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spin-echo

Portuguese translation: eco de spin

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GLOSSARY ENTRY (DERIVED FROM QUESTION BELOW)
English term or phrase:spin-echo
Portuguese translation:eco de spin
Entered by: Mariageni
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18:51 Nov 23, 2003
English to Portuguese translations [PRO]
Medical / radiology
English term or phrase: spin-echo
Frontal and axial images of 4-mm-thick T1-weighted spin-echo magnetic ressonance slices of the left stifle.
Mariageni
Local time: 09:15
eco de spin
Explanation:
Resumo do Artigo - [ Translate this page ]
... a presença e dimensões das lesões; as respectivas estruturas e intensidades
de sinal, de um modo qualitativo, nas sequências eco de spin; e ainda as ...
www.sprmn.pt/arp/acta02/resumo_p19.htm - 5k - Cached - Similar pages

[PDF] ANÁLISE DO TEOR DE ÓLEO EM SEMENTES POR RMN.
File Format: PDF/Adobe Acrobat - View as HTML
... A técnica de pulso conta, também, com a seqüência de eco de spin para obter o
sinal de RMN (fig.3). Essa técnica consiste de dois pulsos (um de 90 graus e ...
www.cnpdia.embrapa.br/informativos/CiT03_96.pdf - Similar pages

Física Médica e Proteção Radiológica - [ Translate this page ]
... Eco de spin. Ponderação por eco de spin. Eco de spin rápido. ... (Ref. 1, pág. 174).
Seqüências de pulso para eco de spin e recuperação por inversão. (Ref. ...
www.fsc.ufsc.br/~canzian/fismed/ review-radiologic-physics-11.html - 30k - Cached - Similar pages

USP/SIBi - DEDALUS - [ Translate this page ]
... Os dados foram tomados no intervalo de 77 a 330 k. Os tempos de relaxacao
sao obtidos usando-se a tecnica de eco de spin. Onde o ...
dedalus.usp.br:4500/ALEPH/POR/ USP/USP/TES/FIND-ACC/1418800


--------------------------------------------------
Note added at 2003-11-23 23:52:17 (GMT)
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spin-echo magnetic ressonance slices = cortes de ressonância magnética em eco de spin


Com certeza é isso.

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Note added at 2003-11-24 20:42:31 (GMT)
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ou

cortes de ressonância magnética por eco de spin
Selected response from:

Claudia da Matta
United States
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Obrigada! Vou usar "cortes de RM por eco de spin".
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Summary of answers provided
5 +3eco de spin
Claudia da Matta
5 +1Spin eco
Sonia Heidemann
5 -1seqüência de pulsos
Erika McGovern


  

Answers


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eco de spin


Explanation:
Resumo do Artigo - [ Translate this page ]
... a presença e dimensões das lesões; as respectivas estruturas e intensidades
de sinal, de um modo qualitativo, nas sequências eco de spin; e ainda as ...
www.sprmn.pt/arp/acta02/resumo_p19.htm - 5k - Cached - Similar pages

[PDF] ANÁLISE DO TEOR DE ÓLEO EM SEMENTES POR RMN.
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... A técnica de pulso conta, também, com a seqüência de eco de spin para obter o
sinal de RMN (fig.3). Essa técnica consiste de dois pulsos (um de 90 graus e ...
www.cnpdia.embrapa.br/informativos/CiT03_96.pdf - Similar pages

Física Médica e Proteção Radiológica - [ Translate this page ]
... Eco de spin. Ponderação por eco de spin. Eco de spin rápido. ... (Ref. 1, pág. 174).
Seqüências de pulso para eco de spin e recuperação por inversão. (Ref. ...
www.fsc.ufsc.br/~canzian/fismed/ review-radiologic-physics-11.html - 30k - Cached - Similar pages

USP/SIBi - DEDALUS - [ Translate this page ]
... Os dados foram tomados no intervalo de 77 a 330 k. Os tempos de relaxacao
sao obtidos usando-se a tecnica de eco de spin. Onde o ...
dedalus.usp.br:4500/ALEPH/POR/ USP/USP/TES/FIND-ACC/1418800


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Note added at 2003-11-23 23:52:17 (GMT)
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spin-echo magnetic ressonance slices = cortes de ressonância magnética em eco de spin


Com certeza é isso.

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Note added at 2003-11-24 20:42:31 (GMT)
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ou

cortes de ressonância magnética por eco de spin


Claudia da Matta
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Obrigada! Vou usar "cortes de RM por eco de spin".

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agree  Claudio Mazotti
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  -> Obrigada, klausinSP

agree  Tania Marques-Cardoso
2 hrs
  -> Obrigada, Tânia

agree  Kathleen Goldsmith
21 hrs
  -> Obrigada, Kathleen
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seqüência de pulsos


Explanation:
:)

Erika McGovern
United States
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disagree  Claudia da Matta: seqüência de pulsos = pulse sequences; spin-echo pulse sequences = seqüências de pulso de eco de spin
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Spin eco


Explanation:
Técnica de spin eco ressonancia magnética

Fundamentos de Ressonância Magnética
Autor: Dr. Gerson Luis Medina Prado
HIROSAKI UNIVERSITY SCHOOL OF MEDICINE
HIROSAKI UNIVERSITY HOSPITAL
DEPARTMENT OF RADIOLOGY
Zaifu-chuo 5
Aomori-ken Hirosaki-shi
036 Japan
tel: +81 172-39-5103
fax: +81 172-33-5627




I. CONSIDERAÇÕES INICIAIS


A Ressonância Magnética (RM), ou Ressonância Nuclear Magnética (RNM) primeiramente investigada por Bloch e seus colaboradores em 1946, em Stanford e em seguida por Purcell, em Harvard eh um dos maiores avanços da medicina em matéria de diagnostico por imagem neste século. Seus princípios são bastante complexos e envolvem conhecimentos nas mais diversas áreas das ciências exatas. Em 1972, Lauterbur conseguiu produzir a primeira imagem de uma amostra de água; dois anos depois, de um animal vivo. A partir daí, muitos grupos contribuíram para o fenômeno diagnostico que hoje se apresenta como Ressonância Nuclear Magnética.
As grandes vantagens da RNM residem na sua segurança, já que não usa radiação ionizante, nas diversas capabilidades em promover cortes tomográficos em muitos e diferentes planos, dando uma visão panorâmica da área do corpo de interesse e, finalmente, na capacidade de mostrar características dos diferentes tecidos do corpo.


II. O NÚCLEO DO ÁTOMO


Da estrutura básica do átomo, eh sabido que uma nuvem de elétrons (partículas negativamente carregadas) orbita em torno de uma massa nuclear, formada de prótons (positivamente carregados) e nêutrons (eletricamente neutros).
A letra N em RNM significa "nuclear" e representa o núcleo do átomo. Diferentemente das imagens de Raios-X, relacionadas com elétrons orbitais, o sinal da RNM surge a partir do centro do átomo, ou núcleo. Embora as propriedades químicas de um átomo dependam da estrutura de seus elétrons, as propriedades físicas dependem largamente do seu núcleo, que é responsável por quase a totalidade da massa do átomo.
Embora prótons nucleares e elétrons orbitais possuam cargas opostas e de mesma intensidade, a fim de manter neutralidade elétrica do átomo, o numero de prótons e nêutrons é freqüentemente desigual.
Esse principio de desigualdade no núcleo do átomo invoca uma definição em física, chamada de "momento angular" do núcleo. Se o núcleo contem desigual numero de prótons e nêutrons, então, ele possui um momento angular ou uma resultante angular. Se não existe desigualdade entre o numero de prótons e nêutrons, o momento eh zero. Qualquer outra combinação, terá uma resultante diferente de zero.
Somente aqueles átomos que possuem numero impar de prótons e /ou nêutrons serão capazes de produzir um sinal em RNM. Embora uma variedade de mais de 300 diferentes tipos de núcleos possuam momento angular, apenas um seleto grupo tem utilidade em medicina. Dentre esses:
1. Hidrogênio (1H, 2H)
2. Carbono (13C)
3. Sódio (23Na)
4. Fósforo (31P)
5. Flúor (19F)
De todos os átomos, o Hidrogênio é o mais simples, pois ele possui apenas um próton. Ele é o mais importante átomo para a RM de hoje, sobretudo porque em humanos, ele corresponde a mais de dois terços do numero de átomos encontrados em nosso corpo. Alem de sua abundancia nos sistemas biológicos, o hidrogênio é altamente magnético, o que o torna extremamente sensível a RM. Outros núcleos podem gerar imagens em RM, mas, de certa forma, possuem imagens mais pobres comparadas as do Hidrogênio.
Como o uso do núcleo do Hidrogênio é uma unanimidade, é muito comum referir-se ao próton como definição de núcleo do Hidrogênio, em RNM.

III. PROPRIEDADES MAGNÉTICAS DO ÁTOMO


A letra M em RNM significa "magnética" ou "magnetismo". Como anteriormente mencionado, o núcleo do átomo de Hidrogênio eh formado por um próton, que é uma pequena partícula positivamente carregada associada a um momento angular (ou "spin").
A situação representada leva a formação de uma estrutura imaginaria semelhante a uma barra magnética com dois pólos orientados (norte e sul). Todos os núcleos em RM tem essa propriedade. Para melhor interpretação, pensem nos pequeninos átomos como setas (flechas) apontando em uma direção. Na ausência de um campo magnético, as setas estarão apontando aleatoriamente no espaço.
A fim de produzir uma imagem em RM, primeiro coloque o paciente em um extenso, poderoso e uniforme campo magnético. Os campos magnéticos geralmente são medidos em unidades de Tesla (T). Na maioria dos sistemas médicos em uso atual, esses campos variam de 0,2 T a 2,0 T de intensidade. Para comparar, o campo magnético do nosso planeta Terra eh de aproximadamente 0,00005 T, com pequenas variações em torno da Linha do Equador e dos Pólos Glaciais. Em Hirosaki University School of Medicine, usamos dois aparelhos de RNM, ambos de 1,5 T supercondutores.
Quando submetidos a um campo magnético, esses prótons (setas) tendem a alinharem-se contra ou a favor desse campo. Na verdade, aproximadamente metade desses prótons alinham-se contra e metade a favor do campo magnético, com discreta predominância de prótons na mesma direção do campo. A diferença depende do campo magnético aplicado, mas é mínima em qualquer circunstância. Embora incrivelmente pequena, essa diferença é suficiente para produzir um sinal em RNM.
Deveremos sempre ter em mente o numero de prótons existentes, que eh da ordem de bilhões e bilhões, 1023 em um centímetro cubico de água, para ser mais exato. Para simplificar esse numero extremamente grande, pensemos no somatório de todos esses momentos (setas) e assim teremos uma única seta resultante, também chamada de vetor resultante. É melhor imaginar uma única seta do que bilhões de setas juntas, não acham?
Como a discreta maioria da população de prótons submetidas a um campo magnético tende a seguir a direção do campo aplicado, o vetor resultante também estará com essa orientação.

IV. RESSONÂNCIA DO NÚCLEO


Finalmente, a letra R em RNM significa "ressonância". A ressonância é um fenômeno comum na natureza. Para entendê-la, eh necessário discutir uma outra característica dos prótons.
Alem de terem um momento, também chamado de "spin", esses prótons transladam em torno do eixo do campo magnético, seja o do campo magnético da Terra no nosso dia a dia, seja o do campo magnético aplicado para produzir uma imagem, como ocorre com a lua em volta da Terra, como a Terra em volta do sol. Essa propriedade, chamada de "precession", na verdade eh a freqüência com que o próton gira em torno desse eixo, e foi matematicamente definida por um físico britânico chamado Joseph Larmor. A freqüência, segundo Larmor, é proporcional ao campo aplicado e a cada núcleo usado.
Cada aparelho de RM, terá, dessa forma, uma freqüência característica, baseada apenas na intensidade de seu campo magnético, já que praticamente usamos sempre o mesmo núcleo (Hidrogênio). A ressonância por sua vez, nada mais é que a indução de transições entre estados de diferente energia. A energia requerida para produzir tais transições equivale à diferença de energia entre prótons de baixa e alta energia.
No espectro eletromagnético temos radiações ionizantes de alta energia e alta freqüência, que incluem Raios-X e varias outras formas, usados para imagem medica, pois podem atravessar o organismo. A desvantagem desse tipo de radiação está no dano que pode causar às células do corpo por seus efeitos ionizantes. Segue-se no espectro, radiações de baixa freqüência e baixa energia, que incluem a luz visível, a luz infravermelha e a ultra violeta. São potencialmente mais seguras que as radiações ionizantes mas não tem muita utilidade em imagem medica, já que o corpo humano não eh transparente a elas. Finalmente, mais baixa freqüência, mais baixa energia, na variação das ondas de radio, por exemplo, o corpo humano uma vez mais se torna transparente e é essa janela no espectro eletromagnético que eh usada em RNM.
Para se produzir um sinal em RNM e então uma imagem, o vetor resultante, orientado de acordo com o campo magnético aplicado, deverá ser deslocado dessa posição e induzir a formação de uma corrente elétricaem uma bobina especialmente preparada para perceber a mudança de posição. Em outras palavras, seria como atingir uma bola de sinuca em movimento com uma outra bola e então registrar a mudança que ocorre na orientação da primeira. Como, então, mudar a direção do vetor resultante? Simples. Usando-se uma onda de Radio Freqüência (RF) da janela do espectro eletromagnético, consegue-se deslocar o vetor de sua orientação básica. Claro que em física, existem certas condiçoes básicas para se alcançar esse objetivo, como por exemplo, a RF deverá estar em sintonia com a freqüência de ressonância do sistema. Uma simples analogia seria imaginar uma criança em um balanço, com sua freqüência natural de ida e vinda. Para que se possa alterar essa freqüência, a nova radiação (uma pessoa, no caso) deverá esperar que o balanço vá e volte e assim poderá empurra-lo mais uma vez.
A amplitude e a duração da RF poderá ser controlada para se produzir uma variedade de angulações e mudanças do vetor resultante. Para tradicionais imagens de RNM usa-se uma RF que varia o angulo de 90 a 180 graus. Existem muitas outras variações com ângulos menores e que são usados em condiçoes especiais, como para diminuir o tempo de aquisição das imagens, por exemplo.
Após cada pulso de RF aplicado, o sistema representado pelo vetor resultante inicia o que se chama "relaxamento", retornando ao equilíbrio anterior à RF após um determinado lapso de tempo, chamado de "tempo de relaxamento".
Em RNM, esse tempo de relaxamento depende de vários fatores, como a intensidade da RF e do campo magnético usados, da uniformidade desses campos magnéticos, do tipo de tecido orgânico, da interação entre prótons, entre outros.
Primeiro, após a RF, o vetor resultante tende a perder a orientação no plano para o qual fora desviado. Isso resulta da falta de homogeneidade do campo magnético (supondo que apenas Deus seja perfeito, até mesmo um campo magnético pode ter pequenas variações em seu curso). Essa perda natural que ocorre com todos os aparelhos de RM eh chamada de Tempo 2* de relaxamento ou T2* (leia-se tempo 2 asterisco ou tempo 2 estrela). Esse tipo de relaxamento é danoso e deve ser corrigido para que não interfira na producao da imagem. Para isso, a cada determinado intervalo de tempo, outro pulso de RF é aplicado e novamente os prótons tendem a alinharem-se no plano desviado. Esse tempo decorrente chama-se de "echo time" (do inglês echo=eco; time=tempo), ou ET.
Ainda, cada próton tem seu próprio intrínseco campo magnético, que começa a se desorganizar e a afetar núcleos vizinhos em uma reação simultânea, após cada pulso de RF, transferindo energia entre si e conseqüentemente saindo de fase. Essa relação proton-proton (ou spin-spin) eh também chamada de Tempo 2 de relaxamento ou simplesmente T2.
A Aplicação de pulsos de RF adiciona energia ao sistema e faz com que os prótons mudem para um estado de maior excitação ou de maior energia. O processo de dissipação dessa energia, no ambiente magnético desses prótons, e o seu retorno ao estado de mais baixa energia, é chamado de Tempo 1 de relaxamento ou T1. Como para se formar uma imagem em RNM vários pulsos de RF são necessários, é imperativo que se aguarde um certo tempo de relaxamento para que o próximo pulso de RF seja eficiente, ou seja, deve-se aguardar um determinado T1.


V. CONTRASTE EM RESSONÂNCIA MAGNÉTICA


O Contraste da imagem em RNM eh baseado nas diferenças de sinal entre distintas áreas ou estruturas que comporao a imagem. A RNM tem um contraste superior à Tomografia Computadorizada (TC) na resolução de tecidos ou partes moles. Na TC, a atenuação de Raios-X pelo paciente é a maior fonte de contraste. Desta forma, a quantidade de atenuação reflete a densidade de elétrons do paciente. Por outo lado, o contraste em RNM é o resultado da interação de diferentes fatores, incluindo a densidade dos prótons, T1, T2, a susceptibilidade magnética e o fluxo dos líquidos corporais.
Se apenas a densidade dos prótons fosse a fonte de contraste em RNM, talvez, então, ela não fosse melhor que a TC em termos de resolução e contraste. A RNM tem vantagens em outras áreas, mas com respeito às partes moles, a relação entre a densidade de prótons e a densidade de elétrons varia da ordem de apenas 10%, o que não seria vantajoso. Felizmente, existem outras e melhores fontes de contraste em RNM
T1 e T2 oferecem contraste em RNM definitivamente superior a TC. Isso ocorre porque muitas substancias com similar densidade de prótons e elétrons, resultarao em diferentes sinais na RNM devido a diferentes tempos de relaxamento em T1 e T2. Por exemplo, água e tecido gorduroso, que compoe os dois maiores grupos de prótons, tem uma aparência peculiar em T1 e T2:


Sinal em T1 Sinal em T2

água - baixo (imagem escura)
gordura - alto (imagem clara ou branca)
água - alto (imagem clara ou branca)
gordura - baixo (imagem escura)




Uma outra forma de contraste em RNM baseia-se na susceptibilidade magnética de varias substancias, ou seja, a maneira como elas respondem a um campo magnético. Essa susceptibilidade é o resultado de propriedades químicas e físicas de cada substancia, e eh largamente explorada na produção de materiais de contraste usados nos exames de RNM. Como exemplo temos substancias ditas diamagnéticas (efeito oposto sobre o campo magnético), paramagnéticas (efeito positivo, potencializando os efeitos do campo e melhorando a eficiência de T1 e T2) e, finalmente, substancias superparamagnética e ferromagnéticas (metais, por exemplo) que também possuem efeitos positivos no campo magnético aplicado.
Simplificadamente, um programa de computador especialmente preparado e adaptado aos aparelhos de RNM, inicia o armazenamento dos sinais emitidos pelos vários tecidos do corpo, sejam eles em T1, T2 ou qualquer outra seqüência e, através de uma operação algoritmica, os transforma em informação digital.


VI. DESVANTAGENS DA RESSONÂNCIA MAGNÉTICA


Do exposto conclui-se que a RNM, usando campos magnéticos de altíssima magnitude, é potencialmente perigosa para aqueles paciente que possui implantes metálicos em seu organismos, sejam marcapassos, pinos ósseos de sustentação, clipes vasculares e etc. Esses pacientes devem ser minuciosamente interrogados e advertidos dos riscos de aproximarem-se de um magneto e apenas alguns casos, com muita observação, podem ser permitidos.
Outra desvantagem está na pouca definição de imagem que a RNM tem de tecidos ósseos normais, se comparada a TC, pois esses emitem pouco sinal. Na verdade, essa é uma desvantagem relativa, já que a falta de sinal pode ser delineada em RNM como áreas negras, e assim sendo, seria possível observar todo o curso de partes ósseas. Alem disso, alterações na densidade de prótons desses ossos, promovido por patologias como câncer e etc, seriam prontamente acusadas pela RNM.


VII. CONSIDERAÇÕES FINAIS


A revolução em imagem medica promovida pela RNM, deve ser interpretada como um beneficio de extremo valor, e, apesar de definitivamente ter substituído muitos exames antes realizados com energia ionizante (Raios-X, por exemplo), ainda não atingiu seu apogeu.
As pesquisas em RNM, hoje se voltam para o melhoramento e otimização das técnicas estabelecidas, bem como inclusão de novos protocolos que diminuam o tempo de armazenamento das informações e de produção da imagem. Outra grande vantagem decorrente da melhoria dos programas de computador acoplados à RNM está na facilidade de se dispor de dados para reconstrução de imagens em planos diversos e de partes especificas, como é o caso da Angiografia por Ressonância, pancreatografia e outros.
Produtos em plástico e resina, compatíveis com os aparelhos de RM estão sendo usados para substituir os ferromagnéticos como agulhas, ECG, tubos e fios; uma vantagem para pacientes de risco ou pacientes em unidades de terapia intensiva, geralmente acoplados a sistemas elétricos de suporte que todavia não podem se utilizar das vantagens da RNM.




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Note added at 2003-11-25 01:10:08 (GMT)
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Spin de eco(´técnica de ressonância magnética)

Ressonância magnética


O uso de RM para realizar colangiopancreatografia com ressonância magnética (MRCP) está evoluindo como importante ferramenta na avaliação de pancreatite crônica. A MRCP não é invasiva, evita radiação ionizante e administração de contraste, tornando-se o procedimento diagnóstico de escolha em alguns grupos de pacientes, particularmente as crianças. Quando combinada com a RM abdominal convencional, a MRCP pode fornecer informações abrangentes sobre o pâncreas e os tecidos peripancreáticos. Como a USE, potencialmente tem uma resolução que se aproxima de 1 mm. Ademais, foi feito um certo trabalho em avaliar informações funcionais em potencial após injeção intravenosa de secretina e medida de alterações do volume do líquido pancreático e duodenal em resposta ao estímulo. No entanto, devido à ampla faixa de valores de produção de líquido entre os pacientes com pâncreas normal e pancreatite crônica, a MRCP não pode ser usada como exame não-invasivo de função confiável, a menos que possa ser medida a concentração de bicarbonato.
Nossa instituição usa um magneto supercondutor com força de campo de 1,5 T (Signa; GE Medical Systems, Milwaukee, WI) com espiral de disposição em fase de torso para melhorar a qualidade da imagem. Após ser obtida uma seqüência localizadora coronal para prescrever localizações para imagens axiais, são adquiridas seqüências do abdômen em spin eco rápido com supressão de gordura e ponderadas em T2. As imagens da MRCP são então obtidas com tomada única, seqüências de spin eco rápidas durante suspensões da respiração por 2 segundos.
Embora os estudos tenham começado a demonstrar o papel importante que a RM e a MRCP podem desempenhar no diagnóstico e no estadiamento do câncer pancreático, a investigação de seu papel na pancreatite crônica começou apenas recentemente. As grandes lesões, como os ductos com dilatações macroscópicas, pseudocistos comunicantes e até pâncreas dividido, podem ser detectadas. As pequenas alterações de ductos, porém, e as calcificações não são prontamente detectadas, e a modalidade não tem potencial terapêutico.


Sinal variável nas seqüências spin-eco (geralmente hipointensas em T1 e hiperintensas em T2). Os achados predominantes à RM são áreas de ausência de sinal, serpiginosas ou anelares, no interior do tumor em todas as seqüências. Elas representam as ausências de sinal determinadas pelo fluxo com alta velocidade dos vasos dominantes do tumor e correspondem à grande vascularidade do mesmo, enquanto que as zonas de alta intensidade representam áreas de fluxo sangüíneo lento e áreas de celularidade tumoral, aparência dos \"flow-voids\" (sinal do \"sal e pimenta

3. Tomografia de RMN, Imagens Geradas, Imagens Multiespectrais de RMN, Aspectos Relevantes das Imagens.


O material desta seção é baseado no artigo de H. Panepucci (que construiu o primeiro tomógrafo brasileiro) e A. Tannús presente no livro de P. Cruvinel [PANEP]. Tal artigo foi escolhido pois resume de forma simples e rápida toda bibiografia a respeito, que será citada ao longo da exposição.



3.1. Propriedades do núcleo atômico


O núcleo atômico, útil para RMN, tem duas propriedades que são fundamentais para ocorrência do fenômeno de ressonância magnética:



· um momento angular intrínseco ou spin Ih

· um momento magnético permanente m=g I h



onde I é o operador nuclear spin, h é a constante de Planck e g é chamado de razão giromagnética nuclear cujo valor depende da espécie nuclear.

As propriedades acima fazem esses núcleos parecerem pequenos magnetos girando ao redor de seus eixos. Portanto eles se comportam em um campo magnético uniforme, como um pião girando em uma mesa sujeito ao campo de gravidade da terra.



Figura 3.1- O campo magnético e o torque



Como mostrado na Figura 3.1, o campo magnético uniforme B produz um torque m´B, no momento magnético permanente m do núcleo. Este torque, sendo normal ao vetor momento magnético permanente, continuamente muda a direção do momento nuclear m fazendo-o precessionar ao redor de B.

Usando as definições acima, isto pode ser escrito na equação 3.01 abaixo como (o torque é a variação do momento angular):




Equação 3.01


Isto que significa que a componente do momento magnético nuclear m perpendicular ao campo magnético B precessiona ao redor dele com uma frequência angular wL dada pela equação 3.02:


Equação 3.02


chamada frequência nuclear de precessão de Larmor. Esta relação é de central importância em RMN.

3.2. Magnetização do voxel


Devemos usar o termo voxel para se referir a um volume elementar de tecido idealmente homogêneo em composição, cuja densidade de magnetização de prótons será representada pelo brilho do pixel na imagem de ressonância magnética. Ele é composto de um grande número de moléculas com aproximadamente 1020 núcleos de hidrogênio cada qual tendo um momento magnético . Se nenhum campo está presente estes momentos estarão randômicamente orientados e e a magnetização da rede será 0.

Em um campo , de acordo com a discussão acima, a componente transversal de cada momento está rotacionando ao redor de com a mesma frequência w, mas com fases randômicas em equilíbrio térmico. Assim, no equilíbrio, não há componente de magnetização transversal no campo e isto pode ser escrito na equação 3.03 como:


Equação 3.03


O componente de ao longo de pode ser paralelo ou anti paralelo a ele. No zero absoluto o alinhamento completo irá ocorrer. Em uma temperatura T, devido à agitação térmica, ambas as orientações estão presentes com uma fração de excesso da ordem de na direção paralela de menor energia. Isso resulta em uma magnetização equilibrada de voxel, longitudinal ao campo dada pela equação 3.04:


Equação 3.04


Como explicado abaixo, o sistema de spin nuclear pode ser excitado, mudando-se os valores de e em relação àqueles dados pelas equações 2.03 e 2.04 acima. Neste caso é geralmente observado que e retornam exponencialmente para seus valores de equilíbrio térmico com constantes de tempo características T1 e T2, conhecidos como tempos de relaxação longitudinal e transversal respectivamente.

Desde que os mecanismos microscópicos que relaxam o componente de m são também efetivos em relaxar o transversal, relaxa mais rápido que , isto é T2 é sempre mais curto ou no mínimo igual a T1. A figura 2 abaixo mostra um voxel e as componentes e :


















Figura 3.2- O campo magnético e o torque



Assumindo que em t=0 a magnetização do voxel tem valores =0 e então escrevemos:


Equação 3.05


e


Equação 3.06


Deve ser notado que se há uma componente transversal da magnetização do voxel presente, ela irá rotacionar na frequencia de Larmor wL.

Com = + , o comportamento global da magnetização vetorial total do voxel é descrito pela seguinte equação diferencial vetorial devida a Felix Bloch [WEBB]:


Equação 3.07




Os valores de T1 e T2 dependem não apenas das espécies nucleares, mas também da composição química do tecido. Valores típicos são de 300 a 600 ms para T1 e 30 a 80 ms para T2.



3.3. Excitação da magnetização do voxel


O fenômeno básico que permite a medida da magnetização do voxel, é chamado de Ressonância Magnética Nuclear (RMN). Foi descoberta simultaneamente por F. Bloch e E. M. Purcell em 1946. Ela consiste em uma excitação RF ressonante (isto é na mesma frequência) dos spins nucleares precessionando em um campo magnético uniforme, e a subsequente observação da resposta do sistema de spins. O campo magnético fixo chamamos de e o campo gerado por um pulso de radiofrequência chamamos de . A excitação ressonante ocorre quando o campo magnético RF aplicado, , tem aproximadamente a mesma freqüência que a precessão dos momentos nucleares no campo fixo externo .

Um gerador de RF pode gerar pulsos curtos de comprimento t e está conectado a uma bobina onde um campo magnético oscilante, normal a é produzido e assim aplicado no núcleo.

Seja a frequência do campo oscilante ser igual à frequência de Larmor e sua amplitude 2B1.

Para os momentos nucleares precessionando na frequência wL, um dos campos rotacionais aparecerá estacionário, enquanto o outro irá mudar sua direção a uma razão bastante rápida. Podemos então ignorar este último, o qual não terá nenhum efeito de primeira ordem, e aparecerá na situação de um sistema de coordenadas rotacionando ao redor de B0 com frequência angular wL.

Neste quadro rotacional, os momentos nucleares mi irão apenas ver o campo em ângulos fixos para eles.

Eles irão então precessionar ao redor dele na correspondente frequência




Equação 3.08


Agora, desde que a magnetização total do voxel é exatamente , ela irá também precessionar ao redor de B1 na mesma frequência angular w1. Voltando ao experimento, se os pulsos de RF duram t segundos, então no final deles, a magnetização original de equilíbrio, M0, inicialmente ao longo de irá ter rotacionado ao redor de pelo ângulo


Equação 3.09


Isto implica na criação de uma magnetização transversa não zero.


Equação 3.10


Esta é um situação de não equilíbrio, associada com o aumento da energia interna dos sistemas de spins nucleares devido à excitação RF ressonante. Dois casos bastante importantes, são quando para q=p/2 e q=p. Os pulsos de RF que produzem estas rotações são chamados pulsos p/2 e p e são usados respectivamente para excitar ou inverter a magnetização nuclear.

3.4. Medida da magnetização do voxel: FID


Vemos então que, imediatamente seguindo um pulso de p/2, uma magnetização normal a , e igual em tamanho ao valor de equilíbrio M0 está presente em todo voxel excitado. Ela irá então iniciar precessão no plano transversal na frequência wL. Denotando este valor inicial por e usando a notação complexa para representar um vetor no plano, podemos escrever para o valor em um tempo posterior t:


Equação 3.11




onde o último fator exponencial representa a relaxação deste equilíbrio, e portanto a componente transiente transversa, em direção ao seu valor termal nulo.

Podemos agora voltar para nosso experimento e colocar uma segunda bobina também normal a e conectá-la a um dispositivo receptor tal como um osciloscópio.

Cada voxel de volume dv irá ter um momento MT(t)dv e irá assim ser equivalente a um pequeno magneto envolvente que irá induzir na bobina receptora uma pequena oscilação e. m. f. de frequência wL e amplitude decrescente. Esta é chamada de sinal Free Induction Decay (Decaimento de Indução Livre) ou FID, cuja amplitude é a medida da magnetização nuclear do voxel e assim é proporcional à densidade local de prótons. O sinal global de todos os núcleos dentro da bobina irá ser a soma daqueles vindos dos voxels individuais e se todos experimentarem o mesmo campo B0, consegue-se um FID de amplitude proporcional ao número total de núcleos selecionados.



3.5. Os mecanismos de relaxação


Vimos anteriormente que a magnetização longitudinal ML resultava de um excessivo número de momentos nucleares mi precessionando com seu componente fixo paralelo a B0.

Similarmente, de maneira a ter uma magnetização transversa ao campo, MT, um número excessivo de momentos nucleares precisam estar precessionando em fase, isto é, seus componentes transversais precisam estar apontando simultaneamente na mesma direção. Esta coesão de fase dos spins é conseguido pelos pulsos de RF durante a excitação ressonante descrita acima.

O retorno ao equilíbrio depois da excitação digamos, por um pulso de p/2, envolve dois processos diferentes que tomam lugar ao mesmo tempo, embora em razões diferentes; estas são:

· relaxação da componente transversal MT chamada relaxação transversa ou T2.

· relaxação da componente longitudinal ML, chamada relaxação longitudinal ou T1.

Os mecanismos microscópicos atrás destes dois processos envolvem a flutuação randômica das interações dos spins nucleares. O mais relevante disto é a interação dipólo-dipólo entre os momentos nucleares mi, a flutuação neste caso sendo em grande parte devida à reorientação randômica das moléculas do tecido.

Para ver como isso funciona, considere um campo local produzido por um dipólo m do lado de outro posicionado a uma distância r.



3.6. Campo magnético não uniforme: Ecos de spin


Toda discussão prévia assumia um campo espacialmente uniforme B0. Este não é o caso real porque magnetos reais não produzem campos perfeitamente homogêneos. Adicionalmente em MRI, como nos iremos ver, gradientes de campo magnético são úteis para codificar os sinais nucleares.

Consideremos o caso de um campo B0, não homogêneo e seja <DB> o valor da raiz média quadrática dos desvios de uma media B0 sobre um voxel.

Então temos o espalhamento médio em frequências de precessão dado por Dw=g<DB>. Usualmente, em tecido, este efeito é maior do que os dos campos locais internos e os spins irão se espalhar em fase sobre um ciclo completo de 2p depois de um tempo T2*, tal que Dw T2*<DB> ~ 2p. Desde que T2*<< T2, então, chamado f0 a frequência de ressonância e <dB> as inomogeneidades do campo, em ppm,




Equação 3.12




é um tempo efetivo de relaxação transversal, dando o decaimento experimentalmente observado do sinal FID. Para um magneto MRI com B0= 0.5 tesla e um campo de 10

ppm, temos que T2* ~ 5ms.

Há uma diferença bastante importante entre esta defasagem, devida à não homogeneidade do campo estático externo, e ao verdadeiro T2 intrínseco devido a flutuações de campo externas. De fato, enquanto T2 está associado com interações randômicas, e portanto envolve um processo espontâneo e termodinamicamente irreversível, T2* resulta de uma evolução das fases dos spins sob condições incertas mas bem definidas, dadas pela intensidade do campo externo e das posições nucleares intermediárias. Este processo T2* é então reversível, pelo menos em princípio.l

Isso torna possível o seguinte experimento, que conduz à observaçao de um fenômeno conhecido como eco de spin.

Uma sequência [p/2-t-p], composta de um pulso de excitação p/2 seguido por um pulso p um tempo t posterior, é aplicado à bobina transmissora.

O osciloscópio conectado à bobina receptora irá então mostrar o decaimento usual FID seguindo o pulso de p/2, seguido de um sinal adicional, que primeiramente cresce e então decai, chegando ao pico no instante 2t, isto é, t segundos após o pulso p.

Este sinal extra que marca o reaparecimento da magnetização transversa depois dele ter aparentemente desaparecido em um tempo bem além de T2*, foi nomeado por Ewin Hahn que primeiro o observou em 1951.

Ela mostra a evolução da evolução de spins isocromais (grupo de spins que vêem idênticos campos locais) em um quadro rotacionando na frequência de ressonância média. Depois de serem colocados em fase pelo pulso de excitação (a) os vários isocromais começam a precessionar em frequências ligeiramente diferentes dadas pelos valores locais do campo externo. No quadro rotacional, os isocromais lentos irão ser vistos em um sentido oposto daqueles mais rápidos. Isso começa o processo de defasagem (b). Os isocromais continuam a se desviar desta maneira para um tempo t até que um pulso de rotação p seja aplicado (c). Neste tempo todo momento nuclear mi é rotacionado de 180 graus sobre B (d). Agora a diferença nas frequências de precessão faz com que os isocromais reposicionem-se na mesma razão, tal que a magnetização transversal é quase completamente refocalizada t segundos depois (e), exceto por uma pequena fração irreversível devido à relaxação T2 intrínseca.



3.7. Codificação dos campos gradiente de posição: imagem unidimensional


Na presença de um campo magnético, a magnetização macroscópica M(r) é proporcional à densidade de prótons, rH(r). Dizemos na última seção como medir a magnetização macroscópica e o principal propósito aqui é mostrar como o uso dos sinais de RMN para construir uma imagem. O procedimento chave para o mapeamento de M(r) é a codificação espacial da posição do núcleo que é baseada na dependência da frequência de precessão do campo magnético dado pela equação de Larmor:




Eq. 3-13




Um campo magnético espacialmente dependente é realizado superimpondo ao campo estático e homogêneo B0, um campo linearmente variante paralelo a ele, com amplitude gradiente constante:




Equação 3.14




E consequentemente


Equação 3.15






O sinal detectado é facilmente interpretado utilizando-se o formalismo da Transformada de Fourier. A Transformada de Fourier de s(t) dá sua composição espectral, isto é, quanto sinal está presente em cada frequência. Desde que se sabe a relação entre a frequência e a posição, este espectro é de fato uma imagem unidimensional de nosso objeto.

O momento magnético transverso do elemento de volume dx localizado em x é




Equação 3.16






O sinal resultante vindo de todos os elementos dm(x,t) é dado pela equação 3.17




Equação 3.17


Este é um sinal de radiofrequência modulado na frequência de Larmor, onde a informação sobre a distribuição espacial dos spins está no envoltório. Introduzindo uma nova variável k(t)=gGt, esta função envoltória se torna:




Equação 3.18


Ignorando os fatores de proporcionalidade, podemos escrever S(k(t)) como um

produto de duas funções:




Equação 3.19


e


Equação 3.20




A equação 3.20 mostra que a imagem que estamos procurando, M0(x), está relacionada a G(k) pela transformada de Fourier. Desta maneira pode-se achar a imagem utilizando-se o teorema da convolução.

3.8. Codificação em mais de uma dimensão


Em mais de uma dimensão, a codificação é ligeiramente mais complicada. A razão é que a frequência espacial obtida da equação de Larmor no caso unidimensional foi baseada na existência de um campo magnético B(x), com um valor diferente em cada ponto do objeto unidimensional. Em duas ou três dimensões é impossível ter um campo, digamos B(x,y), com uma diferente intensidade em cada ponto (x,y) por que ele precisa ser contínuo no espaço. A solução é codificar cada dimensão em um tempo fazendo B0 variar apenas ao longo de uma direção, digamos y para algum tempo e ao longo da outra, digamos x. Isto tem duas implicações: primeiro, que o campo precisa agora ser uma função do tempo e do espaço B0(r,t); e segundo que, em geral, o processo global de codificação irá envolver uma série de experimentos para produzir em duas ou três dimensões, um array de dados. A solução é permitir que os gradientes variem, ambos em amplitude ou direção, fazendo deles uma função vetorial G(t) variante no tempo G(t) com componentes



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Note added at 2003-11-25 01:11:46 (GMT)
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Ressonância Magnética cardíaca funcional
Resultados de nossa recente pesquisa sobre a viabilidade da RMag cardíaca na Johns Hopkins University School of Medicine, Baltimore, EUA, foram apresentados no grupo de imagens cardiovasculares. Em nossa opinião, os radiologistas têm uma vantagem sobre os cardiologistas, pois têm treinamento no processo da ressonância magnética com boa apreensão dos protocolos de imagens ponderadas em T1 e T2. No entanto, o treinamento cardíaco específico para RMag não está amplamente à disposição em programas de residência em radiologia ou de bolsas em cardiologia e radiologia. Quanto a esta questão no Johns Hopkins, enfatizamos uma “abordagem prática” das imagens cardíacas, que consiste em estabelecer um protocolo geral que pode ser usado para obter imagens de ecos de gradientes. Como a anatomia intrínseca do coração é angulada para a esquerda e anteriormente no tórax, usa-se localização oblíqua dupla da anatomia cardíaca para determinar imagens nos eixos maior e menor.

Nosso cine-protocolo cardíaco tem sido usado para treinar 45 tecnólogos em várias instituições com bom índice de sucesso. O protocolo consiste em um localizador axial, seguido por 2 imagens localizadoras oblíquas rápidas subseqüentes. Estes localizadores requerem um total de aproximadamente 2-3 minutos para as aquisições. Subseqüentemente, são feitas cine imagens no menor e maior eixo do coração durante movimento de interromper a respiração. Se for necessária quantificação da massa do ventrículo esquerdo ou do débito cardíaco, o miocárdio pode ser segmentado do pool de sangue para determinar volumes diastólico final e sistólico final. O protocolo descrito pode ser usado da mesma maneira para imagens de precessão livres em estado de equilíbrio com velocidade ultra-rápida, o que também é conhecido como Fiesta (General Electric) ou TrueFISP (Siemens Medical Systems).

Os protocolos cardíacos de RMag são suplementados com imagens tradicionais rápidas em eco de spin usando imagens ponderadas em T1 e/ou T2. Estas seqüências prontamente se prestam à avaliação de anormalidades estruturais do coração, à avaliação de cardiopatia congênita ou à investigação de massas cardíacas. As mais recentes imagens rápidas em eco de spin para RMag são seqüências feitas com a respiração suspensa e pulsos de inversão da supressão de sangue para dar um contraste destacado entre o sangue e o miocárdio.

Durante a sessão especial de imagens cardiovasculares SCBT/MR, também destaquei nossa experiência com RMag na avaliação e viabilidade miocárdica. A RMag é o único método existente que pode avaliar as várias camadas de miocárdio quanto à viabilidade. Por comparação, a tomografia computadorizada com emissão de fóton único dá apenas um retrato da espessura inteira e do músculo cardíaco. Para a avaliar a viabilidade miocárdica com a RMag, injeta-se por via intravenosa uma dose dupla (0,2 mmol/kg) de contraste com gadolínio DTPA. Dez minutos depois da injeção, iniciam-se as imagens do miocárdio e são adquiridas seqüências de pulso que usem uma técnica de supressão do miocárdio para dar alto contraste entre miocárdio normal e infartado. Em muitos pacientes, apesar da revascularização bem-sucedida com stents e/ou através de terapia trombolítica, os capilares podem permanecer num estado conhecido como obstrução microvascular. A RMag, único método que pode detectar sem invasividade a presença e a extensão da obstrução microvascular, tornou-se um pilar como técnica de nossa avaliação de viabilidade miocárdica.



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Note added at 2003-11-25 01:13:53 (GMT)
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Interação do ultra- som com os tecidos e formação da imagem ecográfica:
reflexão do ultra- som (eco); importância do gel e da ingestão de líquidos no exame ecográfico;
espalhamento do ultra-som; reforço posterior;
transmissão (absorção); relação entre freqüência e absorção do ultra-som; escolha da freqüência mais apropriada;
ecografia tridimensional.


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Note added at 2003-11-25 01:14:50 (GMT)
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Espero que tenha ajudado! 0:))


    Reference: http://www.imaginologia.com.br/artigos/004
    Reference: http://www.fleury.com.br/htmls/mednews/0700/medcontfcb0704.h...
Sonia Heidemann
Native speaker of: Portuguese
PRO pts in pair: 266

Peer comments on this answer (and responses from the answerer)
agree  Amilcar: Este paradigma em geral soa mal no vernáculo, embora tenha alguns pergaminhos. Mas em linguagem científica é ExtremamentE comum, convenientíssimo, e por vezes quase inevitável. Eu sou por spin eco, ou spin-eco, questão de gosto.
17 hrs
  -> muito obrigada Amilcar
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