor é um produto da razão de giromagnético e da intensidade do campo magnético ( L =.H), como para o núcleo de Hidrogênio = 42,58 tem-se que L = 42,58.1 = 48,58MHz no centro do volume. Para cada posição em Z, Hz será diferente e, consequentemente, a frequência de Larmor dos núcleos também. 0,9985T Hz 10015T 42,516130MHz L 42,643870MHz Desse modo a frequência do pulso de RF seleciona a localização da fatia, e sua largura de banda seleciona a espessura da fatia. Por exemplo, em um magneto de 1T com um gradiente de 1 gauss/cm, um pulso de RF com largura de banda de 4,258 KHz irá selecionar uma espessura de fatia de 1cm, enquanto que um pulso de 2,19 KHz de largura de banda irá selecionar uma espessura de 0,5 cm. Codificação de fase (linhas horizontais) O procedimento ao longo do eixo Y segue um modelo similar ao do eixo Z. Quando as bobinas de gradiente em Y são ativadas, os prótons próximos à parte superior do volume irão precessar mais rápido (pois estarão sujeitos a um campo magnético mais forte) do que os que estão próximos a parte inferior. Gy é ativado no final do pulso RF de 90 0 e fica ativo 7

8 por um curto espaço de tempo (3-5 mseg). A função de Gy é mudar a fase do vetor de magnetização em cada linha da fatia estudada. Quando Gy é desativado os prótons começam a precessar com a mesma frequência (determinada por H), porém com fases diferentes. Isso divide a fatia em linhas horizontais. Codificação de frequência (colunas verticais) O funcionamento das bobinas de Gx é idêntico ao das de Gy rotacionadas de Gx fará com que prótons em colunas verticais diferentes estejam sujeitos a campos magnéticos ligeiramente diferentes, o que fará com que prótons em colunas diferentes (campos magnéticos diferentes) precessem com frequências diferentes. Isso permite a divisão da fatia em colunas. (Figura 6). Figura 6 Divisão do objeto em voxels através da aplicação dos gradientes de campo 8

9 Sequência SPIN-ECHO de pulso para obtenção de imagem A sequência de pulsos spin-echo junto com a transformação 2D de Fourier são bastante utilizadas em imagens clínicas. Uma imagem completa, utilizando matriz 2D-FT de 256x256, necessitará de 256 sequências de pulso. Cada sequência necessita de um valor diferente de Gy. Tanto Gz quanto Gy ficam ativos por um tempo bastante curto ( 5mseg). Na sequência spin-echo, o sinal RMN utilizado para formar a imagem é o eco que ocorre após o pulso de Algumas características tornam o eco interessante como sinal a ser detectado: 1 o - como o eco ocorre depois de um tempo considerável do término do pulso de RF, existe tempo suficiente para os chaveamentos eletrônicos necessários para as bobinas ficarem no modo de recepção. 2 o - o tempo de formação do eco (TE) é determinado pelo tempo entre os pulsos de 90 o e de 180 o, o que permite controlar a qualidade da imagem formada com base em T1 e T2. TE e TR: TE = tempo de formação do eco TR = tempo de repetição Na maioria das aplicações clínicas da sequência spin-echo, TR varia entre 500mseg (0,5seg) e 2000 a 3000 mseg (2 a 3 seg). Na maioria das aplicações clínicas TE varia entre 30mseg até 150mseg. TR irá influenciar no tempo total de aquisição. Por exemplo: - para uma imagem de 256x256 e TR de 500mseg, tem-se 256x0,5seg = 128 seg = 2min e 8 seg; - para TR = 2000 mseg, tem-se256x2seg = 512 seg = 8min e 32 seg. Normalmente utiliza-se mais de uma imagem em um processo de cálculo de valor médio. Muitas vezes utiliza-se a média de 2 sinais para obtenção da imagem final, as vezes utiliza-se 4 ou mais sinais. Se utilizarmos 2 sinais iremos dobrar o tempo de aquisição. Para uma imagem de 256x256 com TR = 2000 mseg, serão necessários cerca de 17 min. 9

10 Tempo de aquisição = n o de sequências de pulso x TR x n o de sobreposições Por convenção, um sinal forte é exibido com nível branco no monitor, enquanto um sinal fraco é exibido em cinza ou preto. A intensidade do sinal (brilho do pixel) depende dos valores de TR e TE. Considerando que um exame de crânio convencional necessita de pelo menos 10 fatias e que cada fatia demore cerca de 17min para ser obtida, o exame total levará cerca de 170min ou 3 horas de tempo de aquisição. Para reduzir esse tempo existem técnicas para obtenção de múltiplas fatias dentro de um mesmo período TR. O número de fatias que podem ser obtidas dependerá de TR e TE. Uma nova fatia não pode ser excitada até que o eco proveniente da fatia anterior seja completamente detectado. O número de fatias que podem ser obtidas depende também do aparelho. Uma outra técnica utilizada para redução do tempo de aquisição é a de multi-eco. Na realidade a sequência de pulsos utilizada na maioria dos procedimentos de obtenção de imagem por RM é do tipo spin-echo, multi-fatia e multi-eco. Contraste: Em uma imagem por RM a intensidade do sinal obtido de um determinado tecido relaciona-se com a Densidade de Prótons (DP), Tempo T1 e Tempo T2. Densidade de Prótons é a concentração de núcleos de hidrogênio detectáveis presentes em um tecido biológico. T1 é uma medida do tempo necessário para que a componente longitudinal do vetor de magnetização (Mz) retorne de zero até um valor de 63% de seu valor original após o pulso de RF de 90 o. T2 é uma característica do tecido e relaciona-se com o decaimento da componente transversal do vetor de magnetização (Mxy) Todas as imagens de spin-echo possuem contribuição desses três parâmetros, porém pode ocorrer a predominância de um deles dependendo da sequência de pulsos empregada (Tabela 1). De modo geral, o tempo T2 de tecidos anormais é maior do que o de tecidos normais, por isso, imagens com predominância de T2 são comumente utilizadas para 10

11 visualização de tumores. Imagens com predominância de T1, por sua vez, são mais comumente utilizadas para visualização de estruturas anatômicas. TE Curto Curto T1- ponderado TR Longo Densidade Longo não utilizado T2- ponderado Tabela 1 Ponderação do contraste da imagem em função de TR e TE As Figuras 7-9 mostram esquematicamente a influência de TR e TE no processo de obtenção do sinal da imagem e consequente ponderação do contraste com base em T1, T2 e Densidade de Prótons, respectivamente. Repare que o sinal é sempre medido no plano transversal, a partir do momento em que o vetor de magnetização é defletido do eixo Z. Repare também que TR define o tempo entre duas deflexões subsequentes e que TE define o tempo de leitura do sinal a partir do momento de deflexão do vetor de magnetização (pulso de RF de 90 o ). 11

12 Figura 7 12

13 Figura 8 13

14 Figura 9 BIBLIOGRAFIA The Essential Physics of medical Imaging. JT Bushberg, JA seibert, EM Leidholdt Jr. JM Boone. Lippincott Williams & Wilkins. Philadelphia, USA, Christensen s Physics of Diagnostic Radiology. TS Curry III, JE Dowdey, RC Murry Jr. Lippincott Williams & Wilkins. Philadelphia, USA,