IMAGENS POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA

Transcrição

1 MAGENS POR RESSONÂNCA MAGNÉTCA Marina de Sá Rebelo Serviço de nformática ncor HC FMUSP Setembro 2015

2 Agenda Princípios físicos Formação de imagens

3 Spin nuclear e Magnetização

4 Spin nuclear Núcleos contêm prótons e nêutrons. com movimento intrínseco de rotação. momento angular de spin nuclear ou spin

5 Momento magnético prótons contêm carga elétrica. pode-se considerar que a carga elétrica do próton é distribuída e rotaciona ao longo do eixo central, resultado do seu momento angular. B distribuição de carga em movimento de rotação produzindo um campo magnético S N B o próton visto como um dipolo magnético S m p N o arranjo é análogo a um imã geração de um momento magnético de dipolo normal ao plano de circulação das cargas.

6 Núcleos: momento magnético Em muitos núcleos os prótons e nêutrons estão emparelhados de tal forma que seus spins e momentos magnéticos se cancelam. Núcleo com número ímpar de prótons + nêutrons exibe spin e momento magnético. Elemento Protons Neutrons ω (MHz, 1.5T) 1 H 1 0 ½ C N O F 9 10 ½ Na / P ½

7 Núcleos: momento magnético Em muitos núcleos os prótons e nêutrons estão emparelhados de tal forma que seus spins e momentos magnéticos se cancelam. Núcleo com número ímpar de prótons + nêutrons exibe spin e momento magnético. Átomo de hidrogênio (um único próton) elemento mais abundante no corpo; gera o sinal de NMR mais forte entre os núcleos.

8 Magnetização macroscópica Normalmente os momentos magnéticos nucleares têm direção aleatória. Não existe campo magnético macroscópico

9 Ação de campo magnético Sob ação de um forte campo magnético estático externo o próton vai se comportar como uma pequena bússola; A direção do seu momento magnético tende a se alinhar ao campo externo. B B S N Aplicação do campo magnético estático B0 N S

10 B 0 Partículas elementares não apresentam um comportamento tão simples! Resultado em uma amostra

11 Spin up e Spin down Próton partícula elementar obedece às leis de Física Quântica. Sob a ação de B 0, a direção do momento de dipolo não vai ser paralela ao campo aplicado pode possuir mais de um tipo de movimento; depende do átomo. Próton do átomo de hidrogênio: 2 estados Spin up e spin down; formam um ângulo com a direção de B 0.

12 Alinhamentos do próton Spin up (paralelo) spin down (anti-paralelo)

13 Freqüência de Larmor Spins em rotação giram ao redor do eixo de B0, realizando um movimento de cone precessão A freqüência de precessão, chamada de freqüência de Larmor é dada por: 0 0= B γ razão giromagnética (prótons de H: 42.6 MHz/Tesla) w γ

14 Freqüência de Larmor Spins em rotação giram ao redor do eixo de B0, realizando um movimento de cone precessão A freqüência de precessão, chamada de freqüência de Larmor é dada por: 0 0= B γ razão giromagnética (prótons de H: 42.6 MHz/Tesla) w γ

15 Resultado em uma amostra B 0 Os prótons vão de alinhar nos dois estados Prótons spin up > prótons spin down

16 Níveis de Energia Diagrama de Zeeman anti-paralelos (down) E2 B0 E =γhb 0 paralelos (up) E1 Sistemas físicos tendem a ocupar estado de menor energia Se T = 0 todos os prótons estariam alinhados paralelamente ao campo A diferença de energia entre os dois estados é muito pequena energia térmica em temperaturas mais elevadas faz com que os dois estados estejam quase igualmente ocupados. A diferença entre os estados é proporcional à intensidade do campo estático.

17 Magnetização da amostra O número de prótons que ocupa o estado de menor energia é ligeiramente maior que o de maior energia. M 0 Geração de sinal B0 À temperatura corporal e nas faixas de campo utilizadas em MR (1.5 T) o excesso de prótons paralelos é de 0.3 a 5 por milhão

18 Magnetização efetiva A amostra vai estar magnetizada na presença de Bo, com um valor Mo, conhecido como magnetização efetiva. Mo é a fonte de sinal em todos os experimentos de ressonância magnética. direção é a mesma de Bo constante no tempo

19 Deteção do sinal

20 Deteção do sinal Campo estático da amostra gerado pelo campo magnético externo. Para captar um sinal é necessário provocar uma perturbação no vetor de magnetização de tal forma a torná-lo mensurável. Oscilação para modificar a configuração do sistema

21 Deteção do sinal Provocar a transição dos prótons entre os estados energéticos. B0 anti-paralelos E2 E = γhb 0 paralelos E1 Atingir condição de ressonância: absorção e posterior emissão de energia do sistema ( E). A diferença de energia entre os estados paralelo e anti-paralelo está na faixa de radio-freqüência ( MHz).

22 Espectro eletromagnético B0 anti-paralelos E2 E = γhb 0 paralelos E1

23 O efeito do campo de radio-frequência rradiação dos prótons por um sinal de RF com fótons de energia igual à diferença entre os estados provoca a transição de um certo número de prótons para o estado antiparalelo. A volta ao estado paralelo é acompanhada da emissão de energia equivalente à diferença entre os dois níveis.

24 O efeito do campo de radio-frequência Bo paralela anti-paralela Ε=γBo anti-paralela paralela

25 O efeito do campo de radio-frequência Aplicação do pulso de RF com frequência igual à freqüência dos prótons faz com que estes precessionem em fase, produzindo um sinal magnético coerente que pode ser medido. M

26 Modelo macroscópico Por convenção, o componente B 1 da radiação de radio-frequência é aplicado na direção X perpendicular ao campo estático B 0. B 0 B 0 campo externo (~ T) B 1 campo magnético fraco (~50 mt) B 1

27 Modelo macroscópico Por convenção, o componente B 1 da radiação de radio-frequência é aplicado na direção X perpendicular ao campo estático B 0. B 0 B 0 campo externo (~ T) B 1 campo magnético fraco (~50 mt) B 1 1 Tesla = Gauss Campo magnético da Terra = 0.3 a 0.7 Gauss mã de refrigerador = 0.01T

28 Modelo macroscópico O campo magnético B 1 provocará uma rotação de Mo na direção de B 1 : B 1 << B 0 w 1 << w 0 O vetor magnetização iniciará um movimento complexo, do tipo espiral. B 0 B 1

29 Referencial giratório Em um referencial girando com frequência igual à freqüência de Larmor, o movimento do vetor magnetização é mais simples B 0 B 1

30 Movimento da magnetização O movimento de rotação de Mo ao redor de B1 tem frequência angular: ω = γb 1 1 Se o pulso de RF for aplicado por um tempo t, Mo vai sofrer uma rotação de: α = ω t = γbt 1 1

31 Movimento da magnetização α = π 2 α = π pulso de 90 o pulso de 180 o z Bo B1 x y

32 Free induction decay - FD Após a aplicação de um pulso de 90 o, o vetor de magnetização localiza-se no plano x-y e precessa ao redor do eixo z. A sua freqüência de precessão é a freqüência de Larmor. Se uma bobina for colocada próxima à amostra, a variação temporal do campo magnético gerado pela magnetização induzirá uma corrente alternada, com freqüência igual à freqüência de Larmor. Esse sinal detectado é conhecido como "free induction decay (FD)"

33 Free induction decay - FD

34 Free induction decay - FD

35 Free induction decay - FD

36 Free induction decay - FD

37 Free induction decay - FD

38 Free induction decay - FD Free refere-se ao fato de que o sinal é obtido sem a presença do campo magnético B1. "nduction" indica que a corrente foi produzida utilizando-se o princípio de que um campo magnético variável dentro de uma bobina induz corrente elétrica.

39 Free induction decay - FD Decay" indica que o sinal decresce com o tempo em um processo conhecido como relaxação.

40 Transformada de Fourier A Transformada de Fourier (TF) do FD captado pela bobina é um gráfico de amplitude do sinal recebido em função de sua frequência.

41 Transformada de Fourier A Transformada A transformada de de Fourier é uma (TF) do FD captado pela Operação bobina matemática é um que gráfico de amplitude do sinal decompõe recebido em função de O sinal em seus componentes de sua frequência frequência

42 O retorno ao equilíbrio

43 O retorno ao equilíbrio A magnetização Mo perturbada em seu equilíbrio por um pulso de radio freqüência de 90 rotaciona no plano x-y, com todos os prótons precessando em fase. M

44 O retorno ao equilíbrio Ao fim da aplicação do pulso de RF, dois processos distintos ocorrem com os prótons individuais. voltarão ao estado de menor energia (T 1 ) B0 anti-paralelos E2 E = γhb 0 paralelos E1 seu movimento de precessão será defasado (T 2 )

45 O retorno ao equilíbrio Esses eventos provocam dois processos simultâneos - que acontecem separadamente: A componente perpendicular (Mxy) do vetor Magnetização diminui muito rapidamente; A componente paralela (Mz) se recupera lentamente. T 1 M Mz = 0 Mxy = M Mz = aumenta Mxy = diminui Mz = máximo Mxy = 0

46 T 1 - relaxação spin-rede relaxação longitudinal Em equilíbrio térmico, existe um excesso de prótons precessionando na orientação paralela. Após a aplicação de um pulso de 90 o, um número de prótons aproximadamente igual à metade do excesso passa a precessionar na orientação anti-paralela. O número de prótons nos dois estados de energia é igual A magnetização fica com componente longitudinal nula.

47 T 1 - relaxação spin-rede relaxação longitudinal Após o fim da aplicação da RF, o mesmo número de prótons volta a precessionar na orientação paralela, e restabelece as condições iniciais transição de um estado de maior energia para um estado de menor energia; o sistema deve liberar energia equivalente à diferença entre os dois estados; Esse excesso de energia é fornecido ao meio (rede) que rodeia o próton, principalmente sob a forma de agitação térmica. Magnetização Longitudinal T 1 63% M z =M 0 (1-exp(-t/T 1 ) Tempo (mseg)

48 T 2 - relaxação spin-spin relaxação transversal mediatamente após a aplicação do pulso de 90 o, os prótons precessam em fase e a magnetização transversal é máxima. Com o fim do pulso de RF, os prótons começam a experimentar campos magnéticos ligeiramente diferentes. Alguns precessionam ligeiramente mais rápido (ou mais devagar) do que a freqüência de Larmor. R L

49 T 2 - relaxação spin-spin relaxação transversal O conjunto de prótons começa a precessionar em fases diferentes e a magnetização transversal diminui. Após um certo tempo, toda a coerência de fase é perdida e a magnetização efetiva no plano transversal é nula.

50 T 2 - relaxação spin-spin relaxação transversal A pequena diferença no campo magnético estático em cada próton é ocasionada por dois fatores presença de inomogeneidades no campo magnético B 0 ; campos magnéticos gerados pelos outros prótons. A magnetização transversal decai exponencialmente em função em T 2 * ou T 2 in Mxy Magnetização Transversal M xy =M 0 (exp(-t/t 2* ) 37% T 2 M Tempo (mseg)

51 T 2 - relaxação spin-spin relaxação transversal O tempo que reflete a perda de coerência devido apenas à presença de outros prótons é conhecido como T 2 depende do meio em que o próton está inserido; varia de acordo com o órgão e se o tecido é normal ou patológico. O FD reflete a diminuição da magnetização transversal, e é função de T 2 *. O parâmetro de interesse na formação de imagens médicas é T 2, pois o que interessa observar é a diferença entre os tecidos.

52 Técnica de spin-eco Para separar as duas fontes de variação do campo e isolar a componente causada pela presença de outros prótons utiliza-se a técnica de spin-eco. plano transversal (a) (b) (c) R R L L RF 180 R R L ECO (f) (e) L (d)

53 Técnica de spin-eco Eco 180 Eco Eco 0 TE TR T R (tempo de repetição ): tempo entre a aplicação dos pulsos de 90 o tempo duas seqüências de spin-eco é tempo de repetição. T E (tempo de Eco): tempo entre a aplicação do pulso de 90 o e a formação do eco. Podem ser aplicados mais pulsos de 180 o com a geração de mais pulsos de eco. Para aplicar outra seqüência de eco nas mesmas condições da primeira, é necessário que toda a magnetização longitudinal tenha sido recuperada (após ~ 5.T 1 ).

54 Formação de imagens

55 Formação de imagens Variações espaciais no campo magnético ω i r r = ( B + G ) 0 i

56 Slice selection gradient - G SS espessura do Bw. slice= γg SS

57 Frequency encoding gradient-gfe

58 Phase encoding gradient - GPE

59 Resultado em um slice

60 Aquisição de imagens Campo magnético estático (B 0 ) Mais comum: eletroímãs supercondutores. Consistem de uma bobina tornada supercondutora pelo congelamento com hélio líquido e imersa em nitrogênio líquido. Gradientes de campo ( B) Produzem variação linear na intensidade de B 0., que é adicionada ao campo principal (B 0 >> B). Bobinas Componentes para transmissão e recepção de ondas de rádio freqüência.

61 open MR Stand-up MR Regular MR

62 Sequências de pulso Contêm as instruções de hardware necessárias para a aquisição dos dados da forma desejada. sequência de spin-eco

63 Sequências de pulso A intensidade resultante para cada elemento da imagem é determinada pelos parâmetros de medida selecionados pelo usuário e pelas variáveis dadas pela seqüência de pulsos. Diferentes técnicas de aquisição usam diferentes seqüências de pulso: multislice, spin-eco, gradient-eco, etc...

64 K-space É a matriz de dados obtidos em RM. 2DFT -1

65 K-space É a matriz de dados obtidos em RM TF espacial Neste caso, ao invés da análise de um sinal variando, a TF decompõe a variação de intensidade em função da posição. A frequência é chamada de frequência espacial 2DFT -1

66 Resolução É determinada pelas características de aquisição do K-space. Resolução: inversamente proporcional à maior freqüência espacial 1 kx (max) γgxt = = x π 2π 1 ky (max) γgyt = = y π 2π Gx (Gy) é a amplitude do gradiente em x (y) T é o tempo de duração da leitura Ex: sistema de 1,5T, gradiente Gx=1G/cm. T = 8ms, γ (água) = 26,751 rad/s/g resolução = 0.3 mm

67 Contraste Se os parâmetros de aquisição forem ajustados para refletir a concentração de prótons em cada ponto, a imagem é chamada de imagem de densidade de prótons. Esta imagem pode não variar muito entre os diferentes tecidos magem de baixo contraste. Utilização dos parâmetros T 1 e T 2, cuja variação é grande entre os tecidos, pode melhorar o contraste.

68 Contraste DP T1 T2

69 Contraste - T 1 Magnetização Transversal T curto 80 T 1 longo TR 1 ntensidade do sinal T 1 curto T 1 longo tempo TR 1 TR Tempo (mseg) ntensidade do sinal T 1 curto T 1 longo T 1 pode ser evidenciado se o tempo de repetição da sequência de pulsos (T R ) for menor do que o tempo necessário para a recuperação longitudinal da magnetização. Se dois tecidos com T 1 diferentes estiverem sendo amostrados em uma sequência com T R pequeno, a amplitude do sinal com T 1 mais curto será maior, uma vez que uma quantidade maior de prótons já voltou à condição de equilíbrio. TR 2 tempo

70 Contraste - T 2 Mxy T 2 longo T 2 curto t T 2 pode ser evidenciado se o tempo de eco (T E ) for aumentado. Como a amplitude do pulso é função de T 2, o sinal proveniente do tecido com T 2 mais longo terá maior amplitude.

71 Contraste T1 T2 T2 T1

72 Contraste - Gd Gadolínio é utilizado como agente de contraste em RM. O efeito nas imagens: redução no tempos de relaxamento T1 et2. mgens com realce em T1.

73 Tecidos - T 1 e T 2 T1 (ms) T2 (ms) Água Massa cinzenta Massa branca Fígado Gordura Gadolínio Reduz T1 Reduz T2 T1 e T2 longo (água): escuro em imagem T1; claro em imagem T2 T1 curto e T2 longo (gordura) claro em imagem T1; cinza em imagem T2 Contraste (Gadolínio) reduz tempos de T1 et2 sinal mais forte em imagens T1; reduz o signal imagens T2

74 Segurança Metais na presença de B Efeito projétil (objetos externos); Deslocamentos de objetos metálicos no corpo (implantes). Marca-passo Campos de RF: SAR (specific absorption rate): energia depositada no paciente Padrões: objetivo é limitar a dose aceitável máxima em pacientes submetidos a exames de RM (EC standard).

75 Campos altos MR Avanços Low field até de 0.3T; Mid-field 0.3T até 1.0T High field 1.0T até 3.0T;Very high field 3.0T até 7.0T Ultra high field acima de 7.0T Sistemas de RF: diminuição no tempo de aquisição parallel (SMASH, SENSE) K-T Sparse Melhoria da SNR (RF receiver coil designs) Contraste Quantificação

76 Referências (básico) (on line book Rinck P. Magnetic Resonance in Medicine. The Basic Textbook of the European Magnetic Resonance Forum. 6th edition Electronic version 6.8; 5 July ) (downloadable book - MR Physics For anyone who does not have a degree in physics. Evert J Blink) (on line courses - medicine) (on line book The basics of MR. Joseph P. Hornak)

77 Referências (avançado) W.T. Sobol. Recent advances in MR technology: mplications for image quality and patient safety. Saudi Journal of Ophthalmology (2012) 26, Advances in MR Equipment Design, Software, and maging Procedures. M. C. Steckner, Hitachi Medical Systems America, nc. AAPM2006, Orlando, FL. pdf/ pdf Daniel K. Sodickson, Warren J. Manning. Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics (SMASH): Fast imaging with Radiofrequency Coil Arrays /mrm /pdf J. W. Carlson and T. Minemura. maging time reduction through multiple receiver coil data acquisition and image reconstruction. K. Pawar, G.F. Egan and J. Zhang. Accelerating k-t sparse using k- space aliasing for dynamic MR imaging. 35th Annual nternational Conference of the EEE EMBS. Osaka, Japan, 3-7 July, 2013

78 Obrigada!