Baixe Ressonância magnética nuclear e outras Notas de estudo em PDF para Física, somente na Docsity! 1 PRINCÍPIOS FÍSICOS DAS IMAGENS DE RESSONÂNCIA MAGNÉTICA NUCLEAR As imagens de Ressonância Magnética Nuclear (RMN) tornaram-se, na última década, na mais rigorosa, sofisticada e promissora técnica de diagnóstico clínico. Esta constatação deve-se, fundamentalmente, à excelente resolução e contraste que estas imagens exibem e às recentes possibilidades de obtenção de imagens funcionais e espectroscópicas. Em seguida, ir-se-ão abordar os princípios físicos que subjazem a este método, enfatizando os parâmetros dos quais depende a imagem, as suas aplicações clínicas e algumas notas sobre a realização de imagens funcionais. 1. Princípios físicos Os princípios físicos que permitem a formação de imagens de RMN são importados da Física Nuclear, nomeadamente, das teorias quânticas que explicam o comportamento dos spins nucleares. No entanto, a abordagem clássica deste tema é, a este nível, suficiente para compreender o mecanismo de obtenção das imagens. De modo que será esta a abordagem aqui explanada. Magnetização dos tecidos na presença de um campo magnético - De um modo análogo ao efeito de Zeeman nos electrões1, também os núcleos com spin diferente de zero só adquirem valores distintos de energia, se estiverem na presença de um campo magnético. Classicamente, aceita-se que um spin pode ser compreendido como um momento magnético que precessa em torno de um eixo (ver figura 1.1). Fig. 1.1 – Aproximação de um spin a um íman (momento magnético que gira em torno de um eixo). (adapt. R.B. Lufkin, 1990) Concentremo-nos nos núcleos com spin ±1/2. Quando estes não estão sujeitos a qualquer campo magnético, o eixo ao redor do qual o spin precessa é completamente aleatório, de modo que a magnetização total é nula (ver figura 1.2). Fig. 1.2 – Spins na ausência de campo magnético externo (adapt. R.B. Lufkin, 1990). 1 Os dois electrões que podem povoar uma orbital atómica possuem a mesma energia quer estejam no estado de spin +1/2, quer estejam no estado de spin –1/2. A sua energia só é diferenciada quando se sujeita o átomo a um campo magnético exterior. 2 No entanto, quando um campo magnético é aplicado, os spins passam a rodar em torno do eixo do campo paralela (estado de energia mais baixa – spin +1/2) ou antiparalelamente (estado de energia mais alta – spin –1/2) (ver figura 1.3). Fig. 1.3 – Spins num meio onde se estabeleceu um campo magnético B0. M0 tem o significado de magnetização total do meio (adapt. R.B. Lufkin, 1990). Devido à diferença de energias dos dois estados, a população no estado de energia mais baixa é mais povoado do que o estado de energia mais alta2. Por este motivo, a magnetização total deixa de ser nula e passa a ter a direcção do campo  z,  (ver figura 1.4), pois os spins, embora façam com o eixo do campo magnético externo um determinado ângulo, não estão em fase, encontrando-se aleatoriamente distribuídos sobre um cone, pelo que a sua componente xy se anula, sobrevivendo, apenas, a componente segundo z. Fig. 1.4 – Representação de spins a precessarem em torno de um campo magnético externo (Bo) e magnetização total do meio (Mo) (adapt. R.B. Lufkin, 1990). Tendo em conta o que foi dito, uma das exigências para a utilização desta técnica é que os núcleos em estudo apresentem spin diferente de zero e, de preferência, com spin ±1/2, visto que são os mais simples de interpretar. Na verdade, em imagens médicas, os núcleos utilizados são os de hidrogénio (protões), uma vez que cumprem estas condições e são muito abundantes, o que permite obter um sinal de grande amplitude. Aplicação de um campo de rádio-frequência: noção de ressonância Mantendo presente o modelo clássico, é possível definir a frequência à qual os núcleos giram (também chamada frequência de Larmor) como sendo proporcional a 2 Note-se, no entanto, que a diferença é muito pequena (aproximadamente dois spins em cada milhão). 5 Fig. 1.8 – Mecanismo de desfasagem dos spins, com consequente decaimento do sinal (adapt. R.B. Lufkin, 1990). Fig. 1.9 – Esquema do decaimento provocado pela desfasagem dos spins (adapt. R.B. Lufkin, 1990). Verifica-se que este decaimento do sinal medido é exponencial. E, por conseguinte, é caracterizado por uma constante de tempo. A esta constante de tempo dá-se o nome de T2 * e é definida como o tempo necessário para que o sinal (magnetização transversal – perpendicular ao campo magnético estático) decaia para 37% do seu valor máximo (atingido aquando da aplicação do impulso de rádio-frequência). Observe-se, uma vez mais, que a grandeza T2 * contém informação sobre as interacções spin/spin (que é a que nos interessa, uma vez que está relacionada com a estrutura do tecido), mas está contaminada com as heterogeneidades do campo magnético estático, cujos efeitos são muito maiores do que os referentes aos campos locais, devido à presença dos spins vizinhos. Um pouco mais adiante, será referido um procedimento que nos permite separar estas duas componentes. Como já foi anteriormente mencionado, existe ainda um outro mecanismo de relaxação que envolve troca de energia com o exterior, no sentido de repor as populações iniciais respeitantes aos níveis energéticos de spin. Enquanto o impulso de rádio-frequência actua existe excitação de spins que se encontravam no nível de energia mais baixo (paralelo com o campo magnético estático) para o estado de energia mais alto (anti-paralelo). A partir do momento que o impulso cessa as populações tendem a reassumir a situação inicial, ou seja, a magnetização longitudinal (segundo o campo magnético estático) retoma o valor inicial (ver figura 1.10). Este mecanismo ocorre através de libertação de energia para o meio e é caracterizado por uma constante de tempo T1, à qual se dá o nome de tempo de relaxação spin/rede. T1 é, analogamente a T2 *, o tempo que demora a magnetização longitudinal a recuperar 63% do seu valor máximo. Como facilmente se compreende, também este parâmetro contém informação sobre os tecidos, uma vez que a maior ou menor facilidade com que os spins libertam energia para o meio, terá necessariamente que estar relacionada 6 com a estrutura do meio onde estes se encontram. É desta forma que T1 é utilizado para obter contraste entre os tecidos. Fig. 1.10 – Mecanismo de recuperação da magnetização longitudinal, devido à reorganização das populações de spin entre os estados energéticos, com consequente libertação de energia para o meio (adapt. R.B. Lufkin, 1990). 2. Formação da imagem Até aqui, tem-se abordado apenas os princípios físicos nos quais se baseia esta técnica de imagem. Porém, é necessário, ainda, compreender de que forma é que o sinal é medido, que informação contém e de como, a partir dela, a imagem é construída. Comece-se por compreender o processo pelo qual ao tempo T2 * é retirada a contribuição das heterogeneidades do campo magnético estático. Noção de eco de spin Como já se observou, o tempo de relaxação T2 * é encurtado pela presença de heterogeneidades do campo magnético estático que são constantes no tempo e cujo efeito se pretende anular. Para tanto considere-se o seguinte: alguns instantes após a acção do impulso de rádio-frequência os spins encontram-se já com diferentes velocidades angulares, devido às diferenças no valor do campo magnético a que cada um está sujeito (ver equação 1.1). Se, em determinado momento, for aplicado um novo impulso de rádio-frequência, mas, desta vez, de 180º (ou seja, que faça a população de spins ‘rodar’ de 180º), então, inverte-se a posição relativa dos spins (os que estão a rodar com maior velocidade, encontram-se agora mais atrasados). Este procedimento implica, então, que passado algum tempo os spins se reagrupem (fiquem, novamente, em fase) sendo responsáveis por novo aumento na magnetização transversal  eco de spin4 (ver figura 2.1). Na verdade, esperar-se-ia que a magnetização transversal fosse completamente recuperada se, durante este processo, as velocidades angulares dos spins fossem sempre constantes, o que não se passa5. Como seria de esperar, as interacções entre spins, estão sujeitas a algumas oscilações pelo que os seus efeitos, ao contrário dos correspondentes às heterogeneidades do meio, prevalecem, e são responsáveis pela diminuição gradual da magnetização transversal (ver figura 2.2). 4 Esta situação é, muitas vezes, explicada, recorrendo-se à imagem de uma prova entre indivíduos que correm a velocidades diferentes. Nesta situação, inevitavelmente, ao fim de algum tempo encontrar-se-ão escalonados. Se, nesse momento, for dado um sinal para todos os corredores regressarem ao ponto de partida e se mantiverem as mesmas velocidades, então, chegarão todos ao mesmo tempo. 5 Retomando a analogia anterior, é como se a velocidade dos corredores fosse sofrendo algumas oscilações ao longo do percurso e, portanto, não chegariam ao ponto de partida em simultâneo. 7 Fig. 2.1 – Esquema da evolução da magnetização transversal com o comportamento dos spins, em resposta a um impulso de 180º (adapt. R.B. Lufkin, 1990). À constante de tempo que caracteriza este decaimento dá-se o nome de tempo de relaxação spin/spin e tem o símbolo T2. Este é, a par da densidade protónica e do tempo de relaxação spin/rede  T1 , um dos parâmetro responsáveis pela distinção entre os tecidos. Fig. 2.2 – Esquema explicativo sobre como, através da técnica de ecos de spin, é possível obter um sinal que é dependente apenas das interacções entre os spins e não considera as heterogeneidades do campo magnético estático (adapt. R.B. Lufkin, 1990). Actualmente, a formação de imagens de RMN implica sequências de diversos impulsos que enfatizem os parâmetros que mais nos interessam. Uma destas sequências que terá sido amplamente utilizada e que, devido à sua simplicidade, continua a merecer menção, corresponde à repetição sequencial de um impulso de 90º, seguido de vários de 180º. Nesta sequência dá-se o nome de TE ao tempo entre dois impulsos de 180º e de TR a dois impulsos consecutivos de 90º. Intensidade do sinal Nos subcapítulos anteriores foram introduzidos os três parâmetros através dos quais as imagens são construídas. Vejamos, neste ponto, de que maneira é que cada um deles influencia a intensidade do sinal. Já anteriormente se referiu que o sinal medido em imagens de RMN é a magnetização transversal total dos tecidos. Seja, então, I a intensidade desse sinal e observe-se que: 1. A intensidade do sinal é tanto mais intensa quanto maior for a densidade protónica (n). nI α (2.1) 10 Fig. 2.7 – Gráfico da intensidade do sinal em função do tempo para dois tecidos caracterizados por tempos de relaxação spin/spin diferentes (adapt. R.B. Lufkin, 1990). O valor de T1 depende, como já foi descrito, da maior ou menor facilidade que o tecido tem de receber energia na gama das rádio-frequências adequada. Verifica-se que, enquanto a água apresenta um T1 longo, o colestrol, por exemplo, apresenta um T1 curto. Esta observação deve-se, fundamentalmente, ao facto de os movimentos no colestrol serem mais lento e, por isso, mais próximos da frequência de Larmor dos átomos de Hidrogénio. É interessante observar que, em muitas situações, a água que se encontra livre nos tecidos se liga (ainda que por ligações fracas) às fronteiras de muitas moléculas. Em tecidos em que este mecanismo ocorre, o tempo T1 da água tende a diminuir. Na tabela 2.1 estão apresentados os valores de T1 e de T2 para alguns tecidos orgânicos, considerando uma frequência de 20 MHz. Repare-se que, por exemplo, no sangue, cujo principal constituinte é a água, o tempo de relaxação spin/rede é muito mais baixo do que o da água pura, porque se estabelecem as tais ligações que se referiram anteriormente, entre a água e os restantes constituintes sanguíneos. Deste modo, para imagens com contraste em T1 aparecem a branco tecidos como a gordura, fluidos com proteínas, moléculas lipídicas, hemorragias subagudas e a melanina. A escuro apresentam-se regiões com neoplasmas, edemas, inflamações, fluidos puros e o líquido céfalo-raquidiano. T1 (ms) T2 (ms) Sangue 900 200 Músculo 500 35 Gordura 200 60 Água 3000 3000 Tabela 2.1 – Valores de T1 e de T2 para alguns tecidos biológicos para impulsos de 20 MHz. Relativamente ao tempo de relaxação spin/spin o factor determinante é a presença de campos magnéticos locais. Desta forma, nos sólidos e nas grandes moléculas, T2 é, habitualmente, curto, uma vez que estas estruturas apresentam campos magnéticos intrínsecos. No extremo oposto encontram-se os fluidos cujas moléculas apresentam uma grande mobilidade e, por conseguinte, estes campos tendem para zero. Mais uma vez estas observações estão de acordo com a tabela 2.1, onde tecidos como a água e o sangue apresentam T2 superiores aos dos músculos, caracterizados por uma estrutura mais organizada ou das gorduras, constituídas por grandes moléculas. Assim, nas imagens em T2, aparecem a branco os tecidos com uma grande quantidade de água livre: neoplasmas ou inflamações e a escuro as substâncias que contêm ferro. 11 Na figura 2.8 é possível observar as diferenças obtidas na imagem do mesmo plano cerebral quando o contraste é feito em densidade protónica, em T1 ou em T2. Repare-se que esta é umas das grandes vantagens das imagens de RMN comparativamente com as restantes técnicas: uma estrutura que pode não ser visível com um dos contrastes, pode tornar-se extremamente nítida com outro dos contrastes. a) b) c) Fig. 2.8 – Comparação entre as imagens de RMN obtidas através de contraste em: a) densidade protónica, b) T1 e c) T2. Repare-se que o osso aparece em todas as imagens a escuro (baixa densidade protónica); o líquido céfalo-raquidiano é escuro na imagem a T1 e branco na imagem em T2; a mielina é branca nas imagens em T1 e escura nas imagens em T2. Agentes de contraste Mesmo apresentando uma enorme potencialidade no tocante ao contraste, a RMN permite ainda a utilização de agentes de contraste que melhoram a visibilidade de determinado tecido. Contam-se como agentes de contraste substâncias que, devido à sua susceptibilidade magnética, interfiram ao nível dos tempos de relaxação. No caso da RMN craniana, uma das substâncias mais utilizadas para este efeito à o gadolíneo. Esta substância, pelo facto de apresentar electrões desemparelhados, contribui de um modo decisivo, para a alteração do tempo de relaxação spin/spin (T1), visto que cria campos magnéticos locais fortes. a) b) Fig. 2.9 – Comparação entre as imagens de RMN obtidas através de um cérebro com um glioma, utilizando: a) contraste em T1 e b) contraste em T1 com administração de gadolíneo. Nota-se que com o agente de contraste o glioma se torna mais nítido. Na figura 2.9 é possível observar as diferenças entre uma imagem obtida com contraste em T1 e uma em que esse contraste é enfatizado devido à administração de gadolíneo. 12 Gradientes de campo magnético Para terminar, resta referir o modo como os pontos da imagem são determinados. Repare-se que até aqui se tem considerado a magnetização total do tecido, não se referindo o modo como a imagem é construída. Na verdade é necessário pensar num mecanismo capaz de distinguir os diversos pontos de um tecido. O modo como esta questão foi resolvida, envolve a aplicação de um gradiente de campo em substituição do campo magnético estático (ver figura 2.10). Ao aplicar um gradiente de campo magnético numa determinada direcção  x , os spins vão começar a rodar com velocidades diferentes e, consequentemente, a frequência da radiação medida vai ser diferente para cada ‘fatia’ perpendicular a x. Fig. 2.10 – Representação do gradiente de campo magnético exterior responsável pela distinção entre os pontos do tecido. Ilustração a uma dimensão (adapt. R.B. Lufkin, 1990). Utilização dos gradientes de campo na formação da imagem Compreendido o significado do sinal de RMN, falta explorar o mecanismo através do qual se associa um determinado sinal a uma determinada posição, de modo a conseguir-se construir, efectivamente, uma imagem. Na verdade, ao medir a magnetização transversal temos, como foi anteriormente explanado, acesso a informação referente a três parâmetros: densidade protónica, T1 e T2, relativos a todo o sistema em estudo. Iremos, em seguida, explicar a forma como é possível obter informação associada exclusivamente a um elemento de volume (comummente referido como voxel). A primeira etapa tem como objectivo a escolha de uma fatia. Comece-se por compreender as implicações de introduzir um gradiente de campo segundo z (na figura 2.11 encontra-se representado o sistema de eixos considerado). Ou seja, ao campo magnético estático a que se sujeita o indivíduo, soma-se pequenos campos de diferentes intensidades segundo o eixo z. Suponha-se, então, que na origem do eixo do z se encontra aplicado um campo B0, z adiante encontrar-se-á um campo de intensidade B0 + B, na ordenada 2z estará Figura 2.12 - Selecção de uma fatia de tecidos a partir de um gradiente de campo segundo z. (Curry elt al, 1990). Figura 2.11 - Representação do sistema de eixos referenciado no texto (Curry elt al, 1990). 15 Fig. 3.2 – Imagem de RMN uma coluna vertebral de um sujeito paraplégico. É possível observar-se uma alteração da espinal medula ilustrada a escuro. O abdómen é também uma região em que as imagens de RMN são muito utilizadas para observar qualquer lesão ou alteração de estrutura, obtendo-se uma nitidez estupenda de todos os órgãos (ver figura 3.3). Fig. 3.3 – Imagem de RMN do abdómen humano. Repare-se no enorme contraste e nitidez que caracterizam esta imagem. No que respeita à estrutura óssea, em geral, a RMN não revela mais informação do que a TAC. No entanto, em estudos tumorais, a RMN poderá ser muito relevante, uma vez que permite, geralmente, um grande contraste entre o tecido normal e o tumoral e diferencia muito bem os tecidos ósseos, musculares e das articulações, como se pode observar na figura 3.4. Fig. 3.4 – Imagem de RMN dos joelhos de um indivíduo. É, uma vez mais notório um grande contraste entre os diferentes tecidos. Em resumo, poder-se-á concluir que a RMN permite a obtenção de imagens muito nítidas de praticamente todos os tecidos humanos, sendo de extrema utilidade quando se exige detalhe e nitidez de qualquer órgão. É particularmente utilizada para a detecção de lesões ou alterações das estruturas dos tecidos. 16 4 Imagens de Espectroscopia A técnica de imagens de espectroscopia corresponde a uma modalidade das imagens de RMN na qual se acede à concentração de determinadas substâncias num volume seleccionado. Na verdade, a técnica de espectroscopia de RMN não só é muito utilizada em química orgânica para análise de amostras, como terá sido a percursora das IRMN, uma vez que é baseada nos mesmos modelos físicos. Assim, neste capítulo, iremos explanar, brevemente, os princípios subjacentes à espectroscopia de RMN, por forma a melhor se compreender as imagens obtidas com a mesma técnica. Vizinhança do núcleo e desvio químico Como já se terá referido em capítulos anteriores, a frequência de precessão dos núcleos depende do campo magnético ao qual ficam sujeitos. Deste modo, a frequência do sinal medido em RMN vai depender do campo magnético estático imposto pelo equipamento, do núcleo em estudo, mas também dos campos magnéticos locais existentes na vizinhança desses mesmos núcleos. A existência de electrões na proximidade dos núcleos é, indubitavelmente, uma fonte de campos magnéticos. Para simplicidade do texto, ir-se-á referir apenas a espectroscopia protónica, embora seja possível realizar-se espectroscopia de isótopos como o 13C, o 19F ou o 31P (que apresentam igualmente spin ½)8. Ou seja, restringir-se-á o estudo a núcleos de hidrogénio (à semelhança do que anteriormente se fez, no estudo das imagens estruturais), assumindo-se, portanto, que é o sinal proveniente destes núcleos que fornece informação acerca do ambiente em que estes se encontram. Imaginando um composto orgânico como uma estrutura tridimensional rígida9, facilmente se compreende que os campos locais sentidos pelos núcleos são característicos dessa mesma estrutura. Aliás, é também simples aceitar que os primeiros responsáveis por esses campos locais sejam os electrões mais próximos do núcleo10. Ora o efeito que estes electrões exercem sobre o núcleo é no sentido de o blindarem. Ou seja, no sentido de diminuírem o campo magnético externo que está aplicado sobre o núcleo. A consequência imediata é que a frequência de Larmor do núcleo diminui e, consequentemente, o impulso de rádiofrequência utilizado para ‘entrar em ressonância’ com os núcleos terá, necessariamente, que possuir uma frequência menor. Assim, os núcleos de hidrogénio presentes numa determinada espécie química dão origem a um sinal que se localiza numa frequência específica. Na figura 30 encontram-se representados sinais respeitantes a diferentes espécies químicas. Uma das questões que é ressaltada nessa figura é o facto de a ordenada poder ter diferentes interpretações: da esquerda para a direita pode corresponder a um aumento da intensidade do campo magnético estático, para uma frequência fixa, ou ao aumento do efeito de blindagem provocado pela presença de electrões; da direita para a esquerda pode ser interpretada como um aumento da frequência de Larmor, para um campo magnético estático fixo. De qualquer das formas, o significado mais comummente atribuído exige uma referência e corresponde à razão entre a diferença dos campos 8 Referem-se estes pelo seu elevado interesse do ponto de vista biológico, sendo de enfatizar também aqueles que, apesar de terem um enorme potencial no que respeita ao significado biológico, não podem ser utilizados em espectroscopia de RMN, uma vez que não apresentam spin, como sejam o 12C, o 16O ou o 32S. 9 Repare-se que, embora esta aproximação não seja de todo válida, também é verdade que os compostos apresentam átomos em posições que se podem considerar, em média, bem definidas. 10 Note-se que os electrões são, eles próprios, partículas carregadas e, por isso mesmo, afectadas também pela presença do campo magnético externo. De tal forma que o seu movimento cria um campo magnético que se opõe ao estabelecido inicialmente. 17 magnéticos estáticos e o campo magnético da referência. Ou, o que é o mesmo, a razão entre a diferença entre as frequências e a frequência de referência11. Uma vez que essa razão é da ordem de 10-6 a unidade utilizada é, habitualmente, a de partes por milhão (ppm) e à grandeza dá-se o nome de desvio químico e representa-se por: . Fig. 4.1 – Espectro de RMN de diversas espécies químicas. No eixo horizontal encontra-se representado o desvio químico em unidades de ppm - partes por milhão. (adapt. de http://www.cem.msu.edu/~reusch/VirtualText/Spectrpy/nmr/nmr1.htm, a 27/10/2006) A figura 4.1 pode, ainda, ser explorada segundo alguns outros aspectos. Nomeadamente, no que respeita ao uso do composto tetrametilsilano ((CH3)4Si), como referência. Na verdade, este é o padrão mais utilizado nos espectros de RMN, uma vez que cumpre os requisitos necessários para essa função: 1) deve ser quimicamente inactivo; 2) deve ser facilmente removido da amostra; 3) deve fornecer um único pico bem definido e 4) este deve ocorrer a uma frequência notoriamente diferente das frequências habitualmente observadas. Há ainda dois outros aspectos dignos de nota: o primeiro corresponde ao efeito da electronegatividade dos átomos que se encontram ligados ao hidrogénio e o outro corresponde à estrutura tridimensional das espécies químicas representadas na figura 30. Se compararmos os dois últimos compostos do gráfico, verifica-se que apenas diferem no átomo central que é, num dos casos, carbono e, no outro, silício. Como facilmente se confirmará, a electronegatividade do carbono é superior à do silício e, portanto, tende a atrair os electrões na sua direcção, afastando-os da influência dos núcleos de hidrogénio. Deste modo, os núcleos de hidrogénio encontram-se mais blindados no caso do TMS do que no 2,2-dimetilpropano (C5H12), correspondendo, assim, a um pico de menor frequência. Quanto à estrutura tridimensional dos compostos químicos apresentados é fácil verificar que todos os átomos de hidrogénio são estruturalmente equivalentes. Ou seja, 11 As duas abordagens são equivalentes, devido à proporcionalidade directa entre a frequência de Larmor e a intensidade do campo magnético externo. 20 restantes três hidrogénios se encontram em estados de spin com o mesmo sentido do campo magnético; 2) todos eles se encontram em estados com sentido contrário ao do campo magnético; 3) um deles encontra-se num estado com spin com o mesmo sentido do campo magnético e os restantes dois com spins em sentidos contrários; 4) dois deles encontram-se num estado com spin com o mesmo sentido do campo magnético e o restante com spin em sentido contrário. Assim, os picos mais pequenos estarão relacionados com as duas primeiras situações e os dois centrais, mais amplos, corresponderão às situações 3 e 4. Repare-se que as diferenças de alturas dos picos reflectem a probabilidade de ocorrência de cada uma das situações que é, evidentemente, de 3:1. Construção de imagens de espectroscopia de RMN Actualmente, a maior parte dos equipamentos de imagens de RMN permite a construção de imagens de espectroscopia, sendo, uma vez mais, o núcleo mais comum o de hidrogénio. Os compostos que melhor se estudam com esta técnica são a creatina, a colina e o N-acetilaspartato (importante neurotransmissor do sistema nervoso). Algumas outras substâncias, como o glutamato, a glutamina ou o citrato, porém, muitas outras continuam a não ser observadas por esta técnica quer por existirem em concentrações demasiado baixas para o seu sinal ser mensurável, quer por apresentarem tempos de relaxação demasiado curtos, quer por apresentarem interacções demasiado fortes que dificultam em demasia a interpretação do sinal. No que respeita ao conhecimento da distribuição tridimensional destas substâncias, existem essencialmente duas técnicas a considerar: a espectroscopia de voxel único (SVS - do inglês, Single Voxel Spectroscopy) e as imagens de desvio químico (CSI - do inglês Chemical Shift Images). No primeiro caso, embora exista mais do que uma abordagem, a mais simples de explicar é aquela onde o voxel em estudo é escolhido através de uma sequência que consiste num impulso de 90º, seguido de dois impulsos de 180º. Em simultâneo com cada um dos impulsos é imposto um gradiente de campo em cada uma das direcções o que permite seleccionar um pequeno cubo do espaço (ver figura 4.4). O sinal proveniente desse volume é analisado em termos espectroscópios, sendo possível conhecer a sua composição. Fig. 4.4 – Esquema da selecção de um cubo utilizando uma sequência conhecida por PRESS (do inglês, Point-REsolved Spectroscopy Sequence), (adapt. de Luigi et al, 2005). 21 Quanto à técnica de imagens de desvio químico, nela se alia o processamento do sinal em termos espectroscópios e a informação espacial obtida através dos métodos de reconstrução de imagem. Na verdade, a imagem é conseguida, tal como já foi anteriormente descrito, utilizando gradientes de campo. Estes impõem, fundamentalmente, codificação em fase, uma vez que é necessário evitar a codificação em frequência, visto que é precisamente no processamento da frequência que se encontra a informação referente ao espectro, ao qual se pretende aceder. Os espectros podem ser visualizados de diferentes formas. Pode sobrepor-se uma grelha à imagem estrutural, seleccionar-se um dos elementos da grelha e construir-se o espectro referente a esse elemento (ver figura 4.5 a)). Os espectros podem, ainda, ser mostrados em cada elemento da grelha (ver figura 4.5 b)). Ou a concentração de um dado metabolito, após ter sido detectado automaticamente através da análise dos espectros, pode ser visualizada com um código de cores sobreposto à imagem estrutural do órgão (figura 4.6). a) b) Fig. 4.5 – Visualização dos resultados de imagens espectroscópicas através da construção de espectros relativos a a) um ou b) vários elementos de volume. (adapt. de http://www.medscape.com/viewarticle/430195, em 2/11/2006 e de http://www.med.wayne.edu/neurology/clin_programs/Labs/Epilepsy/diagnostic.html, em 2/11/2006) 22 Fig. 4.6 – Visualização dos resultados de imagens espectroscópicas utilizando um código de cores sobreposto às imagens estruturais. (adapt. de http://www.gehealthcare.com/usen/community/mr/products/mr_lx_v9_0_software/products/3dcsi.html em 2/11/2006). 5 Imagens funcionais Como já ficou expresso no capítulo anterior a RMN é uma poderosa técnica de imagem, permitindo uma enorme resolução espacial e um detalhe sobre as diversas estruturas cerebrais não atingido por qualquer outra técnica de imagem médica. No entanto, até há poucos anos atrás, esta técnica permitia apenas aceder a informação anatómica, não sendo capaz de fornecer dados acerca da função do órgão em estudo. No entanto, o melhoramento das capacidades do equipamento de RMN, tem vindo a permitir estender esta técnica a outros domínios, nomeadamente, a conseguir informação relevante associada ao fluxo sanguíneo, revelando-se uma poderosa ferramenta, principalmente, ao nível do estudo do funcionamento cerebral. Até então, estes estudos funcionais limitavam-se ao processamento de dados electroencefalográficos que, embora tendo uma enorme resolução temporal apresentam uma fraca resolução espacial, e a estudos de imagens de medicina nuclear (como a tomografia de emissão de positrões) que, além de exigir equipamento muito caro, devido aos radionuclidos, e envolver radiação ionizante, atinge resoluções apenas de 0.5 a 1.0 cm. Esta moderna técnica de imagem que em seguida se descreve é caracterizada por ser não invasiva, possuir uma resolução espacial de poucos milímetros e uma resolução temporal que pode ser menor do que um milisegundo, permitindo aceder aos níveis superiores do funcionamento cerebral. Princípios físicos Se recordarmos que desde 1936 se sabe que a susceptibilidade magnética da oxihemoglobina e da desoxihemoglobina é diferente, e que o parâmetro T2 da ressonância magnética nuclear é sensível às heterogeneidades do meio, facilmente se compreende que, através da medição de T2, seja possível obter alguma informação acerca dos diferentes estados da hemoglobina. Na verdade, começou-se por observar que a taxa de decaimento, T2, era menor quando estávamos na presença de desoxihemoglobina, quando comparada com a taxa associada à oxihemoglobina. Ou seja, observou-se, em 1990, que os vasos sanguíneos apareciam mais brilhantes (o que pode corresponder a um aumento de T2) quando o sangue era mais oxigenado. Este efeito foi interpretado como correspondendo a um aumento das heterogeneidades locais do campo correspondente ao estado desoxigenado da hemoglobina e ficou