PRINCÍPIO FÍSICO DA RM

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Princípios Físicos da Ressonância Magnética

Alessandro A. Mazzola1,2

Introdução

A Ressonância Magnética (RM) é hoje um método de diagnóstico por imagem,

estabelecido na prática clínica, e em crescente desenvolvimento. Dada a alta

capacidade de diferenciar tecidos e coletar informações bioquímicas, o espectro de

aplicações se estende a todas as partes do corpo humano e explora aspectos

anatômicos e funcionais.

A física da Ressonância Magnética Nuclear (RMN) aplicada à formação de imagens

é complexa e abrangente, uma vez que tópicos como eletromagnetismo,

supercondutividade e processamento de sinais têm de ser abordados em conjunto

para o entendimento deste método. Esta revisão tem por objetivo explorar de forma

introdutória e simplificada a física da imagem por ressonância magnética e

demonstrar equipamentos, mecanismos e aplicações da RM, servindo como texto de

apoio para o aprofundamento do assunto.

Física da RMN

A imagem por ressonância Magnética (IRM) é, resumidamente, o resultado da

interação do forte campo magnético produzido pelo equipamento com os prótons de

hidrogênio do tecido humano, criando uma condição para que possamos enviar um

pulso de radiofrequência e, após, coletar a radiofrequência modificada, através de

uma bobina ou antena receptora. Este sinal codificado espacialmente por gradientes

1 PhyMED – Consultores em Física Médica e Radioproteção – Av. Osvaldo Aranha, 1180/303 – Porto Alegre, RS/Brasil 2 Unidade de Diagnóstico por Imagem - Hospital Moinhos de Vento – Rua Ramiro Barcelos, 910 - Porto Alegre, RS/Brasil

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de campo magnético é coletado, processado e convertido numa imagem ou

informação.

Apesar do fenômeno físico da Ressonância Magnética Nuclear ter sido descrito em

1946 por Block e Purcell em artigos independentes da Physics Review [1,0], as

primeiras imagens do corpo humano só foram possíveis cerca de trinta anos após,

com os trabalhos de diversos cientistas no mundo todo, mas especialmente de Paul

Lauterbur e Sir Peter Mansfield. Este intervalo de tempo demonstra a complexidade

deste método e a necessidade de tecnologias aparentemente tão distintas tais como

os supercondutores e o processamento de sinais serem usados para formar a

imagem. Em nenhum outro método de imagem, os conceitos físicos estão tão

atrelados à rotina de realização de exames e operação do equipamento que em RM.

Desta forma, a necessidade de entender os conceitos é primordial para a execução

com qualidade dos exames e o benefício que este trará para o diagnóstico de

importantes patologias.

RMN As propriedades de ressonância magnética tem origem na interação entre um átomo

em um campo magnético externo. De forma mais precisa, é um fenômeno em que

partículas, contendo momento angular e momento magnético, exibem um

movimento de precessão quando estão sob ação de um campo magnético. Os

principais átomos que compõem o tecido humano são: hidrogênio, oxigênio,

carbono, fósforo, cálcio, flúor, sódio, potássio e nitrogênio. Estes átomos, exceto o

hidrogênio (1H), possuem no núcleo atômico prótons e nêutrons.

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Figura 1. Átomo de hidrogênio. O núcleo é composto somente pelo próton.

Apesar de outros núcleos possuírem propriedades que permitem que sejam

utilizados para imagem por ressonância magnética, o hidrogênio é o escolhido por

três motivos básicos:

1) É o mais abundante no corpo humano: cerca de 10% do peso corporal se deve

ao hidrogênio [0];

2) As características de RMN se diferem bastante entre o hidrogênio presente no

tecido normal e no tecido patológico;

3) O próton do hidrogênio possui o maior momento magnético e, portanto, a maior

sensibilidade a RMN, como veremos a seguir;

Spin e o Momento Magnético O átomo de hidrogênio, o mais simples da tabela periódica, possui como núcleo o

próton. Os prótons são partículas carregadas positivamente e que possuem uma

propriedade chamada de spin ou momento angular. Como o objetivo é ter uma visão

simplificada e introdutória da física relacionada a IRM, vamos admitir que o spin

represente o movimento de giro do próton em torno de seu próprio eixo, da mesma

forma que um pequeno pião. Para o próton de hidrogênio, o spin (I) pode ser +1/2

ou -1/2, o que na nossa analogia clássica pode representar o prótons girando para

um lado ou para o outro.

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Juntamente com o spin o próton de hidrogênio possui outra propriedade chamada de

momento magnético, que faz com que o mesmo se comporte como um pequeno imã

ou um pequeno magneto. Esta analogia é valida se visualizarmos o próton como

uma pequena esfera carregada (carga positiva) e girando em torno de seu próprio

eixo (spin). Como para toda partícula carregada em movimento acelerado surge um

campo magnético associado, o próton de hidrogênio se comporta como um pequeno

magneto, ou um dipolo magnético. Podemos utilizar um vetor para descrever cada

dipolo magnético, ou cada próton, como mostra a Figura 1.

Figura 2. O próton de hidrogênio pode ser visto como uma pequena esfera (1) que possui um

movimento de giro (spin) em torno do seu próprio eixo (2). Por ser uma partícula carregada positivamente (3) irá gerar um campo magnético próprio ao seu redor (4) se comportando

como um pequeno dipolo magnético (4) ou como um imã (5) com um momento magnético (µ)

associado.

E o que acontece quando um próton de hidrogênio ou um conjunto de prótons de

hidrogênio é colocado sob ação de um campo magnético externo? Ou seja, o que

ocorre com os prótons do corpo do paciente quando o mesmo é posicionado dentro

do magneto? Para responder a esta pergunta é importante entendermos que na

temperatura média de 36,5ºC do corpo humano e sob ação do fraco campo

magnético terrestre de 0,3 Gauss (ou 3x10-5 tesla, uma vez que o fator de conversão

é de 1T = 10.000 G) os momentos magnéticos não possuem uma orientação

espacial definida, se distribuindo de forma randômica. Esta distribuição aleatória faz

com que a magnetização resultante de um volume de tecido seja igual a zero.

Quando o paciente é posicionado no interior do magneto e fica sob ação de um

campo magnético de, por exemplo, 1,5 T, os prótons de hidrogênio irão se orientar

de acordo com a direção do campo aplicado, como se fossem pequenas bússolas,

porém, ao contrário das bússolas que apontariam seu norte marcado na agulha para

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o sul Magnético, os prótons de hidrogênio apontam paralelamente ao campo e

antiparalelamente. As duas orientações representam dois níveis de energia que o

próton pode ocupar: o nível de baixa energia (alinhamento paralelo) e o nível de

maior energia (alinhamento antiparalelo), como mostra a Figura 2. No modelo

quântico um dipolo nuclear somente pode ter 2I+1 orientações com o campo,

correspondendo a 2I+1 níveis de energia. O próton de hidrogênio (I=1/2) possuem

duas possíveis orientações, que correspondem aos níveis de baixa e alta energia.

Figura 3. Prótons de hidrogênio sob a ação do campo magnético externo aplicado. Os prótons

se distribuem em dois níveis de energia, sendo que um pequeno número maior de prótons se

alinha paralelamente.

A distribuição dos spins nos dois níveis é regida pela distribuição de Boltzmann:

€

NP

NAP

= e−EkT

(1)

Em que NP é o número de spins alinhados paralelamente, NAP é o número de spins

alinhados antiparalelamente, k é a constante de Boltzmann (k=1,3805x10-23

joules/kelvin) e T é a temperatura absoluta em kelvin. Para um campo de magnético

de 1,5 T e na temperatura média do tecido humano, a diferença entre os spins que

ocupam o estado de menor energia e o de maior energia é de aproximadamente 5

para 1 milhão. Do ponto de vista prático é somente com estes 5 spins resultantes

com que poderemos trabalhar para produzir sinal detectável na bobina.

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Movimento de Precessão e Equação de Larmor Na tentativa de alinhamento com o campo e por possuir o movimento de giro (spin),

surge um segundo movimento chamado de precessão. A analogia com um pião de

brinquedo sob a ação do campo gravitacional é valida para entendermos este

movimento.

Sob a ação de um campo magnético, os prótons de hidrogênio irão precessar a uma

frequência ω determinada pela equação de Larmor:

€

ω = γ B0 (2)

Onde γ é a razão giromagnética e B0 é o valor do campo magnético externo

aplicado. Para o hidrogênio, a razão giromagnética é de 42,58 MHz/T. Portanto, se

considerarmos uma campo de 1,5T, a frequência de precessão será de 63,87 MHz.

Uma regra importante a ser sempre lembrada é qualquer alteração no valor do

campo magnético irá alterar a frequência de precessão.

Magnetização do Tecido Como nas imagens a menor unidade será o voxel, e este é da ordem de 1,0 mm3 ou

mais, é o efeito combinado dos prótons de hidrogênio que irá nos interessar. A

magnetização resultante em cada voxel é o resultado da soma vetorial de todos os

spins que resultaram do cancelamento mútuo. No equilíbrio, a magnetização

resultante possui somente a componente horizontal (ao longo de B0). É fundamental

que neste momento façamos a localização espacial do vetor magnetização.

Coordenadas no Espaço (x,y e z): Eixo Longitudinal e Plano Transversal A Figura 4 mostra os eixos de coordenadas (x, y e z) e o vetor que representa o

momento magnético de um próton de hidrogênio realizando o movimento de

precessão em torno do eixo z, assim como as mesmas coordenadas num típico

magneto supercondutor. O eixo z, ou longitudinal, representa a direção de aplicação

do campo magnético principal (B0). O plano xy é chamado de plano transversal.

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Figura 4. Eixos de coordenadas usados em IRM e o vetor momento magnético (µ) associado

ao próton de hidrogênio.

Utilizando o mesmo sistema de coordenadas, podemos imaginar um elemento de

volume de tecido (voxel) contendo 11 spins, como mostra a Figura 5. Os spins irão

se alinhar paralelamente (7 spins) e antiparalelamente (4 spins). Realizando o

cancelamento mútuo do vetor momento magnético dos que estão para cima com os

que estão para baixo (7-4 = 3 spins), uma componente de magnetização resultante

M0 irá surgir alinhada ao eixo longitudinal.

Figura 5. Direita: spins alinhados paralelamente e antiparalelamente ao campo magnético

externo aplicado (eixo z) realizando movimento de precessão. Vetor magnetização resultante

(M0) de um elemento de volume do tecido.

Apesar de todos os momentos magnéticos individuais precessarem em torno de B0 a

uma frequência angular igual a ω, não existe coerência de fase entre eles e,

portanto, não irá existir componente de magnetização no plano transversal. Uma

bobina posicionada de forma perpendicular ao plano transversal não irá detectar

nenhum sinal, pois não ocorrerá alteração no fluxo magnético.

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Aplicação do Campo de Radiofrequência (B1) Para que uma corrente elétrica seja induzida em uma bobina posicionada de forma

perpendicular ao plano transversal é necessário que o vetor magnetização como um

todo, ou parte dele, esteja no plano transversal e que possua coerência de fase. Se

todos os momentos magnéticos individuais forem desviados em 90º para o plano

transversal e todos estiverem precessando na mesma posição (mesma fase),

teremos o máximo de sinal induzido nesta bobina. Para reorientar o vetor

magnetização, um segundo campo magnético de curta duração (pulso) tem que ser

aplicado. Este campo B1 (pulso de radiofrequência) deve ser perpendicular a B0 e

deve estar em fase com a frequência de precessão.

O efeito no vetor M é o de afastá-lo, por um dado ângulo de desvio (α), do

alinhamento com o B0. Um dos pulsos de RF mais utilizados é o que irá resultar em

um ângulo de desvio de 90º, transferindo assim todo o vetor M para o plano

transversal.

Pulsos de 180º também são utilizados e são chamados de pulsos de inversão

(Figura 6).

A emissão deste pulso de RF é normalmente feito pela chamada bobina de corpo e

a detecção do sinal é feita por uma bobina local, como a bobina de crânio.

Figura 6. Pulsos de RF e sua nomenclatura. O pulso de 90º é chamado de pulso de excitação, o

de 180º de pulso de inversão e o pulso α pode assumir qualquer valor.

Em resumo, a aplicação do pulso de RF causa dois efeitos:

- Transfere energia para o vetor magnetização, desviando-o do alinhamento ou

quando for de 90º, jogando-o para o plano transversal;

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- Faz com que os núcleos precessem, momentaneamente em fase no plano

transversal

Sinal de Indução Livre (SIL) Com aplicação de um pulso de RF de 90º, por exemplo, a magnetização é jogada no

plano transversal e passa a induzir uma tensão elétrica na bobina de frequência ω

(sinal de RMN). Quando encerra a aplicação do pulso de RF, o sinal gradualmente

decai como resultado do processo de relaxação ou de retorno do vetor

magnetização para o equilíbrio, ou seja, para o alinhamento com o campo B0. O

formato do sinal induzido (ou sinal de indução livre – SIL) é o de uma onda sendo

amortecida, como mostra a Figura 7.

Figura 7. Sinal de Indução Livre (SIL) gerado pelo retorno da magnetização para o alinhamento

após a aplicação de um pulso de RF de 90º.

Processos de Relaxação: Longitudinal e Transversal A relaxação dos spins que gera o sinal de indução livre (SIL) é causada pelas trocas

de energia entre spins e entre spins e sua vizinhança (rede). Estas interações são

chamadas de relaxação spin-spin e spin-rede e juntas fazem com que o vetor M

retorne ao seu estado de equilíbrio (paralelo a B0). Duas constantes de tempo foram

criadas para caracterizar cada um destes processos: T1 e T2. A constante T1 está

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relacionada ao tempo de retorno da magnetização para o eixo longitudinal e é

influenciada pela interação dos spins com a rede. A constante T2 faz referência a

redução da magnetização no plano transversal e é influenciada pela interação spin-

spin (dipolo-dipolo).

Figura 8. Retorno do vetor magnetização ao equilíbrio após a aplicação de um pulso de RF de

90º.

A Figura 8 mostra, passo-a-passo, o retorno do vetor magnetização ao equilíbrio

após a aplicação de um pulso de RF de 90º. Em amarelo são mostrados os

momentos magnéticos individuais. É possível perceber que estes vão se defasando

e com isso ocorre uma redução rápida na componente de magnetização ainda

presente no plano transversal.

Retorno da Magnetização Longitudinal – T1 A equação que descreve o retorno da magnetização para o eixo longitudinal,

mostrada no gráfico da Figura 9 é:

€

Mz = ML = M0 ⋅ (1− e−tT1) (3)

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Figura 9. Retorno da magnetização longitudinal (Mz) ao alinhamento. O tempo T1 caracteriza

este retorno.

O tempo necessário para a magnetização longitudinal recuperar 63% do seu valor

inicial é chamado de tempo 1 ou simplesmente T1.

Decaimento da Magnetização Transversal – Tempo T2 A equação que descreve o decaimento da magnetização no plano transversal, como

mostra no gráfico da Figura 10 é:

€

Mxy = MT = M0 ⋅ e−tT 2

(4)

Figura 10. Decaimento da magnetização transversal.

O tempo necessário que a magnetização no plano transversal atinja 37% do seu

valor inicial é chamado de T2.

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Constante de Tempo T2 versus T2*

Variações locais do campo magnético principal (B0) causam defasagem dos

momentos magnéticos, aumentando ainda mais a relaxação no plano transversal e

acelerando o decaimento do sinal de indução livre. É conveniente definir outra

constante de tempo, chamada T2* (T2 estrela):

€

1T2*

=1T2

+1

T2inomog. (5)

Onde, T2inomog. descreve o decaimento adicional no sinal devido à inomogeneidade

do campo.

Estas inomogeneidades podem ter origem nas próprias diferenças de composição

dos tecidos do corpo, como também em imperfeições na fabricação e ajustes do

magneto. A ressonância magnética funcional irá explorar as alterações no tempo

T2*, como veremos mais adiante. A Tabela 1 apresenta tempos de relaxação T1 e

T2 para diversos tecidos à 1,5T [0]. Os valores devem servir apenas como

referência, pois uma medida quantitativa dos tempos de relaxação pode resultar em

valores bastante diferentes. É possível perceber que estas diferenças nos tempos de

relaxação poderão ser usadas para gerar contraste entre os tecidos nas imagens

(Figura 11) e que esta é uma vantagem da RM sobre os demais métodos de

diagnóstico. Tabela 1. Tempos de relaxação T1 e T2 aproximados para diversos tecidos do corpo humano a

1,5T.

Tecido T1 (ms) T2 (ms)

Substância Branca 790 90

Substância Cinzenta 920 100

Líquido Cefalorraquidiano (Líquor) 4000 2000

Sangue (Arterial) 1200 50

Parênquima Hepático 490 40

Miocárdio 870 60

Músculo 870 50

Lipídios (Gordura) 250 80

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Figura 11. Imagem turbo spin eco ponderada em T2, mostrando na imagem ampliada a

resolução de contraste obtida devido às diferenças nos tempos T2 entre os tecidos

envolvidos.

Ecos de Spins ou Spin Eco Até aqui tratamos do fenômeno da ressonância magnética nuclear e da observação

do SIL, assim como entendemos que existem constantes de relaxação (T1 e T2) que

possibilitam diferenciar tecidos. Um aspecto fundamental para a coleta do sinal que

irá gerar a imagem de ressonância magnética é o fenômeno de formação de ecos.

Este fenômeno foi observado e descrito por Hahn[5] em 1950 e é a base para

estudarmos sequências de pulso.

Hahn descreveu que, se excitarmos os prótons com um pulso de RF inicial e, após

um determinado tempo t enviarmos um segundo pulso, observaremos que, além do

surgimento de sinal na bobina após o primeiro pulso (SIL), também haverá o

surgimento de um segundo sinal. Este segundo sinal é um eco do primeiro e

aparece na bobina num tempo igual a 2t. É importante ressaltarmos que o

surgimento do eco é um processo natural e ocorre devido à refasagem dos momento

magnéticos induzida pelo segundo pulso de RF. Podemos controlar o momento em

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que o eco irá surgir através dos tempos e de aplicação dos pulsos, porém a

defasagem e refasagem serão dependentes dos tipos de tecido em questão. Mais

tarde abordaremos a sequência de pulso gradiente eco, na qual poderemos

manipular também a defasagem e a refasagem.

Sequências de Pulso Spin Eco ou Eco de Spins A sequência de pulso Spin Eco se caracteriza pela aplicação de um pulso inicial de

RF de 90º, seguido de um pulso de RF de 180º. Como já descrito anteriormente, o

intervalo de tempo t entre a aplicação destes dois pulsos irá determinar o surgimento

do eco em 2t. Chamaremos de tempo de eco (TE) o intervalo de tempo entre a

aplicação do pulso inicial de RF de 90º e o pico do eco (Figura 12).

Figura 12. Sequência de Pulso Spin Eco. Pulso de 90º e aplicação no tempo (TE/2) do pulso de

RF de 180º.O tempo entre sucessivos pulsos de RF de 90º é chamado de TR, ou tempo de

repetição.

Enquanto o TE determina o quanto de relaxação no plano longitudinal estará

presente no eco, o TR estabelece o quanto de magnetização longitudinal se

recuperou entre sucessivos pulsos de 90º. O pulso de RF de 180º permite formar o

eco, pois irá refasar os spins, gerando assim novamente sinal na bobina (eco).

Formação da Imagem

Codificação do Sinal A RMN só pôde se tornar útil como método de obtenção de imagens do corpo

humano com o desenvolvimento da codificação espacial do sinal através do uso de

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gradientes de campo magnético. Em 1973, Paul Lauterbur [6] propôs o uso de

gradientes de campo magnético, permitindo assim a codificação espacial do sinal.

Lauterbur mostrou que, adicionando gradientes de campos magnéticos lineares e

obtendo uma série de projeções da distribuição de sinal, ele poderia reconstruir uma

imagem através da mesma retroprojeção filtrada usada por Hounsfield para

obtenção de imagens de tomografia computadorizada por raios-X [0]. O método foi

aprimorado por muito outros pesquisadores, incluindo Peter Mansfield, o qual propôs

também a sequência de pulso eco planar (EPI) que será tratada mais adiante [8].

Gradientes de Campo Magnético Até aqui consideramos que o campo magnético produzido pelo magneto possuí um

valor único e uniforme. Desta forma, se todo um volume de tecido, como o cérebro,

for posicionado neste campo e um pulso de RF for enviado com valor de frequência

exatamente igual a frequência de precessão dos prótons de hidrogênio, todo o

volume será excitado. Os prótons de hidrogênio do volume como um todo receberão

energia do pulso de RF e retornarão sinal para a bobina. Este sinal contém

informação de todo o tecido cerebral, mas não possibilita que saibamos de que parte

do cérebro ele provem.

Como o objetivo é mapear uma imagem bidimensional (2D), é preciso estabelecer

um método que possibilite a seleção de um corte do corpo e, dentro deste corte,

possamos ter uma matriz de pontos organizada em linhas e colunas. Para cada

elemento desta matriz (pixel) deve ser obtido o valor de intensidade de sinal, para

que através de uma escala de tons de cinza ou cores possamos visualizar a imagem

final.

Com a introdução dos chamados gradientes de campo magnético, poderemos variar

linearmente, em uma dada direção, a intensidade do campo magnético, como

mostra a equação abaixo:

€

Bz(z) = B0 + z.Gz (6)

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Em que Gz é a intensidade do gradiente aplicado (mT/m) na direção z e Bz(z) será o

novo valor de campo magnético numa dada posição z. O novo campo criado

localmente com o acionamento do gradiente irá fazer com que a frequência de

precessão mude, ou seja, cada posição do tecido na direção de aplicação do

gradiente precessa em uma frequência diferente. A Figura 13 exemplifica o

acionamento do gradiente. A frequência poderá ser usada agora para localizar

espacialmente o sinal.

Figura 13. Efeito de aplicação de um gradiente de campo magnético na direção do eixo z com

amplitude de 45 mT/m. As alterações na frequência de precessão dentro do volume de

interesse se modificam de acordo com a posição ao longo do eixo z.

O acionamento de um gradiente de campo também altera a fase dos spins. Esta

alteração é proporcional ao tempo em que o gradiente fica ligado e amplitude do

gradiente. Juntas, fase e frequência poderão fornecer informações espaciais do

sinal, como veremos a seguir.

Seleção de Corte, Codificação de Fase e Codificação de Frequência São necessárias três etapas para a codificação do sinal de forma a obter uma

imagem de RM: seleção de corte, codificação de fase e codificação de frequência.

Cada etapa representa o acionamento de gradientes em uma dada direção. Se o

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gradiente de seleção de corte for acionado na direção z, cada posição ao longo do

eixo da mesa irá precessar com uma valor diferente de frequência. Se este gradiente

permanecer ligado, podemos enviar um pulso de RF com frequência central de

precessão igual a da região que queremos excitar. Dividimos assim o paciente em

cortes axiais. Os outros dois gradientes (codificação de fase e frequência) serão

acionados nos eixos que restaram (x e y ou y e x).

Quando o gradiente de codificação de fase é acionado alteramos a fase dos spins

de forma proporcional a sua localização. Assim, um dos eixos do corte fica mapeado

com a fase. É necessário acionar n vezes o gradiente de codificação de fase. Cada

vez que é acionado, altera-se a amplitude do gradiente.

No momento da leitura do sinal o gradiente de codificação de frequência é acionado

na direção restante. Desta forma, o segundo eixo do corte ficará mapeado em

frequência. O gradiente de codificação de frequência também é chamado de

gradiente de leitura.

Podemos agora adicionar ao nosso esquema da sequência de pulso, as etapas de

codificação do sinal, como mostra a Figura 14.

Figura 14. Diagrama simplificado da sequência de pulso Spin Eco mostrando o acionamento

dos gradientes de seleção de corte (GSC), codificação de fase (GCF) e codificação de

frequência ou de leitura (GL). Sempre que um pulso de RF é transmitido (RFt) ocorre o

acionamento de um gradiente de seleção de corte.

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Domínio do Tempo VS Domínio de Frequências – Fourier O sinal coletado de cada corte está mapeado em fase e frequência. Ou seja, um

sinal que varia no tempo, contendo diversas fases e diversas frequências carrega

informação sobre todo o tecido contido no corte. Por volta de 1807, o matemático

francês Jean Baptiste Joseph Fourier, desenvolveu ferramentas analíticas para

decompor uma função contínua em suas componentes oscilatórias e amplitudes,

este processo é hoje conhecido como transformada de Fourier. Uma versão desta

metodologia é usada atualmente para determinar as amplitudes e frequências (e,

portanto, as posições) encontradas no sinal de RM (eco) coletado pelas bobinas.

Somente depois de coletar 64, 128, 256 ou mais ecos e armazená-los no chamado

espaço K é que aplicaremos a transformada de fourier (TF) para passar do domínio

do tempo para o domínio de frequências, obtendo a imagem de RM. Uma descrição

completa deste processo é apresentada por autores como Bracewell [0] e

Gallagher[0]. Abordaremos a seguir o conceito de espaço K de forma mais simples e

sua importância prática.

Espaço k

O espaço k não é um local físico no equipamento de RM. É um conceito abstrato

que auxilia no entendimento de sequências de pulso modernas e metodologias de

aquisição. É útil visualizarmos o espaço k como uma matriz. Cada linha desta matriz

será preenchida com um eco coletado na sequencia de pulso. Podemos visualizar o

espaço k na forma de uma matriz de tons de cinza. Cada ponto nesta matriz

corresponde a uma intensidade de sinal (tom de cinza) e a uma posição no tempo e

representa a amplitude do sinal recebido pela bobina naquele dado instante. Os

eixos de coordenadas (x e y ou ky e kx) deste espaço são, respectivamente, o

gradiente de codificação de frequência e o gradiente de codificação de fase, como

mostra a Figura 15.

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Figura 15. Espaço K e a imagem de RM correspondente após a aplicação da transformada de

fourier bidimensional (TF 2D).

O preenchimento linha-a-linha do espaço k irá ocorrer na medida em que o gradiente

de codificação de fase na sequência de pulso variar sua amplitude. O número de

codificações de fase pode, por exemplo, ser de 256, o que resulta no acionamento

de 256 amplitudes diferentes para o gradiente de codificação de fase. Esta

amplitude pode iniciar com o uso de um gradiente negativo com máxima amplitude,

reduzindo gradativamente sua amplitude até zero e, a partir daí, acionando um

gradiente positivo até atingir novamente a amplitude máxima, mas na direção

contrária. Cada linha do espaço k será preenchida com um eco que foi codificado

por uma amplitude diferente do gradiente de fase.

Uma característica importante do preenchimento do espaço k, descrito acima, é que

os extremos do espaço k serão preenchidos com sinal de baixa amplitude, pois o

próprio acionamento do gradiente causa maior defasagem e redução do sinal. Já as

linhas centrais do espaço k conterão sinal de maior amplitude, o que na imagem de

RM resultará em contraste (preto e branco).

Características do Espaço k Algumas características do espaço k são importantes para entendermos melhor a

imagem resultante.

1) Não existe correspondência entre um ponto do espaço k e um ponto da

imagem de RM. Em cada ponto do espaço k existe informação de todo o

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corte. Se por exemplo um pequeno artefato de entrada de RF na sala de

exames ocorrer em um dado instante durante a sequência de pulso, a

presença deste artefato bem localizado no tempo poderá gerar um artefato

que se propagará para toda a imagem de RM;

2) Quanto maior o número de linhas do espaço k, maior é a quantidade de sinal

coletado, porém maior é o tempo necessário. Se em uma sequência de pulso

Spin Eco cada linha do espaço k é preenchida a cada tempo de repetição

(TR), o tempo total para adquirir uma ou mais imagens será diretamente

proporcional ao número de linhas do espaço k;

3) As linhas centrais do espaço k estão diretamente relacionadas ao contraste

na imagem de RM e a periferia à resolução espacial;

4) Uma imagem de RM pode ser formada por mais que um espaço k. A escolha

do número de espaços k que irão ser utilizados para gerar uma imagem é um

parâmetro controlado pelo operador e costuma ser chamado de número de

aquisições ou número de excitações (NEX). Passar de um para dois espaços

k faz com que o tempo total de aquisição dobre, com o benefício de melhorar

em cerca de 40% a relação sinal-ruído na imagem.

Formas de preenchimento Cada sequência de pulso pode se utilizar de uma estratégia para o preenchimento

do espaço k [0,0]. A Figura 16 mostra um esquema representativo de algumas

destas formas.

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Figura 16. Esquema representativo das formas de preenchimento do espaço k. A diferença

entre a forma cartesiana (a) e a cêntrica (c) é que ao invés de iniciar o preenchimento por um

dos extremos do espaço k o método cêntrico inicia pela parte central.

O preenchimento de um espaço k completo para formar uma imagem, significa como

parâmetro de aquisição que usamos 1 NEX (NEX = Número de Excitações). Para

algumas aquisições é importante adquirir mais de um espaço k para formar uma

imagem, ou seja, deve ser alterado o parâmetro de NEX de 1 para 2, 3 ou mais. A

mudança de NEX=1 para NEX=2 implica em um tempo de aquisição duas vezes

maior. Por outro lado, o aumento na relação entre o sinal e o ruído (chamada Razão

Sinal-Ruído ou RSR) se dará pela raiz quadrada do aumento ou, os seja, neste caso

√2 ou 1,41. Assim, uma mudança de NEX=1 para NEX=2 (dobro) irá resultar no

dobro de tempo e 40% mais RSR.

Sequências de Pulso

Duas grandes famílias de sequências de pulso são usadas para formar imagens de

RM: Spin Eco (SE) e Gradiente Eco (GRE). A partir destas duas famílias se originam

uma diversidade de sequências de pulso que serão criadas, modificadas e

aperfeiçoadas para atender necessidades específicas de cada região do corpo e

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patologia. A Figura 17 apresenta um exemplo das sequencias de pulso e imagens

usadas para o exame do encéfalo.

Figura 17. Exemplo de sequências de pulso e tipos de imagens e ponderações obtidas na

rotina de neurorradiologia.

Spin Eco (SE) ou Ecos de Spin

A sequência de pulso Spin Eco (SE) ou Eco de Spin se caracteriza pela aplicação de

um pulso inicial de RF de 90º, seguido de um pulso de RF de 180º e a coleta de um

eco (Figura 14). Uma linha do espaço K é preenchida a cada tempo de repetição

(TR). A ponderação na imagem é controlada pelo TR e pelo TE. Os tempos típicos

de TR e TE, assim como, sua respectiva ponderação na imagem são apresentados

no quadro abaixo da Figura 18.

23

Tempo de Repetição (TR) Tempo de Eco (TE) Ponderação

TR Curto (< 500 ms) TE Curto (5 a 25 ms) T1

TR Longo (> 1500 ms) TE Longo (> 90 ms) T2

TR Longo (> 1500 ms) TE Curto (5 a 25 ms) DP

Figura 18. Quadro da ponderação da imagem em sequências SE.

As escolhas do TR e do TE pelo operador do equipamento determina o adequado

contraste na imagem. Uma alteração incorreta poderá resultar na perda das

diferenças que existem entre os tecidos (exemplo, entre a substância branca e a

substância cinzenta cerebral) ou mesmo ocultar lesões.

Figura 19. Imagem SE ponderada em T1 onde foi utilizado TR curto (500 ms) e TE curso (9 ms).

A Figura 20 exemplifica o aspecto na imagem para a combinação de alguns valores

de TR e TE.

24

Figura 20. Imagens Spin Eco (SE) adquiridas com várias combinações de TR e TE para

exemplificar as ponderações na imagem (T1 e T2) assim como imagens que não servem para o

diagnóstico.

Spin Eco Multieco

Uma variação da SE convencional é a multieco, onde, dentro de um mesmo TR, são

selecionados dois tempos de eco diferentes. O primeiro TE é curto e o segundo TE é

longo. Após cada um dos pulsos de RF de 180º serem aplicados, surgirá um eco.

Cada eco, em cada TE, é armazenado em um espaço k diferente. As imagens de

RM resultantes de cada um destes espaços k terão uma ponderação diferente. Está

técnica é usada para obtermos, dentro do mesmo TR, uma imagem ponderada em

T2 e uma imagem ponderada na densidade de prótons (DP).

25

Figura 21. Imagem ponderada em T2 e DP obtida com sequência de pulso SE Multieco.

Tempo de Aquisição O tempo de aquisição de uma imagem de RM pode ser calculado pela seguinte

fórmula:

€

TempoIm agem = TR ⋅ NCF ⋅ NEX (7)

Em que, TR é o tempo de repetição (em segundos), NCF é o número de

codificações de fase e NEX é o número de excitações ou número de espaços k

coletados. Considerando os parâmetros de uma típica aquisição ponderada em T1

(TR = 500ms, 256 codificações de fase e NEX = 1), o tempo de aquisição será de

128 segundos ou cerca de 2 minutos. Já para uma aquisição ponderada em T2 com

TR igual a 2500ms, 256 codificações de fase e NEX igual a 1, o tempo total de

aquisição passa a ser de 640 segundos ou quase 11 minutos. Desta forma, para

obtermos ponderação T2 em tempo adequados, ou mesmo para aquisições mais

rápidas com ponderação T1, foi desenvolvida no meio da década de 80 a sequência

de pulso RARE[11] (do inglês, Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement) que

se popularizou como Turbo Spin Eco (TSE), Fast Spin Eco (FSE) ou Spin Eco

Rápida.

26

Turbo ou Fast Spin Eco (TSE ou FSE) ou Spin Eco Rápida

A sequência de pulso turbo spin eco (TSE) utiliza múltiplos pulsos de RF de 180º,

combinados a múltiplas codificações de fase, dentro de um mesmo TR. Desta forma

um trem de ecos pode ser gerado. Cada eco irá preencher uma linha diferente do

espaço k, reduzindo assim o tempo total de aquisição. O número de pulso de RF de

180º a ser empregado é chamado de fator turbo ou tamanho do trem de ecos. A

redução no tempo total de aquisição é proporcional ao fator turbo, como mostra a

equação abaixo:

€

TempoIm agem =TR ⋅ NCF ⋅ NEX

Fator Turbo (8)

Seria excelente que pudéssemos usar um fator turbo tão alto a ponto de reduzir

qualquer aquisição a não mais que alguns segundos. O eco coletado a cada pulso

de 180º diminui em amplitude de acordo com o tempo T2 do tecido, ou seja, cada

sinal coletado vai ficando menor a medida que aplicamos mais pulsos de

refocalização, até o ponto que estaremos coletando um sinal comparável ao ruído.

Outra observação sobre as sequências de pulso TSE é o chamado TE efetivo (TEef).

Como uma série de ecos serão gerados dentro de um mesmo TR, o conceito de TE

nos remete a conclusão que esta técnica possuirá múltiplos tempos de eco.

Entretanto o TE que irá afetar de forma mais significativa a ponderação na imagem é

o TE responsável pelo eco que fará o preenchimento da linha central do espaço K. A

este TE é dado o nome de TE efetivo (TEef).

A aquisição de uma imagem TSE ponderada em T2 com os mesmos parâmetros do

exemplo usado em spin eco, exceto pelo uso de um fator turbo igual a 4, resultaria

agora em um tempo de aquisição em cerca de 3 minutos, o qual é razoável para a

rotina de exames de um hospital ou clínica.

Spin Eco Rápida em Única Tomada (SSFSE, SSTSE ou HASTE)

É uma sequência de pulso rápida que se caracteriza por preencher parcialmente o

espaço k com ecos produzidos por múltiplos pulsos de 180º aplicados dentro de um

27

único tempo de repetição (1 TR). É necessário adquirir um pouco mais da metade do

espaço k (4/8 + 5%). O restante do espaço k é preenchido com zeros, o que mantém

a resolução espacial, mas reduz o sinal total adquirido. Devido ao elevado número

de pulsos de RF de 180º (128 ou mais), o TE efetivo fica bastante alto e com isso a

imagem resultante é altamente ponderada em T2.

Esta sequência é bastante útil em pacientes não colaborativos e onde o movimento

(especialmente o respiratório) não consegue ser compensado por apneia ou

sincronia respiratória. Porém, é especialmente útil em exame de

colangiopancreatografia por RM (Colangio RM). Dada a alta ponderação em T2 e

uso de TE alto, o sinal de tecidos (fígado, pâncreas, gordura, músculo etc)

desaparece e a imagem do líquido nos ductos hepáticos aparece hiperintensa.

Gradiente Eco

As sequências de pulso gradiente eco (GRE) são similares a SE, mas ao invés de

usar um pulso de RF de 180º para refasar os spins, é utilizado um gradiente de

campo magnético, como mostra a Figura 22.

Figura 22. Sequência de Pulso GRE. O pulso de excitação de 90º é substituído por um pulso α

e, ao invés de um pulso de RF de 180º, é utilizado um gradiente codificador de frequência ou

de leitura (GL) para defasar (lobo invertido ou negativo) e após refasar os spins (lobo positivo).

28

O uso de gradientes de campo magnético faz com que ocorram defasagens dos

spins, ou seja, suas posições relativas mudam de acordo com a duração e direção

de aplicação dos gradientes. Se um pulso de gradiente de campo magnético for

aplicado numa direção, ele irá induzir uma quantidade de defasagem nos spins. Se

for aplicado um segundo pulso de gradiente de mesma duração e intensidade, irá

ocorrer uma reversão da defasagem e produzirá um eco que chamados de eco do

gradiente ou Gradiente Eco (GRE). Se os valores de TR, TE e ângulo de desvio do

pulso de excitação forem semelhantes aos utilizados em sequências SE, a

ponderação na imagem e o tempo de aquisição serão também semelhantes.

Entretanto, a GRE é mais sensível a inomogenidades de campo magnético e

apresenta mais artefatos na imagem devido a diferenças de susceptibilidade

magnética.

Uma vez que a defasagem e refasagem dos spins para a produção do eco são

agora controladas por um gradiente de campo magnético, é possível reduzir

brutalmente o TR e o TE, mas se faz necessária uma redução no ângulo de desvio

de forma a obter, entre sucessivos pulsos de excitação, uma quantidade adequada

de magnetização longitudinal. A combinação de baixo ângulo de desvio e curto TR e

TE é a base para a maioria das chamadas sequências de pulso rápidas de RM.

Um aspecto importante diz respeito à permanência de magnetização residual no

plano transversal entre sucessivos pulsos de RF e que pode, ou não, ser eliminada

com a utilização de gradientes ou pulsos de RF destruidores (os chamados spoilers).

Desta forma, uma divisão nos tipos de sequências GRE ocorre com uso de spoilers

ou não. Basicamente, quando utilizamos sequencias GRE que fazem uso de spoilers

a ponderação desejada na imagem é T1.

Uma dificuldade crescente em RM e que se evidencia em sequências GRE é o uso

de nomes comercias por fabricante para descrever uma mesma sequência de pulso,

os chamados acrônimos. A Figura 23 apresenta alguns exemplos de acrônimos de

sequências de pulso nos três principais fabricantes de RM.

29

Sequência de Pulso GE Philips Siemens

Spin Eco Rápida FSE TSE TSE

Spin Eco por Única Tomada SSFSE SSTSE HASTE

Spin Eco Rápida com Restauração da Magnetização FRFSE DRIVE RESTORE

Gradiente Eco GRE FE FID

Gradiente Eco (uso de spoiller ou incoerente) SPGR T1-FFE FLASH

Gradiente Eco (sem uso de spoiller ou coerente) GRASS FFE FISP

Gradiente Eco Balanceado FIESTA b-FFE TrueFISP

Figura 23. Quadro contendo alguns acrônimos de sequências de pulso GRE usados pelos

fabricantes.

Exemplos de Utilização de Sequências de Pulso GRE

As sequências de pulso GRE vêm sendo usadas cada vez mais na prática clínica. A

angiografia por RM utiliza aquisições rápidas GRE tanto para evidenciar o fenômeno

de entrada de spins no corte (Figura 24) e assim produzir um hipersinal do vaso em

relação ao tecido estático saturado por RF (angiografia time-of-flight ou TOF)

quando para capturar todo um volume tridimensional durante a passagem do bolus

de meio de contraste a base de gadolínio (Figura 25) para capturar a circulação

arterial ou venosa de uma dada região do corpo.

Figura 24. Imagem axial de uma angiografia de crânio baseada em Time-of-Flight (TOF) onde é

possível identificar vasos arteriais hiperintensos. Nesta imagem, não foi usado meio de

contraste e o hipersinal é gerado exclusivamente pelo fluxo sanguíneo que penetra no fino corte adquirido com a sequencia GRE.

30

Figura 25. Imagem 3D com utilização da técnica de projeção de máxima intensidade (MIP) a

partir de 90 cortes axiais como os da figura anterior de uma angiografia de crânio baseada em

Time-of-Flight (TOF). Este tipo de apresentação permite ao radiologista uma identificação de

aneurismas, obstruções e outras anormalidades que podem ocorrer na anatomia vascular.

Sendo as aquisições GRE susceptíveis a alterações locais do campo magnético,

imagens GRE do tecido cerebral auxiliam na identificação de calcificações e

hemorragias (Figura 26).

Figura 26. Imagem axial GRE do tecido cerebral onde é possível visualizar como áreas de

hipossinal (escuras) o sangue hemorrágico.

31

É possível explorar a característica de aquisição rápida das sequências GRE e fazer

uma combinação de velocidade e resolução espacial para obtenção de imagens

durante a infusão de gadolínio para avaliação do tecido mamário. A aquisição 3D

GRE permite obter volumes com resolução milimétrica de todo tecido mamário a

cada minuto e, assim avaliar a impregnação do meio de contraste no tempo (Figura

27).

Figura 27. Imagem axial T1 com uso de saturação de gordura por RF para detecção de nódulos

mamários. Uma imagem a cada 0,9 mm pode ser adquirida de todo o tecido mamário durante

tempo inferiores a um minuto. Juntamente com a infusão de contraste endovenoso, várias aquisições ao longo do tempo (6 a 8 minutos) podem ser coletadas para avaliar lesões na

mama.

Não só com o objetivo de reformatar as imagens em outros planos, as aquisições 3D

GRE ponderadas em T1 do tecido cerebral (Figura 28) permitem medir o volume de

estruturas cerebrais como os hipocampos e, assim, obter dados quantitativos que

podem ser usados para correlacionar a condições patológicas específicas, como a

doença de Alzheimer.

32

Figura 28. Reconstrução 3D do encéfalo obtida a partir de uma aquisição 3D T1 FLASH (GRE

com uso de spoiller).

A sequência GRE conhecida como CISS, FIESTA-C ou T2-bFFE (Figura 29) permite

obter imagens 3D com cortes submilimétrico (da ordem de 0,4 mm) em que

demonstra uma imagem com ponderação similar a T2 estruturas tão pequenas como

os canais semicirculares ou o conjunto de pares de nervos cranianos.

Figura 29.Imagem axial CISS com espessura de corte de 0,5 mm da região da orelha e

respectiva reconstrução 3D com uso de técnica de renderização de volume (VRT) para

demonstrar as estruturas da orelha interna..

33

Outra forma de adquirir imagens rápidas em IRM é fazer uso da sequência de pulso

EPI (do inglês, Echo Planar Imaging) que será abordada a seguir.

Imagem Eco Planar (EPI)

Originalmente descrita por Peter Mansfield em 1977 [8] como uma forma teórica de

aquisição extremamente rápida, teve que aguardar melhorias nos sistemas de

gradientes e radiofrequência para se tornar útil clinicamente. Atualmente a aquisição

EPI é capaz de adquirir uma imagem bidimensional (2D) em tempos tão curtos

quanto 20 milisegundos. Desta forma, desempenhou e continua a desempenhar

papel fundamental para o desenvolvimento de aplicações como difusão, perfusão e

ressonância magnética funcional (RMf). A sequência de pulso EPI se difere das

sequências SE e GRE principalmente na forma como os gradientes de codificação

de fase e frequência são aplicados [0]. Um esquema inicial de aplicação de pulsos e

acionamento de gradientes pode estar baseado em SE ou em GRE. A Figura 30

mostra o diagrama de uma sequência de pulso EPI-SE.

Figura 30. Diagrama simplificado de uma sequência de pulso EPI-SE.

Um pulso de excitação de 90º é enviado, seguido de um pulso de refocalização de

180º e, a partir deste ponto, uma série de gradientes bipolares de leitura são

empregados para gerar um trem de ecos. Com a aplicação de gradientes

34

codificadores de fase, cada eco é coletado e armazenado em uma linha do espaço

k. Se todo o espaço k necessário para formar uma imagem for adquirido dentro de

um TR, chamamos a aquisição EPI de “tiro-único”. A forma de preenchimento do

espaço k é bastante particular para a sequência EPI, pois os ecos são armazenados

linha a linha em “zigue-zague”, como mostrou a Figura 14 (d). Da mesma forma que

na TSE, o TEef será determinado pelo eco que preencher o centro do espaço k. A

ponderação das imagens EPI é baseada em T2*, uma vez que a aquisição de todos

os ecos produzidos ocorre dentro do tempo de decaimento induzido livre. EPI é

bastante susceptível a inomogeneidades de campo.

Sistemas de gradientes rápidos e perfeitos são fatores decisivos para a qualidade

das imagens. O fator turbo está diretamente relacionado ao tempo e a resolução

espacial da imagem. Já o chamado espaçamento entre ecos (ESP) está diretamente

relacionado a qualidade da imagem. Quanto maior o fator turbo, menor o ESP.

Quanto menor o ESP, menores serão os artefatos de distorção na imagem, desvio

químico e perda de sinal.

EPI-SE

A sequência de pulso 2D Spin Eco EPI (EPI-SE) é formada pela aplicação de um

pulso inicial de RF de 90º e um pulso de refocalização com ângulo de desvio de

180º. Os pulsos de 180º irá gerar o eco. Durante a janela de tempo em torno do eco,

os gradientes de codificação EPI de leitura e fase serão acionados para produzir

uma série de ecos de gradiente codificados espacialmente [0]. Os ecos de gradiente

que são amostrados para preencher o espaço k foram gerados por um eco de spin

ao invés de um SIL (FID), como irá ocorrer com a EPI-GRE. Na EPI-SE ocorre uma

redução nos artefatos de susceptibilidade, porém possui sensibilidade reduzida ao

efeito que buscaremos obter para o mapeamento cerebral pela RMf. A sequência

de pulso EPI-SE é utilizada para a obtenção de imagens ponderadas na difusão da

água no tecido cerebral e nas aquisições para o cálculo do tensor de difusão (DTI) .

35

EPI-GRE

A sequência de pulso 2D EPI-GRE tem início com o envio de um pulso de excitação

para a produção do SIL. Enquanto o SIL está ocorrendo, uma série de ecos de

gradiente é produzida usando os gradientes de codificação EPI de leitura e fase. O

pulso de excitação usado é de 90º, pois o TR é suficientemente longo. As imagens

serão fortemente ponderadas em T2*, o que por um lado aumenta o aparecimento

de artefatos de susceptibilidade entre tecidos como osso e ar, porém irá auxiliar no

contraste das imagens de RMf.

Inversão da Recuperação (IR) ou Preparo da Magnetização: FLAIR e STIR

A inversão da recuperação não deve ser tratada como uma sequência de pulso

específica, mas sim como um módulo que pode ser adicionado a frente de qualquer

sequência de pulso. O objetivo deste módulo é o de preparar a magnetização

longitudinal para que se consiga, com o início da sequência de pulso e coleta do

sinal, o contraste desejado na imagem ou a anulação do sinal de um determinado

tecido.

Figura 31. Figura do módulo de IR à frente de uma sequência de pulso.

O objetivo é aplicar um pulso inicial de 180º que irá inverter a magnetização

longitudinal. Após este pulso de inversão, o vetor magnetização dos tecidos irá

retornar ao alinhamento pelo processo de recuperação da magnetização longitudinal

(processo T1).

36

Figura 32. Diagrama da aplicação dos pulsos de RF. O tempo entre a aplicação do pulso de

180º e o pulso de 90º é chamado de tempo de inversão (TI).

Se, no momento em que um determinado tecido estiver cruzando o ponto zero de

magnetização longitudinal (Mz=0), for dado início a uma sequência de pulso Turbo

Spin Eco (TSE), por exemplo, o tecido em questão não terá magnetização

longitudinal (seja componente positiva ou negativa) para participar do restante do

processo de geração do sinal. Ou seja, não existe componente de magnetização ao

longo do eixo z para ser jogada para o plano transversal (plano xy) e gerar sinal na

bobina. Desta forma, o tecido em questão não terá sinal na imagem final. O tempo

entre a aplicação do pulso de inversão (180º) e o início da sequência de pulso

(exemplo, pulso de 90º na sequência TSE) é chamado de Tempo de Inversão (TI) e

controla o quanto de magnetização longitudinal (T1) se recuperou após a aplicação

do pulso de inversão.

Se desejarmos anular o sinal de um tecido específico, como por exemplo a gordura,

devemos fazer com que o TI coincida com o momento em que o vetor magnetização

esteja cruzando o ponto de magnetização igual a zero (Mz=0). Para isso, sabendo o

tempo T1, do tecido basta multiplicar por 0,69 e teremos o tempo de inversão (TI) a

ser usado como parâmetro técnico no equipamento.

€

TI = T1× 0,69

37

Como exemplo, podemos considerar o tempo T1 da gordura como sendo igual a 250

ms em equipamentos de 1,5T e, assim., calcular o TI:

€

TI = T1× 0,69 = 250 × 0,69 ≈172ms

Com uso deste TI de aproximadamente 172 ms, conseguiremos anular o sinal da

gordura nas imagens e produzir a chamada imagem STIR (do inglês, Short Time

Inversion Recovery) ou Recuperação da Inversão com Tempo Curto.

Se o mesmo raciocínio for aplicado para o líquido cefalorraquidiano (LCR ou liquor)

que possui um tempo T1 de aproximadamente 4000 ms, teremos um TI entre 2000 e

3000 ms para anulação do sinal. Chamamos de FLAIR (do inglês, Fluid Atenuatted

Inversion Recovery) ou Recuperação da Inversão para Atenuação de Fluídos esta

técnica. Na maioria dos equipamentos de RM de 1,5T adotamos um TI de 2200 ms.

STIR

A técnica STIR permite que possamos anular o sinal da gordura e produzir imagens

onde a saturação por uso de pulsos de RF (pulsos de saturação espectral) não é

possível, como em equipamentos de baixo campo (<0,5T), ou onde a

homogeneidade de campo não está adequada, como próximo a implantes de metal.

Figura 33. Imagem STIR versus saturação por RF.

38

FLAIR

O uso do pulso de inversão para anular o sinal do líquor permite que a detecção de

lesões na substância branca cerebral seja melhor visualizada, pois retira o sinal

hiperintenso em imagens ponderadas em T2, permitindo uma análise mais

detalhada do tecido.

Figura 34. Imagem axial FLAIR e correspondente imagem ponderada em T2.

Meios de Contraste em RM

Como o próprio nome já diz, o objetivo do uso de meios de contraste em RM é o de

criar uma diferença (contraste) entre uma ou mais tecidos que não existiria se uma

substância externa ao corpo humano não fosse utilizada. Apesar de a RM ter uma

altíssima capacidade de diferenciar tecidos, determinadas lesões e estruturas

somente serão visualizadas e ou diferenciadas dos tecidos vizinhos se um agente de

contraste for usado. Os meios de contraste possuem a propriedade de alterar as

características de relaxação do tecido (T1 e T2) em que estão presentes através de

suas propriedades paramagnéticas e superparamagnéticas.

39

Os agentes de contraste mais comuns em RM estão baseados no uso de gadolínio

(Gd), manganês (Mn) e óxidos de ferro. O paramagnetismo é uma propriedade de

alguns materiais de se alinhar a um campo magnético externo aplicado,

apresentando assim efeito de susceptibilidade ao campo positiva. Em outras

palavras, podemos entender que quando o material paramagnético é colocado no

campo, ele agrupa levemente as linhas de campo na região onde está - aumentando

assim o campo magnético local.

O superparamagnetismo é uma forma de magnetismo que surge em pequenas

partículas ferromagnéticas como o óxido de ferro. De forma prática, podemos

imaginar que o efeito do material superparamagnético é o de aumentar numa

proporção maior o campo magnético local, ou seja, seu efeito de susceptibilidade é

muito maior.

Gadolínio

O meio de contraste mais utilizado é o gadolínio injetado endovenosamente. Meios

de contraste a base de gadolínio são usados devido a propriedade paramagnética

do íon de gadolínio. O paramagnetismo do gadolínio faz com que o campo

magnético local aumente onde a substância está presente e este aumento acarreta

a redução nos tempos de relaxação T1 e T2. O encurtamento em T1 resulta em sinal

hiperintenso nas imagens ponderadas em T1. Já em imagens ponderadas em T2, a

presença do gadolínio reduz o sinal local.

O íon gadolínio é tóxico e sozinho não poderia ser utilizado. É utilizado junto ao íon

um agente (quelato) que dará segurança e permitirá que o mesmo seja eliminado

após a administração basicamente por via renal. Os meios de contraste a base de

gadolínio são utilizados para avaliar as mais diversas patologias. Especificamente no

tecido cerebral, o gadolínio não ultrapassa a barreira hematoencefálica (BHE)

normal e permanece no meio vascular. Entretanto, em tumores e outras lesões que

afetam ou alteram a BHE, o gadolínio permanece no tecido e assim é detectado,

conforme mostra a Figura 36.

40

Figura 35. Imagem ponderada em T1 adquirida após infusão endovenosa de gadolínio. Este

paciente apresenta tumor cerebral e a hiperintensidade de sinal causada pelo gadolínio

evidencia a quebra da barreira hematoencefálica e extensão da lesão.

O gadolínio também apresenta um efeito de susceptibilidade do campo magnético

local (mudança do campo) que pode ser explorada para produzir imagens da

perfusão cerebral (Figura 37) através de aquisições rápidas T2 (T2*) utilizando a

sequência de pulso EPI, apresentada anteriormente.

41

Figura 36. Mapa colorido obtido a partir de processamento de imagens EPI coletadas durante a infusão de gadolínio, mostrando redução da perfusão cerebral (cor azul escura) num dos

hemisférios cerebrais, como resultado de um acidente vascular (obstrução da artéria carótida

interna).

A infusão de gadolínio, combinada a uma aquisição tridimensional (3D) ponderada

em T1, permite avaliar vasos da circulação arterial e venosa (angiografia), assim

como observar a impregnação do tecido hepático e do sistema urinários. Quando

aquisições ultrarrápidas são usadas e gatilhadas com o batimento cardíaco, os

meios de contraste a base de gadolínio podem também ser usados no exame do

coração para detecção de isquemia cardíaca e outras alterações (Figura 38).

Figura 37. Imagem TrueFisp (a) e T1 FLASH do coração. As imagens foram obtidas com uso de

sincronia cardíaca e aquisições GRE rápidas.

42

Segurança no Uso do Gadolínio

Considerado até junho 2006 como um agente de contraste extremamente seguro e

sem reações adversas mais sérias, o gadolínio foi associado a uma doença que

pode levar a morte, a Fibrose Nefrogênica Sistêmica (FNS) [0]. A ocorrência da

doença foi relacionada com pacientes com doença nefrológica (insuficiência renal)

moderada ou grave. Desta forma é muito importante que se tenha atenção em

relação a função renal dos pacientes e que um radiologista autorize o uso do

gadolínio antes de sua administração.

Óxidos de Ferro

Uma vez que a alteração do campo magnético local pode resultar em contraste na

imagem de RM, o uso de partículas superparamagnéticas tem utilidade para o

estudo de algumas doenças. Partículas de óxido de ferro são usadas para estudos

do fígado, baço e sistema linfático, pois se associa ao sistema retículo endotelial.

Basicamente será captado pelos macrófagos do fígado (células de Kupffer) e

causará redução no sinal do tecido normal. Em contrapartida, a lesão não capta e

assim pode ser identificada como uma área de sinal aumentado nas imagens

ponderadas em T2. Por reduzir o sinal no tecido normal é chamado de um meio de

contraste negativo.

Manganês

Presente em um meio de contraste não usual no Brasil, o manganês é caracterizado

como um agente hepatobiliar, sendo captado pelos hepatócitos normais e excretado

pela bile. Encurta os tempos T1 e T2.

43

O manganês também esta presente em frutas com o abacaxi e o açaí e vem sendo

usado como um meio de contraste oral em exames de colangiografia por RM

(imagens altamente ponderadas em T2) para reduzir o sinal do líquido presente no

estômago e alças intestinais.

Figura 38. Colangio RM antes e após a administração por via oral de suco concentrado de

abacaxi. É evidente a redução do sinal de estômago e alças intestinais na imagem.

Sistemas de Imagem por RM

Componentes Básicos de um Sistema de Imagem por RM

Um sistema de imagem por ressonância magnética pode ser dividido em algumas

partes principais ou sub-sistemas descritos abaixo e mostrados na Figura 23:

a) Magneto

b) Bobinas de Gradiente de Campo Magnético (x,y,z)

c) Bobinas Receptoras e Transmissoras de Radiofrequência (RF)

d) Cabine Atenuadora de Radiofrequência ou Gaiola de Faraday

e) Sistemas Controladores do Envio e Recebimento de RF

f) Sistema Controlador do Gradiente de Campo Magnético

g) Computadores: Reconstrutor de Imagens e Computador de Controle ou

Operação

44

Figura 39. Diagrama simplificado das principais partes de um sistema de RM.

Magneto

A função básica do magneto é gerar um campo magnético alto e homogêneo na

região em que a parte anatômica será posicionada. A forma de gerar o campo

magnético define os tipos de magnetos que existem hoje:

a) Magnetos Permanentes

b) Eletromagnetos: divididos em magnetos resistivos e magnetos

supercondutores

Uma divisão em relação ao design criou uma nomenclatura não muito correta que

vem sendo aplicada pelo mercado: aberto e fechado. O sistema fechado de RM na

verdade não é fechado, pois se caracteriza por um cilindro oco, aberto nas duas

extremidades, em que o paciente é posicionado dentro deste cilindro na sua região

central, o também chamado isocentro. O equipamento aberto é assim chamado, pois

oferece maior comodidade ao paciente, uma vez que as partes laterais são abertas

ou semiabertas permitindo uma menor sensação de confinamento e reduzindo assim

a claustrofobia.

45

Figura 40. Equipamento de RM aberto (0,35T) e fechado (1,5T).

Tipos de Magnetos

Magnetos Permanentes São constituídos de imãs permanentes e oferecem como vantagem a não utilização

de energia elétrica e a configuração aberta. Alguns fabricantes adotam a construção

na forma de um “C” o que permite ao paciente acesso facilitado, sensação de maior

espaço e conforto. Entretanto, os magnetos permanentes não conseguem atingir

valores altos de campo magnético, ficando reduzidos a menos de 0,5T.

Eletromagnetos Os eletromagnetos são constituídos por enrolamentos de fios (bobinas) onde a

passagem de corrente elétrica irá produzir o campo magnético. A passagem de

corrente elétrica pode ocorrer com a presença da resistência elétrica (magnetos

resistivos) ou com o uso do fenômeno da supercondutividade (magnetos

supercondutores)

Magnetos Resistivos Este tipo de magneto está praticamente extinto do mercado de equipamento de RM

para formação de imagem, pois o campo magnético irá ser gerado pela passagem

de corrente elétrica pelo conjunto de bobinas de forma clássica, ou seja, com a

presença constante da resistência elétrica. Assim, é possível desligar o campo

magnético quando não há exames e religá-lo conforme a necessidade. A

desvantagem é o alto consumo elétrico para manter o campo magnético e a

limitação quanto a intensidade do campo magnético produzido. Uma vez que o fio

46

oferece resistência a passagem de corrente elétrica, a produção de calor é inevitável

e, consequentemente, somente valores baixos de campos (até cerca de 0,3T) são

possíveis. Também possuem homogeneidade de campo reduzida e necessitam ser

refrigerados a água. A massa destes magnetos também pode exceder 10.000 kg.

Magnetos Supercondutores São eletromagnetos compostos de enrolamentos quilométricos de fio de uma liga de

nióbio-titânio que, mergulhados em hélio líquido (criogênico) a uma temperatura

próxima do zero absoluto (-273 ºC ou 0 kelvin), não irão oferecer resistência elétrica,

atingindo a chamada supercondutividade e, assim, podem produzir um campo

magnético alto, sem a geração de calor e sem custo relacionado a consumo elétrico.

Neste tipo de magneto é critico o controle dos sistemas relacionados a temperatura,

pressão e quantidade de hélio no interior do magneto para que não ocorra o

aumento da temperatura interna, que elevaria a taxa de evaporação do hélio

(conhecida como boiloff) e poderia chegar ao ponto critico de resultar no

apagamento do campo magnético, o chamado quenching.

Apesar do custo de produção e comercialização mais alto e a maior necessidade de

controle durante sua operação, os magnetos supercondutores são os mais utilizados

no mercado por sua possibilidade de atingir o valores de campo magnético

superiores a 1,5T, que, sob aspectos clínicos, permite o uso pleno da tecnologia e

dos recursos de RM.

É importante destacar que uma das principais características de qualidade dos

magnetos é a chamada uniformidade ou homogeneidade do campo magnético. Um

alto grau de homogeneidade corresponde a pequenas variações no valor central do

campo magnético e, por consequência, no valor da frequência central de precessão

dos spins. Os equipamentos supercondutores com cilindros mais extensos tendem a

ter melhor homogeneidade que magnetos mais curtos e com diâmetro interno maior.

Os magnetos “abertos” também possuem regiões mais reduzidas de

homogeneidade.

47

Figura 41. Magneto supercondutor de 1,5T.

Bobinas de Gradiente de Campo Magnético (x, y, z)

São três conjuntos de bobinas independentes e não refrigeradas pelo sistema de

criogenia (hélio) que irão produzir uma pequena variação no campo magnético o

mais linear possível numa dada direção (x, y ou z). Três direções de aplicação dos

gradientes são necessárias para codificar a origem espacial do sinal (localização) e

assim formar imagens bidimensionais (2D) e tridimensionais (3D).

O acionamento combinado dos gradientes permite criar variações em qualquer

direção dentro do magneto, criando assim planos de corte que não necessariamente

precisam seguir os planos convencionais, axial, sagital e coronal. Os gradientes

serão usados em momentos específicos durante o processo de aquisição das

imagens e podem ser facilmente identificados pelo ruído característico de seu

funcionamento. O ruído acústico gerado pelos gradientes é resultado da rápida

passagem de corrente elétrica pelo fio que sofre dilatação e propaga a onda sonora.

As características de desempenho dos sistemas de gradiente são limitadas por

características biológicas do corpo humano, uma vez que a variação rápida de

campo magnético, durante o exame, produz correntes elétricas em superfícies

condutoras como a pele, e pode resultar em estímulo de nervos periféricos e choque

elétrico. Estas correntes indesejadas, chamadas também de correntes parasitas ou

48

correntes de eddy, que podem se formar na carcaça do magneto durante o

acionamento dos gradientes, devem ser compensadas por sistema de bobinas

desenhadas especificamente para isso e chamadas de blindagem ativa das bobinas

de gradiente ou mesmo via software.

A rápida passagem de corrente elétrica em alta intensidade por estes conjuntos

independentes de bobinas, faz com que seja necessária refrigeração por água ou ar.

Figura 42. Bobinas de gradiente.

Bobinas Receptoras e Transmissoras de Radiofrequência (RF) ou Sistema de RF

As bobinas ou antenas de RF são responsáveis pela transmissão e recebimento do

sinal de RM. As bobinas podem ser transmissoras e receptoras, somente

transmissoras ou somente receptoras. O envio do pulso de RF (também chamado

de campo B1) produz o desvio no vetor magnetização gerando a componente

transversal da magnetização (xy) que irá ser detectada pela mesma bobina que

gerou o pulso ou por uma outra bobina receptora específica.

Quando não são utilizadas bobinas locais para transmissão do pulso de RF esta

tarefa é realizada pela bobina de corpo. A bobina de corpo está inserida na própria

carcaça do equipamento e vem sendo cada vez mais utilizada como a única bobina

transmissora. Para as bobinas locais fica somente a tarefa de coletar o fraco sinal de

RF que se origina de um corte do corpo do paciente.

49

Uma variedade de bobinas foi e continua sendo desenvolvida para permitir não só

uma coleta mais eficiente do sinal, como também para ser utilizada em novas

aplicações e novas metodologias de aquisição do sinal.

Figura 43. Bobinas utilizadas em RM.

Podemos destacar o uso cada vez mais intenso de bobinas de múltiplos elementos

com arranjo de fase. As bobinas de arranjo de fase são compostas por múltiplas

pequenas bobinas (ou elementos) cada uma com um circuito próprio de detecção,

que se sobrepõem e irão envolver a anatomia de interesse. Até bem pouco tempo

atrás a única bobina do tipo arranjo de fase era a bobina de coluna, porém

atualmente o conceito vem sendo aplicado para todas as bobinas. Utilizar bobinas

com múltiplos elementos permite o uso das técnicas de imagens paralelas (SENSE,

GRAPPA, ARC etc) que irão utilizar a informação da distribuição espacial do padrão

de sinal gerado pela bobina em cada paciente e economizar etapas da codificação

de sinal, permitindo assim um ganho expressivo de tempo e novas possibilidades de

utilização da RM, especialmente onde velocidade é mandatório.

50

Figura 44. Gráfico da relação de sinal com o tipo de bobina e profundidade no corpo.

Reconstrutor de Imagens

É o responsável pelo processamento do sinal digital bruto (também chamado de raw

data) que deverá passar pela chamada transformada de Fourier para ser convertido

em imagem.

Computador de Controle ou Operação

Constitui-se como a interface entre o operador e restante do sistema de RM.

Permitirá múltiplas tarefas que vão desde a prescrição dos protocolos até o controle

da impressão das imagens geradas ou envio para rede lógica para arquivamento ou

distribuição para o laudo a ser realizado pelos radiologistas. Investimentos

crescentes dos fabricantes vêm permitindo uma simplificação.

Cabine Atenuadora de Radiofrequência ou Gaiola de Faraday

A chamada gaiola de faraday ou cabine atenuadora de RF é constituída por placas

metálicas de alumínio ou cobre posicionadas umas ao lado das outras e em contato

entre elas nas paredes, piso e teto de forma a compor uma caixa fechada que

51

atenuará a radiofrequência que entra na sala do magneto. Um visor de vidro pode

ser utilizado, porém deve possuir uma malha metálica em contato com o restante da

cabine. A porta da sala também é especialmente construída para dar continuidade a

esta blindagem quando fechada, sendo os contatos da porta de especial atenção da

equipe técnica, pois problemas decorrentes da entrada de RF para dentro da sala

podem ter origem em defeitos destes contatos.

Artefatos em RM

A palavra artefato deriva do latim e significa arte factus, ou “feito com arte”, o que

não deixa de ser verdadeiro se imaginarmos que muitos dos efeitos observados nas

imagens podem ser tratados como obra quase poética, porém não é neste sentido

que utilizamos esta palavra em Imagem por Ressonância Magnética (IRM) e nos

demais métodos de diagnóstico por imagem. Segundo Houaiss[13], artefato é toda

conclusão enganosa derivada de ensaio científico ou de medição, e causada por

problemas na aparelhagem empregada ou por ineficácia do método eleito. Em IRM,

vamos adotar que artefato é qualquer intensidade, sinal ou característica anormal

que não possui correspondência com o objeto de que se está adquirindo a imagem.

Não é incorreto afirmar que todas as imagens de RM apresentam algum tipo de

artefato. Uma imagem axial ponderada em T2 do encéfalo pode, aparentemente,

não apresentar qualquer artefato mais grosseiro, porém se olharmos com cuidado os

vasos sanguíneos presentes na imagem, perceberemos que muitos deles

apresentarão ausência de sinal no seu lúmen, causado pelo fenômeno de fluxo

sanguíneo, o que pode ser considerado anormal, uma vez que é atribuído hipersinal

a líquido nas imagens ponderadas em T2. A RM é a técnica de imagem mais

susceptível a artefatos e é a que mais os utiliza para o diagnóstico. Os artefatos

podem prejudicar uma aquisição a ponto de ser necessária sua repetição ou mesmo

o cancelamento do exame, por outro lado, um artefato pode ajudar a identificar uma

condição patológica específica.

Desta forma, podemos definir as duas grandes questões que este capítulo pretende

abordar:

52

1. Como identificar um ou mais artefatos em uma imagem de RM?

2. Como minimizar o artefato em uma imagem de RM?

Vejam que falamos em minimizar e não eliminar. Talvez fosse mais conveniente

usar o termo eliminar, porém isto não é totalmente verdadeiro. O que ocorre na

quase totalidade dos exames é a busca pela adequação da técnica no intuito de

minimizar a ocorrência de artefatos. Como veremos mais adiante, o efeito físico que

gera o artefato pode estar ocorrendo, porém devido a uma alteração nos parâmetros

de aquisição ou escolha de uma técnica específica, conseguimos fazer com que ele

não se torne tão evidente na imagem.

Dada a grande quantidade de tipos de equipamentos de RM, bobinas, sequências

de pulso e novas técnicas, abordaremos neste capítulo os artefatos mais comuns.

Artefatos mais antigos relacionados a problemas já resolvidos em equipamentos de

RM e artefatos de técnicas muito recentes ainda não disponíveis clinicamente serão

deixados de lado para tornar o texto mais objetivo e conciso. Buscaremos também

não limitar os artefatos aos equipamentos de 1,5T, comentando também o efeito de

um mesmo artefato em equipamentos com campo magnético maior ou menor.

Identificação versus Conhecimento

Muitas pessoas ficam admiradas quando a imagem de alguma constelação ou

nebulosa do céu profundo é apresentada em um jornal ou revista. As imagens

produzidas pelo telescópio Hubble enchem os olhos mesmo de quem é um simples

admirador de uma noite estrelada. Mas será que para um astrofísico experiente as

imagens revelam a verdade? Ou será que determinado fenômeno contradiz a

realidade? Será que imagens falsas podem estar presentes numa imagem captada

da nebulosa do Caranguejo devido a problemas nos espelhos do telescópio Hubble?

A diferença entre achar uma imagem bonita e perceber um artefato nesta parece

residir no conhecimento do observador. Esta afirmativa não é diferente para as

imagens de RM. Conhecer a física, a técnica e as patologias estudadas em IRM é o

53

pressuposto para a identificação e a minimização de artefatos. Alguns artefatos,

como os causados por implantes metálicos, são evidentes nas imagens de RM,

porém outros são tão sutis que podem conduzir o radiologista a um erro de

diagnóstico por criar uma falsa imagem ou ocultar uma lesão existente.

Conhecimento faz com que um exame se torne mais conclusivo, e, por que não

dizer, mais belo.

Classificação dos Artefatos: Origem versus Aparência

Alguns autores classificam os artefatos quanto ao efeito físico que o originou, outros

preferem classificá-los quanto a sua aparência nas imagens ou a parte do sistema

de RM a que o mesmo está vinculado [0,0,0].

Muitos são os efeitos físicos que podem gerar artefatos. Cada parte do sistema de

RM, incluindo o magneto, os gradientes de campo magnético, o sistema de

radiofrequência (RF) e os computadores de processamento, tem sido continuamente

aperfeiçoada para evitar a ocorrência de erros e minimizar falhas no seu

funcionamento. Se tentássemos agrupar os tipos de artefatos por cada parte que

compõe o sistema, poderíamos seguir a classificação mostrada na Tabela 2.

De forma mais prática, os diversos artefatos serão agrupados primeiramente de

acordo com sua aparência nas imagens e, logo a seguir, serão classificados quanto

a causa ou ao fenômeno físico que o originou e/ou a parte do sistema a que este

está relacionado. Observações - quanto ao impacto na qualidade da imagem e no

tempo de aquisição para uma dada ação corretiva proposta - também serão

abordadas.

Para o usuário das imagens de RM esta é uma forma mais direta de relacionar a

anomalia presente na imagem com a possível causa e a ação corretiva necessária.

Entretanto, é preciso não esquecer que a maioria dos artefatos é resultado de uma

interação entre variáveis fisiológicas, parâmetros de aquisição, limitações do

equipamento e escolha de sequências de pulso, tornando difícil segmentar um

artefato em uma única causa e eliminá-lo com uma única ação. As ações corretivas

propostas no texto se limitam ao nível do operador do equipamento de RM.

54

Tabela 2. Relação entre a parte do sistema, incluindo o paciente, e alguns tipos de artefatos

em IRM.

Parte do Sistema de IRM Tipo de Artefato

Magneto Distorção Geométrica

Erros de Saturação de Gordura

Desvio Químico

Inomogeneidade do Campo Magnético

Instabilidade do Campo Magnético

Gradiente de Campo Magnético Distorção Geométrica

Instabilidade dos Gradientes

Não-Compensação de Correntes Parasitas

Sistema de RF Inomogeneidade do Campo de RF

Posicionamento do Paciente

RF Anômala

Técnica de Aquisição Desvio Químico

Envelopamento ou Aliasing

Sombreamento

Amostragem do Sinal

Truncamento

Processamento do Sinal Método de Reconstrução

Filtração

Paciente Movimento Voluntário e Involuntário

Fluxo Vascular ou Liquórico

Presença de Objeto Metálico

Susceptibilidade Magnética

Classificação quanto à aparência

A classificação que adotaremos estará dividida da seguinte forma:

55

v Fantasmas;

v Envelopamento ou “Aliasing”;

v Linhas e Ondulações;

v Falsos Contornos e Sombras

v Distorção Geométrica.

Antes de iniciarmos a revisão sobre artefatos, que tal testar seus conhecimentos

prévios quanto à identificação, causa e a ação corretiva mais adequada para os

artefatos mostrados na Figura 46? Observe as imagens com atenção, guarde as

suas observações e busque identificar no texto a descrição que melhor se relaciona

com os artefatos apresentados. Ao final do capítulo apresentaremos solução para

este pequeno enigma.

Figura 45. Quais artefatos podem ser identificados nas três imagens acima (a, b e c)? Qual a

causa e a ação corretiva mais adequada? (Respostas no final do capítulo).

Fantasmas

O aparecimento de repetições de determinada parte da anatomia na imagem de RM

é conhecido como artefato fantasma, como mostra a Figura 47.

56

Figura 46. (a) Imagem axial spin eco (SE) ponderada em T1 do encéfalo com presença de

artefato fantasma (seta menor) devido ao movimento dos olhos. Nas imagens axiais do

encéfalo a direção de fase tem que ser colocada na direção direita-esquerda para evitar o

artefato. (b) Artefato fantasma devido ao movimento das estruturas do abdome causado pela respiração. O uso de sincronia respiratória é uma das formas de evitar o aparecimento deste

artefato.

Estes fantasmas ocorrem na direção de fase da imagem e são resultado de

movimentação de tecido ou parte do corpo do paciente durante a aquisição do sinal

de RM. A movimentação pode ser voluntária (respiração, deglutição, movimentos de

partes de corpo etc) ou involuntária (batimento cardíaco, pulsação do líquor ou

sangue, peristaltismo etc). Eliminar o movimento ou fazer com que a aquisição das

imagens seja concatenada com fases deste movimento, através do uso de sincronia

respiratória e/ou cardíaca, resulta, na maioria das vezes, em supressão completa do

artefato. A distância entre os fantasmas é diretamente proporcional ao tempo de

repetição, número de codificações de fase, número de excitações (NEX) e a

frequência do movimento [0]. Em sequências rápidas, com tempos de eco (TE)

extremamente curtos, os fantasmas se manifestam como borramento.

É conveniente ressaltar que, quanto mais hiperintensa for a estrutura em movimento,

maior será a presença do artefato na imagem. Este fato é especialmente importante,

pois explica a ausência de artefatos fantasma em imagens spin eco (SE) ou turbo

57

spin eco (TSE ou FSE) ponderadas em T1 da fossa posterior antes da administração

de meio de contraste a base de gadolínio em comparação com imagens pós-

gadolínio, como mostra a Figura 48. O mesmo raciocínio vale para regiões onde a

gordura (em T1) e o líquido (em T2) estejam presentes e hiperintensos. A saturação

do sinal da gordura torna a imagem com menor quantidade de artefatos fantasma,

não pela redução do movimento, mas pelo cancelamento do sinal da estrutura.

Figura 47. (a) Imagem axial T1 SE na região da fossa posterior com a presença de gadolínio e

com o artefato fantasma presente devido ao sangue hiperintenso e pulsando. A direção de

fase é laterolateral. (b) Após a aplicação de técnica de compensação.

Apesar do aspecto na imagem (efeito) ser parecido para as diversas origens, a

causa e a ação corretiva são bastante distintas. Desta forma subdividiremos e

discutiremos o artefato fantasma nas seguintes subcategorias de acordo com a

causa principal:

a) Fluxo Sanguíneo

b) Fluxo Liquórico

c) Peristaltismo

d) Respiração

e) Batimento Cardíaco

f) Movimento Voluntário ou Involuntário

g) Fantasma N/2 EPI

Uma informação importante, já comentada anteriormente sobre este artefato, é que

o mesmo sempre se propaga na direção de aplicação do gradiente codificador de

58

fase, mesmo que a direção do movimento não seja esta, como mostra a Figura 47.

Mas, por que isto ocorre?

É preciso lembrar que o tempo necessário para preencher uma linha do espaço K,

ou seja, para amostrar o sinal durante o acionamento do gradiente de leitura (ou

gradiente de codificação de frequência) é muito menor que o tempo necessário para

passar de uma linha a outra do espaço K (codificação de fase). Em uma típica

aquisição turbo spin eco (TSE), o tempo para preenchimento da linha (coleta do eco)

é da ordem de milissegundos (1ms = 10-3s), já o intervalo de tempo entre o

preenchimento de uma linha e a próxima linha do espaço k é da ordem de

segundos. Neste tempo mais longo, a anatomia mudou de posição, incorrendo em

erro de localização na direção de fase da imagem.

O fluxo sanguíneo pode causar artefatos fantasma e produzir variações na

intensidade de sinal dentro dos vasos que simulam dissecções ou trombos, ou

ainda, mascaram patologias [0]. Os fantasmas se propagam na direção de fase e

com alto sinal. Sequências GRE são muito mais susceptíveis a artefatos de fluxo

que SE. Nas sequencias SE, geralmente, o vaso aparece escuro, pois o sangue

presente no corte no momento da aplicação do pulso de excitação de 90º irá sair do

plano de corte antes da aplicação do pulso de 180º, sendo substituído por sangue

que não sofreu a aplicação do pulso de 90º. Nas sequências GRE, o fluxo produz o

fenômeno conhecido como “in-flow” que torna o vaso brilhante na imagem.

Este artefato é bastante dependente do tipo de sequência de pulso e parâmetros

utilizados, porém de forma geral, o principal artefato ocorre quando um alto sinal do

sangue está presente no vaso e, devido à pulsação, acaba propagando fantasmas

na direção de fase.

Ação Corretiva:

v Utilizar técnica de compensação de fluxo

59

Através do uso de gradientes de campo magnético adicionais na sequência de pulso

é possível reduzir o artefato fantasma, porém o TE mínimo irá aumentar.

Comentaremos mais adiante no texto os detalhes esta técnica.

v Utilizar pulsos de RF de pré-saturação (bandas de saturação)

Pulsos de RF espacialmente localizados, também conhecidos como bandas de

saturação, podem ser posicionados próximos ao corte de forma que sature o sinal

de RF do sangue que irá entrar no corte. A imagem do vaso se torna escura e não

propaga o artefato fantasma, como mostra a Figura 50. Bandas de saturação

também podem ser usadas dentro do campo de visão para suprimir o sinal de uma

região que contém vasos que irão apresentar hipersinal devido ao fluxo e propagar o

artefato fantasma na direção de fase.

Figura 48. Imagem axial T1 GRE adquirida em parada respiratória sem uso de banda de

saturação superior ao corte (a) e com uso de banda de saturação (b).

v Alterar a direção de codificação de fase/frequência

Trocar a direção de codificação de fase pode ser útil para jogar o artefato numa

direção que não comprometerá a avaliação da região de interesse. Nos exames de

RM de Joelho, por exemplo, a aquisição axial STIR é adquirida com direção de fase

direita-esquerda, ao invés de anteroposterior, jogando o artefato de pulsação dos

60

vasos poplíteos para os lados e não comprometendo a avaliação da patela (Figura

51).

Figura 49. Pulsação da veia poplítea e artefato fantasma sobre a patela.

v Uso de sincronia cardíaca ou periférica

Posicionar eletrodos para coletar o eletrocardiograma (ECG) e concatená-lo com a

aquisição dos dados possibilita selecionar a parte do ciclo cardíaco relacionada a

diástole onde ocorre o menor efeito de pulsação do vaso. A sincronia cardíaca

periférica, com o posicionamento do transdutor no dedo do paciente, também pode

ser utilizada. O aumento no tempo de aquisição é a contrapartida para o uso da

sincronia.

Técnica de Compensação de Fluxo (“Flow Comp”) ou Anulação do Momento dos Gradientes (GMN) ou Supressão do Artefato de Movimento (MAST)

O acionamento de gradientes de campo magnético induzem desvios de fase nos

spins estacionários. Se os spins estiverem em movimento, como no caso do sangue

nos vasos, um desvio de fase adicional irá surgir e será proporcional a velocidade ou

a aceleração destes. Em uma sequência de pulso SE convencional, o acionamento

61

dos gradientes necessários para coleta do sinal são calculados de forma que

compensem eventuais defasagens induzidas nos spins estacionários. Entretanto, os

spins em movimento irão possuir desvios de fase, como mostra a Figura 52, que

podem gerar, basicamente, três problemas, fantasmas, dispersão de fase intravoxel

e erros de registro espacial [0]. Estes desvios induzidos pelo movimento podem ser

minimizados e até eliminados se incorporarmos lobos de gradiente adicionais antes

da leitura do sinal. Sendo que cada um dos três eixos (leitura ou frequência,

codificação de fase e seleção de corte) é tratado de forma independente. Desta

forma, a compensação de fluxo pode ser realizada em apenas um eixo ou nos três.

Figura 50. Ilustração do GMR igual à Figura 22-16 do Edelman.

O tipo de compensação de fluxo normalmente utilizado é o de primeira ordem, ou

seja, para compensar velocidade constante e pode ser selecionado na direção de

codificação de frequência e de corte. A compensação na direção de fase vem sendo

estudada para reduzir o artefato de perda de registro (“misregistration”) causado

pelo atraso entre o gradiente codificador de fase e o centro do eco durante a leitura

do sinal, o qual gera um deslocamento aparente do vaso quando o fluxo se propaga

de forma oblíqua ao gradiente codificador de frequência e de fase. Esta

compensação é importante quando o objetivo, por exemplo, é o de diagnosticar

pequenos aneurismas com uso de angiografia por RM [0]. Portanto, com a

62

compensação de fluxo a fase dos spins em movimento é restituída no momento da

leitura do sinal (TE), aumentando a intensidade de sinal dos vasos ou do líquor e

reduzindo a defasagem intravoxel. Lobos mais complicados de gradiente podem

estar disponíveis nos equipamentos de RM para compensar aceleração (termos de

segunda ordem) porém são raramente usados devido ao aumento causado no

tempo de eco (TE), que já é significativo quando acionada a compensação de

primeira ordem. Especialmente em sequências GRE não só o TE aumenta, mas

também o tempo de repetição (TR).

Fluxo Liquórico

O artefato ocorre devido a pulsação do líquido cefalorraquidiano (LCR ou líquor) no

interior dos ventrículos cerebrais e da medula espinhal, cujo movimento causa um

erro na codificação espacial da imagem. Na coluna cervical e torácica, a imagem

ponderada em T2 é apresentada com um artefato do tipo fantasma, no qual

aparecem linhas sobre a medula se propagando na direção de fase, além de perda

de sinal, resultado de defasagem intravoxel.

Nos ventrículos cerebrais podem aparecer imagens de baixa intensidade de sinal em

imagens ponderadas na densidade de prótons (DP) e T2 ou de alta intensidade de

sinal em FLAIR. A perda de sinal (vazio de sinal) em imagens ponderadas em

densidade de prótons (DP) do sistema ventricular cerebral já foi utilizada para

auxiliar no diagnóstico de hidrocefalia de pressão normal (HPN), sendo substituída

pela medida quantitativa do fluxo liquórico com uso de sequências de pulso por

contraste de fase (PC) e sincronia cardíaca [0, 0].

Ação Corretiva:

v Utilizar técnica de compensação de fluxo

Conforme descrito anteriormente, a compensação de fluxo permite uma redução

significativa nos artefatos de fluxo liquórico, sendo usada, especialmente, nas

imagens TSE com ponderação T2 da coluna cervical.

63

v Utilizar sincronia cardíaca

É uma opção disponível, mas raramente utilizada devido ao aumento no tempo de

aquisição.

v Alterar a direção de codificação de fase/frequência

Para reduzir os artefatos na coluna cervical devido à pulsação do líquor é possível

selecionar a direção de codificação de fase como superior/inferior e acionar a opção

de “no phase wrap” ou “phase oversampling” para que não ocorram artefatos de

envelopamento. Com esta alteração, pequenos movimentos de deglutição que

venham a ser realizados pelo paciente serão minimizados ou se propagarão na

direção superior/inferior, não recaindo sobre a coluna. Em exames da coluna

cervical o uso de sequências de pulso GRE ponderadas em T2* com múltiplos ecos

(MEDIC), associadas a técnicas de compensação de fluxo e transferência de

magnetização, tem sido usadas para melhor identificar edema e outras patologias

[0].

Movimento Peristáltico

O movimento peristáltico durante a aquisição das imagens faz com que ocorra um

erro na codificação espacial do sinal. Este artefato é apresentado como uma área

borrada na imagem, na região do intestino do paciente, onde o movimento é mais

intenso, porém prejudica toda a região pélvica.

Ação Corretiva:

v Realizar jejum

Solicitar que pacientes realizem jejum alimentar de 6 horas ou mais, reduzem as

chances de movimentação de bolo alimentar no intestino, evitando artefatos de

movimento que não serão compensados por parada ou sincronia respiratória [0].

v Utilizar antiespasmódicos

64

Medicamentos antiespasmódicos são recomendados para pacientes que irão

realizar exames de abdome e pelve e estes devem ser administrados momentos

antes de o paciente entrar na sala de exames. Os antiespasmódicos também

ajudam a reduzir artefatos de movimento causados pela peristalse uterina [0].

v Utilizar sequências de pulso rápidas

De forma geral, quanto mais rápida for a aquisição das imagens, menor será a

presença de artefato de movimento. Sequências rápidas, tipo half-fourier (HASTE,

SSFSE etc) e True-FISP, permitem a obtenção de imagens em tempos inferiores a

dois segundos, minimizando artefatos. Em contrapartida, estas sequências de

pulso não oferecem a resolução espacial ou a ponderação necessária para o

diagnóstico de certas patologias.

v Utilizar técnica PROPELLER/BLADE

O uso desta técnica permite a aquisição de imagens com redução significativa de

artefatos por movimentação da estrutura no plano de aquisição. Mais adiante no

texto trataremos em maiores detalhes esta técnica.

Movimento Cardíaco

O batimento cardíaco durante a aquisição das imagens faz com que ocorra um erro

na codificação espacial, formando um artefato que se propaga na direção de fase,

como mostra a Figura 53. O coração é apresentado como um grande borrão na

imagem e estruturas na direção de fase deixam de ser corretamente visualizadas

devido a propagação do artefato fantasma. Exames cardíacos vêm ganhando cada

vez mais importância e já fazem parte da rotina de muitos centros, porém nos

concentraremos nas soluções mais simples para os artefatos relacionados ao

movimento do coração. Uma leitura mais detalhada e específica está disponível na

literatura [0,0].

65

Figura 51. Imagem do coração sem o uso de sincronia cardíaca e com o uso de sincronia

cardíaca.

Ação Corretiva:

v Utilizar sincronia cardíaca por eletrodos ou por sensor de pulso

A coleta do eletrocardiograma (ECG), através de eletrodos posicionados no tórax do

paciente ou dos batimentos através do sensor de pulso posicionado no dedo,

permitem que o ciclo cardíaco seja monitorado para que a aquisição possa ser

concatenada ou sincronizada. O complexo PQRS mostrado na Figura 9 evidencia

os dois picos (ondas R) que determinarão o intervalo R-R, ou o ciclo cardíaco. Cada

pico R representa o início da fase sistólica. Desta forma, a fase do ECG que

representa a diástole ocorre cerca de 400 ms após a detecção da onda R e pode ser

usada para adquirir o sinal de RM, preenchendo algumas linhas do espaço k[0].

Uma vez que a diástole é a parte do ciclo em que o coração está em maior repouso,

as imagens irão estar livres de artefatos, como pode ser visto na Figura 54. Alguns

equipamentos possuem um sistema de detecção e rejeição de arritmias que elimina

a coleta dos dados (preenchimento do espaço k) quando o batimento cardíaco não

corresponde ao esperado.

66

Em exames cardíacos é fundamental o uso de sequências de pulso rápidas (turbo

FLASH, True-FISP etc) juntamente com sincronia cardíaca para eliminar o artefato e

permitir que a anatomia possa ser estuda nas fases diferentes do ciclo cardíaco.

Figura 52. Complexo PQRS e dados coletados para mostrar fases do batimento e gerar

imagens em cine ou dados coletados da fase em que o coração está mais parado.

v Utilizar sequências de pulso rápidas

Sequências tipo half-fourier (SSFSE ou HASTE) podem ser usadas para aquisição

de imagens da região do tórax, assim como sequências de pulso True-FISP,

combinadas a períodos de parada respiratória.

v Alterar a direção de codificação de fase e frequência

Em exames da região do tórax, como os exames de mama, é fundamental a correta

seleção da direção de fase, uma vez que não se costuma adotar a sincronia

cardíaca. Um erro comum é posicionar a direção de fase anteroposterior nos cortes

axiais ou coronais, uma vez que é a direção de menor tamanho da anatomia, porém

faz com que todo o artefato fantasma relacionado ao batimento cardíaco e o fluxo

sanguíneo recai sobre a imagem do tecido mamário, como mostra a Figura 55.

67

Figura 53. Artefato coração exames de mama.

Movimento Respiratório

O artefato ocorre durante o movimento respiratório, onde as linhas de dados são

adquiridas alternadamente na inspiração ou na expiração. O hipersinal da gordura

subcutânea é um dos causadores da visualização deste artefato, assim como outras

estruturas hiperintensas. A imagem é apresentada com um artefato do tipo

“fantasma” em várias posições na direção de fase. A posição dos “fantasmas”

depende do período respiratório e do tempo de repetição (TR). Este artefato também

pode provocar um borramento na imagem causando uma diminuição na resolução

espacial aparente.

Ação Corretiva:

v Utilizar cinta para sincronia respiratória

O posicionamento de uma cinta sobre o abdome ou tórax do paciente que

detectará a movimentação devido a respiração permite sincronizar a aquisição e

eliminar artefatos de movimento respiratório. A janela de aquisição dos dados

poderá ocorrer na expiração ou na inspiração. O aumento no tempo total de

aquisição é o principal inconveniente de uso desta técnica, além da dependência

de um correto posicionamento da cinta e regularidade do ciclo respiratório do

paciente.

68

v Utilizar navegador respiratório na imagem

O navegador respiratório posicionado na imagem é uma técnica moderna e

elegante de detectar o ciclo respiratório. Basicamente consiste de uma região de

interesse (ROI) quadrada que deve ser posicionada na interface entre o fígado e o

pulmão a partir de imagens coronais ou sagitais, como mostra a Figura 56. Desta

ROI é gerada uma imagem gradiente eco com ângulo de desvio baixo que é

adquirida em aproximadamente 100 ms. Através de processamento em tempo real

da imagem, a interface ou borda entre o diafragma e o ar é detectada. Cada

posição da interface, detectada ao longo do tempo, permite construir uma curva

semelhante à detectada por uma cinta respiratória externa. A vantagem de utilizar

este método é que estamos observando o movimento do fígado de forma

quantitativa em relação às maior ou menor inspiração/expiração. Como o tamanho

da ROI é conhecido, a posição da interface pode ser correlacionada com a

localização, permitindo que esta informação seja usada para corrigir a posição do

corte. Isto evita que ocorram erros na localização do corte devido a mudanças na

inspiração/expiração. A utilização desta técnica também aumenta o tempo de

aquisição e depende da regularidade do ciclo respiratório do paciente.

Figura 54. Figura do navegador respiratório posicionado na imagem.

v Realizar parada respiratória associada a sequências de pulso rápidas

69

Está é a técnica mais adotada quando o paciente é colaborativo, apesar de uma

quantidade cada vez maior de trabalhos mostrarem vantagens em relação a

qualidade da imagem e detecção de lesões quando é utilizada sincronia respiratória

por cinta ou navegador [25,0]. O amplo uso da parada respiratória se deve a

rapidez com que se consegue realizar o exame. O uso de sequências de pulso

HASTE e TSE em tempo inferiores a 20 segundos permitem que sejam adquiridos

de 10 a 30 cortes. Aquisições com múltiplas paradas respiratórias também podem

ser adotadas, porém resultam em maior desgaste do paciente e possibilidade de

perda de registro de localização do corte, uma vez que o paciente pode executar a

parada respiratória com maior ou menor quantidade de ar, resultando em alteração

na posição de estruturas como o fígado e o pâncreas.

v Aumentar o número de excitações

Uma solução, porém não muito utilizada, é aumentar o número de aquisições do

espaço K para gerar uma mesma imagem, ou seja, aumentar o número de

excitações (NEX). A repetição dos dados no espaço K suaviza os artefatos (Figura

57) e permite imagens de boa qualidade, porém o aumento de tempo de aquisição é

proporcional ao aumento no NEX.

Figura 55. Figura axial do abdome T1.

v Utilizar técnica Propeller/BLADE

70

Em estudos do abdome tem sido cada vez mais adotada a técnica de correção de

movimento baseada em aquisições em projeção do espaço k para uso em

pacientes não colaborativos, e onde a sincronia respiratória não é possível. Em

exames de ombro e plexo braquial esta técnica tem sido útil para eliminar artefatos

devido a movimento respiratório.

v Utilizar técnicas de correção de movimento “offline”

É possível fazer uso de técnicas de correção de movimento (corregistro) após a

aquisição das imagens através da aplicação de algoritmos instalados no próprio

computador de aquisição ou em computadores independentes. Quando são

adquiridas múltiplas fases em parada respiratória (e.g., pré e pós-infusão de

gadolínio) nos exames de mama e fígado, o efeito da respiração pode não ocasionar

artefatos diretamente visíveis nas séries individuais. Porém, quando é necessário

obter a curva de realce pelo meio de contraste ou realizar a subtração das séries

pós-gadolínio da aquisição pré, pequenas alterações de posição devido ao

movimento respiratório ou voluntário podem acarretar falsas imagens de

impregnação ou alterações no traçado da curva de realce do meio de contraste,

sendo necessária a aplicação de correção de movimento “offline”.

Movimento Voluntário

O movimento do paciente durante a aquisição das imagens faz com que ocorra um

erro na codificação espacial, formando um artefato que se propaga na direção de

fase. A imagem é apresentada com um artefato do tipo fantasma em várias posições

na direção de fase, degradando a qualidade da mesma. Dependendo do nível de

movimento, um borramento total da imagem pode ocorrer, inviabilizando a

continuação do exame.

Ação Corretiva:

v Melhorar a comunicação com o paciente

71

Quando o paciente é informado previamente sobre todas as etapas do exame e se

sente tranquilo e seguro, a ansiedade tende a diminuir, reduzindo assim a chance de

movimentação. Durante o exame, o operador deve se comunicar com o paciente

pedindo-lhe cooperação e explicando cada etapa. Em exames com a infusão de

meio de contraste endovenoso, o preparo prévio dos materiais necessários e a

punção otimizam o tempo e evitam que o mesmo mude de posição. Este ponto é

especialmente importante quando se deseja que as imagens pré e pós-contraste

possuam boa correlação de posição, como nos exames de mama e abdome.

v Realizar contenção do paciente

O uso de faixas e sacos de areia auxilia a conter o paciente. Muitas bobinas de

crânio possuem fixadores laterais e espumas especialmente desenvolvidas para

evitar pequenos movimentos. Fazer a contenção de forma confortável é

fundamental. Alguns sistemas de RM possuem, como opcionais, espumas

imobilizadoras moldadas por ar ou por vácuo.

v Técnica Propeller/BLADE

Em exames onde a colaboração do paciente não é possível e nos casos em que o

procedimento anestésico não resulta em supressão completa de movimentos, a

técnica Proppeler/BLADE, quando disponível, deve ser usada. Pacientes portadores

da doença de Parkinson com movimentos de tremor no corpo são beneficiados por

esta técnica, assim como pacientes com suspeita de acidente vascular cerebral nos

quais a sedação ou anestesia não é recomendada.

v Utilizar técnicas de correção de movimento “offline”

Da mesma forma que para a correção de artefatos de movimento respiratório,

técnicas de correção de movimento podem ser usadas após a aquisição dos dados,

permitindo que imagens desalinhadas no espaço possam ser corrigidas em seis

graus de liberdade (três de rotação e três de translação). O uso desta técnica é

especialmente útil em estudos de RM funcional (RMf) pois permite que os cortes

volumétricos sejam realinhados para a correta análise estatística posterior.

72

Técnicas de Correção de Movimento Baseadas em Aquisições em Projeção do Espaço k (PROPELLER/BLADE/MultiVane)

A técnica conhecida como PROPELLER (Periodically Rotated Overlapping Parallel

Lines with Enhanced Reconstruction) descrita originalmente por Pipe [0] está

baseada na aquisição de lâminas, ou conjuntos retangulares de linhas do espaço k,

de forma radial até que seja obtido um disco de dados. Cada lâmina consiste de

linhas de codificação de fase adquiridas através de trajetória retilinear com ecos

coletados de aquisições TSE ou EPI após o envio de um pulso inicial de RF. O

método é uma variante de aquisições espirais do espaço k e permite a correção de

movimentos de rotação e translação que ocorrem no plano de corte através do uso

dos dados do centro do espaço k. O centro do espaço k é obtido diversas vezes,

uma vez que cada lâmina passa obrigatoriamente pelo centro, portanto, por efeito de

média (“averaging) reduz artefatos de movimento e ainda permite a correção de

inconsistências causadas por movimento entre as lâminas [0].

Figura 56. Processo de obtenção do BLADE.

73

Fantasma N/2 EPI

Devido ao fato de que cada segunda linha do espaço k é lida através da aplicação

de um gradiente negativo, as imagens EPI são extremamente susceptíveis à

modulações do sinal de uma linha para outra. Antes da transformada de fourier dos

dados do espaço K, estas linhas devem ser revertidas. Este processo de reversão

pode resultar na introdução de erros de fase em cada linha alternada do espaço k

[0]. A modulação do sinal em imagens EPI causa uma imagem fantasma que

aparece desviada em metade do campo de visão, daí o nome N/2, onde N se refere

ao número de pixels na direção de codificação de fase. A maior parte das ações

corretivas possíveis necessita de intervenção do fabricante, pois se referem a

calibrações e ajustes que não estão acessíveis ao operador.

Figura 57. Artefato N/2.

Ação Corretiva:

v Aumentar o do campo de visão

Uma solução usada no passado ou em equipamentos mais antigos era adquirirem-

se as imagens eco planares (EPI) com um campo de visão maior de forma que o

74

artefato não recaísse sobre a anatomia de interesse. A penalização para esta ação é

a perda de resolução espacial.

Envelopamento

O envelopamento ou dobra ocorre quando parte da anatomia, que está fora do

campo de visão (CDV) na direção de fase da imagem, recai no lado aposto da

imagem nesta direção. A ocorrência de envelopamento na direção de frequência é

muito rara, pois atualmente os sistemas de RF utilizam filtros para eliminar os

valores de frequência do sinal de RM que ocorrem fora do CDV. A Figura 60 mostra

o artefato de envelopamento em um corte 2D sagital do encéfalo causado pelo

posicionamento incorreto do centro do CDV antes da aquisição.

Figura 58. Imagem sagital SE T1 do encéfalo onde o centro do corte foi posicionado de forma

errada, causando efeito de dobra (envelopamento de fase) da parte anterior da face no lado

oposto do campo de visão.

Nas aquisições 3D existe a possibilidade de ocorrência deste artefato na direção de

corte do volume, como mostra a Figura 61, uma vez que o perfil de RF para excitar a

75

região 3D excede o volume de imagem e é utilizada codificação de fase na direção

de corte. O aparecimento de imagem de estruturas que estão acima ou abaixo do

volume pode inutilizar alguns cortes importantes da aquisição.

Ação Corretiva:

v Aumentar o campo de visão na direção de fase

Esta ação é a mais simples, porém altera diretamente a resolução espacial se não

for acompanhada de aumento na matriz na direção de fase, o que resulta por sua

vez em aumento no tempo de aquisição. Na maioria das vezes é aplicada para

adequar o tamanho do paciente ao campo de visão.

v Inverter a direção de codificação de fase

Trocar a direção de fase pela de frequência garante que a anatomia excedente não

irá dobrar. Esta ação pode ser adotada num corte axial do abdome quando o

paciente repousa com os braços ao longo do corpo. Se a direção de fase for

anteroposterior, a imagem dos braços não recairá para dentro do campo de visão.

Deve se ter atenção quanto a ocorrência de artefatos tipo fantasma que se

propagam na direção de fase, pois podem passar a ocorrer ou atrapalhar a imagem

da região de interesse.

v Utilizar recursos de “no phase wrap” ou “phase oversampling”

Esta técnica consiste em codificar, na direção de fase, além do campo de visão

definido. Esta região extra que foi codificada não será mostrada na imagem

reconstruída. Em alguns equipamentos o uso desta técnica faz com que

automaticamente a área codificada em fase aumente 50% simetricamente para cada

lado. Em outros equipamentos uma seleção de valores porcentuais do campo de

visão pode ser selecionada. Cada aumento de codificação de fase irá resultar

proporcionalmente em aumento de tempo de exame, porém com melhoria na razão

sinal-ruído.

76

v Utilizar recursos de “slice” ou “volume oversampling”

Da mesma forma que com o phase oversampling, esta técnica permite que a

codificação de fase em imagens 3D aumente simetricamente nos dois lados da fatia

na direção de corte. Este aumento acarretará aumento no tempo de aquisição e na

razão sinal-ruído.

v Utilizar pulsos de RF de pré-Saturação (bandas de saturação)

O posicionamento de bandas de saturação espacial de radiofrequência permite que

todo o sinal da região marcada pela banda não contribua com sinal no processo de

formação da imagem. Assim, é possível posicionar bandas de saturação na

anatomia que excede ao campo de visão na direção de fase. Algumas bobinas

locais, como a de joelho, por exemplo, podem captar o sinal do outro joelho fora da

bobina, fazendo com que seja necessário o uso de bandas de saturação.

v Melhorar o posicionamento da bobina ou da região anatômica

O posicionamento correto da região anatômica no interior de bobinas de volume e,

principalmente, de bobinas locais (e.g., bobina de ombro), permite que o sinal

desejado fique restrito a região de interesse, reduzindo a sensibilidade para regiões

que estão além do campo de visão.

Linhas e Ondulações

O aparecimento de linhas, ondulações e outros sinais com padrões diversos que não

possuem correlação com a presença de vasos ou movimentação do paciente,

caracterizam este tipo de artefato, como mostra a Figura 59. Basicamente estão

relacionados a erros durante o preenchimento do espaço k, seja por problemas de

instabilidade dos gradientes, seja por erros na transmissão de RF. Problemas

externos ao sistema de RM, como entrada de RF espúria pela gaiola de faraday,

acessórios não próprios para o ambiente da sala de exames (bomba injetora de

contraste, monitor multiparamétrico, oxímetro, bomba de infusão etc) também

podem ser a causa deste tipo de artefato na imagem. Podemos subdividir o artefato

77

em dois tipos: “spikes” e “zipper”, apesar de em alguns casos os dois tipos estarem

presentes na imagem.

Figura 59. (a) Imagem axial tof para angiorressonância do encéfalo mostrando artefato em

linha. (b) reconstrução 3D com visão anterior do volume adquirido mostrando a ocorrência do

artefato em outros cortes e prejudicando a visualizacão das estruturas. O artefato foi causado

por entrada de RF causado devido a problema na blindagem da porta da sala de exames.

Artefato tipo “Spike”

O termo “spike” se refere a erros nos dados do espaço k, em pontos bem

determinados, que causarão, após a transformada de Fourier, oscilações e padrões

de intensidade de sinal em toda a imagem. Estes pontos podem ter uma alta ou

baixa intensidade de sinal comparada com o restante do espaço k[0]. A distância e

a intensidade destes pontos em relação ao centro do espaço k irá determinar o

aspecto na imagem. A origem é bastante variada e pode estar relacionada ao

funcionamento dos gradientes, presença de material metálico (anéis, brincos, clipes

de papel, moedas etc) dentro do túnel do equipamento, descargas elétricas geradas

nos contatos de tomadas e lâmpadas, assim como no próprio lençol do paciente [0].

78

Figura 60. (a) Exemplo de imagem com artefato tipo “Spike”, (b) correspondente imagem do

espaço k mostrando o local de ocorrência do artefato, (c) remoção manual da região do

espaço k e (d) aplicação da transformada de Fourier 2D no espaço k modificado para

demonstrar a eliminação completa do artefato da imagem.

Artefato Tipo “Zipper”

É um artefato causado pela entrada de RF na sala de exames, normalmente por

fechamento incompleto da porta da sala, quebra ou falha na blindagem da mesma,

ou problemas na gaiola de faraday causados por erros na instalação ou má

conservação ao longo do tempo. As imagens com este artefato mostram linhas de

alta intensidade na imagem que se propagam na direção de fase, indicando que a

falsa RF possui um valor específico de frequência, sendo esta uma diferença para o

“spike”.

79

Ação Corretiva:

v Verificar integridade da gaiola de faraday

Os contatos da porta da sala de exames sofrem avarias com o tempo e devem ser

revisados e limpos periodicamente, sendo substituídos quando quebrados ou

ausentes. Testes realizados por empresas especializadas podem ser necessários

quando existe desconfiança quanto a integridade da gaiola, principalmente quando é

percebido sinais de umidade ou mesmo goteiras dentro da sala de exames.

v Verificar a integridade das lâmpadas e cabos ligados a tomadas elétricas

Lâmpadas queimadas ou com mau contato podem ocasionar faiscamento, assim

como conexões defeituosas em tomadas elétricas.

v Não permitir a entrada na sala de exames de equipamentos que não possuam

compatibilidade com o ambiente de RM

Todos os equipamentos e materiais usados dentro da sala de exames devem ser

compatíveis com o ambiente de RM, tanto sob o ponto de vista de segurança,

quanto em relação a possibilidade de ocorrência de artefatos. Bombas injetoras de

contraste, de infusão medicamentosa e monitores multiparamétricos testados e

aprovados pelos fabricantes para o ambiente da RM, trazem indicação da distância

limite que devem ser mantidos do magneto para evitar atração e geração de

artefatos.

80

Figura 61. Artefato tipo “Zipper”.

Falsos Contornos ou Sombras

Manchas escuras, sombras e falsos contornos nas imagens podem ter diversas

causas que foram aqui agrupadas pela característica de envolver a redução de sinal

local na imagem. As diferenças de frequência de precessão entre diferentes

materiais, efeitos locais de susceptibilidade magnética e o simples fato da excitação

de um corte interferir em outro corte próximo, podem causar este tipo de artefato.

Uma subdivisão quanto a causa, ajuda a escolher a melhor opção para eliminar ou

reduzir estes artefatos. Desta forma, esta categoria de artefato foi subdividida em:

desvio químico, susceptibilidade, sobreposição de cortes, truncamento e volume

parcial.

81

Desvio Químico

A presença de contornos ou sombras nos limites entre diferentes estruturas

anatômicas na direção de codificação de frequência denúncia este tipo de artefato,

como pode ser visto na Figura 65. A causa é a diferença na frequência de precessão

dos prótons de hidrogênio presentes na água e na gordura. Esta diferença, ou

desvio, é de 3,35 partes por milhão (3,35 ppm)[0], o que representa cerca de 214 Hz

a 1,5 T e 428 Hz a 3,0T. Com este exemplo é possível perceber que o artefato de

desvio químico se torna bastante pronunciado à medida que o valor do campo

magnético dos equipamentos aumenta, o que, por outro lado, faz com que não seja

tão importante em equipamentos de baixo campo (0,2 a 0,5T).

Figura 62. Artefato de desvio químico criando uma falsa borda na direção de frequência entre a

gordura e o tecido hepático.

Uma vez que a codificação espacial do sinal de RM - ou seja, a posição de onde

vem o sinal do corpo do paciente - está baseada na frequência de precessão, um

tecido ao lado do outro (pixel vizinho) irá ter uma distância em milímetros

proporcional a uma distância em frequência, considerando que os tecidos dentro

destes dois pixels vizinhos sejam iguais quanto a composição. Já, se a composição

82

de um pixel for predominantemente de água (e.g., tecido hepático) e do outro pixel

de gordura, além da distância em frequência gerada pelo processo de codificação

espacial, teremos um afastamento do pixel de água em relação ao pixel de gordura

causado pela diferença de precessão entre os dois. No espaço vazio deixado por

este afastamento surge a sombra escura vista nas imagens. A presença de uma

borda brilhante pode ocorrer se houver sobreposicão de tecidos devido ao desvio

químico.

É fundamental salientar que a distância em hertz (Hz) entre os pixels de uma

imagem, se deve a largura de banda de recepção selecionada no protocolo de

aquisição. Quanto menor for a largura de banda de recepção para uma mesma

matriz selecionada, maior será o efeito do desvio químico na imagem. Para

exemplificar o que foi dito acima, a Figura 21 mostra este efeito em um objeto de

teste composto por um frasco de óleo mineral que está imerso em um recipiente

contendo água. Foram adquiridas imagens variando direção do gradiente de

frequência e largura de banda de recepção.

Figura 62. Demonstração do artefato de desvio químico com frasco contendo água e óleo

mineral e a influência da seleção de direção de codificação de frequência e da escolha da

largura de banda de recepção.

83

Imagens em fase e fora de fase

O desvio químico entre a água e a gordura origina uma técnica utilizada em IRM que

faz uso de um artefato para o diagnóstico de patologias. As chamadas imagens em

fase e fora de fase têm origem em sequências de pulso gradiente eco (GRE),

adquiridas com tempos de eco (TEs) calculados a partir do desvio químico entre a

água e a gordura. Nas sequências de pulso Spin Eco (SE), os spin da água e os da

gordura estarão em fase no momento da leitura (coleta do eco).

Se convertermos o desvio químico, dado em frequência (Δf), em período (T),

conforme a equação dada abaixo - podemos calcular o intervalo de tempo em que

os spins da água e da gordura estarão em fase. Na metade deste tempo, os spins

estarão fora de fase.

Se calcularmos para 1,5 T, considerando um desvio de 214 Hz entre a água e a

gordura, o valor do período será de aproximadamente 4,7 ms, como mostra o

cálculo abaixo.

Isto quer dizer que a cada 4,7 ms os spins da água e da gordura, submetidos a um

campo de 1,5T, estarão em fase e a cada 2,4 ms estarão fora de fase. A Tabela 3

mostra valores calculados de TE para diferentes valores de campo a serem

utilizados em sequencias GRE.

Tabela 3. Valores aproximados de tempo de eco (TE) em milissegundos (ms) para que os spins

estejam em fase e fora de fase para diferentes valores de campo magnético.

Tempo de Eco

(ms)

0,23T 0,35T 0,5T 1,0T 1,5T 3,0T

Em fase 30,5 20,0 14,0 7,0 4,7 2,3

Fora de Fase 15,2 10,0 7,0 3,5 2,3 1,2

84

A partir deste conceito podemos obter imagens gradiente eco com tempos de eco

em fase e fora de fase, como mostra a Figura 67, onde, nas imagens fora de fase,

as interfaces entre tecidos com uma quantidade maior de água e tecidos com maior

conteúdo de gordura aparecerão com perda de sinal, como é o caso dos limites

entre o fígado e a gordura intraperitonial. No caso de patologias como a adenoma da

glândula adrenal e infiltração gordurosa hepática, onde o tecido doente passa a ter

uma concentração maior de gordura, o diagnóstico pode ser auxiliado pelo artefato,

uma vez que nas imagens fora de fase, o sinal no tecido será reduzido em relação

as imagens em fase, como mostra a Figura 67 [0,0].

Figura 64. Imagem com adenoma da glândula adrenal in fase e fora de fase.

Método Dixon: Uso do Desvio Químico para Supressão do Sinal da Gordura

Em 1984, um método proposto por Dixon[0], baseado em sequências de pulso Spin

Eco modificadas, permitiu que fossem obtidas imagens em separado da água e da

gordura, fazendo uso do desvio químico. A habilidade de produzir imagens

separadas da água e da gordura, mesmo na presença de inomogeneidades do

campo magnético estático (B0), faz o método Dixon útil para supressão de gordura,

supressão de água e análise de tecido que possuam conteúdo lipídico,

principalmente em equipamentos de menor valor de campo (0,23 ou 0,35T) onde

técnicas baseadas no envio de pulsos seletivos de RF não são possíveis. Em

85

equipamentos de 3,0T ou mais, é bastante útil, pois não utiliza pulsos de RF

adicionais para saturar o sinal da gordura, reduzindo assim a taxa de absorção

específica (SAR). Artefatos decorrentes desta técnica residem, em grande parte, no

problema de corrigir de forma eficiente a fase no pós-processamento e compensar

as inomogeneidades de campo magnético [0,0].

Em regiões do corpo onde o formato da estrutura não é uniforme ou é acompanhado

de mudanças abruptas (e.g., pé, ombro e mão) as técnicas de saturação da gordura

por RF falham e podem produzir artefatos, como mostra a Figura 68, pois são muito

dependentes da homogeneidade do campo magnético. Como a técnica Dixon não

requer tão alta homogeneidade do campo magnético, a chance de se obter sucesso

com a supressão do sinal da gordura pode chegar a 100% [36].

Figura 65. (a) Erros de Saturação e (b) Uso do Dixon.

Susceptibilidade

A susceptibilidade magnética é uma característica dos materiais de responderem à

aplicação de um campo magnético externo. O efeito de susceptibilidade magnética

pode ser de reduzir levemente (diamagnetismo), de aumentar levemente

86

(paramagnetismo) ou de aumentar bastante o campo magnético local

(ferromagnetismo).

Desta forma, podemos dizer que a simples presença de tecido humano no interior do

equipamento altera a homogeneidade do campo. De forma geral, o tecido humano é

diamagnético, conforme observações realizadas por Faraday ainda no século XIX

[0], porém tecidos em condições funcionais ou patológicas específicas podem

produzir alterações no seu estado magnético e, consequentemente, no sinal,

podendo assim ser usadas diretamente para o diagnóstico ou gerar artefatos.

Algumas proteínas que contêm íons metálicos, como a deoxihemoglobina,

metahemoglobina, hemosiderina e ferritina são paramagnéticas. O gadolínio

presente nos meios de contraste usados em RM é paramagnético.

A presença de material metálico e principalmente com componentes

ferromagnéticos irá perturbar o campo gerando, não somente perda de sinal na

região, mas também distorção geométrica, como mostra a Figura 69. Atualmente a

quase totalidade dos implantes e dispositivos presentes no corpo de pacientes não

é, ou não contém, elementos ferromagnéticos, porém ainda produzem quantidades

variadas de artefato por susceptibilidade. Materiais como o titânio, platina e ouro são

não ferromagnéticos e frequentemente utilizados em implantes e clipes de

aneurisma.

Assim como o desvio químico, o efeito de susceptibilidade é dependente do campo

magnético externo aplicado. Quanto maior for o campo (e.g., 3,0 T) maior será o

efeito de susceptibilidade.

87

Figura 66. Artefato produzido por aparelho dentário em diferentes sequências de pulso usadas

em exames de rotina do encéfalo. (a) Sagital SE T1, (b) Axial Time-of-Fligth (TOF) para

angiografia do encéfalo, (c) Axial EPI SE e (d) Axial EPI GRE. É possível perceber que a o

artefato é mais proeminente nas imagens gradiente eco (b), especialmente na sequência de

pulso EPI GRE (d).

As diferenças na susceptibilidade dos tecidos faz com que aumente a

inomogeneidade do campo magnético local, resultando em aceleração da

defasagem nestas regiões, o que termina por reduzir o sinal local ou criar anomalias

de sinal. As interfaces ar-tecido e osso-tecido são as principais causas de diferenças

de susceptibilidade, podendo afetar imagens EPI e criar dificuldades para a

saturação de gordura e realização da espectroscopia. Um mapa da homogeneidade

do campo ou das regiões de maior susceptibilidade pode ser produzido com o uso

de sequencias gradiente eco, como mostra a Figura 70. Este mapa permite

identificar que nas interfaces osso-ar-tecido ocorrem grandes variações do campo e

serão estes os lugares responsáveis pelo surgimento de artefatos de distorção,

saturação de gordura e alteração de sinal.

88

As sequências de pulso SE são as menos sensíveis aos artefatos de

susceptibilidade. Já as sequências GRE e, principalmente, EPI, são muito sensíveis.

As interfaces ar-tecido-osso, mesmo causando pequenas alterações de

susceptibilidade, podem afetar de forma bastante heterogênea o sinal de imagens

EPI e causar distorções geométricas importantes.

Figura 67. Cortes axiais gradiente eco “Field Map”.

Ações Corretivas:

v Retirar objetos metálicos e revisar o interior do magneto e a mesa de exames

Os pacientes devem retirar todos os metais possíveis do corpo, assim como

receber roupa apropriada para a realização do exame. Uma moeda no bolso da

calça de um paciente pode resultar em forte artefato na região ou afetar a

saturação de gordura em regiões próximas. O interior do magneto e a mesa de

exames devem ser periodicamente revisados e limpos.

v Utilizar sequências de pulso SE e TSE

Sequências de pulso Spin Eco (SE) e Turbo Spin Eco (TSE) são menos sensíveis a

artefatos de susceptibilidade que sequencias gradiente eco, uma vez que o pulso

de RF de 180º refocaliza os spins corrigindo a defasagem.

v Aumentar a largura de banda de recepção

89

O aumento da largura de banda faz com que o desvio químico entre a água e a

gordura diminua de pixel para pixel e reduz a amplitude do artefato de

susceptibilidade causado pela presença de metal na região. Também possibilita que

um menor TE possa ser selecionado pelo operador. O inconveniente fica por conta

do aumento de ruído na imagem que deve ser compensado de outra forma, como

por exemplo, aumentando o NEX.

v Reduzir tempo eco

Tempo de eco mais curtos reduzem o tempo de defasagem e as perdas de sinal.

v Direção de fase AP nas aquisições axiais EPI do Encéfalo

Ao contrário do que ocorre para outras aquisições axiais do encéfalo que utilizam SE

ou TSE, nas imagens EPI a direção de fase tem que ser anteroposterior. Assim o

gradiente de susceptibilidade causado pelas interfaces ar-tecido-osso vai estar na

mesma direção que o gradiente codificador de fase, reduzindo, mas não eliminando

o artefato.

v Saturar/Anular o sinal da gordura em EPI

Imagens EPI são muito sensíveis ao efeito do desvio químico. Qualquer mudança na

frequência do sinal, como no caso da gordura, irá resultar em um pronunciado

desvio de posição na imagem devido ao longo tempo de amostragem do sinal (50 a

100 ms), podendo afetar até mais que 10 pixels na imagem. O uso de saturação de

gordura por RF ou de técnicas baseadas na anulação do sinal da gordura por

inversão da recuperação (STIR) são formas recomendadas de evitar este artefato.

v Adquirir e utilizar os mapas de campo ou de susceptibilidade para programar cortes

Mapas de susceptibilidade são imagens gradientes eco rápidas que podem ser

usadas para mapear as alterações de campo magnético causadas pelo próprio

tecido (e.g., base do crânio e seios paranasais) ou pela presença de metal (e.g.,

grampos de sutura craniana). Estas imagens podem ser usadas como localizadoras

para a programação de cortes em sequências como a EPI, onde a proximidade com

interfaces ar-osso-tecido ou com o metal degradam a qualidade. Podem também ser

90

utilizadas na programação de aquisições single e multivoxel para espectroscopia

cerebral.

v Utilizar técnicas de aquisição paralela

Dada a redução na necessidade de acionamento de gradientes codificadores de

fase, as técnicas de aquisição paralela [0,0] permitem a redução do TE mínimo e do

comprimento do trem de ecos, reduzindo assim artefatos de susceptibilidade, como

mostra a Figura 26(b).

v Utilizar técnicas de recuperação da inversão por saturação espectral não seletiva

Técnicas baseadas no uso de recuperação da inversão combinadas a pulsos de RF

adiabáticos asseguram alta uniformidade na saturação de gordura mesmo na

presença de inomogeneidades do campo de RF [0].

v Utilizar Método Dixon

Como já descrito anteriormente o método Dixon é uma opção para obter imagens

com supressão do sinal da gordura mesmo na presença de inomogeneidades do

campo magnético. O tempo de aquisição mais prolongado que técnicas de

saturação da gordura por RF é um limitador para o seu uso.

Sobreposição por Angulação dos Cortes

Este artefato ocorre, geralmente, em exames da coluna lombar, onde alguns cortes

acabam sendo sobrepostos ao serem posicionados sobre os discos e seguindo sua

angulação. Assim, a região de um corte sofre a influência da radiofrequência do

corte adjacente, ficando saturada. A região da imagem onde ocorreu a sobreposição

do corte é apresentada como uma faixa de baixo sinal, como pode ser visto na

Figura 68.

91

Figura 68. Imagem axial da coluna lombar mostrando sombra resultante da sobreposição entre

cortes adjacentes.

v Ajustar o posicionamento

Pode-se posicionar os cortes de maneira que a intersecção destes ocorra fora da

região de interesse.

v Adquirir cortes de forma alternada/intercalada

Alguns equipamentos permitem adquirir cortes alternadamente, o que diminui a

interferência entre os cortes.

Sobreposição por Proximidade (“Cross Talk”)

Um efeito semelhante, também conhecido como cross talk ou conversa cruzada

pode ocorrer entre dois cortes paralelos muito próximos, ou seja, sem o correto

espaçamento entre o início de um e o fim de outro. Este efeito é resultado da

imperfeição inerente ao perfil de RF enviado ao corpo do paciente. Este perfil possui

uma largura em frequências que não se encerra abruptamente, ocasionando uma

saturação de cortes adjacentes ao de interesse. Se adquirirmos cortes de forma

contigua, ou seja, um após o outro (corte 1, 2, 3...) e sem o devido espaçamento, a

RF de um irá saturar parte do tecido do outro corte. No momento da excitação do

próximo corte não teremos a máxima magnetização disponível, ocasionando uma

92

redução geral do sinal na imagem. Quanto mais rápido e mais fino for o corte

desejado, a tendência é que seja menos perfeito o pulso de RF que irá excitar a

região, ocasionando maior efeito de sobreposição de RF de um corte para outro.

v Usar o espaçamento recomendado entre os cortes

O espaçamento entre o fim de um corte e o início de outro garante que as

imperfeições de cada pulso não irão afetar o corte adjacente. Espaçamentos de no

mínimo 10% da espessura de corte são recomendados para garantir a qualidade de

imagens 2D. Quando em sequencias com uso de pulso de inversão (e.g., STIR,

FLAIR) é recomendado, no mínimo, 20%.

v Selecionar cortes intercalados

Esta opção faz com que a excitação dos cortes não ocorra de forma contigua e sim

intercalada entre cortes pares e ímpares. Primeiro são excitados os cortes pares (2,

4, 6...) e depois os cortes ímpares (1, 3, 5...).

Truncamento ou Efeito “Gibbs”

Este artefato ocorre devido a baixa amostragem de dados na direção de codificação

de fase ou frequência (baixa resolução da matriz de aquisição), de modo que as

interfaces de alto e baixo sinal são apresentadas incorretamente na imagem. Uma

série de linhas paralelas a borda das estruturas se propaga na imagem, como pode

ser visto na Figura 69.

93

Figura 59. Artefato tipo truncamento.

Um objeto com borda bem definida, como a medula em relação ao líquor nas

imagens ponderadas em T1, será bem representada se houver uma alta taxa de

amostragem do sinal de RM, para representar bem esta mudança abrupta.

Dependendo da direção de aplicação do gradiente e da orientação da estrutura na

imagem esta direção pode ser a codificação de fase ou a codificação de frequência.

O truncamento do sinal de RM, principalmente na direção de fase, que possui

relação direta com o tempo de aquisição, ocorre quando selecionamos uma matriz

muito baixa, como por exemplo, 128.

O efeito no sinal de RM é de retirada das altas frequências no sinal armazenado no

espaço k, ocasionando, após a aplicação da transformada de fourier (TF), uma

representação incorreta, principalmente das bordas. Se um objeto que contém

componentes de alta frequência espacial (bordas bem definidas) não for amostrado

corretamente, o resultado será não somente uma perda de resolução na imagem,

mas também a introdução dos chamados anéis de Gibbs. Nome este dado em

homenagem ao matemático e físico americano, Josiah Willard Gibbs (1839-1903),

que explicou o fenômeno da presença de grandes oscilações nas bordas quando se

tenta aproximar por séries de Fourier uma onda quadrada. Este artefato é

caracterizado por oscilações de intensidade de sinal que se propagam a partir das

bordas na anatomia e se tornam evidentes somente quando o tamanho da transição

na borda do objeto e da ordem do tamanho do pixel ou menor que este.

94

v Filtro de Suavização

Utilizar um filtro matemático (e.g., filtro Hanning) no espaço k para suavizar os

dados antes da transformada de fourier auxilia na eliminação deste artefato na

imagem. O processo chamado de apodização consiste em suavizar as altas

frequências espaciais.

v Aumentar o número de codificações de fase e frequência

O aumento do número de codificações de fase e frequência, ou seja, na matriz de

aquisição, reduz significativamente este tipo de artefato. O aumento na matriz na

direção de fase aumenta o tempo de aquisição.

v Saturar/Anular o sinal da gordura

O uso de saturação de gordura por RF ou anulação por inversão da recuperação

permite reduzir o artefato que tem origem nas imagens com hipersinal da gordura.

Distorção Geométrica

Quando a imagem apresenta distorções que alteram o formato e/ou a posição da

anatomia do paciente, o tipo de artefato pode ser classificado como de distorção

geométrica ou linearidade espacial. A imagem deformada pode ter como origem a

homogeneidade do campo magnético estático (B0), a linearidade dos gradientes de

campo magnético, a presença de objetos metálicos e efeitos de susceptibilidade

causados por regiões e estruturas do próprio paciente.

O campo magnético estático é mais homogêneo no isocentro e tende a piorar a

medida que nos afastamos do centro em direção aos limites do CDV. Imperfeições

na homogeneidade do campo B0 podem ser resultado de material metálico deixado

dentro do magneto, falta de procedimento de homogeneização do campo pelo

fabricante, colocação de equipamentos ou grandes quantidades de massa metálica

nas vizinhanças da sala de exames ou mesmo características do tipo de magneto

adquirido.

95

A variação linear do gradiente de campo magnético deve ocorrer ao longo do campo

de visão até sua máxima dimensão selecionável pelo operador. Porém, na maioria

dos equipamentos, nos limites do campo de visão ocorrem alterações da

homogeneidade de campo magnético principal além de distorções no perfil do

gradiente, como mostra a Figura 73. Estes erros levam a distorção da imagem

nestas regiões, como mostra a Figura 70. Um artefato bastante comum nas imagens

de RM, e que está diretamente relacionado à homogeneidade do campo, são as

falhas na saturação de gordura, principalmente em regiões próximas aos limites do

campo de visão.

A distorção causada por efeitos de susceptibilidade das interfaces ar-osso-tecido

causa, além de alterações no sinal das imagens já comentadas anteriormente,

distorções da imagem que impossibilitam a identificação de estruturas ou a medição

de lesões.

Figura 71. (a) Imagem adquirida no plano coronal com campo de visão (CDV) de 40 cm em um

equipamento de 0,35T e sem uso do filtro de correção. Foi utilizado dispositivo de teste composto de grade de acrílico utilizado para verificar a distorção geométrica. (a) Imagem do

mesmo dispositivo, porém com uso do filtro de correção. (c) e (d) Imagens de exames

realizados com uso do máximo CDV sem uso do filtro de correção.

96

Ação Corretiva:

v Uso de algoritmos (filtros) de correção da distorção geométrica

Os fabricantes possuem filtros para a correção de distorção geométrica e

recomendam seu uso, normalmente, a partir de um determinado tamanho do CDV. A

correção de distorção pode ser selecionada em alguns equipamentos somente antes

do início da aquisição, porém, em outros equipamentos, o algoritmo pode ser

aplicado na imagem já adquirida.

v Melhor posicionamento da anatomia

Este procedimento inclui não somente um reposicionamento do paciente ao longo do

eixo da mesa de exames (superior-inferior) mas também, quando possível, um

reposicionamento lateral do paciente. Se num exame de ombro, por exemplo,

houver distorção da imagem ou dificuldade de realizar saturação do sinal da

gordura, a movimentação lateral do paciente, trazendo o ombro de interesse mais

para o centro do magneto jea garante uma melhor homogeneidade de campo.

Equipamentos abertos de RM e novos equipamentos de 1,5T e 3,0T com abertura

do gantry de 70 cm possibilitam que esta manobra seja realizada com maior

facilidade, mesmo em pacientes grandes.

v Realização de shimming específico na região de interesse

A maioria dos sistemas de RM permite ao usuário selecionar as dimensões e o

posicionamento da região de interesse que o shimming será feito. Na ausência de

interação do usuário, o sistema adota a mesma região onde estão programados os

cortes.

v Certificação do shimming passivo do equipamento

A homogeneidade do campo magnético é ajustada na instalação do equipamento

através da colocação de peças de material ferromagnético no interior do magneto,

procedimento este conhecido como shimming passivo. Apesar de raro, pode ser

necessário refazer o shimming passivo, especialmente se houveram modificações

97

importantes na estrutura física no entorno da sala do magneto ou problemas nas

bobinas de gradiente, por exemplo.

Outros Artefatos

Artefatos Devido a Técnica de Aquisição Paralela

Técnicas de aquisição paralela (e.g., SMASH, SENSE, mSENSE, GRAPPA etc)

estão disponíveis nos modernos equipamentos de RM e permitem uma série de

vantagens na medida em que reduzem a necessidade do acionamento de

gradientes codificadores de fase para coletar todo um espaço k, fazendo uso do

sinal obtido por diferentes elementos de bobinas de RF e do seu perfil de

sensibilidade.

Ruído inomogêneo e envelopamento residual são dois tipos característicos de

artefatos que vêm se tornando cada vez mais raros à medidas que modificações nas

técnicas e nas bobinas são implementadas. O ruído inomogêneo pode ser evitado

através do posicionamento correto da bobina, campo de visão adequado e baixo

fator de aceleração. O envelopamento residual se caracteriza pela dobra da

anatomia no centro do campo de visão na direção de codificação de fase e resulta,

na maioria das vezes, de discrepância entre o sinal coletado para a calibração do

perfil de sensibilidade da bobina e aquisição do sinal propriamente dito. Uma

abordagem mais aprofundada e completa pode ser obtida na literatura [0,0,0].

“Cross Talk” entre Sistemas de RM

Das referências utilizadas somente uma relatava este tipo de artefato bastante

incomum, mas presente no nosso meio. É importante relatar este tipo de artefato,

pois vem se tornando cada vez mais frequente a instalação de um segundo ou

terceiro equipamento de RM de mesmo valor de campo magnético e bastante

próximo um do outro, quando não um ao lado do outro. Se os dois equipamentos

98

estão operando na mesma frequência e ao mesmo tempo é muito importante que as

salas sejam circundadas por blindagem especialmente desenhada para que não

ocorra o “cross talk” entre os sistemas. É recomendável que o aterramento da

blindagem de RF seja feito separadamente e que os armários dos sistemas de RF e

gradientes sejam mantidos distantes ou em ambientes distintos para cada sistema.

Desvio Químico em Imagens EPI

Em aquisições convencionais do espaço k, o efeito do desvio químico entre a água e

a gordura irá resultar num deslocamento dos pixels na direção de frequência, como

citado anteriormente na seção 4.4.1. Este efeito se torna um pouco mais complicado

quando analisamos a sequência de pulso EPI. Nas aquisições eco planares do

espaço k (EPI), a taxa de amostragem do eco é muito mais alta, o que resulta em

menores acúmulos de fase durante a leitura do sinal (codificação de frequência).

Entretanto, o tempo entre pontos de dados adjacentes na direção de codificação de

fase é muito maior, resultando em um grande desvio de posição da gordura na

direção de fase da imagem, como mostra a Figura 72-a.

Figura 72. EPI do encéfalo sem (a) e com uso de fat Sat (b).

A opção para eliminar este artefato é fazer uso de pulso de saturação espectral do

sinal da gordura (Figura 72-b) ou utilizar pulsos de inversão da magnetização e

tempo de inversão (TI) ajustado para anular o sinal da gordura.

99

Difusão da Mama com Próteses de Silicone

O uso da imagem ecoplanar ponderada na difusão da água para regiões do corpo

além do tecido cerebral vem se tornando cada vez mais frequente. No caso

específico do uso de difusão da mama, atenção deve ser dada quando a paciente

possui prótese de silicone. O silicone possui um desvio químico de

aproximadamente 296 Hz em relação a água e causará um artefato de

deslocamento pior que o da gordura em imagens EPI, como mostra a Figura 73.

Figura 73. (a) Imagem axial T2 TSE STIR mostrando prótese de silicone unilateral (mama

direita). (b) Imagem axial EPI STIR ponderada na difusão (b=50 mm/s2) mostrando o pronunciado deslocamento na direção de fase (anteroposterior). (c) Imagem axial EPI

ponderada na difusão (b=50 mm/s2) com uso de pulso adiabático de saturação e inversão da

magnetização, onde é possível verificar que o sinal do silicone foi saturado.

A solução é utilizar técnicas de saturação espectral por RF que eliminem tanto o

sinal da gordura como do silicone, eliminando assim o artefato na imagem. O uso de

recuperação da inversão combinadas a pulsos de RF adiabáticos é uma opção

disponível nos sistema de RM mais modernos.

100

Efeito do Ângulo Mágico

Este artefato é visto com certa frequência em tendões, ligamentos e nervos

periféricos, onde certas partes do tecido aparecem com aumento de sinal nas

imagens ponderadas em T2 com TE curto. A orientação da fibra em relação a

direção do campo magnético principal (B0) determina o efeito do ângulo mágico.

Tendões e ligamentos possuem tempos T2 extremamente curtos, dadas as

interações dipolares que o hidrogênio, ligado a cadeias de colágeno, possui. Num

ângulo aproximado de 55º com a direção do B0, as interações dipolares se tornam

nulas, resultando num aumento do tempo T2 (cerca de 100 vezes) e aumento do

sinal em imagens ponderadas em T2[0]. O tendão de Aquiles altera seu T2 de 0,6

ms para 22 ms [46]. O aumento de sinal no tendão patelar.

O posicionamento da anatomia de interesse num ângulo diferente de 55º e o uso de

TE mais longos (acima de 37 ms) são as alternativas para eliminar este artefato. O

aumento do TE pode ajudar na especificidade de uma doença, porém pode resultar

em perda de sensibilidade na detecção, visto que a condição patológica terá de

aumentar o tempo T2 mais do que o efeito do ângulo mágico.

Deve-se ter cuidado especial quando do uso de exames dinâmicos, especialmente

em equipamentos abertos de RM, onde a anatomia de interesse realiza movimento e

altera sua orientação em relação a direção do B0. Atualmente estão sendo

desenvolvidas sequências de pulso que utilizam tempos de eco ultra-curtos (UTE –

Ultra short TE), onde o TE varia de 8 a 80 µs, o que faz com que se obtenha sinal

das fibras mesmo quando orientadas a 0º em relação ao B0 [0].

Artefato da Anestesia nas Imagens FLAIR

Hiperintensidades nas cisternas da base e nos espaços subaracnóideos em

imagens FLAIR (Fluid-Attenuated Inversion Recovery), de pacientes submetidos a

procedimentos anestésicos para realização do exame de RM, foram inicialmente

atribuídas ao uso de um anestésico conhecido como propofol [0]. Trabalhos

subsequentes mostraram que o suplemento de oxigênio resulta em encurtamento do

101

tempo T1 do líquido cefalorraquidiano (LCR) e é o responsável pelo aparecimento

de hiperintensidades no LCR que podem ser erroneamente atribuídas conteúdo

proteico anormal ou hemorragia subaracnóidea. [0,0,0]

Respostas do Quis

Conseguiu identificar os artefatos presentes nas três imagens? O tipo de artefato, a

causa e a solução podem ser conferidos abaixo:

Figura 46 – Letra a Tipo de Artefato: Presença de objeto metálico.

Relato do Ocorrido: uma paciente idosa orientada a retirar todos os metais entrou

em sala para realizar uma RM de Encéfalo e tão logo se iniciou o exame (imagens

localizadoras) foi percebida a presença deste forte artefato em ambos os lados do

crânio. Paciente foi questionada quanto a cirurgias e revisada quanto a brincos e

algum passador de cabelo. Negou e mostrou que não havia nada. Porém informou

que usava peruca.

Causa: presença de presilhas metálicas para fixação da peruca.

Solução: remoção da peruca e reinicio do exame.

Figura 46 – Letra b Tipo de Artefato: Presença de imagens fantasma.

Relato do Ocorrido: paciente agitado e com dificuldade de manter apneia.

Causa: movimento respiratório do tórax e abdome durante a aquisição em apneia.

Solução: redução do tempo total de aquisição em apneia com utilização de técnicas

de imagens paralelas; uso de sincronia respiratória por cinta ou navegador na

imagem ou uso de técnica tipo BLADE ou Propeller.

102

Figura 46 – Letra c Tipo de Artefato: Presença de imagens fantasmas hiperintensas se propagando

lateralmente na fossa posterior prejudicando a visualização das estruturas.

Relato do Ocorrido: aparecimento do artefato somente nas imagens axiais após

uso do meio de contraste a base de gadolínio.

Causa: artefato causado por imagens fantasma devido a pulsação do seios venosos

hiperintensos devido a presença do gadolínio.

Solução: utilização de técnica de compensação de fluxo.

Artefatos em IRM assumem diferentes formas, fantasmas, falsos contornos,

sombreamentos, linhas, “zippers” e distorções geométricas. Fantasmas,

especialmente aqueles causados por movimento, são os mais frequentes. De forma

similar a escolha de sequências de pulso, a decisão de suprimir artefatos deve ser

reconsiderada periodicamente, com o aumento da experiência e inovações

tecnológicas. A detecção e supressão dos diferentes tipos de artefatos exige

cooperação entre o corpo médico e o corpo técnico além de um estudo periódico

das novas sequências de pulso.

Evitar erros de interpretação e melhorar a qualidade da imagem de ressonância

magnética é um desafio a ser vencido na medida em que uma profusão de

sequências de pulso e, consequentemente de aplicações nas mais diversas regiões

anatômicas ocorre.

Segurança em RM

Apesar do processo de obtenção de imagens por ressonância magnética (RM) não

utilizar radiação ionizante e o método ser considerado seguro, existem muitos riscos

associados a realização dos exames e ao ambiente de RM que já conduziram a

acidentes graves associados a morte de pacientes e trabalhadores. A maior parte

dos acidentes está relacionada ao campo magnético estático do equipamento,

porém outras fontes de risco como os gradientes de campo magnético,

radiofrequência, meio de contraste à base de gadolínio e os criogênicos (ex., hélio

103

líquido), também oferecem perigo e devem ser considerados numa análise de

segurança no setor.

Cabe destacar que o Brasil não possui legislação ou mesmo recomendação sobre

aspectos de segurança em RM e é, portanto, dever das instituições e dos que

trabalham garantir a segurança dos pacientes, acompanhantes, colaboradores e

prestadores de serviço na sua relação com o ambiente de RM.

Histórico de Acidentes

Muitos acidentes estão relatados na literatura e vão desde ferimentos causados por

pequenos objetos ferromagnéticos levados inadvertidamente para dentro da sala do

magneto, passando por queimaduras causadas por equipamentos não apropriados

para RM até mortes em pacientes portadores de clipes de aneurisma e marcapasso.

Em um período de 10 anos, a base de dados do FDA catalogou um total de 389

incidentes em instalações de RM em todo os EUA, porém sabe-se que os dados são

subestimados, pois em um levantamento de 16 meses realizado pelo Pennsylvania

Patient Safety Authority um total de 88 incidentes foram computados [0].

No Brasil, não possuímos registros oficiais de acidentes, porém é fácil perceber que

a mesma ocorrência existe em nosso país, pois não existe serviço de RM que não

relate pelo menos um incidente ocorrido desde a instalação de seus equipamentos.

Um acidente grave e bastante recente fez com que a parte de segurança em RM

fosse revisada e novas medidas fossem sugeridas. Em julho de 2001, um menino de

seis anos de idade chamado Michael Colombini foi atingido por um cilindro

ferromagnético de oxigênio enquanto era preparado para realizar um exame com

anestesia. Este cilindro foi levado para dentro da sala de exames de forma

inadvertida por uma enfermeira que não pertencia ao setor de RM e que tentava

auxiliar um anestesista que percebeu uma queda na saturação de oxigênio da

104

criança. Este gritou por ajuda quando percebeu que o sistema de oxigênio do quadro

de gases da sala de exames não estava funcionando, levando a enfermeira a entrar

na sala do magneto com o material inapropriado. A grande tragédia neste caso é

que o menino realizava o exame após uma cirurgia para retirada de um tumor

benigno no cérebro. O resultado mais recente deste caso foi a condenação do

hospital a pagar uma indenização para a família do menino no valor de 2,9 milhões

de dólares.

Riscos da Imagem por Ressonância Magnética

Os riscos relacionados ao ambiente de RM são demonstrados resumidamente na

tabela abaixo:

Tabela 4. Fontes de risco em RM e possível efeito ou interação com o corpo humano.

Fonte de Risco Efeito no Corpo Humano

Campo Magnético Estático Atração de objetos ferromagnéticos

Torção de objetos ferromagnéticos

Alteração no funcionamento de equipamentos

Vertigem e Náusea

Gradientes de Campo Magnético Estímulo de Nervos Periféricos

Magnetofosfenos

Choque elétrico

Ruído Acústico

Radiofrequência Aumento da temperatura corporal

Queimaduras

Criogênios Queimaduras

Sufocamento

Meios de Contraste Reações Alérgicas

Fibrose Nefrogênica Sistêmica

105

Campo Magnético Estático (B0)

Os equipamentos de RM disponíveis no mercado possuem intensidade de campo

magnético que varia de 0,2T a 3,0T para uso clínico, porém, na área de pesquisa,

podem inclusive ser superiores a 7,0T. As regras de segurança sofrem alteração

quando o campo é superior a 3,0T, especialmente quanto a movimentação das

pessoas em relação ao campo. Abordaremos as orientações básicas para

equipamentos usados clinicamente e que se restringem ao valor de 3,0T. O campo

magnético estático (B0) oferece dois tipos básicos de risco: atração de objetos

ferromagnéticos e alteração no funcionamento de equipamentos.

Objetos compostos de ferro, níquel e cobalto, por exemplo, apresentam

comportamento ferromagnético e serão atraídos pelo campo magnético do

equipamento. O risco pode ser de atração (como no caso de um cilindro de oxigênio,

uma tesoura, uma enceradeira etc) ou de torção (torque) em um objeto implantado

no corpo, como um clipe de aneurisma cerebral. Quanto maior for a massa

ferromagnética, maior será a força de atração do campo para com o objeto. Desta

força de atração pode ainda resultar o chamado efeito míssel, em que o objeto é

acelerado em direção ao magneto, podendo acarretar choque violento com o

paciente ou membro da equipe.

Todos os objetos que necessitarem ser levados para dentro da sala devem ser

cuidadosamente verificados por pessoal especializado (físicos, engenheiros ou

responsáveis da instituição ou fabricante) de forma a garantir que não haverá risco

de atração com o campo magnético.

Pacientes, acompanhantes, membros da equipe técnica e médica ou qualquer

pessoa que necessite entrar na sala de exames (sala do magneto) deve ser

cuidadosamente questionada e revisada para que não porte materiais

ferromagnéticos ou que não possua implantes ou equipamentos sensíveis ao campo

magnético. Pacientes portadores de implantes eletricamente ativos (ex.

marcapassos cardíacos, desfibriladores cardíacos, neuroestimuladores, implantes

106

cocleares etc) devem ser questionados mesmo antes de entrar no setor de RM, pois

a presença destes equipamentos além da linha de 5 G ou 0,5 mT (1 T = 10.000 G)

é proibida.

A Linha de 5 gauss (5G) ou 0,5 militesla (0,5 mT)

Esta linha especifica o perímetro em torno do equipamento de RM em que o campo

magnético é mais alto que 5 gauss. 5 gauss ou menos é considerado nível “seguro”

para exposição ao campo magnético estático para o público em geral. Este limite

leva em consideração o risco de alteração no funcionamento de um marcapasso

convencional quando da exposição a partir do limite. No projeto dos serviços de RM

os fabricantes procuram colocar esta linha dentro ou nos limites das paredes da sala

do magneto, como mostra a Figura 74.

Figura 760. Linha de segurança de 0,5 mT ou 5G desenhada na planta baixa de um serviço de

RM.

107

Cuidados com Campo Magnético Estático (B0)

- Demarcar a linha de 5 gauss utilizando cartazes, marcação no piso e

obstáculos, se necessário;

- Criar mecanismo físico de restrição de acesso ao setor de RM (leitoras de

crachá, portas com senha etc);

- Proibir o acesso de qualquer pessoa portadora de marcapassos e

neuroestimuladores no ambiente de RM;

- Utilizar documentos para investigação de metais em que o paciente assinale

a sua presença no corpo e possa ser investigado antes da entrada na sala de

exames;

- Nunca levar para dentro da sala de exames materiais desconhecidos ou não

revisados quanto a presença de partes ferromagnéticas;

- Não permitir a entrada do paciente em sala portando qualquer objeto metálico

como anéis, brincos, relógio, carteira, piercing e próteses dentárias

removíveis;

- Somente utilizar na sala de exames equipamentos próprios para o ambiente

da RM e certificados por empresas de reconhecida competência (ex. Injetoras

de meio de contraste, oxímetros, carros de anestesia, eletrodos etc);

- Colaboradores externos ao setor, como pessoal de manutenção e

higienização, só devem ser autorizadas a entrar na sala após repasse formal

de instruções de segurança no ambiente de RM;

- Conhecer a localização e forma de acionamento dos botões de parada

elétrica e de desligamento do campo magnético.

Gradientes de Campo Magnético

Os gradientes de campo magnético são variações rápidas do campo que ocorrem

durante o processo de obtenção das imagens. As variações de campo magnético

podem induzir correntes elétricas no corpo do paciente que podem resultar em

estímulo de músculos periféricos e até mesmo choques elétricos. A probabilidade de

ocorrência é maior quando do uso de sequências de pulso rápidas (gradiente eco e

108

imagem eco planar) e nas extremidades dos magnetos, especialmente nos

magnetos supercondutores de formato cilíndrico.

Normas regulamentadoras limitam o valor máximo do gradiente para prevenir que

nenhuma estimulação cardíaca ocorra. O ruído acústico produzido pelos gradientes

pode ser superior a 80 decibéis (80 dB), assim é obrigatório o uso de proteção

auricular para pacientes e qualquer pessoa que permaneça dentro da sala do

magneto durante a aquisição de imagens.

Cuidados com o Gradiente de Campo Magnético

- Fornecer protetor auricular para pacientes, acompanhantes ou qualquer

pessoa que permaneça dentro da sala do magneto durante a aquisição de

imagens;

- Evitar que a pele do paciente fique em contato direto com a carcaça interna

do magneto ou com partes da bobina. Utilizar espumas isoladoras e a roupa

apropriada para o exame para este fim.

- Criar registros de ocorrência em pacientes de estímulo de nervos periféricos,

sensações de choque ou surgimentos de flashes luminosos

(magnetofosfenos) durante a realização de exames para que sejam relatados

ao fabricante e responsáveis pela manutenção dos equipamentos;

Radiofrequência

O principal risco associado a radiofrequência é a deposição de sua energia sob a

forma de calor. Os equipamentos possuem sistemas de monitoramento (hardware

e/ou software) que limitam a potência de RF levando em consideração o peso do

paciente e limites estabelecidos internacionalmente para a taxa de absorção

específica (SAR). A taxa de absorção específica conhecida pela sigla SAR (do

inglês, Specific Absortion Rate) é uma medida da quantidade de energia da RF

depositada por unidade de massa do corpo do paciente. Os limites do SAR levam

109

em consideração que a temperatura do tecido não ultrapasse 1,0 ºC e os limites

existem para corpo inteiro e regiões específicas.

Cuidados com a Radiofrequência

- Fornecer ao paciente avental ou roupa apropriada e confeccionada com

tecido natural para que substituía todas as suas roupas para realização do

exame;

- Informar ao equipamento no início do exame o valor de massa corporal (kg) e

idade, permitindo o correto funcionamento das limitações de SAR;

- Não cobrir o paciente excessivamente;

- Não utilizar plásticos ou outros materiais que causem abafamento e aumento

da transpiração;

- Não iniciar o exame em paciente com suor acumulado ou que estejam

urinados;

- Não permitir que mãos e pés fiquem cruzados ou em contato direto de pele

com pele, evitando assim um efeito de antena que pode resultar em

queimaduras e choques nestes pontos de contato;

- Verificar cabos e conectores das bobinas quanto a integridade física,

evitando assim riscos de choques e faiscamento;

- Manter contato permanente com o paciente, orientando o mesmo a acionar a

campainha ligada ao alarme sonoro caso sinta alguma sensação de

aquecimento ou desconforto durante o exame.

Líquidos Criogênios

Os líquidos criogênicos como o nitrogênio e o hélio são gases liquefeitos a baixas

temperaturas e são usados nos magnetos supercondutores para que a corrente

circule pela bobina produtora do campo magnético principal sem apresentar

resistência elétrica. O hélio líquido é o criogênico mais utilizado e possui temperatura

de -269ºC. Os magnetos supercondutores estão abastecidos com cerca de 1.700

litros de hélio.

110

Durante abastecimentos e manutenções cuidados especiais são tomados pelas

equipes técnicas para evitar queimaduras, devido a baixa temperatura das partes

em contato com o líquido ou com o gás, e a possibilidade de substituição do ar

ambiente pelo gás hélio levando ao sufocamento. Na rotina de um serviço de RM, o

controle e registro diário da pressão do magneto e nível de hélio se faz necessária

para evitar perdas excessivas com a evaporação e pontos críticos de trabalho com o

magneto, como nos casos em que o nível de hélio fica inferior a 50% da capacidade

de abastecimento.

Apagamento do Campo Magnético

Se for necessário realizar o apagamento do campo magnético (procedimento de

quenching) através do acionamento do botão de parada do campo magnético é

importante assegurar que a porta da sala de exames está aberta e que as pessoas

serão evacuadas do setor, pois o hélio se expande em cerca de 700 litros de hélio

gasoso para cada litro de hélio liquido, ocupando o espaço do ar ambiente.

Importante ressaltar que não é incomum a ocorrência de quenching espontâneo pelo

magneto.

Os magnetos possuem um duto, chamado de tubo de quench, que conduz o hélio

sob a forma de gás para fora da sala (área externa), porém pode ocorrer deste duto

estar obstruído ou danificado e, desta forma, jogar o hélio para dentro da sala de

exames e setor de RM.

Cuidados com Líquidos Criogênios

- Para magnetos supercondutores, a porta da sala de exames deve abrir “para

fora” ou a sala deve possuir “válvula de compensação de pressão”

bidirecional com dimensão apropriada;

- Rotinas de reabastecimento de hélio líquido devem ser cercadas de todas as

medidas de segurança necessárias, principalmente proibindo a entrada de

pessoas desavisadas ao serviço;

111

- Não respirar e ou se aproximar de gases/vapores criogênicos;

- Não tocar superfícies congeladas no magneto ou da torre do magneto;

- Manter a saída externa do tubo de quench desobstruída e direcionada para

local que não possibilite circulação de pessoas;

- Em caso de apagamento do campo magnético, remover o paciente

imediatamente e avisar o serviço técnico do fabricante do equipamento;

- Manter o ar condicionado da sala de exames em boas condições e com

renovação parcial do volume de ar.

Sinalização

O acesso ao setor e, especialmente, à porta da sala de exames deve estar

sinalizado com cartazes e avisos (Figura 79) que possibilitem a correta identificação

dos riscos e limitem a entrada de pessoas portadoras de marcapassos e outros

dispositivos e implantes proibidos no ambiente de RM ou mais especificamente na

sala de exames.

Figura 75. Exemplo de cartaz de aviso a ser posicionado na porta da sala de exames de RM.

112

Restrição de Acesso e Anamnese

Talvez a melhor restrição de acesso de pacientes ao ambiente da RM deveria ser

realizada pelo médico solicitante quando prescreve, ou não, um exame de RM para

seu paciente. Porém sabemos que infelizmente muitos pacientes portadores de

marcapasso acabam recebendo solicitações para exames de RM. Sendo assim,

outras medidas de restrição devem ser tomadas. O questionamento e a investigação

do paciente devem ser realizados em mais de uma etapa para que sejam criadas

barreiras que evitem o acesso ao ambiente de RM.

Exemplo:

- Perguntas no momento do agendamento do exame;

- Preenchimento da ficha de investigação de metais e consentimento informado

na recepção do setor e assinatura dos mesmos pelo paciente ou responsável

legal pelo mesmo;

- Anamnese e conferencia das fichas e consentimentos pelo técnico de

enfermagem e pelo técnico ou tecnólogo em radiologia momentos antes do

exame e antes de ingressar na sala do magneto.

Gravidez e RM

Uma pergunta frequente em RM é se paciente gestante ou paciente com suspeita de

gestação podem realizar exames. Ou ainda, se trabalhadoras grávidas podem

trabalhar no setor de RM ou, mais especificamente, dentro da sala de exames. Não

existe qualquer evidência na literatura científica que sustente efeitos biológicos

adversos que possam vir a ser causados à mãe ou ao feto no ambiente de RM ou

durante o exame [0,0].

A recomendação atual é que toda exame de RM em paciente gestante seja discutido

e avaliado pelo médico radiologista e médico solicitante de forma a encontrar

alternativas que também não envolvam riscos como a radiação ionizante para a

busca do diagnóstico. O exame de RM em gestantes deve ser autorizado pelo

médico radiologista.

113

Conduta em casos duvidosos

A conduta recomendada em casos de dúvida quanto à presença de algum implante

ou condição do paciente para realizar o exame é de não realizar até que se saibam

exatamente todas as informações. O médico radiologista é o responsável técnico

pelo paciente e deve ser informado e consultado sempre que necessário para

autorizar a entrada de uma paciente em sala.

Situações de Emergência

A conduta em relação a algumas situações de emergência no ambiente da RM

difere de outros locais, pois existe sempre o risco presente do campo magnético do

equipamento. Duas situações são especialmente importantes em RM, a parada

cardiorrespiratória e o incêndio na sala de exames.

Parada Cardiorrespiratória

O atendimento a um paciente em parada cardiorrespiratória não deve ser feito

dentro da sala de exames. Se o paciente estiver realizando o exame ou estiver sob a

mesa de exames, a equipe deve estar treinada para retirar o paciente da maca e

remove-lo da sala de exames antes de iniciar o atendimento de parada. O risco de

alguma material ferromagnético ser utilizado neste atendimento (ex. carro de

parada) pode colocar em risco a vida do paciente e de todos aos seu redor.

Incêndio no Setor de RM

Na eventualidade de um incêndio atingir o setor e se aproximar da sala do magneto,

a equipe deve estar treinada para realizar o procedimento de desligamento do

campo magnético (procedimento de quenching) e evacuar o setor. É recomendável

que o setor possua extintores não ferromagnéticos para o combate a focos de

114

incêndio na sala do magneto, pois do contrario os cilindros convencionais

ferromagnéticos serão atraídos pelo campo podendo resultar em acidente com os

presentes na sala do magneto e quebra do equipamento de RM.

Figura 76. Botão de apagamento do campo magnético (botão de quenching) devidamente

sinalizado

Treinamento

Deve ser realizado treinamento anual por profissional capacitado para todos os

envolvidos com o setor de RM e os conteúdos devem abranger os tópicos relatados

acima. O treinamento deve ser repetido para colaboradores novos, especialmente

que irão atuar diretamente na sala de exames. Uma regra importante que pode ser

estabelecida em cada instituição é a de somente permitir que pessoas com

treinamento comprovado em segurança em RM entrem na sala do magneto. Esta

medida é especialmente importante se considerarmos as equipes de anestesia

(médicos anestesistas) e pessoal de higienização e manutenção. Estes profissionais

nem sempre atuam diretamente no setor e possuem rotatividade alta.

115

Controle de Qualidade em RM

O Controle de Qualidade é uma série de procedimentos técnicos distintos que

garantem a geração de um produto satisfatório, isto é, imagens de alta qualidade

diagnóstica. Desta forma, abordaremos aqui algumas medidas simples que podem

ser adotadas em qualquer serviço de RM pelo pessoal técnico. Estas medidas não

demandam tempo elevado e não necessitam de material específico ou equipamento

mais elaborado.

Inspeção Visual

Uma planilha para inspeção visual diária a ser realizada pelo técnico de radiologia

ou pelo tecnólogo é muito importante para garantir que todos os itens necessários

para a realização do exame estão disponíveis e em conformidade. Esta inspeção

pode conter a verificação da temperatura do ar condicionado, sistema de criogenia,

condição das bobinas, baterias de equipamentos e materiais em geral. Esta

metodologia busca evitar surpresas e mantém controle sobre itens críticos. Pode ser

adotada no início do dia ou nas trocas de turnos.

Teste de Razão Sinal-Ruído (RSR) das Bobinas

O objetivo do teste de razão sinal-ruído (RSR) das bobinas é de avaliar ao longo do

tempo a constância nos valores medidos e agir antecipadamente a problemas

nestes acessórios. O sinal é definido como o valor médio do pixel dentro de uma

região de interesse (ROI). O ruído é definido como variações randômicas na

intensidade de sinal deste mesmo ROI. Imagens que contenham artefatos óbvios

não devem ser utilizadas para realizar o teste de sinal-ruído.

Os fatores que contribuem para variações na RSR incluem: calibração geral do

sistema (frequência de ressonância, ângulo de desvio etc), ganho, sintonia da

116

bobina, blindagem da RF, preenchimento da bobina, processamento da imagem e

parâmetros de aquisição. A periodicidade deve ser diária, mas não precisa envolver

mais do que uma bobina por equipamento. Alguns serviços adotam uma única

bobina (ex.: bobina de crânio) para a realização da RSR, porém a melhor estratégia

é alternar entre bobinas mais utilizadas, como a de crânio, joelho e coluna, com

bobinas menos utilizadas, como punho e tornozelo. Desta forma, ao longo do tempo,

todas as bobinas são avaliadas.

Salvo quando houver procedimento específico do fabricante que torne a medida

confiável, sensível a alterações e rápida para realização, pode-se adotar a

metodologia abaixo descrita e em conformidade com a literatura [0].

Procedimento

1) Posicionar a bobina no magneto e dentro de seu volume sensível, colocar

o dispositivo de teste apropriado (phantom do fabricante). O dispositivo

deve abranger pelo menos 80% do campo de visão;

2) Obter uma imagem ponderada em T1 (imagem 1) utilizando a sequência

de pulso Spin Eco e, imediatamente ao termino da primeira aquisição,

realizar uma segunda aquisição (imagem 2) igual a primeira. Este

procedimento pode ser repetido para cada plano de corte, porém, por

questões de tempo disponível, é recomendado utilizar o plano axial;

3) Através de software disponível no próprio equipamento ou em software

livres, realizar a subtração das imagens (imagem 1 – imagem 2), de forma

a obter uma terceira imagem que será representativa do ruído (imagem 3);

4) Uma região de interesse (ROI) deve ser posicionada na imagem 1 e na

imagem 2. Cada um das regiões deve incluir 75% da imagem. A média

entre os dois valores de intensidade de sinal dentro das regiões deve ser

calculada. Este valor é denominado de sinal (S).

5) Uma nova região de interesse que também inclua 75% da imagem 3 deve

ser posicionada. O desvio padrão medido e fornecido pelo equipamento é

chamado de ruído (R).

117

6) A razão sinal-ruído (RSR) pode então ser calculada através da seguinte

equação:

RSRSR ×= 2

1) As medidas da razão sinal-ruído obtidas com o dispositivo de teste fornecido

pelo fabricante podem ser comparadas com valores padrão do próprio

fabricante, se estes valores estiverem disponíveis ou armazenadas em

planilha eletrônica para comparações diárias.

Verificação do Sistema de Refrigeração e Magneto

O sistema de refrigeração e o magneto devem ser verificados diariamente e os

dados coletados devem ser registrados em planilha. Alguns fabricantes

disponibilizam sistemas de controle automático de parâmetros como: temperatura no

sistema de refrigeração (fornecimento de água gelada), pressão da água gelada,

fluxo de água gelada, temperatura da sala de exames, temperaturas internas do

magneto, pressão do magneto e valor porcentual (%) do nível de hélio.

Testes Específicos

Muitos outros testes podem ser realizados nos equipamentos de RM e podem fazer

parte de um programa de garantia de qualidade mais amplo [0]. Também é dever do

fabricante após a instalação mecânica do equipamento e durante manutenções

realizar testes funcionais no equipamento.

Conclusão

A imagem por ressonância magnética amplia cada vez mais suas aplicações para o

diagnóstico médico. Um aprofundamento nos conceitos físicos aqui apresentados é

necessário para o entendimento completo, uma vez que o caminho mais simples foi

adotado.

118

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PRINCÍPIO FÍSICO DA RM

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