manual de técnicas em ressonância magnética

7/24/2019 Manual de Técnicas em Ressonância Magnética

http://slidepdf.com/reader/full/manual-de-tecnicas-em-ressonancia-magnetica 1/47



Editores

Fernanda Guimarães Meireles Ferreira

Marcelo Souto Nacif



Manual de Técnicas em Ressonância Magnéca

Copyright © 2011 Editora Rubio Ltda.

ISBN 978-85-7771-076-8

Todos os direitos reservados.É expressamente proibida a reproduçãodesta obra, no todo ou em partes,sem a autorização por escrito da Editora.

Produção e CapaEquipe Rubio

Editoração Eletrônica

Trio Studio

Dados Internacionais de Catalogação na Publicação (CIP)(Câmara Brasileira do Livro, SP, Brasil)

Manual de técnicas em ressonância magnéca / editores Fernanda Guimarães Meireles Ferreira,Marcelo Souto Nacif . – Rio de Janeiro : Editora Rubio, 2011.

Vários colaboradores.Bibliografia.ISBN 978-85-7771-076-8

1. Imagem de ressonância magnéca 2. Ressonância magnéca – Diagnósco.

3. Ressonância magnéca – Técnicas. I. Ferreira, Fernanda Guimarães Meireles.II. Nacif, Marcelo Souto.

10-10584 CDD 616.07548

Índices para catálogo sistemáco:1. Ressonância magnéca : Técnicas : Medicina

616.07548

Editora Rubio Ltda.Av. Franklin Roosevelt, 194 s/l 204 – Castelo20021-120 – Rio de Janeiro – RJTelefax: 55 (21) 2262-3779 • 2262-1783

E-mail: [email protected]

Impresso no BrasilPrinted in Brazil



γ: razão giromagnéca

ABNT: Associação Brasileira de Normas Técnicas

ACR: American College of Radiology

ADC: coeficientes de difusão aparente – apparent di ff usion coe ffi cient

AFOV: campo de visão assimétrico – assimetric fi eld of view

AI: ângulo de inclinação

ALNICO: liga de alumínio, níquel e cobalto

Ângio-RM: angiografia por ressonância magnéca

Anvisa: Agência Nacional de Vigilância Sanitária

AP: anteroposterior

ARM: angiografia por ressonância magnéca

ARM-PC: ângio-RM por contraste de fase – ARM phase contrast

ARM-SD: ângio-RM por subtração digital

ARM-TOF: ângio-RM com tempo de voo – ARM me of fl ight

ATM: arculação temporomandibular

AVE: acidente vascular encefálico

AVEi: acidente vascular encefálico do po isquêmico

B0: potência do campo magnéco

BOLD: contraste dependente do nível de oxigenação do sangue – blood oxigen

level-dependent contrast

BPM: badas por minuto – beats per minute

*Como não há ainda no Brasil um consenso para tradução de termos nessa área, deixamos muitas abreviaturascom o significado apenas em inglês.

Abreviaturas



CA: agente de contraste – contrast agent

CBR: Colégio Brasileiro de Radiologia e Diagnós

co por ImagemCCIP: cateteres centrais de inserção periférica

CHM: UK Commission on Human Medicines

CHMP: Commiee for Medicine Products for Human Use

Cho: colina

Cine-RM: cinerressonância magnéca

Cr: creana

CSI: imagem do deslocamento químico – chemical shi imaging

CTE: comprimento do trem de ecos

dB: decibel

dB/dt: taxa de mudança no campo magnéco

DIL: declínio (ou decaimento) de indução livre

DP: densidade de prótons

DRC: doença renal crônica

DTI: imagem do tensor de difusão – di ff usion tensor imaging

DTPA: dielenotriamino pentacéco marcado com tecnécio-99mDWI: imagem ponderada em difusão – di ff usion weighted imaging

ECD-99mTc: dímero elcisteinato marcado com tecnécio-99m

ECG: eletrocardiograma

EDR: limite dinâmico estendido (parâmetro que permite operar com 32 bits) – ex-

tended dynamic range

EPI: técnica de imagem ecoplanar – echo planar imaging

EPO: eritropoena

ET: trem de eco – echo train

ETL: espaçamento do trem de ecos – echo train lenght

FASTCARD: ga ng cardíaco rápido – fast cardiac ga ng

FAT SAT: saturação de gordura – fat satura on

FAT SUP: supressão de gordura – fat supression

FC: compensação de fluxo – fl ow compensa on

FDA: Food and Drug Administraon

FEM: força eletromotriz

FFE: GRE ultrarrápida – fast fi eld echo



FFT: transformada rápida de Fourier – fast Fourier transform

FGRE: gradiente-eco rápido – fast gradient-echoFID: decaimento da indução livre – free induc on decay

FIESTA: fast imaging employing steady state acquisi on

FLAIR: inversão-recuperação com atenuação líquida – fl uid a enuated acquision

in inversion recovery

FLASH: sequência gradiente-eco rápida com pequenos ângulos de excitação – fast

low angle shot

fMRI: ressonância magnéca funcional – func onal magne c resonance imaging

FOV: campo de visão – fi eld of view

FSE: spin-eco rápida – fast spin echo

FSN: fibrose sistêmica nefrogênica

FT: transformada de Fourier – Fourier transform

FWHM: largura máxima a meia altura – full width at half maximum

G: Gauss

Gd: gadolínio

GD-DOTA: gadoterato de meglumina – gadoterate meglumineGD-DTPA: gadopentetato de dimeglumina – gadolinium diethylene triamine penta-

ace d acid

GD-DTPA-BMA: gadodiamida – gadodiamide

GEMS: gradiente-eco de muldetectores – gradiente echo mul slice

Gln: glutamina

Glu: glutamato

GRASE: gradiente-eco e spin-eco – gradient and spin echo

GRASS: gradient recalled acquisi on in steady state

GRE: gradiente-eco

H2: hidrogênio

HASTE: sequência rápida spin-eco de acionamento único – half fourier single shot

turbo spin echo

He: hélio

IEC: Internaonal Electrotechnical Commission

IEP: imagem ecoplanarINMETRO: Instuto Nacional de Metrologia, Normalização e Qualidade Industrial

IR: inversão-recuperação – inversion recovery



IRC: insuficiência renal crônica

IT: tempo de inversão – inversion meLAVA: liver acquisi on volume accelera on

LCR: líquido cafalorraquidiano

MAV: malformação arteriovenosa

MC: meio de contraste

MCBO: meios de contraste de baixa osmolalidade

MC-Gd: meios de contraste à base de gadolínio

MERGE: mul ple echo recombined gradient echo

MESS: mul ple echo single shot

MHz: mega-hertz

ML: magnezação longitudinal

mI: mioinositol

MIP: projeção de intensidade máxima – maximum intensity projec on

MOTSA: angiografia com cortes finos múlplos superpostos – mul ple overlapping

thin-slab acquisi on

MPGR: (sequência de pulsos que representa a combinação de sequência gradien-te-eco com spin-eco e adquire dados sequencialmente e não de corte a corte) –

mul -planar gradient recalled acquisi on in the steady state

MPRAGE: magne za on prepared rapid gradient echo

MRS: espectroscopia por ressonância magnéca – magne c resonance

spectroscopy

MSMP: obtenção de imagem mulsseção e mulfase – mul -slice, mul -phase

imaging

MSSP: obtenção de imagens mulcorte e de fase única – mul -slice, single phaseimaging

MT: transferência de magnezação – magne za on transfer

mT: militesla

NAA: N-acelaspartato

NEX: número de excitações

Nf : número de codificações de fase

NP: não envolvimento da imagem na direção da fase – no phase

PACS: sistema de comunicação e arquivamento de imagens – picture archiving

communica on systems

PC: contraste de fase – phase contrast



PCA: angiorressonância por contraste de fase – phase contrast angiography

PD: densidade de prótons – proton densityPE: codificação de fase – phase encoding

PET: tomografia por emissão de pósitrons – positron emission tomography

Pmax: intensidades de pixel máximas

Pmin: intensidades de pixel mínimas

PMRS: espectroscopia de prótons por ressonância magnéca – proton magne c

resonance spectroscopy

ppm: partes por milhão

PRESS: espectroscopia com resolução pontual – point resolved spectroscopy

PROBE: exame do cérebro por espectroscopia de prótons – proton brain

examina on

PSD: base de dados de uma sequência – pulse sequence database

PSIR: inversão-recuperação sensível à fase – phase sensi ve inversion recovery

PWI: imagem ponderada por perfusão – perfusion weighted imaging

rCBF: fluxo sanguíneo cerebral relavo – rela ve cerebral blood fl ow

rCBV: volume sanguíneo cerebral relavo – rela ve cerebral blood volumeRF: radiofrequência

RFG: ritmo de filtração glomerular

RL: direita/esquerda – right/le

RM: ressonância magnéca

RMC: ressonância magnéca cardíaca

RMf : ressonância magnéca funcional

rMTT: tempo de trânsito médio relavo – rela ve mean transit me

RNM: ressonância nuclear magnéca

ROI: região de interesse – region of interest

ROPE: codificação de fase ordenada da respiração – respiratory ordered phase

encoding

RSR: relação sinal-ruído

rTTP: tempo de pico relavo – rela ve me to peak

SAR: taxa de absorção especí fica – speci fi c absorp on rate

SAT: saturaçãoSE: spin-eco – spin-echo

SENSE: sensi vity encoding



SI: superior-inferior

SPAIR: seleção espectral atenuada de sequência IR – spectral selec on a enuatedinversion recovery

SPECT: tomografia por emissão de fóton único – single photon emission computed

tomography

SPGR: gradiente-eco reduzido – spoiled gradient recalled

SPIR: spectral presatura on inversion recovery

SSFP: precessão livre no estado estacionário – steady state free precession

SSTSE: sequência spin-eco de acionamento único – single shot turbo spin echo

ST: espessura de corte – slice thickness

STIR: inversão-recuperação com tempo de inversão curto – short TI inversion

recovery

SUS: Sistema Único de Saúde

T: tesla

T1: tempo 1 de relaxação

T1WI: imagem ponderada em T1

T2*: tempo 2 estrela de relaxaçãoT2: tempo 2 de relaxação

T2WI: imagem ponderada em T2

TC: tomografia computadorizada

TE: tempo de eco

TEef : tempo de eco efevo

TFE: gradiente-eco rápida – turbo fi eld echo

TFG: taxa de filtração glomerular

TI: tempo de inversão

TOF: tempo de voo – me of fl ight

TOF-2D: tempo de voo bidimensional – me of fl ight bidimensional

TOF-3D: tempo de voo tridimensional – me of fl ight tridimensional

TR: tempo de repeção

TRF: parâmetro de ajuste do pulso de radiofrequência – tailored radio frequency

TSE: turbo spin-eco

U: uniformidade da imagemUS: ultrassonografia

VBw: largura de banda variável – variable bandwidth



VE: ventrículo esquerdo

VENC: velocidades de codifi

cação do sinal – velocity encodingVIBE: volumetric interpolated breath hold examina on

VIBRANT: volume imaging for breast assessment

VME: vetor da magnezação efeva

Voxel ckness: espessura do corte

W0: frequência de precessão

WL: frequência de Larmor



INTRODUÇÃO

Desde 1982, o uso da imagem por ressonância magnéca (RM) cresce de ma-

neira exponencial e migra rapidamente de um contexto de pesquisa para um

contexto clínico, superando a rapidez de evolução de qualquer outra técnica

de aquisição de imagens.

Em 1997, o American College of Radiology (ACR) introduziu a cerfica-

ção para as instalações de serviços de RM nos EUA com base nas exigências

condas em suas publicações e, somente em 2001, criou um documento de

orientação para práticas seguras em RM. Este documento foi revisado,

modificado e atualizado em 2007 em decorrência de relatos detalhados

de incidentes adversos envolvendo pacientes, equipamentos e funcioná-

rios de diversos serviços de RM.

No Brasil, não há normas publicadas pela Associação Brasileira de Normas

Técnicas (ABNT) ou pelo Instuto Nacional de Metrologia, Normalização e

Qualidade Industrial (INMETRO) acerca de assuntos pernentes à qualidade

da imagem e à segurança em RM. No entanto, de acordo com o Programa

Normavo Brasileiro, na ausência de normas nacionais publicadas são válidas

as normas internacionalmente reconhecidas.

O Colégio Brasileiro de Radiologia e Diagnósco por Imagem (CBR), seguindo

a tendência de cerficação promovida pelo ACR, lançou um programa de quali-

ficação dos serviços de diagnóscos de RM no Brasil que requer o cumprimento

de uma série de exigências para aprovação, tais como: exigências a respeito do



Manual de Técnicas em Ressonância Magnética4

corpo clínico, do corpo técnico e da avaliação de exames, mais especificamente

de crânio (incluindo espectro, difusão e perfusão), de angiorressonância, de -

gado, de ombro e de coluna cervical, todos com os respecvos laudos e com os

parâmetros das sequências bem discriminados. Além disso, a aprovação ainda

conta com o cumprimento de exigências feitas pela Vigilância Sanitária, ou seja,

o Selo de Qualidade concedido pelo CBR reconhece apenas a estrutura do servi-

ço de RM – clínica ou hospital –, bem como as imagens e os laudos dos exames.

Não há critério estabelecido em relação a testes para avaliação do equipamento

de RM nem regulamento para segurança, não somente do paciente, mas igual-

mente dos acompanhantes e dos profissionais do serviço, mesmo aqueles que,ocasional ou raramente, se encontram sobre os efeitos do campo magnéco.

Assim, observando a importância atribuída à segurança no cenário inter-

nacional e a insipiência desta preocupação na realidade brasileira,fica eviden-

te a necessidade de sistemazar procedimentos de segurança em nosso país.

No intuito de oferecer um panorama da ulização desta tecnologia pelo

Sistema Único de Saúde (SUS) no Brasil, os dados obdos pelo Ministério da

Saúde (2001) evidenciam aumento de mais de 200% (de 22.421 para 83.943)na realização de procedimentos de RM no período de 1998 a 2000.

Segundo dados do Instuto Brasileiro de Geografia e Esta sca (IBGE),

em 1999 havia 289 equipamentos de RM instalados no Brasil; em 2005, este

número aumentou para 549, sendo a região Sudeste a detentora da maior

quandade de equipamentos de RM (311), seguida pelas regiões Nordeste

(88), Sul (87), Centro-Oeste (45) e Norte (18). Esses dados comprovam que a

ressonância magnéca está ganhando destaque na área de diagnósco por

imagem; portanto, é fundamental conhecer as propriedades sicas deste

exame e os cuidados básicos em um serviço de RM.

LEITURA RECOMENDADA

American College of Radiology (ACR). MRI Accreditaon Program requirements. ACR Technical

Standart for Diagnosc Medical Physics Performance Monitoring of Magnec Resonance

Imaging (MRI) Equipment, 1999 (hp://www.acr.org).Colégio Brasileiro da Radiologia. Normas básicas para inscrição no programa de selo de qualidade

em ressonância magnéca. Informavo do Colégio Brasileiro de Radiologia e Diagnósco por

Imagem. 2002, 177(nov.). São Paulo.




O mais ango experimento biológico em RM de que se tem no cia foirealizado na Universidade de Stanford (EUA), logo após a descoberta do fenô-

meno, quando Bloch obteve um forte sinal de RM ao inserir o dedo na bobina

de radiofrequência de seu espectrômetro.

No período entre 1950 e 1970, a RM foi desenvolvida e ulizada para aná-

lises moleculares sicas e químicas.

Em 1970, o médico norte-americano Raymond Damadian observou que

havia em ratos diferenças significavas na resposta à excitação magnéca

entre os tecidos normais e aqueles com tumores malignos quando ambos

eram bombardeados por um pulso de RF ressonante, já que emia dois pos

de sinais diferentes à medida que os momentos dos dipolos magnécos dos

tecidos relaxavam para o equilíbrio.

Esses sinais variavam em suas caracteríscas de contraste na imagem, na

dependência de o tecido ser saudável ou não, pois a célula saudável é menos

permeável ao fluxo de água que a célula doente, com movimentos de água

mais abruptos, de modo que as taxas de relaxamento são mais curtas. Já a

célula doente é relavamente maior e tem uma membrana mais fina e mais

permeável à água. O fluxo de entrada e saída da água é geralmente livre e

Figura 2.1 (A e B) Felix Bloch (A) e Edward Purcel (B) receberam o Prêmio Nobel de

Física em 1952 pelo desenvolvimento de novos métodos de medição precisa do

magnetismo nuclear



Princípios Básicos 19

(equação 3.4)

em que, como mostra a equação 3.1, a razão entre as grandezas vetoriais é a

constante escalar γ.Substuindo a úlma equação, temos:

(equação 3.5)

Além do valor de ω0, a equação 3.5 indica que o sendo da precessão éo mesmo do campo magnéco. Este fenômeno é conhecido como Preces-

são de Larmor1 (Figura 3.2), e ω0 corresponde à frequência de Larmor em

unidades de megahertz (MHz).

Parndo para conceitos quâncos, a direção do campo magnéco estáco,

arbitrada como a direção z do sistema de coordenadas, é a direção na qual está

ω0 = (μ/L) × |B|

ω0 = γ × B

0

1 Precessão de Larmor: demonstrada pelo sico irlandês Joseph Larmor, corresponde à alteração da veloci-

dade do movimento giratório.

Figura 3.2 Precessão de Larmor



Princípios Básicos 25

Pela relação de Larmor, o campo de indução magnéca experimenta-

do pelos prótons determina a frequência de precessão; portanto, as não

homogeneidades dos campos magnécos locais produzirão frequências

precessionais ligeiramente diferentes, ocasionando perda de coerência ou

defasagem transversa (Figura 3.7). Essa perda de coerência traduz-se na

perda da corrente induzida na bobina receptora de RF; portanto, o sinal de

RF detectado pela bobina será muito menor do que se esvesse em fase,

para uma mesma DP.

Figura 3.6 O decaimento do T2 corresponde à deterioração da magnetização transversal

em razão da interação dos campos magnéticos individuais dos núcleos. Todos

os núcleos giram inicialmente em fase (como indicado pela posição similar das

faixas escuras na parte inferior de cada círculo); em seguida, movimentam-se fora

de fase (com as faixas escuras em posições diferentes)

Figura 3.7 A deterioração de T2* é o decaimento da magnetização transversal por causa

da heterogeneidade do campo magnético, em que alfa = fl ip angle (ângulo de

inclinação) e B0 = campo magnético externo




Como esse declínio depende de imperfeições do campo magnéco e não

do paciente, esse efeito T2* contém poucas informações úteis a respeito da

amostra e é eliminado com a aplicação de um pulso de RF de 180 graus após

a aplicação do pulso de RF de 90 graus. Esta é uma das razões para a necessi-

dade de se manter alta homogeneidade no campo magnéco principal.

Como dito anteriormente, durante o pulso de 90 graus, perde-se a mag-

nezação longitudinal; em outras palavras, ganha-se magnezação transver-

sa (Figura 3.8) e, após o pulso de 180 graus, o comportamento é inverso, ou

seja, recupera-se a magnezação longitudinal.

Por definição, T2 (ms) é o tempo necessário para reduzir a magnezação

transversa (plano xy) a 37% de seu valor original após o pulso de RF de 90

Figura 3.8 Recuperação do vetor da magnetização longitudinal (pulso de 180 graus)



Meios de Contraste e Reações Adversas 69

* O Opmark® só é ulizado nos EUA.

FSN: fibrose sistêmica nefrogênica.

Fonte: adaptada de Karam MAH. Risco de fibrose sistêmica nefrogênica com o uso de contraste à base de gado-línio em doença renal crônica. J Bras Nefrol 2008; 30(1):66-71.

NomeEstrutura

química

Vias de

eliminaçãoLigação

Carga

proteica

Relato de

FSNGenérico Comercial

Gadodiamida Omniscan® Linear Renal Não Não iônica Sim

Gadoversetamida Opmark®* Linear Renal Não Não iônica Sim

Gadopentato de

dimeglumina

Magnevist®,

Magnograf®Linear Renal Não Iônica Sim

Gadopentato de

dimegluminaMulHance® Linear

97% renal

3% biliar<5% Iônica Não

Ácido gadoxéco Primovist® Linear50% renal

50% biliar<15% Iônica Não

Gadofosveset Vasovist® Linear95% renal

5% biliar>85% Iônica Não

Gadoteridol ProHance® Cíclico Renal Não Não iônica Não

Gadobutrol Gadovist® Cíclico Renal Não Não iônica Não

Gadoterato de

megluminaDotarem® Cíclico Renal Não Iônica Não

Tabela 4.2 Quelatos de gadolínio autorizados pela União Europeia para uso clínico

O conhecimento atual sobre as propriedades dos diferentes agentes de

gadolínio e a incidência da FSN quando são usados em pacientes de risco

estão sumarizados na Tabela 4.2.

QUESTIONÁRIO PARA A ADMINISTRAÇÃO DOS MEIOS DECONTRASTE EM RESSONÂNCIA MAGNÉTICA

A Tabela 4.3 apresenta o quesonário para administração de MC em RM. Ele

deve ser respondido e assinado pelo paciente ou responsável e com visto do

médico responsável.



INTRODUÇÃO

Neste capítulo são descritos os equipamentos necessários para completar o pro-

cesso de produção de imagens por ressonância magnéca (RM). Apesar da va-

riedade de sistemas de obtenção de imagem por RM disponível, os instrumentos

têm os mesmos subsistemas básicos (Figura 5.1), que podem ser divididos em:

■ Magneto principal. ■ Bobinas de gradientes de campo magnéco.

■ Transmissor e receptor de radiofrequências (RF).

■ Processador de imagens.

■ Sistema de computadores.

Figura 5.1 Componentes básicos e a “arquitetura” de um sistema de ressonância magnética



Instrumentos e Equipamentos 81

Figura 5.4 (A a C) Modelo Symphony ® da Siemens 1,5T (aparelho do Hospital de Clínicasde Niterói – RJ) (A); Verio ® da Siemens de 3T (B) e Achieva ® da Phillips de 3T

(C). (Imagens cedidas pelo Departamento de Radiologia do National Institutes of

Health/Clinical Center [Bethesda, EUA])




Figura 5.7 (A a C) Bobinas de arranjo de fase são bobinas múltiplas que trabalham de forma

conjugada reproduzindo o sinal de uma região com melhor RSR



Instrumentos e Equipamentos 89

Bobinas de quadratura

São duas ou mais bobinas de super

cie (Figura 5.8), conjugadas de forma quese obtenha simultaneamente o sinal de uma mesma região. Apresentam RSR

melhor se comparadas às bobinas de super cie comuns.

Unidade de controle de pulsos

As bobinas de gradiente são avadas e desavadas muito rapidamente e em

momentos precisos durante o procedimento de exame do paciente.

Figura 5.8 (A e B) Exemplos de bobinas de quadratura para exames de crânio




Dessa forma, as regiões fora do campo de visão são erroneamente codifi-

cadas e aparecem “dobradas” e em cima da estrutura examinada, sobrepon-

do-se a esta úlma, como mostra a Figura 7.1.

Uma das maneiras de se suprimir o artefato de dobra é tornar o FOV su-

ficientemente grande para incluir toda a área a ser estudada. Uma segunda

maneira, mostrada na Figura 7.2, é trocar a direção da frequência e da fase,

para que a fase seja codificada na menor direção da dimensão da área de

estudo. A vantagem é que essa orientação possibilita a ulização de uma

matriz retangular com menos codificações de fase e com a mesma resolução

espacial. No entanto, este método também também pode produzir outros ar-

tefatos (imagens fantasmas, artefato de deslocamento químico), o que limita

a sua ulidade.

Em especial no plano coronal, o FOV é menor do que a imagem a ser es-

tudada, e isso pode causar não só o artefato de dobra, mas também criar um

po de interferência conhecido como artefato de moiré ou de franja. A homo-

geneidade do campo principal sobre o FOV degrada as bordas, causando uma

Figura 7.1 Imagem de artefato de dobra



Como lidar com Artefatos 117

diferença de fase nas mesmas. A sobreposição dos sinais de um lado ao outro

do corpo, com fases mal combinadas, produz o artefato de moiré.

Artefato de ponto (herringbone )

Gradientes aplicados em um ciclo muito elevado, como os gradientes da

imagem ecoplanar, podem gerar pontos de dados ruins, ou um ponto deruído no espaço-k com intensidade muito alta ou muito baixa. A convo-

lução desse ponto com toda a informação restante da imagem durante a

transformada de Fourier (FFT, do inglês fast Fourier transform) resulta em

listras escuras na imagem.

O deslocamento do ponto de ruído do centro do espaço-k determina

a formação angular das faixas e a distância entre as mesmas, ao passo que a

intensidade do ponto determina a rigidez do artefato.

O ponto de ruído geralmente ocorre em razão da perda de conexões elétricas

ou do rompimento das interconexões em uma bobina de RF; normalmente é um

artefato transiente, que pode se tornar crônico se não for reparado.

Figura 7.2 Resultado das trocas de direção da frequência e da fase em artefato de dobra




o campo magnéco resultante, sendo chamada de paramagnéca. No se-

gundo caso, tem suscebilidade magnéca negava e enfraquece o campo

magnéco resultante, sendo chamada diamagnéca.

O artefato de suscebilidade magnéca, mostrado na Figura 7.4, é comu-

mente encontrado na presença de ar, metal, cálcio ou meio de contraste ga-dolínio concentrado; aparece como hipointensidade focal de sinal envolvida

por um halo hiperintenso, e pode estar associada à distorção da anatomia

dos tecidos circunjacentes.

Vários métodos podem reduzir ou modificar os artefatos de suscebilida-

de magnéca:

■ Sequências spin-eco são menos propensas a esses artefatos do que as

sequências gradiente-eco e sequências ecoplanares.

■ Modificar a direção da codificação da frequência e da fase provoca mo-

dificação também na direção dos artefatos de suscebilidade magnéca,

mas sem os eliminar.

Figura 7.3 Exemplo de artefato de excitação cruzada




■ Um curto TE resulta em menos tempo para a defasagem do sinal e reduz

perdas. Além disso, podem ser empregados um voxel menor, largura de

banda maior, e até mesmo realizar o exame em equipamento com campo

magnéco de menor intensidade.

Artefatos de movimento

A movimentação do paciente durante a aquisição da imagem geralmen-

te produz um artefato considerável na imagem, que aparece como um

borrão ou como a formação de outra imagem no sentido da codificação

da fase.

Fantasmas (ghost ) ou borrões (blurring) nas imagens são os mais frequen-

tes artefatos em RM. Os artefatos de movimento resultam principalmente de

dois efeitos: view-to-view e within-view .

O primeiro efeito (view-to-view ) decorre da movimentação que acontece

durante a aquisição de níveis de codificação de fase, e leva a uma reconstru-

ção da imagem ao longo do eixo de fase. Quando o movimento é periódico

Figura 7.4 Exemplo de artefato de suscetibilidade magnética




(ou seja, ocorre de maneira regular) o resultado é completa ou incompleta

replicação dos tecidos em movimento, sendo este artefato comumente cha-

mado de fantasma.

Movimentos fisiológicos que costumam resultar em artefatos fantasmas

incluem movimentos respiratórios, como mostra a Figura 7.5, e outros, como

bamentos cardíacos e pulsação arterial.

A intensidade dessas imagens fantasmas torna-se mais extrema com a

intensidade e a amplitude dos movimentos.

Figura 7.5 Exemplos de artefato de movimento



Segurança 141

Os treinamentos devem ser realizados por um sico médico ou por enge-

nheiros do próprio fabricante do aparelho de RM. Funcionários de diferentes

níveis devem ser treinados de acordo com as seguintes especificações:

■ Nível 1: todos os funcionários de uma filial onde haja equipamento

de RM.

■ Nível 2: pessoal de limpeza, de manutenção e de recepção.

■ Nível 3: médicos, anestesistas, profissionais de enfermagem, técnicos de

tomografia computadorizada (TC) e de radiologia.

Figura 8.6 Pacientes com queimaduras resultantes de acidentes em exames de RM



Segurança 145

distância adequada do sistema de RM pode ser suficiente para proteger a

operação do aparelho e ajudar a evitar que o mesmo seja atraído, provo-

cando o efeito míssil.

Uma fonte primária de interações adversas entre o sistema de RM e os mo-

nitores fisiológicos tem sido a interface entre o paciente e o equipamento, que

geralmente exige um cabo condutor ou outro equipamento que, próximo ao sis-

tema, pode ser uma fonte potencial de queimaduras para o paciente. Em virtude

Figura 8.8 A falta de orientação do pessoal do serviço de RM pode causar acidentes

envolvendo aparelhos e objetos presos no magneto




disso, podem ser seguidas algumas recomendações para se evitar a ocorrência

de possíveis acidentes:

■ Remover quaisquer disposivos do ori cio do magneto não necessários

para o procedimento.

■ Posicionar o paciente de modo a impedir o contato direto de sua pele

com o ori cio do magneto ou com uma bobina de super cie de RF.

Fazer uso de acolchoamento não condutor com espessura mínima de

0,6cm entre a pele do paciente e o ori cio do magneto, como mostra

a Figura 8.9.

■ Usar somente bobinas de RF aprovadas que não estejam danificadas e

verificar a integridade do isolamento elétrico dos componentes ou dos

acessórios do disposivo.

■ Posicionar todos os cabos e fios de derivações dos aparelhos de monito-

ração que façam contato com o paciente de tal modo que não formem

alças condutoras.

■ Posicionar os cabos de RF descendo pelo centro e diretamente para fora

do ori cio, sem enrolá-los nem dobrá-los. ■ Digitar o peso correto do paciente para prevenir exposição excessiva à RF.

Figura 8.9 Coxins utilizados para prevenir o contato direto do paciente com o orifício do

aparelho, evitando queimaduras e mantendo o paciente em uma posição correta




PC usam-se os desvios de fase (Figura 9.6) induzidos pela velocidade para

disnguir-se o fluxo sanguíneo do tecido circundante (tecido estacionário).

Como o contraste do fluxo sanguíneo e do tecido estacionário é relacio-

nado com a velocidade do sangue, mais do que com o tempo 1 de relaxação

(T1) desse tecido, este método possibilita supressão dos tecidos estacioná-

rios e condições para medidas quantavas da velocidade do sangue.

Assim como a ARM-TOF, a ARM-PC aplica-se tanto à aquisição bidimensio-

nal quanto à tridimensional. A técnica 2D proporciona tempos de aquisição

de imagens aceitáveis (1 a 3 minutos) e informações sobre a direção do fluxo.

Já a técnica 3D é ulizada para planos finos, con guos ou sobrepostos, o que

reduz a defasagem intravoxel, possibilitando a observação de vasos em qual-

quer direção, com completa supressão do fundo da imagem.

As aquisições 2D às vezes não podem ser reformatadas e vistas em outros

planos de imagem, mas as imagens de aquisições em 3D podem ser reforma-

Figura 9.5 Técnica MOTSA. Vários volumes do tecido de interesse a ser estudado são

excitados separadamente, em sequência, e depois reconstruídos, diminuindo a

saturação indesejada



Angiografia por Ressonância Magnética 169

tadas em vários planos; a grande desvantagem da ARM-PC em 3D é o tempode exame que pode ser de 15 minutos ou mais.

A ângio-RM por PC pode ser sensível ao fluxo vagaroso em pequenos va-

sos, além de servir para enfazar estruturas arteriais. A escolha do sistema

vascular a ser estudado se faz a parr da escolha de diferentes velocidades

de codificação do sinal (VENC, do inglês, velocity encoding). Velocidades de

codificação altas enfazam estruturas arteriais, e velocidades baixas enfa-

zam estruturas venosas.

Pode-se dizer genericamente que, quando os prótons têm velocidades de

fluxo diferentes em um mesmo voxel , é acumulada uma série de mudanças

de fase ou defasamento.

Existem várias estratégias técnicas para se alterar a representação do sinal

nas ângio-RM, para se obter uma melhora na qualidade das imagens. Um pa-

râmetro importante já mencionado é o VENC, que pode variar em cen metros

por segundo. Outra forma seria a ulização de meio de contraste paramagné-

co. A Tabela 9.2 resume as vantagens e desvantagens da ARM-PC.

Figura 9.6 (A e B) Princípios básicos das aquisições da técnica de PC: são emitidos dois

pulsos de saturação opostos um ao outro, funcionando como um sistema de

resultantes. Nos spins móveis (A), representados pelo sangue, a resultante é

diferente de zero, levando a um vetor que corresponde a um desvio de fase. Já no

tecido estacionário (B) a resultante é igual a zero (ilustração idealizada pelo autor)




Ângio-RM com gadolínioÉ a principal forma de estudo vascular ulizada atualmente; representa a

imagem do fluxo sanguíneo dentro do vaso, sendo bastante diferente da an-

giografia convencional, que demonstra o lúmen do vaso.

A necessidade de estudo do parênquima de um órgão ou da perfusão, além

do estudo arterial, faz com que alguns conceitos básicos sejam fixados para que se

detecte a presença de lesões focais. Sendo assim, no exame dos rins, por exemplo,e na fase pré-contraste das imagens em T1, o córtex renal é discretamente hipe-

rintenso em relação à medula. Esse sinal elevado, todavia, depende da idade do

paciente e do seu estado de hidratação. Em T2, a medula renal, por conter mais

água do que o córtex, aparece discretamente hiperintensa. Por isso, a técnica

de imagem em T1 com supressão de gordura é atualmente a preferida, pois

tem maior acuidade na detecção de pequenas lesões renais.

Para o estudo arterial, as GRE são especialmente úteis, pois o uso de tem-

pos de repeção extremamente baixos determina melhor supressão do si-

nal tecidual e maior velocidade de aquisição. A aquisição mais rápida torna

possível a obtenção dos dados em formato volumétrico tridimensional, com

grande bene cio nas reconstruções de pós-processamento.

Uma sequência tridimensional GRE ultrarrápida, como a fast fi eld echo

(FFE), é a técnica mais adequada para o estudo de ângio-RM. A potência ou

a capacidade dos gradientes disponíveis e a intensidade do campo magnéco

interferem na redução do tempo de repeção (TR). Equipamentos mais mo-

dernos, com gradientes eficientes, podem levar a tempos de repeção de apro-

ximadamente 3ms.

Tabela 9.2 Vantagens e desvantagens da angiorressonância por PC

Vantagens Desvantagens

Codificação de inúmeras velocidades, o que

possibilita a seleção de fluxos lentos e rápidos

Tempo de eco longo

Excelente supressão no fundo da imagem Efeitos de turbulência

Intensidade de sinal relacionada com a

velocidade de fluxo

Sensibilidade a movimentos

Artefatos e distorção (suscebilidade)



Ressonância Magnética Cardíaca e suas Principais Técnicas 191

demora a lavar, criando uma concentração diferencial elevada entre os dois

tecidos. Na associação com as diferenças de concentração do contraste, a se-

quência de pulso em que se usa IR demonstra as diferenças de intensidade do

sinal na imagem RM, gerando uma excelente relação contraste-ruído do mio-

cárdio normal e do miocárdio lesionado. Em seres humanos com infarto do

miocárdio, a sequência tardia no estudo do miocárdio após injeção de gado-

línio pode não apenas detectar e quanficar a fibrose miocárdica, como tam-

bém avaliar a viabilidade do miocárdio. Isso pode antever a recuperação fun-

cional das anormalidades contráteis da parede do VE após a revascularização.

O realce miocárdico tardio transformou-se no melhor método não invasivo

para avaliação de fibrose ou necrose miocárdica causadas por infarto do mio-

cárdio, agudo ou crônico, ou por outras doenças não isquêmicas (Figura 10.7).

A análise quantava por planimetria pode ser executada a fim de se ob-

ter em massa do VE e a extensão total do realce tardio, apresentadas como

porcentagens da massa do VE, nas imagens em eixo curto em realce tardio. Uma

análise semiquantava é ulizada para avaliação da transmuralidade do realce

tardio no modelo do segmento padrão 17 do VE. A transmuralidade miocárdicado realce é geralmente classificada como menor que 25%, 25% a 50%, 50% a

75% e menor que 75% da área visual de cada segmento que é realçado. Além

disso, cada segmento pode ser classificado como tendo um de quatro pos

padrões predominantes do realce miocárdico: subendocárdico, mesocárdico,

subepicárdico e transmural.

Figura 10.7 (A a C) Três diferentes imagens de realce tardio. IR sensível à fase (PSIR) no

eixo curto de um coração normal (A); IR fl ash segmentado (B); e IR de pulso

único (single shot ) (C). As imagens B e C mostram um infarto no território da

coronária descendente anterior com sinais de obstrução microvascular




Figura 10.8 Imagem de fluxo mostrando as variações entre o fluxo na aorta ascendente e na

aorta descendente

Mapa de velocidade

Uma variante do gradiente eco – a técnica de contraste de fase (PC) –, usadapara medir diretamente o fluxo, é úl para se quanficar a gravidade do re-

gurgitamento valvar e da estenose, esmar o tamanho da derivação, e avaliar

a gravidade da estenose vascular arterial. Os pacientes com doença cardíaca

podem beneficiar-se com esta técnica, parcularmente para medidas do vo-

lume regurgitante valvar e da via de saída do VE (Figura 10.8).




ESPECTROSCOPIA POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA (ERM)A ERM mostra a distribuição dos metabólitos cerebrais com base no desvio

químico dos prótons em seu interior, que é uma propriedade determinada

pelo ambiente químico dos prótons em questão.

O histórico da RM está focado no estudo espectral, como podemos obser-

var nestes breves comentários:

■ Com estudos realizados desde 1946, Felix Bloch (da Universidade de Stan-

ford), com a teoria do magnesmo, e Edward Purcell (Harvard), com a

análise química por espectroscopia, ganharam o Nobel de Física em 1952.

Com seus estudos iniciaram-se as pesquisas e os avanços que hoje são tão

Figura 11.4 Perfusão cerebral por RM. Observar o mapa com padrão de perfusão normal e

simétrico em ambos os hemisférios cerebelares. Através desses mapas podemos

calcular os volumes sanguíneos que passam pelo encéfalo e compará-los entre

as diversas regiões do parênquima. Esta sequência é muito útil na análise de

tumores e do acidente vascular encefálico (AVE)




Figura 11.6 Paciente do sexo feminino com doença de Alzheimer. Espectroscopia mostrando

redução do NAA e elevação do MI. Taxa MI/NAA elevada

Figura 11.5 Espectroscopia por RM normal

■ Colina (Cho): é um marcador de proliferação celular. Em casos de tumores

ou doenças infecciosas, seu traçado espectral estará elevado. Na curva,esse traçado encontra-se localizado em 3,2ppm (Figura 11.7).



Avanços em Neuroimagem 213

CONSIDERAÇÕES FINAIS

A neuroimagem é um tópico em constante ebulição e crescimento; o que

torna di ceis a compreensão e o acompanhamento de sua evolução. Muitos

dados são oriundos de pesquisas iniciais e precisam ser validados. No entan-

to, já dispomos de dados que podem ser ulizados no dia a dia com precisão.

LEITURA RECOMENDADABitar R, Leung G, Perng R, Tadros S, Moody AR, Sarrazin J,et al. MR pulses sequences: what

every radiologist wants to know but is afraid to ask. Radiographics 2006; 26:513-37.

Brant WE, Helms CA. Fundamentos de radiologia e diagnósco por imagem. 3 ed. Rio de Janei-

ro: Guanabara Koogan, 2008. p. 3-52.

Dong Q, Welsh RC, Chenevert TL, Carlos RC, Maly-Sundgren P, Gomez-Hassan DM, et al. Cli-

nical applicaons of diff usion tensor imaging. J Magn Reson Imaging 2004; 6(19):6-18.

Edelman RR, Hesselink JR, Zlatkin MB, Crues III JV. Clinical magnec resonance imaging. Phila-

delphia: Saunders Elsevier, 2006.

Meler Jr FA, Guiberteau MJ. Essenals of nuclear medicine imaging. 5. ed.. Philadelphia-PA,

EUA: Elsevier 2006; 4:53-73.

Mitchell DG, Burk DL Jr, Vinitski S, Riin MD. The biophysical basis of ssue contrast in extra-

cranial MR imaging. AJR Am J Roentgenol 1987; 149:831-7.

Pouwels PJW, Frahm J. Regional metabolite concentraons in human brain as determined by

quantave localized proton MRS. Magn Reson Med 1998; 39:53-60.

Vilanova A, Zhang S, Kindlmann G, Laidlaw D. An Introducon to Visualizaon of Diff usion Ten-

sor Imaging and its Applicaons. In: Weickert J, Hagen H (eds.). Visualizaon and image

processing of tensor fields. Springer Verlag, 2006. p. 121-53.

Observação: ler o manual dos aparelhos.




Siglas, abreviaçõese termos

Inglês Tradução e/ou explicação

ADC apparent di ff usion

coe ffi cient

coeficientes de difusão aparente

AFOV assimetric fi eld of view campo de visão assimétrico

AP – anteroposterior

Bandwidth – largura de banda

BOLD blood oxigen level-depen-

dent contrast

contraste dependente do nível de

oxigenação do sangue

CINE – imagens geradas para visualizações

dinâmicas da anatomia (p. ex., coração)

COR coronal coronal

CSI chemical shi imaging imagem do deslocamento químico

DTI di ff usion tensor imaging imagem do tensor de difusão

DWI di ff usion weighted imaging imagem ponderada em difusão

EDR extended dynamic range limite dinâmico estendido (parâmetro que

permite operar com 32 bits)

EPI echo planar imaging imagem ecoplanar

ET echo train trem de eco

FAT SAT fat satura on saturação de gordura

FC fl ow compensa on compensação de fluxo

Feet First – pés primeiro

FGRE fast gradient-echo gradiente-eco rápido

FLAIR fl uid a enuated acquision

in inversion recovery

inversão-recuperação com atenuação

líquida

Flip angle – ângulo de inclinação

FOV fi eld of view campo de visão

FSE fast spin echo sequência rápida

Gap – intervalo (espaço entre os cortes)

GD-DOTA gadoterate meglumine gadoretato meglubina

GRE gradient-echo gradiente-eco

GRASS Gradient recalled Acquisi-

on in steady state

–

HASTE half-fourier single shot

turbo spin echo

Sequência rápida spin-eco de acionamento

único

Head coil – bobina de crânio

Tabela 12.1 Siglas, abreviações e termos usuais em protocolos de RM




Encéfalo

Protocolo geral SE T1 axial

TSE T2 axial e COR

FLAIR axial

Difusão axial

GRE T2* axial

Após contraste: SE T1 axial (caso haja lesão, fazer nos 3 planos)

Observação Para protocolos especí ficos de neuroimagem, como abuso de

drogas ilícitas, doença de Alzheimer, ausmo, crise convulsiva,

demência, depressão, doenças dos corpos de Lewi, esquizo-

frenia, hidrocefalia, doença de Parkinson, entre outros, basta

acrescentar outras sequências ao protocolo geral

Exemplo: esclerose

múlpla

FLAIR sagital fino (3mm com gap de, no máximo, 10%)

SE T1 axial e sagital fino com MT pós-contraste

Aspectos técnicos

especí ficos

Posição: head fi rst (decúbito dorsal)

Bobina: head coil

Sequências ulizadas: axial T1; axial T2; axial com transferência de

magnezação SPGR; coronal T1 e coronal T2; sagital T1; sagital T2

(o protocolo será direcionado dependendo do po de patologia

do paciente)

Planejamento de corte: cobrir todo o crânio, com angulação para-

lela ao corpo caloso (joelho, esplênico)

Localizador: 3 planos modo 2D

Espessura de corte: 5mm

Gap: 1mm

FOV: 24 × 18cm

Phase FOV: 1

Autoajuste de frequência: água (water )

No de cortes: 5

Tempo de scan: 19s

Axial FLAIR Sequência de pulsos: IR

Opções de imagens: FC, VBw, Fast

TE: 130

TR: 8.400

TI: 2.100

Bandwidth: 15.63

FOV: 24 × 18cm


Gap: 2,5mm

CRÂNIO



Protocolos Básicos 221

Encéfalo

Axial FLAIR

(connuação)

Matriz: 256 × 160

NEX: 1

Direção de frequência: A/P

Autoshim

No de cortes: 20

Tempo de scan: 3:22s

Axial T2 FSE Sequência de pulsos: SE


TE: 102 TR: 4.500

ET: 22

Bandwidth: 31.25

FOV: 24 × 18cm


Gap: 2,5mm

Matriz: 320 × 224

NEX: 2

Direção de frequência: A/P

Phase FOV: 0.75 Autoshim Phase Correct

No de cortes: 20


Coronal T2 FSE Sequência de pulsos: SE


TE: 102

TR: 4.500

ET: 22

Bandwidth: 31.25

FOV: 24 × 18cm


Gap: 2,5mm

Matriz: 320 × 224

NEX: 2

Direção de frequência: S/I

Phase FOV: 0.75

Autoshim Phase Correct

No de cortes: 20


Axial T1 SE Sequência de pulsos: SE


TE: minimum

CRÂNIO




C R Â N

I O

F l u x o l i q u ó r i c o

F i g u

r a

1 3 . 4

P l a n e j a m e n t o d a i m a g e m t r a n s v e r s a

l a o

a q u e

d u t o .

É n e c e s s á r i o u t i l i z a r o p l a n o

s a g i t

a l . O o

b j e t i v o é t e r a i m a g e m d o

a q u e

d u t o c o m o u m p e r f e i t o c í r c u l o , c

o m o

n e s t e e x e m p l o . N ã o p o d e s e r u m a i m

a g e m

o v a l

o u o b l í q u a



Miniatlas de Planejamento dos Exames e Anatomia... 267

F i g u

r a

1 3 . 5

P ó s -

p r o c e s s a m e n t o d o fl u x o l i q u ó r i c o .

C u r v

a v e r m e l h a r e p r e s e n t a n d o a v a r

i a ç ã o

d u r a n t e a s í s t o l e e a d i á s t o l e e , e m a

z u l ,

m e d i d a s ó l i d a n a p o n t e m o s t r a n d o n ã o

h a v e

r c o r r e l a ç ã o




F i g u

r a

1 3 . 4

2

P l a n

e j a m e n t o s a g i t a l . C o r t e s o r i e n t a d o s

p a r a

l e l a m e n t e a o e i x o m e d u l a r , v a r r e n d o

o s c o r p o s m e d u l a r e s , o s f o r a m e s d e

c o n j u g a ç ã o e a m e d u l a

T Ó R

A X

C o l u n a T o r á c i c a ( D o r s a l )




F i g u

r a

1 3 . 6

2

P l a n e j a m e n t o c o r o n a l

M E M B R O S S U P E R I O R

E S

M

ã o




F i g u

r a

1 3 . 7

0

P l a n

e j a m e n t o r a d i a l d o c o r a ç ã o . B a s

e i a - s e

n o e

i x o c u r t o b a s a l . S ã o r e a l i z a d o s q

u a t r o

p l a n o s d i s t i n t o s . O p r i m e i r o , a m a r e l o

, é

a v i a

d e s a í d a d o v e n t r í c u l o e s q u e r d o .

O s e

g u n d o , a z u l , é o q u a t r o c â m e r a s . O

t e r c e

i t o , v e r m e l h o , é o e i x o l o n g o d u a s

c â m e r a s v e r d a d e i r o , c o m o

f í g a d o e m b a i x o

e o p

u l m ã o e m c

i m a ( i s s o s i g n i fi c a q u e

o p l a

n o c r u z a o s s e g m e n t o s i n f e r i o r e

s e

a n t e

r o l a t e r a l d a b a s e a o á p e x ) . O q u

a r t o ,

v e r d

e , é o e i x o l o n g o d u a s c â m e r a s

v e r d

a d e i r o c o m o e s t ô m a g o e m b a i x o

e a

a r t é r

i a p u l m o n a r e m c

i m a ( i s s o s i g n i fi c a

q u e

o p l a n o c r u z a o s s e g m e n t o s i n f e

r i o r e

a n t e

r i o r d a b a s e a o á p e x )

C O R A Ç

Ã O




F i g u

r a

1 3 . 7

6

P l a n e j a m e n t o a x i a l

M A M A

manual de técnicas em ressonância magnética

Documents