AVANÇOS TECNOLÓGICOS
RESSONÂNCIA MAGNÉTICA
RESSONÂNCIA
MAGNÉTICA
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS

NOBREGA, Almir Inácio da. Técnicas em
Ressonância Magnética Nuclear. SP,
Atheneu.

WESTBROOK, Catherine e KAUT, Karolyn.
Ressonância
Magnética
Prática.
Ed.
Guanabara Koogan.

WESTBROOK,
Catherine.
Manual
de
Técnicas de Ressonância Magnética. RJ,
Guanabara Koogan, 2002.
RM
“Dizemos que a onda de radio é aplicada ao
paciente em “pulsos”que podem durar uma
fração de segundo durante a fase de envio do
processo de ressonância magnética. São essas
ondas, ou mais especificamente seus campos
magnéticos que estarão em ressonância com os
prótons. Por ser esta ressonância causada por
interações magnéticas, este tipo de exame é
chamado de RESSONÂNCIA MAGNÉTICA”
O EXAME DE RM
A ressonância magnética consiste num exame de
diagnóstico clinico por imagem que tem por finalidade
avaliar diferentes partes do corpo humano. O
equipamento que realiza o exame não utiliza radiação
ionizante, gerando um processo não invasivo ao corpo
humano. A imagem em ressonância é obtida pelo
processo de alinhamento dos prótons de hidrogênio,
presente nos átomos do corpo humano. Nas condições
normais estes átomos têm ação desordenada, porem a
partir do momento em que o paciente está submetido ao
magneto, ambiente que cria o campo magnético, estes
prótons são realinhados pela emissão da radio
freqüência dentro desse campo.
DIFERENÇAS ENTRE TC E RM
TC
radiação ionizante
contraste iodado
cortes somente axial
RM
Uso de magnetos
Contraste gadolíneo
Cortes nos três planos
O fato dos aparelhos de ressonância não usarem
radiação ionizante é um conforto para muitos
pacientes, assim como o fato dos materiais de
contraste terem uma incidência de efeitos colaterais
muito pequena. Outra grande vantagem da
ressonância magnética é sua capacidade de gerar
imagens de qualquer plano.
CONTRASTE
O tipo de contraste utilizado na RM é o
gadolínio que não utiliza iodo. Portanto, seu
poder de causar alergias é muito baixo,
desprezível quando comparado ao do iodo.
(utilizado na TC).
GADOLÍNEO
VANTAGENS DA RM
A RESONANCIA MAGNETICA É
IDEAL PARA:
*
Diagnosticar esclerose múltipla
•
Diagnosticar tumores na glândula pituitária e no cérebro
•
Diagnosticar infecções no cérebro, medula espinal ou articulações
•
Visualizar ligamentos rompidos no pulso, joelho e tornozelo
•
Visualizar lesões no ombro
*
Diagnosticar tendinite
•
Avaliar massas nos tecidos macios do corpo
•
Avaliar tumores ósseos, cistos e hérnias de disco na coluna
•
Diagnosticar derrames em seus estágios iniciais
HISTÓRICO DA RM
Felix Bloch
Universidade de Stanford.
Edward Purcell
Universidade de
Harvard.
Paul Lanterbur
Prêmio Nobel de
Medicina e
Fisiologia – década
de 1970
O tipo de exame de ressonância
magnética surgiu na primeira metade
do século XX com as pesquisas do
físico suíço Felix Bloch e o americano
Edward
Mills
Purcell,
quando
descobriram em 1945 o momento do
campo
magnético.
Ambos
os
pesquisadores foram ganhadores de
Premio Nobel de 1952, por conta da
pesquisa. Na década de 1970, Peter
Mansfield e Paul Lauterbur ganharam o
Premio Nobel de Medicina por suas
pesquisas e contribuições na área da
Ressonância Magnética. O médico
americano Raimond Damiand, no inicio
da década de 1970, descobriu que a
ressonância
magnética,
ao
ser
utilizada, apresentava variações de
acordo com os tipos de tecido do corpo
humano. Concluiu que a ressonância
magnética seria então um importante
componente para se fazer a detecção
de doenças.
INTERAÇÕES MAGNÉTICAS
Por que a RM utiliza o átomo de hidrogênio ?


Abundância no corpo humano;
Possuir um momento magnético alto.
Estrutura do Hidrogênio.



1 próton em seu núcleo (+)
Não possui neutrons
1 elétron em sua elétrosfera(-)
Spin nuclear
INTERAÇÕES MAGNÉTICAS
A obtenção da imagem por ressonância
magnética a partir do hidrogênio se deve ao
fato de este elemento estar amplamente
distribuído nos tecidos biológicos e por suas
características em responder a campos
magnéticos externos como se fosse um
pequeno ímã. A obtenção de imagens a partir
de outros elementos, como o fósforo, o flúor e
o sódio, também é possível, no entanto a baixa
constituição desses elementos no corpo
humano inviabiliza o seu uso.
MAGNETOS
O magneto fornece o campo magnético
estático (de força constante) poderoso em
torno do qual os núcleos oscilam. Existem três
tipos possíveis de magnetos no sistema de RM.
Cada um deles tem características únicas.
TIPOS DE MAGNETOS
SUPERCONDUTORES
RESISTIVOS
PERMANENTES
SUPERCONDUTORES
Possuem correntes elétricas de alta intensidade, gerando alto
campo magnético;
São refrigerados por Hélio liquído;
Proporcionam as melhores imagens, porém são os magnétos
mais caros;
Usados em aparelhos fechados de alto campo.
RESISTIVOS
Possuem correntes elétricas ambientes;
Não necessitam do gás Hélio;
Limitação na potência do campo magnético;
Usado em aparelhos de campo aberto.
PERMANENTES
Apresentam baixa potência de campo
magnético;
Melhor utilizado para a realização de exames
de extremidade;
Baixo custo.
ONDA ELETRO-MAGNÉTICA
Bobina
M
i
Pulso de RF
+
Bateria
-
PRECESSÃO
MOVIMENTO DE PRECESSÃO
O movimento de precessão pode ser entendido
como uma distorção do spin nuclear em
resultado da ação do campo magnético
externo.
O núcleo do hidrogênio altera o seu movimento
giratório de uma “linha” para um ”cone” sobre
o próprio eixo.
Esse movimento é denominado precessão, e
pode ser comparado ao movimento giratório de
um pião no momento em que este começa a
perder a sua força (cambaleio).
MOVIMENTO DE PRECESSÃO
O nucleo do atomo de
hidrogenio responde a
força magnetica
externa alinhando-se
com o campo
magnetico. Nessas
condições o seu spin
nuclear sofre distorção
e passa a descrever
um movimento
rotacional cômico em
torno do próprio eixo.
NUCLEOS DE HIDROGENIO SEM
AÇÃO DO CAMPO B0.
NUCLEOS DE HIDROGENIO
ALINHADOS AO CAMPO B0.
Se aplicarmos um campo externo Bo ao material paramagnético, seus spins
se alinham a Bo:
–Paralelos:
•Menor energia
•Maior quantidade (em geral)
–Antiparalelos:
•Maior energia
Quando o campo magnético
está desligado ( B0 = 0 )
Quando o campo magnético
está ligado ( B0 == 0 )
B0
Momentos magnéticos
orientados aleatoriamente
Momentos magnéticos
orientados sob ação de B0
Na ausência de um campo magnético aplicado, os momentos magnéticos
dos núcleos de hidrogênio tem uma orientação ao acaso. Quando são
colocados num forte campo magnético externo (chamado B0), seus
momentos magnéticos alinham-se a este campo magnético externo. Alguns
dos núcleos de hidrogênio alinham-se em paralelo ao campo magnético, ou
seja, (na mesma direção) enquanto uma proporção menor dos núcleos
alinham-se em direção oposta ao campo magnético, ou seja, (anti-paralelo).
EQUILIBRIO DINAMICO
Quando o paciente é introduzido
no equipamento de RM, uma
quantidade consideravel dos
atomos de hidrogenio são
orientados com as linhas de força
do campo magnetico principal.
Aplicando um pulso de
Radiofreqüência, há um
deslocamento do plano Mz para
plano Mxy.
FENOMENO DA RESSONANCIA
APLICADO À IMAGEM
O fenomeno da ressonancia baseia-se em perturbar o equilibrio
dinamico de tal forma que a resultante magnetica Mz mude a sua
orientação no espaço e vá preferencialmente assumir uma posição
no plano transversal (x,y).
Para que isto ocorra, faz-se necessario que corpos em movimentos
(nucleos de hidrogenio em precessão) troquem energia com uma
força periódica externa (ondas eletromagnéticas de
radiofrequencia).
A nova resultante magnética que surge no plano transversal
assume a denominação magnetização transversal – Mxy. Esta
magnetização é capaz de induzir corrente elétrica em condutores
dispostos na forma de bobinas (antena de RM). As correntes
observadas nessas bobinas constituem-se, em última análise, no
sinal de RM.
DECLINIO DE INDUÇÃO LIVRE
O SINAL DO DECLÍNIO DE INDUÇÃO LIVRE
Ao desligar-se o pulso RF, o VME passa novamente a sofrer
influência de B0 e tenta realinhar-se com este. Para que isto
ocorra, o VME tem de perder a energia que lhe foi dada pelo
pulso RF. O processo pelo qual o VME perde esta energia é
denominado relaxamento. Ao ocorrer o relaxamento, o VME
volta a realinhar-se com B0 .
O grau de magnetização no plano longitudinal aumenta
gradualmente – isto é denominado recuperação.
É de modo simultâneo, porém independente.
O grau de magnetização no plano transverso diminui
gradualmente – isto é denominado declínio.Quando diminui o
grau de magnetização transversa, o mesmo se dá com a
magnitude da voltagem induzida no fio receptor.
A indução no sinal reduzido é denominada sinal de declínio da
indução livre (DIL).
FUNDAMENTOS DE UM APARELHO DE
RM.
Campo magnético agindo nas moléculas de
água de baixa energia
estas se alinharão
com o campo
PRF de 90 graus
deslocamento do plano longitudinal para o
tranverso
retirada do PRF
recuperação do plano longitudinal,declíneo do
plano tranverso e sinal na bobina
TRF
imagem no computador.
RECUPERAÇÃO E DECLINIO
Durante o relaxamento, o VME libera a energia RF
absorvida é retorna a B0 . De maneira simultânea,
porém independente, os momentos magnéticos do
VME perdem magnetização transversa devido à
defasagem. O relaxamento leva à recuperação da
magnetização no plano longitudinal e ao declínio da
magnetização no plano transverso.
A recuperação da magnetização longitudinal é
causada por um processo designado como
recuperação T1.
O declínio da magnetização transversa é causado por
um processo designado como declínio T2.
RECUPERAÇÃO T1
A recuperação T1 é causada pelos núcleos liberando
sua energia no ambiente ou retículo circundante e é
freqüentemente designada como relaxamento do
retículo de spin. A energia liberada no retículo
circundante faz com que os núcleos recuperem sua
magnetização longitudinal (magnetização no plano
longitudinal). A razão de recuperação é um processo
exponencial, com tempo de recuperação constante
denominado T1. Este é o tempo necessário para a
recuperação de 63% da magnetização longitudinal no
tecido.
RECUPERAÇÃO T1
relaxamento T1 leva à recuperação da magnetização
longitudinal, devido à dissipação de energia para o
retículo circundante.
DECLÍNIO T2
O declínio T2 é causado pela troca de
energia entre núcleos vizinhos. A troca
de energia é causada pela interação
dos campos magnéticos de cada
núcleo com seu vizinho. É
freqüentemente denominada
relaxamento spin e acarreta o declínio
ou perda da magnetização transversa
DECLÍNIO T2
O relaxamento T2 leva à perda da
magnetização transversa devido a interações
entre os campos magnéticos de núcleos
adjacentes.
PARÂMETROS DA ESCALA
TEMPORAL DOS PULSOS
TIPO DE TECIDO
OSSO CORTICAL
MEDULA ÓSSEA VERMELHA
AR
GORDURA
SUBSTANCIA BRANCA DO ENCÉFALO
SUBSTANCIA CINZENTA DO ENCÉFALO
LCR/ÁGUA
MÚSCULOS
VASOS
T1
T2
Escura
Escura
Cinza Clara
Cinza Escura
Escura
Escura
Brilhante
Escura
Cinza Clara
Cinza Escura
Cinza Escura
Cinza Clara
Escura
Brilhante
Cinza Escura
Cinza Escura
Escura
Escura
PARÂMETROS DA ESCALA
TEMPORAL DOS PULSOS
Uma seqüência de pulsos muito simplificada é uma
combinação de pulsos RF, sinais e períodos de
recuperação intervenientes. É importante observar-se
que, uma seqüência de pulsos não existe
efetivamente. Ela apenas mostra em termos simples
os diversos parâmetros de escala temporal usados
em seqüências mais complicadas, isto é, TR e TE.
Uma seqüência de pulsos consiste em vários
componentes, sendo os principais descritos a seguir:
O QUE É O TR E O TE, E EM QUE ELES
INFLUENCIAM NA FORMAÇÃO DA IMAGEM.
TR é o tempo de repetição entre dois pulsos de
radiofreqüência.
TE é o tempo de excitação e o sinal Maximo
induzido na bobina.
O TR e TE são parâmetros que vão caracterizar
o contraste nas imagens.
O TR influencia diretamente na ponderação T1
pelo tempo de exame.
O numero de cortes é proporcional ao TR, tendo
em vista que, quanto maior o TR maior o tempo
de exame e possibilita a aplicação de um maior
numero de cortes.
TR
O tempo de repetição (TR) é o tempo que vai da
aplicação de um pulso RF à aplicação do pulso RF
seguinte e é medido em milissegundos (ms). O TR
determina o grau de relaxamento que pode ocorrer
entre o término de um pulso RF e a aplicação do pulso
seguinte. O TR determina, pois o grau de relaxamento
T1 que ocorreu.
TE
O tempo de eco (TE) é o tempo que vai da aplicação
do pulso RF ao pico máximo do sinal induzido no fio e
também é medido em ms. O TE determina o grau de
declínio da magnetização transversa que pode ocorrer
antes de ler-se o sinal. O TE controla, pois o grau de
relaxamento T2 que ocorreu.
COMO SE COMPORTA OS SINAIS DE
LIQUOR E DA GORDURA NA PONDERAÇÃO
T1
T1 = TR baixo
TE baixo
*GORDURA COM SINAL
ALTO
*H2O COM SINAL BAIXO
T1 GORDURA BRILHANTE
COMO SE COMPORTA OS SINAIS DE
LIQUOR E DA GORDURA NA PONDERAÇÃO
T2
T2 = TR alto
TE alto
*GORDURA COM SINAL BAIXO
*H2O COM SINAL ALTO
T2 LÍQUIDO BRILHANTE
COMO SE COMPORTA OS SINAIS DE
LIQUOR E DA GORDURA NA PONDERAÇÃO
DP
DP IMAGEM CINZA
DP = TR alto
TE baixo
*O TR ALTO INIBE A PONDERAÇÃO
T1
*O TE BAIXO INIBE A PONDERAÇÃO
T2
*SINAL ALTO ONDE HOUVER MAIOR
CONCENTRAÇÃO DE H2
SEQUÊNCIAS DE PULSOS
A forma em que os pulsos de RF são aplicados
e a obtenção dos sinais de RM influenciam o
contraste das imagens. É possível, a partir da
aplicação de pulsos de diferentes ângulos,
obter diferentes contrastes entre tecidos. Várias
sequências de pulsos foram desenvolvidas com
este propósito.
SEQUÊNCIA SPIN-ECO
É a sequência mais usada em RM. Esta sequência inicia-se com pulsos de
RF de 90° graus (pulso seletivo), seguido de um pulso de 180° graus
(pulso de refasamento).
Após o pulso de refasemento, observa-se uma recuperação do sinal da RM
em resultado da recuperação das fases da população deslocada para o lado
de maior energia.
A sequência spin-eco é a mais comum das sequências de RM. As
ponderações de imagens em T1,T2 e DP estão claramente definidas para
esta sequência.
Para se obter T1, o TR deve ser menor que 600 e o TE menor do que 25 (TR
e TE curtos).
Para se obter T2, o TR deve ser a partir de 600 e o TE maior que 30 (TR e
TE longos).
Para se obter o DP (densidade de protons), o TR deve ser maior que 2000
e o TE menor que 30 (TR longo e TE curto)
SEQUÊNCIAS DE PULSOS
PRINCIPAIS SEQUÊNCIAS DE PULSO





SE ( Spin Eco ): Seqüência convencional em RM, utilizada para
obtenção de imagens ponderadas em T1, T2 e D.P com alto grau
de definição.
FSE ( Fast Spin Eco / Turbo Eco ) : Seqüência que utiliza múltiplos
pulsos de 180 graus para um mesmo corte reduzindo
drasticamente o tempo de aquisição das imagens. O fator turbo (
quantidade de pulsos de 180 graus) , determina a magnitude da
redução da seqüência.
FSE-XL : Seqüência fast spin eco com tempo de espaçamento mais
curto entre pulsos de 180 graus. Melhor SNR nas imagens T2.
SSFSE – Seqüência spin eco com disparo único. ( 128 ou 256
codificações de fase )
I.R. – Seqüência Inversion Recovery. O parâmetro TI ( Tempo de
inversão) usado nesta seqüência influenciará o padrão da imagem.
– No equipamento de 1,5 Tesla:
–
TI = 160 ms - Satura a gordura.
–
TI = 800 ms - Aumenta o contraste por T1.
–
TI = 2.200 ms - Satura o sinal do Liquor.
PRINCIPAIS SEQUÊNCIAS DE PULSO





FLAIR – Seqüência Inversion Recovery com
tempo de inversão de aproximadamente
2000/2200 ms utilizado para obtenção de
imagens T2 com supressão do sinal do liquor.
STIR – Seqüência inversion recovery com
ponderação T1.
SPIR – Seqüência inversion recovery com
saturação espectral da gordura.
GRE / GRASS / FFE / FISP – Seqüência
gradiente eco coerente. Imagens ponderadas
em T2*. Alta sensibilidade para líquidos.
SPGR / FFE-T1 / FLASH - Sequência gradiente
eco incoerente. Imagens gradiente com
ponderação T1 e sensibilidade para fluxo.
PRINCIPAIS SEQUÊNCIAS DE PULSO
FAST GRE / FAST SPGR / TFE / TURBO FLASH :
Sequências gradiente eco ultra-rápidas.
 TOF GRE 2D – seqüência vascular pelo método Time of
Flight em seqüência gradiente eco coerente de
aquisição de imagens planas bidimensionais.
 TOF GRE 3D – Seqüência vascular pelo método Time of
Flight em seqüência gradiente eco coerente de
aquisição de um volume de imagens.
 TOF SPGR 2D – Seqüência vascular gradiente eco
incoerente ( T1W ). Aquisição Bidimensional.
 TOF SPGR 3D – Seqüência vascular gradiente eco
incoerente ( T1W ). Aquisição volumétrica.

PRINCIPAIS SEQUÊNCIAS DE PULSO





PC 2D – Seqüência vascular gradiente eco
phase contrast com codificação de
fluxo/velocidade. Aquisição bidimensional.
PC 3D – Seqüência vascular gradiente eco
phase contrast com codificação de
fluxo/velocidade. Aquisição volumétrica.
CeMRA – Seqüência vascular gradiente eco com
contraste a base de gadolíneo
DW-EPI – Seqüência de difusão pela técnica
Echo Planar Image.
PERFUSION-EPI – Seqüência de perfusão pela
técnica Echo Planar Image.
SEQUÊNCIAS DE PULSOS
INVERSION RECOVERY ( Recuperação da Inversão ).
É uma sequência que utiliza-se basicamente de 3
pulsos:
1 pulso de inversão de 180 graus.
1 pulso de 90 graus.
1 pulso de recuperação de fase de 180 graus.
Aplicação: - Usada para obtenção de imagens com
alto contraste por T1.
Suprime o sinal da gordura ou outro tecido em
particular, utilizando-se do tempo de inversão
adequado. (técnica de saturação )
INVERSION RECOVERY
( Recuperação da Inversão ).
SEQUÊNCIAS DE PULSOS
Sequência Fast Spin Eco ( Turbo Spin Eco )
A seqüência FSE (TSE) utiliza-se de uma cadeia de
pulsos de 180 graus aplicados à uma única imagem
(trem de ecos), fazendo-se variar a codificação de
fase após cada pulso de refasamento. O vários sinais
codificados preenchem o espaço K muito rapidamente.
Cada linha do espaço K é preenchida pela codificação
de cada pulso de 180 graus.
Seqüência Fast Spin Eco ( Múltiplos pulsos de 180
graus )
Sequência Fast Spin Eco
( Turbo Spin Eco )
SEQUÊNCIAS DE PULSOS
SEQUENCIA SINGLE SHOT FAST SPIN ECO - SSFSE
A sequência SSFSE utiliza-se de uma cadeia de ecos suficiente
para preencher todas as linhas do espaço K após um único
TR.
Para uma matriz 256, são utilizados 256 pulsos de 180 graus
após o pulso inicial de 90 graus.
Uma seqüência completa dura apenas alguns segundos.
Esta seqüência, dado a grande quantidade de ecos
produzidos, pondera as imagens quase que tão somente em T2
e é muito utilizada nas colangiorressonâncias, urorressonâncias
e mielorressonâncias.
SSFSE - Cadeia longa de ecos
SEQUENCIA SINGLE SHOT FAST SPIN ECO - SSFSE
SEQUÊNCIAS DE PULSOS
Técnica EPI – Echo Planar Image
A técnica EPI é a maneira mais rápida de se obter imagens
por RMN. Permite a codificação e preenchimento de todo o
espaço K com um único TR, sem que para isto, se utilize dos
pulsos de refasamento de 180 graus como os usados na
seqüência FSE.
Esta técnica consiste em inverter a polaridade dos gradientes
codificadores de fase e de freqüência de forma contínua,
conseguindo-se desta forma, o preenchimento de todo o
espaço K em apenas fração de segundos.
Esta técnica pode ser acoplada às seqüências Spin Eco e
também por Gradiente de Eco, sendo largamente utilizada
nos estudos funcionais de difusão, perfusão e ativação por
ressonância magnética.
Técnica EPI
Echo Planar Image
SEQUÊNCIAS DE PULSOS
Seqüência Gradiente de Eco
A seqüência gradiente de eco utiliza-se de um pulso inicial de
ângulo variável entre 5 e 180 graus ( Flip angle ).
O refasamento dos prótons é obtido pela aplicação de um
campo gradiente invertido.
Na seqüência gradiente de eco os tempos TR e TE são muito
curtos, reduzindo o tempo total do exame, no entanto,
observa-se muitos artefatos na imagem.
Seqüência Gradiente Eco com Flip Angle de 90 graus.
As seqüências gradiente de eco são muito utilizadas nas
aquisições vasculares e aquisições dinâmicas por RMN.
Seqüência Gradiente de Eco
FORMAÇÃO DA IMAGEM
EQUAÇÃO DE LARMOR
A frequencia com que o proton de hidrogenio
precessiona depende:
1. Da razão giromagnetica “Y”
2. Do campo magnetico a que ele é submetido.
W = B0 . Y
W= Frequencia de precessão: define a quantidade de
giros por segundos(precessão).
B0= Campo magnetico principal: define a intensidade
do campo magnetico do equipamento.
Y= Razão giromagnetica: constante caracteristica de
cada atomo. Para o hidrogenio vale: 42,57 MHz/s.
CONSIDERANDO UM EQUIPAMENTO DE 1,5 T (TESLA):
W0 = B0 (1,5 T) . (42,57 MHz/s)
W0 = 63,85 MHz/s
1,5 T-------FP do hidrogênio= 63,85 MHz
1,0 T-------FP do hidrogênio= 42,57 MHz
0,5 T-------FP do hidrogênio= 21,2857 MHz
CAMPOS GRADIENTES
A informação obtida pela equação de Larmor
mostra que para a realização de imagens por
ressonância de diferentes regiões do corpo é
preciso fazer variar o campo magnético numa
certa direção provocando assim diferentes
freqüências de precessão dos prótons de
hidrogênio ao longo deste campo magnético.
CAMPOS GRADIENTES
Campos magnéticos que variam
gradativamente de intensidade numa certa
direção são denominados campos gradientes.
No sistema de RM os campos gradientes
ocupam os três eixos físicos X, Y, Z,
respectivamente horizontal, vertical e
longitudinal e servem para selecionar o plano
e a espessura do corte e codificar
espacialmente os sinais provenientes do
paciente.
.
Existem três tipos de planos de
cortes a serem definidos no
momento de definição da seqüência
que será adotada: axial, sagital ou
coronal. Cada um desses cortes está
ligado a um gradiente localizado no
magneto e possibilitará um tipo de
imagem na seqüência dos pulsos. Os
gradientes correspondem aos
seguintes cortes:
Gradiente Z: Plano horizontal, transverso ou
axial: planos de secção paralelos aos planos
cranial e podal, que divide o corpo
horizontalmente.
Corte axial
Gradiente X: Plano sagital: planos de secção
paralelos aos planos laterais que divide o
corpo em metades direita e esquerda.
corte sagital
Gradiente Y: Plano coronal: planos de secção
paralelos aos planos ventral e dorsal, que
divide o corpo de forma a separar os planos
ventral e dorsal.
corte coronal
ISOCENTRO
Campos gradientes são campos magnéticos que apresentam
variações lineares de intensidade ao longo de uma certa
direção aumentando ou diminuindo o campo magnético local.
No equipamento de RM os campos gradientes atuam a partir do
isocentro magnético aumentando gradativamente a intensidade
em uma direção e diminuindo também de forma gradativa a
intensidade na direção oposta. No isocentro magnético o
campo magnético local será sempre equivalente à Bo.
GRADIENTES DO SISTEMA DE RM
O sistema de RM apresenta 3 eixos físico
Eixo Z - Longitudinal
Eixo Y - Vertical
Eixo X - Horizontal
Ao longo de cada eixo encontra-se as bobinas gradientes.
No momento da formação da imagem as bobinas geram os
campos gradientes necessários para a seleção do corte e
codificação espacial do sinal de RM.
O gradiente responsável pela seleção de corte é denominado
Gradiente Seletivo ( Gz ). Os gradientes que codificam o sinal
no plano de cortes são denominados; Gradiente de Fase ( Gy )
e Gradiente de Freqüência (Gy ).
Esquema representando a localização das bobinas
de gradiente no interior do equipamento de RM
ESPAÇO K
As informações obtidas no processo de codificação do sinal são
enviadas para uma área do processador de imagens definida como
espaço “K “.
O espaço K tem forma retangular e tem dois eixos perpendiculares
um ao outro. O eixo de fase do espaço K é horizontal e é centrado
no meio de diversas linhas horizontais. O eixo de freqüência do
espaço K é vertical e é centrado no meio do espaço K,
perpendicularmente ao eixo de fase. O espaço K é o domínio da
freqüência espacial, isto é, onde estão armazenadas informações
sobre a freqüência de um sinal e de onde ele provém no paciente.
Como a freqüência é definida como a alteração de fase por unidade
de tempo e é medida em radianos, a unidade do espaço K é
radianos por cm.
Todas as vezes que é feita uma codificação de freqüência ou de
fase são colhidos dados e armazenados nas linhas do espaço K.
Esses dados produzirão uma imagem do paciente posteriormente.
O espaço K é simplesmente uma área em que são armazenados
dados até que o exame termine.
ESPAÇO K
QUALIDADE DA IMAGEM
RELAÇÃO SINAL RUIDO
R.S.R.
Em ressonância magnética a qualidade da imagem pode ser
medida pela Relação Sinal - Ruido.
RSR mede em termos qualitativos o sinal puro de RM. Quanto
maior o seu valor menor será a influência dos fatores que
contribuem para a degradação da imagem.
O ruído se caracteriza pela formação da imagem "granulada"
que se sobrepõe à imagem real do objeto, dificultando a sua
visualização. Imagens com baixos valores de RSR são pobres em
detalhes, por isso, estamos constantemente preocupados com os
parâmetros que possam elevar esta relação.
PRINCIPAIS FATORES QUE AFETAM A
RELAÇÃO SINAL-RUIDO.
Quanto maior o campo magnético, principal de
um sistema de ressonância, maior será a
quantidade de núcleos de hidrogênios que se
alinharão com o campo. Com mais hidrogênios
“disponíveis”, haverá um ganho proporcional no
sinal gerado pelo paciente. Pode-se dizer,
portanto, que altos campos magnéticos
resultam em melhora direta do sinal de RM.
BOBINAS DE RADIOFREQUÊNCIA
um terceiro componente fundamental do sistema de
RM é as bobinas de radiofrequência (RF) ou bobinas
de “emissão e recepção”. Estas bobinas de RF atuam
como antena para produzir e detectar as ondas de
radio que são denominadas de “sinal de ressonancia
magnetica” uma bobina de RF tipica esta encerrada no
portal do magneto e, assim não é especificamente
visivel. Estas bobinas de RF encobertas, algumas
vezes denominadas de bobinas corporais, circundam
completamente o paciente, incluindo a mesa sobre a
qual ele esta deitado.
BOBINAS DE RADIOFREQUÊNCIA
Bobina de Corpo: De grandes dimensões, é utilizada
nos exames que requerem grandes campos de
exploração.
FOV ( Field of View ) maior que 30 cm.
Bobinas de Superfície ( Receptoras ): Os fabricantes
costumam apresentar diferentes tipos de bobinas que
se ajustam de forma anatômica aos diferentes órgãos,
melhorando com isto a relação sinal-ruído. Assim,
encontramos bobinas próprias para: punho;
joelho; ombro; coluna; etc.... Quanto menor a
bobina e quanto melhor esta envolver o órgão
em estudo, melhor será a relação sinal-ruído.
BOBINAS DE RADIOFREQUÊNCIA
Bobinas de Quadratura: Duas ou mais bobinas
de superfície, conjugadas de tal forma a
obter simultaneamente o sinal de uma
mesma região. Apresenta melhor SNR
comparada às bobinas de superfície comuns.
Bobinas de Arranjo de Fase ( Phased-Array) :
Múltiplas bobinas conjugadas que apresentam
melhor relação sinal-ruído comparada às
bobinas de quadratura.
FOV ( FIELD OF VIEW )
CAMPO DE VISÃO.
Quando se aumenta o campo de exploração, obtém-se
uma quantidade maior de prótons no processo de
formação imagem, consequentemente há um aumento
de sinal, desde que os demais parâmetros não sofram
alterações.
FOV: é a sua área de visão(moldura). O FOV pode ser regular ou
irregular.
FOV ( FIELD OF VIEW )
CAMPO DE VISÃO.
FOV Quadrado
FOV Irregular
ESPESSURA DE CORTE
(THICKNESS)
A espessura de corte também tem relação com a qualidade de prótons que
contribuem com o sinal. Quanto maior a espessura do corte, maior será o
sinal de ressonância.
ESPESSURA DO CORTE: em estruturas pequenas usamos cortes finos e em
estruturas maiores usamos cortes mais grosseiros. Quanto maior a
espessura, maior a RSR.
NEX
Número de Excitações
Na formação da imagem por RM é
possível excitar mais de uma vez um
mesmo tecido e obter múltiplas respostas
desta região. Quanto maior for o número
de excitações, melhor será a relação
sina-ruído, no entanto, o tempo de
aquisição das imagens aumentará na
proporção do número de excitações
utilizado.
MATRIZ
Ao contrário da tomografia computadorizada,
usamos mudar constantemente as dimensões das
matrizes das imagens em
RM . Quanto maior a
resolução da matriz, particularmente na direção de
codificação da fase, maior será o tempo de aquisição
da imagem. Com objetivo de reduzir os tempos de
aquisição das imagens, também usamos trabalhar
com matrizes assimétricas (192 x 256 por exemplo ) ,
com a menor dimensão da matriz ajustada na direção
de codificação da fase.
MATRIZ ALTA
MATRIZ BAIXA
MATRIZ QUADRADA
NÚMERO DE LINHAS = NÚMERO DE COLUNAS
PIXEL
A palavra pixel é oriunda da junção dos
termos picture e element, formando, ao pé da letra, a
expressão elemento de imagem. Ao visualizarmos uma
imagem com alto índice de aproximação ,é possível
identificar pequenos quadrados coloridos nela, que,
somados, formam o desenho completo.
Esses pontos, que são a menor parte de uma imagem,
levam o nome de pixels. A partir da noção
do pixel como uma medida da qualidade das imagens,
foi propagado o termo “resolução” para atribuir
quantos pixels em altura e largura uma foto tem.
PIXEL
VOXEL
Voxel significa volumetric picture element, e é
essencialmente um pixel em terceira dimensão. O que
isso significa é que, ao contrário do pixel
convencional, que é organizado num bitmap em duas
dimensões, os voxels são arrumados para construir
uma imagem tal qual pecinhas de Lego o fazem.
Voxel levava vantagem sobre polígonos porque
enquanto estes eram apenas figuras geométricas
tridimensionais geralmente cobertas por uma textura
a fim de criar os modelos de personagem, voxels
permitiam representar figuras irregulares de forma
mais fiel.
VOXEL