Curso de Ressonância Magnética

Curso de Ressonância Magnética

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É o intervalo de tempo entre um pulso de 90° (1ª excitação) e outro pulso de 90° (2ª excitação). Ö T1 curto- Sinal de Alta Intensidade.

- Lípides, líquidos protéicos, sangramento subagudo (metemoglobina). Outras substâncias paramagnéticas com interações próton-elétron, dipolodipolo a baixas concentrações (gadolínio, melanina). Ö T1 Longo- Sinal de Baixa Intensidade.

- Neoplasias, edema, inflamações, líquidos, L.C.R.

É o intervalo de tempo entre um pulso de 90° e a leitura do sinal (eco). Ö T2 Curto- Sinal de Baixa Intensidade.

- Depósito de ferro no fígado, efeito de suscetibilidade magnética (hemossiderina, desoxiemoglobina, ferretina). Ö T2 Longo- Sinal de Alta intensidade.

- Neoplasias, edema, inflamações, gliose, líquidos puros, L.C.R.

OU SEJA: * IMAGEM PONDERADA EM T 2- TR LONGO E TE CURTO.

* IMAGEM PONDERADA EM T 1- TR CURTO E TE CURTO.


• FLIP ANGLE (Ângulo de excitação):

É o ângulo formado pelo desvio da imagem da magnetização longitudinal pelo pulso de RF, para o plano de magnetização transversal. Controla o contraste nas imagens nas diferentes sequências de pulso.

- FLIP ANGLE de 90°- Máxima amplitude de sinal. - FLIP ANGLE < 90°- Menor amplitude de sinal.

¾ Seqüências SPIN-ECO, FAST-SPIN-ECO, IR, FLAIR, STIR- Ângulo 90°. ¾ Seqüências Gradiente - ECO- Ângulo variável.

T1---------------------------------45-110°-------------------8-15° ms- Mais próximo de zero grau- ponderação T 2* (5°- 20°). - Mais próximo de 90 - ponderação T1 (30°-90°). Contraste da imagem--------ângulo de excitação-------TE (ms) T2*------------------------------- 5-20°----------------------8-15° ms TR longo 200 a 400 ms- recuperação do vetor de magnetização longitudinal.

Como já foi discutido, para ocorrer o fenômeno da ressonância é necessário que se faça a utilização de um pulso de RF com uma energia suficiente para lançar o VME do hidrogênio

para o plano transverso (90º), visto que ele se encontra com sua freqüência de precessão em um plano longitudinal (Bo).

Um pulso de RF também provoca uma somatória e coloca em fase os momentos magnéticos individuais que constituem o VME e, em conseqüência, aparece uma magnetização transversa coerente, cuja precessão no plano transverso é a própria precessão do hidrogênio. De acordo com a freqüência de Larmor para aquele campo magnético em questão (para 1.5 T, a freqüência de precessão é de 63,85 MHz; para 1.0 T, 42,57 MHz e para 0.5 T, 21,28 MHz).


Com isto, pode-se induzir na bobina receptora, posicionada ao redor do segmento anatômico que está sendo examinados, uma voltagem ou sinal que tem a mesma freqüência que a freqüência do hidrogênio para aquele determinado tipo de magneto (0.5, 1.0 ou 1.5 T), independentemente do ponto de origem do sinal oriundo do paciente.

Contudo, para que o sistema possa localizar espacialmente este sinal, é preciso plotá-lo em relação aos três eixos dos planos ortogonais através de uma codificação que possibilita sua identificação tridimensional aonde quer que ele se encontre. Esta “codificação” que permite a localização de um ponto do paciente em relação aos eixos das imagens é uma tarefa executada pelos gradientes.

Gradientes são definidos como pequenas alterações do campo magnético principal gerado por bobinas localizadas ao longo do corpo do magneto (bobina gradiente). A passagem de uma corrente por uma bobina gradiente induz um campo magnético gradiente em torno dela, que é subtraído da potência do campo magnético principal (Bo ou acrescentado a ela.

A magnitude do campo magnético principal é alterada linearmente pelas bobinas gradientes, de modo que se pode quantificar a potência do campo magnético e, por conseguinte, a freqüência de precessão dos núcleos ao longo do eixo do gradiente, permitindo uma codificação espacial.

Os núcleos que se situam em um campo magnético de maior potência, em relação ao isocentro, se aceleram. Enquanto os núcleos que se situam em um campo magnético de menor potência, em relação ao isocentro, se desaceleram: a freqüência de precessão aumenta e diminui, respectivamente, devido ao gradiente. Em conseqüência disso, a posição de um núcleo ao longo de um gradiente pode ser identificada, graças à sua freqüência de precessão para cada ponto determinado.

No corpo do magneto existem três bobinas gradientes. Estas bobinas são referidas como bobinas gradientes Z, X e Y, de acordo com o eixo segundo o qual elas agem ao serem ativadas. O gradiente Z altera linearmente a potência do campo magnético ao longo do eixo Z do magneto, que é o eixo mais longo e que é paralelo ao eixo longitudinal do corpo do paciente.


O gradiente Y altera a potência do campo magnético ao longo do eixo Y do magneto que representa o eixo vertical, ou seja, aquele que tem uma posição vertical em relação ao paciente em decúbito ventral ou dorsal. O gradiente X altera a potência do campo magnético ao longo do eixo X do magneto, ou seja, aquele que é horizontal à superfície corporal. No conjunto, todos os eixos fazem entre si um ângulo de 90º (planos ortogonais).

O isocentro magnético é o ponto central dos eixos dos gradientes, o qual coincide com os eixos do corpo do magneto. No isocentro magnético a potência do campo magnético permanece inalterada, mesmo ao serem ativados os gradientes. Em resumo, as tarefas principais dos gradientes são: seleção de cortes (localização de um corte – sagital, axial ou coronal - no plano

de exame selecionado), localização espacial de um sinal ao longo do eixo longo da anatomia (codificação de freqüência) e localização espacial de um sinal ao longo do eixo curto da anatomia (codificação de fase).

Um corte correspondente a um determinado plano situado ao longo do eixo de gradiente; tem todos os seus pontos com uma freqüência de precessão específica. Assim sendo, pode-se excitar de forma seletiva os pontos deste corte, bastando para isso a transmissão de um pulso de RF com uma faixa de freqüência que coincida com a freqüência de Larmor dos spins dos prótons de hidrogênio, situados exclusivamente naquele plano.

Obtém-se, assim, a ressonância dos núcleos situados exclusivamente neste plano. Os núcleos situados em outros cortes ao longo do gradiente não entram em ressonância, pois a presença do gradiente modifica a freqüência de precessão dos mesmos. O plano de exame selecionado pelo examinador determina qual dos três gradientes irá executar a seleção dos cortes durante a seqüência de pulsos.

O gradiente Z altera a potência do campo e a freqüência de precessão ao longo do eixo Z do magneto. Ele, portanto, seleciona os cortes axiais. O gradiente X altera a potência do campo e a freqüência de precessão ao longo do eixo X do magneto; é o responsável pela seleção dos cortes sagitais.


Finalmente, o gradiente Y altera a potência e a freqüência de precessão ao longo do eixo Y do magneto e seleciona os cortes coronais. Uma vez selecionado um corte, os sinais dele devem ser localizados ao longo de, pelo menos dois eixos da imagem através de um processo conhecido por codificação de freqüência que está associado ao eixo longo da anatomia. Nas imagens coronais e sagitais o eixo longo da anatomia situa-se ao longo do eixo Z do magneto.

Neste caso, a codificação de freqüência é realizada pelo gradiente Z. Nas imagens axiais, o eixo longo da anatomia encontra-se ao longo do eixo horizontal do magneto (eixo X) e, neste caso, é o gradiente X que realiza a codificação de freqüência. Em especial, nos exames de crânio, o eixo longo da anatomia (ânteroposterior) situa-se ao longo do eixo ântero-posterior do magneto e, assim, é o gradiente Y que deve promover a codificação de freqüência.

• Codificação de fase

Quando todos os gradientes são aplicados em um determinado tempo e ocorre a seleção de um corte, ocorre um desvio de freqüência ao longo de um eixo do corte e um desvio de fase ao longo de outro eixo. Desta forma, o sistema pode localizar um sinal individual da imagem.

Esta informação deve ser agora traduzida em termos de imagem, o que ocorre através do armazenamento de informações no processador do sistema de computação que dispõe do chamado espaço K. O espaço K é o domínio da freqüência espacial, isto é, parte do sistema que armazena informações sobre a freqüência de um sinal e de que parte do paciente ele se origina.

O espaço K tem uma forma retangular e tem eixos perpendiculares entre si, que representam o eixo de fase (formado por várias linhas horizontais) e o eixo de freqüência (formado por linhas verticais). Todas as vezes que é feita uma codificação de freqüência, ou de fase, são colhidos dados que devem ser armazenados nas linhas do espaço K e estes dados produzirão uma imagem do paciente.


Na realidade, o espaço K funciona como uma fonte de armazenamento de dados até que uma aquisição completa termine; o que ocorre quando todas as linhas do espaço K estão preenchidas.

Para uma determinada aquisição, o número de linhas do espaço K que são preenchidas, é determinado pelo número de diferentes inclinações de codificação da fase que são aplicadas: uma vez preenchidas todas as linhas do espaço K selecionado, a aquisição de dados está completa, aquela parte do exame está terminada e os dados mantidos no espaço K são convertidos em imagens. Esta conversão é feita matematicamente por um processo conhecido como Transformada de Fourier Rápida (TFR). A TFR é um processo puramente matemático, e está além dos objetivos deste trabalho.

• Matriz

A unidade base de uma imagem digital é um pixel. O pixel, portanto, é apresentado em duas dimensões e representa também a unidade de superfície de um determinado tecido do paciente. O voxel representa um volume unitário de tecido do paciente e é determinado pela área unitária de superfície (pixel) multiplicada pela espessura do corte. A área do pixel é determinada pelo tamanho do campo de visão (CDV) e pelo número de pixels no campo de visão ou matriz. O campo de visão relaciona-se à extensão da anatomia coberta e ele pode ser quadrado ou retangular. Desta forma, a área do pixel pode ser determinada pela fórmula seguinte:

Área do pixel= dimensões do CDV/ tamanho da matriz. O tamanho da matriz é determinado por dois números. O primeiro corresponde ao número de amostras de freqüência colhidas e, o segundo, ao número de codificações de fase efetuadas. Por exemplo, 512x256 indica que foram colhidas 512 amostras de freqüência durante a leitura e foram feitas 256 codificações de fase. Uma matriz grosseira é aquela formada por um baixo número de pixels no CDV e uma matriz fina representa um número elevado de pixels no CDV.

Conseqüentemente, o mesmo raciocínio é válido para o voxel: uma matriz grosseira é formada por um baixo número de voxels e, uma fina, por um elevado

80 Este material deve ser utilizado apenas como parâmetro de estudo deste Programa. Os créditos deste conteúdo são dados aos seus respectivos autores número de voxels. Grandes voxels contêm mais núcleos de hidrogênio e, por conseguinte, maior número de spins para contribuir com um sinal mais forte dos que os pequenos voxels.

Resumo: Resolução espacial- detalhes anatômicos: Ö Quanto > o pixel > intensidade de sinal < resolução. Ö Quanto < o pixel < defasagem intra-voxel > resolução. Ö Matriz pequena- diminui resolução espacial. Ö Matriz alta- aumenta resolução espacial. Ö

Ö Quanto > FOV > tamanho do pixel < resolução espacial. Ö Quanto < FOV < tamanho do pixel > resolução espacial.

Área do pixel =

FOV (m) / Matriz (pixels).

FOV -250 = 100 % S/RQuanto > FOV > S/R.FOV – 125= 75 % S/R Quanto < FOV < S/R.Ex: FOV 250/ matriz 256 x 256 Pixel- 0,97 m x 0,97 m

• RFOV- FOV RETANGULAR- Aumenta ou diminui o tamanho no sentido na codificação de fase e freqüência.

Ex: FOV 20 cm / Matriz 192 x 256 RFOV = 192 / 256 x 200 m RFOV= 15 cm Ö Quanto < RFOV < tempo de aquisição.

Quanto > Espessura > volume do voxel > S/R. Quanto < Espessura < volume do voxel < S/R. GAP- (espaçamento entre os cortes) 10 % da espessura do corte. Ex: Corte 10 m/ GAP 0,1 m.

Ö Número de leituras de uma parte do espaço K. Ö Espaço K- Raw Data da Imagem. Ö Quanto > o número de NSA > Relação S/R > tempo.



Ö Quanto maior potência do campo (B0) > a freqüência de pressão do spin (W).

Ö Quanto menor a potência do campo (B0) < a freqüência de precessão do SPIN ( W ).

W = Y.B Freqüência de LARMOR

Ö BOBINAS DE SUPERFICÍCIE E QUADRATURA – Aumentam a relação sinal/ ruído. Ö BOBINAS DE CORPO- Diminuem a relação sinal/ ruído.

• Homogeneidade do campo magnético:

Ö Aumenta homogeneização- Aumenta relação sinal/ ruído. Ö Diminui homogeneização- Diminui sinal/ ruído.

Artefatos relacionados ao paciente incluem movimento, deslocamento químico e materiais magnéticos. O fluxo muitas vezes aumenta os artefatos, enquanto a angiografia por RM é verdadeiramente imagem do fluxo.

¾ Artefatos de movimentos


Movimentos resultam em fantasmas ou borrões nos detalhes em imagens de

RM. Dentre os movimentos, estão incluídos: movimentação do paciente, movimentos periódicos cardíacos e respiratórios, deglutição, ou fluxo do L.C.R.

¾ Sincronismo cardíaco

Em imagem cardíaca, a aquisição é geralmente sincronizada através de um eletrocardiograma no intervalo R do ciclo cardíaco. Isto elimina de forma efetiva os borrões e problemas inerentes à imagem cardíaca, embora limite algumas estratégicas de imagem.

A aquisição com sincronismo respiratório é executada durante a parte do ciclo em que ocorre o mínimo movimento do tórax. É uma técnica eficaz para minimizar os artefatos deste movimento, mas provoca um substancial aumento no tempo total do exame, e por isso não é muito utilizado.

¾ Redução de artefato por codificação de fase. ( PEAR – Phase Encoded Artifact Reduction)

A técnica (PEAR) foi desenvolvida para minimizar os efeitos do artefato da respiração sem sacrificar o tempo total do exame. É usado um dispositivo que detecta a respiração do paciente, através das mudanças nas paredes abdominais ou do tórax, e gera um sinal eletrônico correspondente. Os dados sensíveis ao movimento (região central do espaço K) são coletados na situação de pouco deslocamento do tórax, e os dados menos sensíveis ao movimento, durante o restante do ciclo respiratório.

De maneira semelhante ao sincronismo cardíaco, o disparo por respiração usa um sinal eletrônico gerado na expiração para iniciar a aquisição de dados.


A compensação de fluxo é também conhecida como gradiente para anular momento (gradient moment nuling), ou dessensibilização ao movimento. Ela envolve o balanceamento da fase para os spins em movimento e para os spins estacionários, no instante do eco. A seqüência FLAG (Flow Adjustable Gradients) executa esta tarefa para compensar velocidade, aceleração constante e pulsação.

¾ Técnica de saturação de regiões (REST- Regional Saturation Technique)

Com a técnica REST, os Spins fora do plano de interesse podem ser pré- saturados por um pulso de RF adicional que precede a seqüência, de maneira que os spins não tenham magnetização durante a aquisição. As regiões do REST podem ser paralelas ou perpendiculares ao plano, ou orientação arbitrária. O REST é usado para eliminar artefatos causados por movimento ou por fluxo. ¾ Segurar a respiração e compressão abdominal

Ambas as técnicas são empregadas nas sequências de curta duração, minimizando o esforço do paciente.

¾ Supressão da retroprojetação (FOLD-OVER)

Fold-over, aliasing, Wrap-around são termos em inglês para designar retroprojeção. Ela ocorre se uma ou mais dimensões dos objetos, do qual está sendo feita a imagem, são maiores que o campo de visão especificado para imagem (FOV). As regiões fora do campo de visão são erroneamente codificadas e mostradas na imagem do lado oposto, ao qual ela não pertence. A retroprojeção pode ser suprimida ou pelo uso de pré-saturação, ou pela sobre amostragem, isto é, o campo de visão é duplicado numa direção, de modo a conter regiões maiores, as quais são ignoradas na reconstrução da imagem final.


As diferentes freqüências de ressonância do lípides e da água ocasionam um tipo de artefato chamado CHEMICAL SHIFT. A diferença entre essas freqüências de precessão dos lípides e da água, dependendo do TE escolhido, produz uma pequena intensidade de sinal.

¾ Agentes paramagnéticos

Como já foi comentado anteriormente, nas imagens ponderadas em T1, tecidos com tempo de relaxamento T1 curto, por exemplo, tecidos adiposos, aparecem hiperintensos; tecidos com tempo de relaxamento T1 longo, por exemplo, a água, aparece hipointenso. Nas imagens ponderadas em T2, tecidos com declínio T2 curto, no caso tecido adiposo, aparecem hipointensos e tecidos com declínio T2 longo, no caso a água aparece hiperintenso. Foi mencionado também que, pela presença da água na maioria das lesões e nos tecidos a elas circundantes, as ponderações T2 são excelentes para detectar os “sinais” da presença das lesões e que as ponderações T1 são ótimas para a definição anatômica das mesmas.

Como em qualquer método de imagem em medicina, também para a RM foi desenvolvido um meio de contraste que pudesse realçar as lesões, e não os tecidos normais, que facilitasse sua localização, características e diagnóstico diferencial. Os meios de contraste geralmente utilizados em RM, portanto, afetam seletivamente os tempos de relaxamento T1 dos diferentes tecidos, embora os tempos de recuperação T2 possam também ser alterados pela introdução de meios de contraste. Quando o efeito predominante é o encurtamento T1, as estruturas ou tecidos patológicos com relaxamento T1 reduzido aparecem claras, isto é, hiperintensas.

O meio de contraste mais usado em RM é o gadolíneo. A água no corpo, como aquela encontrada nos tumores e processos inflamatórios, tem uma rotação muito mais rápida que a freqüência de Larmor, provocando um relaxamento

86 Este material deve ser utilizado apenas como parâmetro de estudo deste Programa. Os créditos deste conteúdo são dados aos seus respectivos autores ineficiente que é demonstrado por longos tempos de relaxamento T1 e T2, aparecendo nas imagens por RM como áreas hipointensas e hiperintensas respectivamente. Ao colocar-se uma substância com grau de momento magnético, como o gadolínio, que é uma substância paramagnética, na presença de prótons da água são criadas flutuações do campo magnético local, que podem reduzir os tempos de relaxamento T1 do próton da água.

Este fenômeno provoca uma maior intensidade de sinal destes prótons nas imagens ponderadas em T1, tornando-os hiperintensos. O gadolíneo é, portanto, um meio de contraste T1. Os meios de contraste T2 não são usados rotineiramente no dia-a-dia dos serviços de imagem e fica por conta do leitor melhorar seus conhecimentos sobre os mesmos, através dos livros textos.

O gadolínio é um oligoelemento metálico (lantanídeo) classificado dentro do grupo dos metais pesados e com afinidade para se acumular em locais do corpo humano como membranas, proteínas de transporte, enzimas, matriz óssea e órgãos em geral. O gadolíneo tem três elétrons livres, sendo, portanto, um íon metálico. Felizmente, existem substâncias na medicina que graças à sua afinidade por íons metálicos, são capazes de se ligar a eles, colaborando na sua distribuição, circulação e excreção, evitando a deposição do mesmo, por muito tempo, nos tecidos humanos. Esta é a função dos quelantes (quelados).

Os quelantes se fixam em alguns dos locais disponíveis do íon metálico, propiciando esta função importante. O quelante usado para o gadolíneo é o DTPA ou ácido dietileno triaminopentacético. Portanto, o resultado é o Gd-DTPA (gadopentetato) que é um meio de contraste hidrossolúvel bastante seguro para utilização clínica, sendo raros seus efeitos colaterais. Os mais comuns são: um aumento pequeno e transitório da bilirrubina e do ferro plasmáticos, cefaléias leves e transitórias (9,8 % dos casos), náuseas (4,1 % dos casos), vômitos (2,0 %), hipotensão, irritação gastrintestinal e erupções cutâneas em menos de 1 %. Até o presente, foram relatados dois casos de óbitos relacionados aos milhões de usuários do Gd-DTPA em todo o mundo, sendo esta estatística bastante diferente daquelas para o uso do contraste iodado utilizado em outros métodos radiológicos (1 / 20.0 a 40.0).


Aproximadamente, 80% do gadolíneo utilizado em um exame são excretados pelos rins em três horas. Embora não haja contra-indicações específicas para o seu uso, deve-se avaliar com critérios muito rígidos a necessidade do seu uso em pacientes com distúrbios hematológicos. Particularmente nas anemias hematolítica e falciforme, no caso de gravidez, mães em fase de amamentação, distúrbios respiratórios, particularmente na asma, e história de alergia anterior ao contraste.

* ADMINISTRAÇÃO: 0,2 ML/ KG Via Endovenosa.

* Resumo do mecanismo de ação: O efeito predominante do gadolínio é reduzir o tempo de relaxamento T1 dos tecidos onde fica acumulado, utilizando-se seqüências ponderadas em T1, para demonstrar aumento da intensidade de sinal pela impregnação nos tecidos e lesões.

O Gadolínio atinge os tecidos patológicos através da barreira hematológica lesada (SNC), processos inflamatório-infecciosos e traumáticos, bem como nos tumores e na evolução dos infartos.

Obs.: A foice, plexos coróides, dura-máter, hipófise e infundíbulo pituitário não possuem barreira hemato-encefálica, portanto impregnam-se pelo contraste normalmente.

1. SPIN-ECO

Utilizam-se um pulso de 90 graus seguido de um pulso de 180 graus para repolarizar os spins, gerando um eco.

PONDERAÇÃO EM T1: ¾ Um pulso de 180 graus gerando um eco.

PONDERAÇÃO EM DENSIDADE DE PRÓTONS (DP) E EM T2:

¾ Dois pulsos de 180 graus gerando dois ecos. ¾ Ponderação em densidade de prótons.


PONDERAÇÃO EM T2: ¾ TR longo e TE longo (segundo eco)

TR curto: 300-600 ms. TE curto: 10-20 ms.

TR longo: mais de 2000 ms. TE curto: 20 ms(DP). TE longo: 70 ms (T2).

Vantagens: -Boa qualidade da imagem.

-T2 muito sensível à patologia.



Desvantagens:

-Tempo de aquisição relativamente longo. 2. FAST SPIN-CHO

Seqüência FAST SPIN-ECHO diminui o tempo de aquisição das imagens em relação à seqüência SPIN-ECHO convencional.

Para conseguir essa redução de tempo, são utilizados vários pulsos de repolarização de 180°, chamados de trem de ecos.

VANTAGENS: - Redução nos tempos de aquisições.

- Matrizes de alta resolução e maior número de NEX.

-Melhor qualidade das imagens.

DESVANTAGENS: - Gordura hiperintensa nas seqüências T2.

-Borramento das imagens.

3. SEQÜÊNCIA TURBO-SPIN-ECO-TREM DE ECO

É uma seqüência de pulso, que se inicia com um pulso de inversão de 180°. Este pulso inverte o vetor de magnetização resultante, promovendo uma saturação completa.

Um pulso de 90° é aplicado logo após o pulso de inversão de 180°, denominado de TI ou tempo de inversão. A imagem resultante é fortemente ponderada em T1, pois o pulso de 180° consegue uma saturação completa e promove uma grande diferença de contraste entre água e gordura.

¾ Ponderada em T1 na seqüência Inversão-Recuperação.

OBS: Para se obter recuperação completa do vetor de magnetização resultante, o TR deve ser mais longo do que 2000 ms.

PONDERAÇÃO EM T1 * TI médio: 400 a 800 ms.

*TE curto: 10 a 20 ms.

*TR longo: > 2000 ms.

PONDERAÇÃO EM T2 * TI longo: > 1800 ms.

* TE curto: > 50 ms.

* TR longo: > 2000 ms.

VANTAGENS: - Relação sinal/ruído muito boa (TR longo).

- Excelente contraste T1.


Sequências turbo

4. STIR (Short TI Inversion- Recovery)

É uma seqüência de pulso inversão- recuperação, que utiliza um TI curto, para que a gordura se recupere completamente na magnetização transversa. Quando o pulso de 90° é aplicado, o vetor da gordura é desviado de 90° para 180°, saturando completamente, eliminando o sinal de gordura.

TI curto: 150-170 ms. TE curto: 10-20 ms (T1) e > 50 ms (T2). TR longo: > 2000 ms.


5.FLAIR

Utiliza um pulso de inversão para saturar o sinal do L.C.R ou líquido livre. Ao invés de saturar um lipídeo, esta aplicação requer um tempo de inversão longo, por volta de 2000 ms.

6. SPIR (Spectral Presaturation With Inversion Rcovery)

É um método que utiliza a diferença em freqüência de ressonância entre água e gordura. Um pulso de inversão seletivo excita os núcleos ligados a lipídios. Após um tempo apropriado entre o pulso de inversão e o início de uma seqüência de Spin-Echo, uma imagem de água pura é gerada.

Seqüência SPIR



7. SEQUÊNCIA ECO DE GRADIENTE OU FAST FILD ECHO (FFE)

Ao invés de aplicar um pulso de 180° para refocalizar o spin eco, utiliza-se o decaimento livre de indução (efeito T2) para detectar o sinal, através da aplicação do gradiente, chamados gradientes de reversão, refocalizando os spins, e gerando um eco.

Como não há um pulso de 180° para repolarização dos spins, o TR e TE podem ser reduzidos ao mínimo, porque “FLIP ANGLE” diferentes de 90° podem ser usados.

Portanto, as seqüências de pulso gradiente - eco possuem tempos de aquisição mais curtos em relação às seqüências spin-eco.

A desvantagem nas seqüências gradiente - eco, é que não há compensação para heterogeneidade do campo magnético, gerando na maioria das vezes, artefatos de suscetibilidade magnética.

As seqüências de pulso GE já foram anteriormente discutidas, mas é importante lembrar que as seqüências gradiente eco usam ângulos de inclinação variáveis, de modo que se pode usar um TR bem curto e o tempo de exame pode ser reduzido, podendo-se usá-las em exames em apnéia, do tórax ou abdômen, bem como imagens dinâmicas contrastadas e imagens angiográficas.

CONTRASTE DA IMAGEMÂNGULO DE EXICITAÇÃO TE (ms)T1 Grande (45°-90°) Curto (8-15)T2 Pequeno (5°-20°) Longo (30-60)DP pequeno (5°-15°) Curto (8-15)TR Longo 200 a 400- Recuperação do vetor de magnetização longitudinal.

8. ECO-PLANAR

É uma técnica que proporciona codificação espacial completa do sinal após uma única excitação, promovendo a coleção de ecos de gradientes com codificação de fases diferentes.

9. GRASE (GRADIENTE AND SPIN-ECHO)

É uma seqüência de pulso que combina as técnicas de TSE e EPI. Uma imagem em GRASE consiste de vários (fator turbo) echo de spin e (fator EPI) de ecos de gradiente.


ARM tem como grande vantagem não ser invasiva (sem catéter), não utilizar radiação nem contraste iodado, além de evitar os riscos de ocorrer hemorragias e/ou infecções.



O sinal da ARM pode ser brilhante (vasos brancos) pelas técnicas

GRADIENTE ECO ou escuro “FLOW-VOID”, pela técnica SE (SPIN-ECO).

Esta intensidade de sinal do fluxo sangüíneo é proveniente dos núcleos dos átomos (H) previamente excitados pelos pulsos de radiofreqüência.

É o aumento da intensidade do sinal do fluxo sangüíneo, devido à entrada de fluxo no primeiro corte não saturado (magnetização completa), com tecido estacionário adjacente parcialmente saturado.

Devido à alta velocidade do fluxo sangüíneo nos vasos, a turbulência em determinados locais (KINKING), e a defasagem intra-voxel, onde os prótons não se movem com a mesma velocidade, através de um gradiente de campo magnético (fora de fase), ocorre uma diminuição na intensidade do sinal (“FLOW-VOID”).

Ö Plano de corte. Ö TR/TE. Ö Número de ecos. Ö Espessura de cortes. Ö Seqüência de pulso. Ö Potência do campo magnético.

Técnica gradiente eco, onde o sangue circulante que entra no corte examinado apresenta-se completamente magnetizado, com sinal mais intenso que o tecido estacionário.

Para se obter uma maior saturação de fundo (“ BACK GROUND”), utiliza-se curto TR e ângulo de Báscula (refocalização dos spins).


Esta técnica utiliza o sinal proveniente dos SPINS MÓVEIS no interior dos vasos em relação aos SPINS estacionários dos tecidos adjacentes, que sofrem múltiplos pulsos de RF e tornam-se parcialmente saturados.

O estudo arterial ou venoso é determinado através da técnica de présaturação.

Diferença de saturação entre o tecido estacionário e o fluxo sangüíneo.

TOF 2D

Adquirido através de uma série de cortes dentro de um volume. As estruturas vasculares são projetadas dentro de um plano desejado (AXIAL, CORONAL OU SAGITAL), utilizando a técnica de projeção de máxima intensidade.

Quando o plano de corte for perpendicular ao vaso, maior o realce do vaso sangüíneo. Se a orientação do plano de corte for paralela ao vaso, menor o realce, onde múltiplos pulsos RF saturam os spins móveis no interior do vaso.

Ö Estudo dos vasos cervicais (Bifurcação/ S. Vertebro-Basilar). Ö Estudos venosos do córtex cerebral. Ö Trombose venosa cerebral. Estudo das veias pélvicas e de membros inferiores.

Ö Sensibilidade a fluxo lento. Ö Tempo de aquisição curto (5 a 8 minutos). Ö Efeitos mínimos de saturação para velocidades normais de fluxo.


Ö Insensibilidade ao fluxo no plano da imagem. Ö Necessita de gradientes mais potentes para obter cortes finos. Ö Superestima as estenoses. Ö Realce relacionado ao fluxo por substância com T1 curto – metahemoglobina.

TOF 3D

Os cortes do plano de imagem são adquiridos com um único volume ou uma série de grupos de cortes em “OVERLAPPING” (MOTSA).

As estruturas vasculares são projetadas no plano (AXIAL, CORONAL OU

SAGITAL) através da projeção máxima intensidade.

muito finos, fazendo com que não ocorra defasagem intra-voxelEsta técnica oferece uma relação Sinal/Ruído, podendo se obter cortes

MOTSA- Multi Slice Overlaping Thin Slab Acquisition)

- Doença oclusivas carotídeas. - Avaliação de aneurismas e MAV.

- Demonstração das anomalias do desenvolvimento venoso (com contraste).

- Alta resolução espacial. -Sensibilidade a fluxo rápido.


-Tempo de exame relativamente curto. -TE curto.

-Boa relação sinal/ruído.

- Relativa insensibilidade a fluxo lento. - Baixa saturação da substância com T1 curto ( Hematoma).

Ö Melhora a saturação do fundo de imagem, fazendo com que a fase de magnetização transversa seja independente da velocidade do fluxo, pelo uso de gradientes de compensação de velocidade, melhorando a visualização vascular distal, diminuindo o sinal dos tecidos moles, peri-vasculares, ricos em água ligada.

Ö Suprime 50% do tecido estacionário e 15% do fluxo. Ö Não altera o sinal do LCR e gordura, mas pode causar uma perda de sinal em regiões com fluxos turbulentos. (TE curto para compensar a perda de sinal).

Utiliza o desvio de fase, que ocorre no sinal de RM, devido ao movimento do sangue nos vasos. O sinal é proporcional à velocidade induzida na mudança de fase. Portanto, pode-se alcançar total supressão do tecido estacionário (se houver velocidade, não há sinal).

O controle da sensibilidade à velocidade da imagem é possível, selecionando fluxos rápidos ou lentos sobre uma área de interesse.

A seleção de fluxo é possível através da utilização de gradientes de codificação de fluxo (FLOW SENSITIVE GRADIENTS), durante a aquisição de uma imagem de fase. Assim é possível correlacionar a fase do sinal com a velocidade de movimentação dos spins, através de uma imagem chamada de mapa de velocidade

101 Este material deve ser utilizado apenas como parâmetro de estudo deste Programa. Os créditos deste conteúdo são dados aos seus respectivos autores de fase, na qual esta “mapeada” para representar as diferenças de velocidade nos spins em movimento, na região de interesse.

MAV=+/- 20-30 cm/s.ARTERIAL= +/- 50-100 cm/s. VENOSO= +/- 10-15 cm/s.

Os spins estáticos de uma região selecionada, quando sujeitas a um gradiente reverso, geram uma fase nula, enquanto os spins em movimento, quando submetidos à aplicação de um gradiente reverso, geram uma fase não nula. A subtração da imagem de referência por aquela sensível à velocidade dentro do plano de imagem.

Ö Codificação de múltiplas velocidades, permitindo selecionar fluxos lentos e rápidos.

Ö Excelente supressão do fundo da imagem (saturação do tecido estacionário). Ö Intensidade de sinal relacionada à velocidade do fluxo.

DESVANTANGENS:Ö Tempo de eco longo. Ö Efeitos de turbulência. Ö Tempo de exame longo. Ö Sensibilidade a movimentos. Ö Artefatos e distorção (susceptibilidade).

ARM por contraste de fase aplica-se tanto à aquisição bidimensional, quanto à tridimensional. A 2D é usada como imagem exploratória rápida, com espessura de

102 Este material deve ser utilizado apenas como parâmetro de estudo deste Programa. Os créditos deste conteúdo são dados aos seus respectivos autores plano grosso, para um exame 3D mais demorado. A 3D é utilizada para planos finos, contíguos ou sobrepostos, reduzindo a defasagem intra-voxel, permitindo a observação de vasos em qualquer direção, com completa supressão do fundo da imagem.

Ö Aneurismas cerebrais. Ö MAV. Ö Trombose venosa. Ö Estenoses vasculares. Ö Dissecção vascular.

ANGIO-RM 3D COM GADOLÍNIO:

Utiliza a técnica GRADIENTE ECO dinâmico 3D pelo método de influxo.

O aumento do sinal ocorre devido ao agente paramagnético e diminuição da perda de sinal associado à saturação e defasagem intra-voxel.

Cálculo feito para determinar quanto tempo o gadolínio (agente paramagnético) leva para atingir sua máxima concentração (intensidade de sinal) em uma determinada região de interesse. Injeta-se +/- 2 a 3 ml de gadolínio.

É o tempo de espera entre a injeção de gadolínio e o início da aquisição volumétrica 3D. Para calcularmos, utilizamos a seguinte regra:


DELAY= TEMPO DE CIRCULAÇÃO – DURAÇÃO DO SCAN (CORTES) DIVIDIDO POR 2.

EX: Angio RM carótidas

TC=1,6 seg. Scan= 16 seg. Delay= 1,6 – 16/2 D= 1,6 -8 D= 3,6

VALORES DE REFERÊNCIA PARA ANGIORESSONÂNCIA 3D COM GADOLÍNIO

Ö Obtenção de imagens no plano sagital ou coronal. Ö TR< 7ms/ TE<2,5. Ö FLIP ANGLE (Ângulo de Báscula) 45-60° Ö FOV: 18 A 45 Cm. Ö Matriz 512x 256. Ö Gadolíneo: 20-30 ml. Ö Timming: 2-3ml. Ö Íntima: 18-20mm.

1. COLANGIOPANCREATOGRAFIA POR RM (COLANGIORESSONÂNCIA)

A colangioressonância foi inicialmente descrita por Wallner em 1991 que, através do sinal hiperintenso do fluido estacionário nas imagens ponderadas em T2, conseguiu delinear as vias biliares sem a necessidade de administração do contraste.

É um método não invasivo, de elevada acurácia, permitindo a avaliação multiplanar da anatomia do trato biliar e pancreático, sem os riscos inerentes das complicações observadas em algumas entidades clínicas, quando se utiliza a colangiopancreatografia endoscópica retrógrada (CPER).

Dados recentemente publicados estabelecem a elevada sensibilidade da colangioressonância, com aproximadamente 95% para dilatação e estenoses dos ductos biliares e pancreáticos e 72 a 95% para coledocolitíase. A sensibilidade da colangioressonância para detecção de cálculos no ducto biliar comum é mais elevada (95%) do que o ultra-som e a tomografia computadorizada (60-90%).

Outra indicação da colangioressonância, que supera a colangiopancreatografia endoscópica retrógrada, é a demonstração satisfatória das estenoses ductais pós-operatórias ou complicações pós-operatórias de qualquer natureza, onde a CPER é impossível de ser realizada. Outro detalhe a favor da colangioressonância é o seu baixo preço em relação à CPER.

2. RM FUNCIONAL: ATIVAÇÃO CEREBRAL, PERFUSÃO E DIFUSÃO

Imagens funcionais cerebrais (IFC) obtidas através dos novos equipamentos de RM vão além das informações morfológicas. Exemplos de IFC são estudos da ativação cortical cerebral, difusão e perfusão que utilizam uma seqüência de pulso chamada EPI (Echo Planar Imaging). O estudo da ativação cortical permite a


105 Este material deve ser utilizado apenas como parâmetro de estudo deste Programa. Os créditos deste conteúdo são dados aos seus respectivos autores avaliação das diferentes áreas funcionais do cérebro, tais como região hipocampal, lobo temporal, córtex, motora e sensitiva, áreas da linguagem, funções cognitivas, etc.

Os sinais originários destas áreas são obtidos através de tarefas ou estímulos impostos ao paciente de acordo com a função examinada. Desta forma, pode-se obter um mapeamento das áreas cerebrais normais e anormais, quando associadas a uma determinada patologia através de estímulos motores, visuais ou auditivos. Com isso obtêm-se informações mais detalhadas dos processos patológicos e sua área de abrangência, podendo-se preservar áreas nobres nos atos cirúrgicos diretos ou nos tratamentos intervencionistas intravasculares.

O fenômeno da perfuração engloba a fase do transporte vascular dentro da rede capilar, que se distribui em cada tecido seguido da difusão de nutrientes através da parede capilar e da membrana celular e daí para dentro das células nervosas. Entretanto, o termo “perfusão” é freqüentemente usado para indicar somente a fase de transporte vascular e é neste contexto que o estudo da perfusão por RM foi desenvolvido. Os principais parâmetros obtidos na perfusão por RM é o volume sangüíneo regional cerebral, expresso em ml/g, e o fluxo sangüíneo regional cerebral, expresso em ml/g/s. Nos tecidos vivos as moléculas de água são abundantes.

Estas moléculas dão origem aos sinais da RM, pois são ricas em hidrogênio e em escala microscópica; muitas delas co-existem em movimentos incoerentes através de velocidades e direções diferentes. Este movimento ao acaso provoca o choque de uma molécula com a outra e é conhecido como movimento browniano. Através destes movimentos e em associação com as propriedades específicas da membrana celular, ocorre o fenômeno da difusão da água através da mesma. As imagens ponderadas especificamente para os estudos de difusão baseiam-se na variação do coeficiente de difusão da água através das membranas das células cerebrais atingidas por qualquer patologia.

Entre outras, a melhor aplicação das imagens ponderadas para o estudo da perfusão e difusão são os acidentes vasculares cerebrais, pois estas técnicas podem mostrar a presença de infartos hiper-agudos, bem como alterações de volume e fluxo sangüíneos cerebrais. Com isso, abre-se uma poderosa janela diagnóstica para a investigação clínica dos acidentes vasculares cerebrais agudos e em conseqüência, a aplicação dos vários métodos terapêuticos modernos, cujo objetivo principal é a redução da morbidade e mortalidade dos pacientes.

Difusão


Perfusão 3. ANGIORESSONÂNCIA

Permite avaliação de qualquer segmento vascular corporal (cérebro, pescoço, tórax, abdômen e membros) de forma rápida e com extraordinária resolução espacial, tornando este método absolutamente confiável nos aparelhos de 1.5T. Quando se avalia os vasos cerebrais ou do pescoço, apenas em algumas circunstâncias especiais se utiliza o contraste paramagnético (Gadolínio) endovenoso; as imagens vasculares são obtidas através de seqüências especiais que são melhores quanto melhor a qualidade do aparelho.

Contudo, recentemente foi desenvolvida uma "bomba injetora" do contraste paramagnético para o ambiente próprio da sala de ressonância magnética. Com esta nova tecnologia, conseguem-se através dos aparelhos de 1.5T excelentes imagens da aorta torácica e abdominal, artérias pulmonares, artérias renais, mesentéricas, sistema portal e artérias periféricas.


Esta nova tecnologia não invasiva, que utiliza o contraste endovenoso sem a necessidade de cateterização arterial, tem sido aceita e incorporada na prática clínica de vários centros médicos do mundo. Principalmente pela raridade de reações anafiláticas ao contraste (Gadolínio) e ausência de nefrotoxidade em exames que permitem a obtenção de imagens tridimensionais de excelente resolução espacial, semelhantes àquelas obtidas com a angiografia convencional e em tempo extremamente rápido.

Angioressonância de artérias cerebrais.

Angiorressonância da aorta torácica e abdominal, artérias pulmonares, artérias renais, mesentéricas.


Angiorressonância de membros inferiores.

4. RESSONÂNCIA MAGNÉTICA DO CORAÇÃO

Nos últimos vinte anos, as técnicas não invasivas de imagens do coração alcançaram seu auge através da ecocardiografia. Na grande maioria das vezes, era a ecocardiografia o único exame que podia fornecer dados sobre a morfologia e função cardíacas.

A Ressonância Magnética (RM) foi introduzida no meio médico em 1985; porém, somente nos últimos dois ou três anos é que sua utilização na Cardiologia teve um extraordinário avanço, estabelecendo-se como método não invasivo de superior qualidade. A Ressonância Magnética oferece imagens cardíacas com detalhes de anatomia e função de uma forma totalmente segura, sem qualquer risco para os pacientes (a única contra-indicação é o marca-passo cardíaco) e sem submetê-los aos inconvenientes das técnicas invasivas de cateterismo. E esta atuação da RM na Cardiologia será bem maior no futuro próximo, graças aos novos pacotes de softwares que introduzem técnicas de imagens ultra-rápidas, que anulam os artefatos de movimento.


A RM é essencialmente uma técnica de imagem tridimensional, daí porque ela é capaz de avaliar o volume cardíaco, sua superfície, as câmaras cardíacas (átrios e ventrículos), fornecendo informações não só de sua estrutura como também de sua contratilidade e do fluxo sangüíneo dentro destas câmaras. Estas informações são úteis para avaliar e quantificar a função dos ventrículos, a severidade das lesões das válvulas cardíacas e o grau de reserva do fluxo coronariano.

Além disso, com as seqüências ultra-rápidas, pode-se hoje obter informações sobre a difusão do meio de contraste utilizado em RM (Gadolinium- DTPA) através do miocárdio, método que auxilia a avaliação da perfusão miocárdica regional e volume sangüíneo. A mais recente aplicação das seqüências ultra-rápidas de exame diz respeito aos grandes vasos (artérias e veias) que entram e saem do coração e as artérias que nutrem o coração (as coronárias).

Como tudo que se relaciona ao coração é dinâmico, as imagens obtidas pelo computador são enviadas aos médicos que solicitam o exame através de fitas de vídeo. Desta forma, eles podem examinar a anatomia e a função cardíaca com precisão extraordinária de detalhes, não apenas através dos três planos ortogonais (axiais, sagitais e coronais) classicamente registrados nos filmes de raios-X. Mas também através das fitas de vídeo que propiciam a

análise dinâmica tridimensional da anatomia e funções normais do coração, bem como de todas as doenças diagnosticadas.



5. ESPECTROSCOPIA

Desde a sua descoberta, há ±50 anos, a espectroscopia por ressonância magnética tornou-se um método extraordinário para examinar átomos e moléculas. Seu uso nos laboratórios de física e química, portanto, tinha como finalidade principal a análise das interações moleculares e a identificação de compostos químicos. No campo clínico, a Ressonância Magnética acabou se convertendo num método diagnóstico por imagem.

Contudo, o mais importante dos objetivos da espectroscopia, isto é, a capacidade de desenvolver a identificação química das substâncias, era de difícil solução no processo de imagem por ressonância magnética. Nos anos mais recentes, com a melhoria do hardware e software dos aparelhos modernos, pode-se finalmente obter espectroscopia dos tecidos vivos. A espectroscopia por ressonância magnética in vivo combina os métodos de imagem tradicionais da RM com a capacidade de análise química dos tecidos, tornando-se um método não invasivo para o estudo de processos bioquímicos cerebrais, hepáticos e musculares.

As principais aplicações clínicas da espectroscopia cerebral são: acidentes vasculares cerebrais, tumores, demências, asfixia neonatal, epilepsia, infecções pelo HIV, doenças dos núcleos da base, esclerose múltipla. No caso dos tumores cerebrais, vários autores têm descrito curvas específicas dos metabólitos (mioinositol, creatina, colina, N-acetil-aspartato e outros) para determinados tipos de tumores.

Assim, pode-se obter através das curvas dos metabólitos obtidos pela espectroscopia dos tumores cerebrais a definição de malignidade ou benignidade. Entre os tumores malignos pode-se ainda ter uma noção aproximada de sua composição química, o que facilita na identificação de seu grau histológico e conseqüentemente o tipo de tumor. Além disso, uma das melhores utilizações da espectroscopia por ressonância magnética cerebral é a diferenciação entre recidiva tumoral e radionecrose, coisa que só era possível através do PET (Tomografia por


Emissão de Prótons), método extremamente caro e que não existe no Brasil, mas somente nas grandes universidades americanas e européias.

6. URORESSONÂNCIA

Também através da técnica do “Single-Shot Fast Spin Echo”, a mesma utilizada para a colangiopancreatografia e aortagrafia, podem-se obter excelentes imagens do trato urinário. Desta forma, o nível de uma obstrução ureteral, por exemplo, é facilmente detectado com seqüências bastante rápidas através de imagens tridimensionais de excelente resolução espacial.

7. MAMOGRAFIA POR RM

O uso de uma nova bobina para mamas, que possibilita à aquisição simultânea de imagens de ambas as mamas, imagens estas de alta resolução e grande homogeneidade, foi um dos grandes avanços da RM. A paciente é examinada em decúbito ventral, sem dor, desconforto ou pressão sobre as mamas. Desde a introdução da Ressonância Magnética (RM) para avaliação das patologias mamárias em 1986, este método tem recebido atenção e aceitação crescentes.

Equipamentos de última geração com bobinas especialmente confeccionadas para a região mamária têm proporcionado avaliação tridimensional das mamas, com elevada resolução espacial e temporal, possibilitando caracterização morfológica das lesões e estudo dinâmico pós-contraste. Comparada a outros métodos, a RM oferece novas informações que, combinadas à mamografia convencional, tem elevado o índice de detecção de lesões malignas da mama. O uso do contraste na avaliação das mamas por ressonância magnética é imprescindível, explorando o princípio da angiogênese necessária ao crescimento tumoral.

A ressonância magnética das mamas sem a administração do contraste está indicada apenas na avaliação da integridade dos implantes de silicone, sendo para esta última indicação, aceito como o melhor método disponível atualmente. Muitos

113 Este material deve ser utilizado apenas como parâmetro de estudo deste Programa. Os créditos deste conteúdo são dados aos seus respectivos autores estudos têm demonstrado que a RM pode contribuir com informações morfológicas similares à mamografia convencional nas lesões neoplásicas malignas invasivas, sem a limitação da sobreposição dos tecidos e, principalmente, permite estudo dinâmico pós-contraste das lesões. Isto define tendências do padrão de realce que pode estabelecer a probabilidade de malignidade de uma determinada lesão.

A mamografia por RM tem se revelado como um método de elevada acurácia dependendo, porém, de uma pré-seleção adequada das pacientes. É, portanto, um método complementar à mamografia convencional, não podendo ser considerada método de "screening", especialmente pela limitação da RM na identificação das lesões precoces, que se manifestam por microcalcificações que são facilmente detectadas pela mamografia convencional. Por outro lado, em pacientes com fatores de risco para malignidade mamária, a RM pode, como nenhum outro método, detectar lesões iniciais que não se manifestem por microcalcificações, portanto inaparentes à mamografia convencional.

Cerca de 9% das neoplasias invasivas da mama exibem algum realce póscontraste, enquanto que 30% dos carcinomas in-situ apresentam realce atípico e 10 a 20% podem demonstrar mínimo ou nenhum realce, limitando a sensibilidade e especificidade do método na avaliação das neoplasias iniciais.

Portanto, as novas informações obtidas com a ressonância podem ser de valor inestimável predominantemente no diagnóstico das neoplasias invasivas e ainda nas situações em que a mamografia tem papel limitado, ou seja: extensas alterações cicatriciais pós-cirúrgicas com ou sem radioterapia; exclusão e detecção precoce de neoplasia maligna após implantes de silicone; mama densa em pacientes com elevado risco para neoplasia de mama; caso-problema - resultados contraditórios por outros métodos; pré-operatório na detecção de multifocalidade, multicentricidade e avaliação da mama contralateral; acompanhamento da resposta tumoral à quimioterapia; avaliação da integridade dos implantes de silicone.

Contudo, existem situações em que a ressonância pode não contribuir significativamente: detecção de microcalcificações; avaliação de displasias, doenças inflamatórias e secretórias; pacientes assintomáticas sem fatores de risco para neoplasia maligna mamária. Como já foi mencionado, as microcalcificações são

114 Este material deve ser utilizado apenas como parâmetro de estudo deste Programa. Os créditos deste conteúdo são dados aos seus respectivos autores mais bem detectadas pela mamografia convencional e nos casos das displasias mamárias, doenças inflamatórias e secretórias as alterações identificadas pela RM são inespecíficas, sobrepondo-se muitas vezes àquelas do parênquima mamário normal sob influência hormonal.

Em torno de 30% das pacientes jovens, assintomáticas e sem fatores de risco para malignidade, a ressonância magnética pode detectar inúmeras alterações benignas como adenose ou fibroadenoma, inaparentes por outros métodos de imagem. Isto pode causar dúvida diagnóstica, levando a paciente a se submeter a biópsias desnecessárias e a um excessivo número de estudos adicionais o que, sem sombra de dúvida, compromete a credibilidade do método.

8. OUTROS AVANÇOS

Outros avanços da ressonância magnética através dos aparelhos de 1.5T dizem respeito à análise do fluxo liquórico, estudo das articulações têmporomandibulares com bobina dupla, permitindo a avaliação das duas ATMs simultaneamente e a aplicação de bobinas do tipo "synergy" para a coluna. Estas bobinas permitem imagens amplas da coluna como um todo, evitando em alguns casos a necessidade de exames individuais da coluna cervical, torácica e lombar, particularmente nas crianças e indivíduos adultos de pequeno porte.

http://www.ebah.com.br/content/ABAAAAc98AH/ressonancia-magnetica-3?part=6

Curso de Ressonância Magnética

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