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HOMERO JOSÉ DE FARIAS E MELO APERFEIÇOAMENTO DE UMA TÉCNICA DE ESPECTROSCOPIA POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA PARA DIFERENCIAÇÃO DE NÓDULOS E MASSAS ADRENAIS Tese apresentada à Universidade Federal de São Paulo – Escola Paulista de Medicina para obtenção do Título de Doutor em Ciências Radiológicas. Orientadora: Prof. Dra. Suzan M. Goldman Co-orientador: Prof. Dr. Jacob Szejnfeld SÃO PAULO 2010
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HOMERO JOSÉ DE FARIAS E MELO
APERFEIÇOAMENTO DE UMA TÉCNICA DE ESPECTROSCOPIA
POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA PARA DIFERENCIAÇÃO
DE NÓDULOS E MASSAS ADRENAIS
Tese apresentada à Universidade Federal de São
Paulo – Escola Paulista de Medicina para obtenção do
Título de Doutor em Ciências Radiológicas.
Orientadora: Prof. Dra. Suzan M. Goldman
Co-orientador: Prof. Dr. Jacob Szejnfeld
SÃO PAULO
2010
Copyright© 2010 by Homero José de Farias e Melo
Melo, HJF
Aperfeiçoamento de uma técnica de espectroscopia por ressonância
magnética para diferenciação de nódulos e massas adrenais/ Homero José de
Farias e Melo. -- São Paulo, 2010.
xiv, 93f.
Tese (Doutorado) – Universidade Federal de São Paulo. Escola Paulista de
Medicina. Programa de Pós-graduação em Radiologia e Ciências Radiológicas.
Título em inglês: MR spectroscopy technical development for adrenals nodules and
masses differentiation.
1. Espectroscopia. 2. Câncer Supra-renal. 3. Ressonância Magnética.
iii
UNIVERSIDADE FEDERAL DE SÃO PAULO
ESCOLA PAULISTA DE MEDICINA
DEPARTAMENTO DE DIAGNÓSTICO POR IMAGEM
Chefe do Departamento:
Prof. Dr. Sergio Ajzen
Coordenador da Pós-graduação:
Prof. Dr. Giuseppe D’Ippolito
iv
Dedicatória
Dedico este trabalho àquelas pessoas que sempre acreditaram em mim,
inclusive nos momentos em que eu deixei de acreditar, dando-me a base, a força e a
compreensão necessárias para me confortar e me fazer seguir em frente. Não tenho
dúvidas da importância de vocês nesta grande conquista:
Ao meu pai, Roberval (in memoriam);
À minha mãe, Suely;
À minha esposa, Cândida;
Aos meus irmãos, Rútilo e Andréa;
Às minhas sobrinhas, Mariana, Sophia e Letícia;
Às minhas avós, Albertina (in memoriam) e Beatriz;
Aos meus tios Almany e Pompéia;
Aos meus tios Nilton e Edna;
Aos meus tios Gerardo Magella (in memoriam) e Carmem;
Aos meus tios Reinaldo e Vera;
Aos meus tios Geraldo e Conceição;
Aos meus tios Albérgio e Nídia;
Ao restante da minha querida família: tios, tias, primos, primas, sogro, sogra,
cunhados e cunhadas;
Aos amigos, em especial a Paulo Fernando Immisch, Altino S. Meira, Marcelo
B. Musciônico e Thiago A. Fedele.
v
Agradecimentos
A Deus, por tudo.
vi
À Profa. Dra. Suzan M. Goldman, por ser minha orientadora, dando-me o
suporte e a orientação necessários, valorizando-me e me inserindo em outras linhas de
pesquisa. Sinto-me honrado em sempre ser lembrado na área acadêmica e
profissional.
Ao Prof. Dr. Jacob Szejnfeld, por continuar acreditando no meu potencial, por
apoiar e incentivar o meu desenvolvimento e o meu trabalho, dando-me o suporte e a
orientação necessários no seu papel de co-orientador.
Aos funcionários do DDI, em especial, à Célia, Andréa, Patrícia e Júlio e
técnicos, biomédicos e tecnólogos: Luiz Carnielo, Cláudio Carratu, Herbert Souza,
Cláudio Riberti, Juliano e Lucivaldo Santos pela cumplicidade e ajuda nos momentos
mais difíceis.
Aos pós-graduandos do Departamento de Diagnóstico por Imagem, pelo apoio e
ajuda acadêmica.
Ao Dr. Juliano Faria, fundamental para o desenvolvimento deste projeto, pelo
apoio e ajuda acadêmica.
À Dra. Martha Huayllas, pós-graduanda do Departamento de Endocrinologia,
pelo encaminhamento e acompanhamento dos pacientes, apoio e ajuda acadêmica.
Aos médicos, biomédicos, tecnólogos e técnicos da ressonância magnética e
tomografia computadorizada do Centro de Ultrassonografia e Radiologia Aplicada
(CURA), pelo apoio, incentivo e compreensão.
Aos médicos e biomédicos da ressonância magnética (em especial ao Altino
Meira, José Adilson e Irineu Shito) da Santa Casa de Misericórdia de São Paulo, pelo
vii
ensino da ressonância magnética, apoio, incentivo e compreensão. Não teria
conseguido se não fosse por vocês. Guardo um carinho e amizade por todos.
Aos médicos e biomédicos da ressonância magnética e tomografia
computadorizada (Paulo Naputano, Décio Godenberg, Fabiana Gondenberg, Tatiana
Schiller, Leandro de Pino, Carolina Burim, Herbert Souza, Silvana Fernandes, Ingrid
Canedo – Equipe de 2003 a 2006) do Hospital São Luiz, pelo ensino da ressonância
magnética e tomografia computadorizada, apoio, incentivo e compreensão. Sinto
saudades de todos.
Aos colegas professores da Universidade Nove de Julho (UNINOVE), em
especial, ao Prof. Amaury de Castro Júnior, Prof. Bergman Munhoz e Dr. Humberto
Dêlle, e Universidade Cidade de São Paulo (UNICID), em especial, ao Dr. Décio Caly,
Dra. Sueli Andrade, Dra. Maria José Tucunduva, Dra. Roosecelis Brasil, Dra. Karina
Ferrassa Damas, Dr. Fábio Passos, Dr. Dante Simionato e Dra. Fernanda Góes, pela
confiança, apoio e incentivo.
À minha mãe, esposa, irmãos e família, pelo apoio incondicional, irrestrito e
providencial.
viii
Agradecimento especial
À Fundação Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior
(CAPES) pelo incentivo e pelo apoio desta pesquisa, contribuindo assim, com os
avanços da ciência e da Medicina.
N.º do curso: 33009015037M5
Nível: doutorado
ix
Sumário
Dedicatória .............................................................................................................................................. iv
Agradecimentos .................................................................................................................................... v
Listas ........................................................................................................................................................ xi
Resumo................................................................................................................................................. xvii
1 INTRODUÇÃO ................................................................................................................................... 1
1.1 Objetivo ............................................................................................................................................. 3
2 REVISÃO DA LITERATURA ........................................................................................................ 4
2.1 Histórico ............................................................................................................................................ 4
2.2 Bases Físicas .......................................................................................................... 5
2.3 Bases Químicas ........................................................................................................................ 15
2.4 Espectroscopia por Ressonância Magnética ........................................................ 18
2.5 Metabolismo da Glândula Adrenal na ERM ......................................................... 19
2.6 Metabolismo da Colina ............................................................................................................. 28
2.7 Metabolismos da Creatina .............................................................................................. 30
2.8 Metabolismos do Lactato ......................................................................................................... 32
2.9 Metabolismos da Glutamina ..................................................................................................... 34
3 MÉTODO ............................................................................................................................................. 36
3.1 Casuística .............................................................................................................................. 36
3.1.1 Critérios de Inclusão ................................................................................................... 36
3.1.2 Critérios de Não-inclusão .......................................................................................... 37
3.1.3 Critérios de Exclusão ................................................................................................ 37
3.2 Protocolos de Exame ................................................................................................................ 38
3.2.1 Preparo e Posicionamento do Paciente ............................................................... 38
3.2.2 Técnica do Exame ...................................................................................................... 38
3.2.2.1 Protocolo de Aquisição de Imagens por RM ..................................... 38
3.2.2.2 Protocolo para captação dos dados espectroscópicos .................. 40
3.2.3 Análise dos dados espectroscópicos .................................................................... 42
3.2.3.1 Análise dos Metabólitos ........................................................................... 43
x
3.2.4 Análise estatística ................................................................................................ 44
4 RESULTADOS ..................................................................................................................................
45
5 DISCUSSÃO ......................................................................................................................................
51
6 CONCLUSÃO .................................................................................................................................... 57
7 ANEXOS .............................................................................................................................................. 58
8 REFERÊNCIAS ................................................................................................................................. 66
Abstract
Bibliografia Consultada
xi
Lista de Figuras
Figura 1. Spin Atômico ....................................................................................................................... 6
Figura 2. Paralelismo e antiparalelismo do spin ....................................................................... 6
Figura 3. Gráficos Mxy (Magnetização Transversa) X t (Tempo) e Mz
(Magnetização Longitudinal) X t (Tempo) ................................................................
8
Figura 4. Declínio de Indução Livre (DIL) e o efeito T2*........................................................... 9
Figura 5. Voxels elegíveis no Espaço K da sequência PRESS .......................................... 14
Figura 6. Aldosterona .......................................................................................................................... 20
Figura 7. Biossíntese e metabolismo dos esteróides endógenos ......................................... 21
Figura 8. Cortisol ................................................................................................................................. 21
Figura 9. Androstenodiona ................................................................................................................ 22
Figura 10. Dehidroepiandrosterona (DHEA) ................................................................................ 23
Figura 11. DHEA sulfato (DHEA-S) ................................................................................................... 23
Figura 12. Epinefrina .............................................................................................................................. 24
Figura 13. Norepinefrina ....................................................................................................................... 25
Figura 14. Biossíntese das catecolaminas ...................................................................................... 25
Figura 15. Metabolização das catecolaminas ................................................................................ 26
Figura 16. Metanefrina ........................................................................................................................ 27
Figura 17 Normetanefrina ................................................................................................................... 27
Figura 18. Ácido Vanilmandélico ........................................................................................................ 28
Figura 19. Fosfatidilcolina ............................................................................................................... 29
Figura 20. Metabolismo da fosfatidilcolina (PtdCho) .............................................................. 30
Figura 21. Creatina ............................................................................................................................ 31
Figura 22. Metabolismo da creatina ............................................................................................. 31
Figura 23. Lactato .............................................................................................................................. 32
xii
Figura 24. Via glicolítica demonstrando a espontaneidade da formação do piruvato
(via aeróbia) e a formação do lactato tanto por via anaeróbica, quanto pela
ação da lactato-desidrogenase que converte piruvato em lactato ....................
33
Figura 25. Glutaminólise .................................................................................................................... 35
Figura 26. Diagrama de fluxo de estudo ......................................................................................... 38
Figura 27. Bobinas utilizadas na aquisição de imagens por RM e dos gráficos
espectroscópicos na ERM...............................................................................................
39
Figura 28. Ajuste do posicionamento e tamanho do CDV e da área do shimming ............ 41
Figura 29.
Figura 30.
Programação final da ERM 1H da adrenal .................................................................
Alteração d e escala no pós-processamento da ERM 1H da adrenal ................
41
43
Figura 31.
Figura 32.
Gráfico de barras relacionando o número de massas ou nódulos (N)
versus tamanho da lesão ..............................................................................................
Gráficos espectroscópicos da adrenal em quatro diferentes massas .............
46
46
Figura 33. Gráficos espectroscópicos da adrenal em três diferentes massas
evidenciando os respectivos picos de Cho, Cr, Lip, Glx, Lac e H2O que
estão assinalados nas curvas .......................................................................................
47
Figura 34. Curva ROC da relação Lac/Cr entre os grupos adenoma (A) e carcinoma
(B) com o feocromocitoma ............................................................................................
48
Figura 35. Gráficos de dispersão com regressão linear do comportamento entre o
tamanho da massa e a relação Glx/Cr ........................................................................
49
Figura 36. Lipídeos presentes nos nódulos ou massas adrenais estudados ....................... 49
Figura 37. Curva ROC para determinação do ponto de corte do lipídeo de maior
amplitude nas massas ou nódulos de adrenal ........................................................
50
xiii
Lista de quadros e tabelas
Quadro 1 PARÂMETROS DAS SEQÜÊNCIAS DE RM UTILIZADAS NO
PROTOCOLO..............................................................................................................
40
Quadro 2 PARÂMETROS DA SEQÜÊNCIA DE ERM UTILIZADA NO
PROTOCOLO ................................................................................................................
42
Tabela 1 ANÁLISE DESCRITIVA DOS GRUPOS ESTUDADOS PARA AS
RELAÇÕES CHO/CR E 4.0-4.3PPM/CR ...............................................................
46
Tabela 2 ANÁLISE DESCRITIVA DOS GRUPOS ESTUDADOS PARA AS
RELAÇÕES Glx/Cr E Lac/Cr ....................................................................................
47
Tabela 3 ANÁLISE DESCRITIVA DOS LIPÍDEOS NOS GRUPOS ESTUDADOS .... 50
xiv
Lista de abreviaturas e símbolos
Constante de blindagem
Desvio químico
Fase
Razão giromagnética ou magnetogírica
Frequência precessional (de ressonância)
0 Momento mangnético do spin
µV micro Volts
Ai Amplitude do pulso de RF
ATP Adenosina trifosfato
FWHM Largura do pico na metade da altura
B0 Potência do campo magnético
B1 Campo magnético adicional (secundário)
BASING Banda de radiofrequência de inversão seletiva com gradiente de
defasamento
CDV Campo de visão
CHESS Pulso de Desvio Químico Seletivo
Cho Colina
Cr Creatina
COMT Catecol-O-metiltransferase
CSI Imageamento pelo desvio químico
DHEA Dehidroepiandrosterona
DHEA-S DHEA sulfato
xv
DIL Declínio de Indução Livre
DOMA Ácido 3,4-diidroximandélico
ENO Efeito nuclear Overhauser
ERM Espectroscopia por Ressonância Magnética
Fat Sat Saturação de Gordura
G Gauss
Glx Somatório dos picos da glutamina e glutamato
h Altura do pico ou amplitude
HASTE ou RARE
Tomada única metade-Fourier turbo spin eco
J Acoplamento escalar
Lac Lactato
Lip Lipídeo
M Molar
MAO Monoamina oxidase
MEGA Geração de Frequência Seletiva Coerente
mM mili Molar
mmol/L mili mol por litro
MOPEG 3-metoxi-4-hidroxifeniletilenoglicol
MOPGAL 3-metoxi-4-hidroxifenilglicoaldeído
Mxy Magnetização Transversa
Mz Magnetização Longitudinal
p Significância estatística
PCho Fosfocolina
PET Tomografia por emissão de pósitrons
xvi
Pi HO PO32-, íon ortofosfato
ppm Partes por milhão
PRESS Espectroscopia por Determinação de Pontos
PtdCho Fosfatidilcolina
RF Pulso de Radiofrequência
RM Ressonância magnética
ROC Curva da Característica Operativa do Receptor
RSR Relação Sinal-Ruído
Single-shot Imagem em tomada única
SMASH Aquisição Simultânea com a Harmônica Espacial
SP Bobina de RF SPINE
STEAM Modo de aquisição de eco estimulado
T Tesla
T1 Tempo de relaxamento
T2 Declínio spin-spin
TE Tempo de Eco
TR Tempo de Repetição
VDI Volume de interesse
VIBE Exame em Apnéia com Interpolação Volumétrica
VMA Ácido vanilmandélico
VME Vetor de Magnetização Efetiva
VPP Valor Preditivo Positivo
ρ Coeficiente Linear de Pearson
xvii
Resumo
Objetivo: Aperfeiçoar um protocolo de ERM do 1H para a diferenciação de nódulos e
massas das glândulas adrenais, em especial adenomas, feocromocitomas, carcinomas
e metástases. Métodos: Foram avaliados, por estudo prospectivo, 118 pacientes (36
homens e 82 mulheres), com média de idade de 57,3 ± 13,3 anos, portadores de 138
nódulos ou massas adrenais. Os exames foram realizados em equipamento de 1.5 T e
gradiente de 43 mT/m (Magnetom Sonata; Siemens Medical Systems, Erlangen,
Alemanha) e em equipamento de 1.5 T e gradiente de 33 mT/m (Magnetom Espree;
Siemens Medical Systems, Erlangen, Alemanha). Utilizou-se um sistema de múltiplos
volumes adquirido pela sequência PRESS CSI 2D híbrida disponível comercialmente
pela Siemens Medical Systems (Erlangen, Alemanha). O ajuste crânio-caudal da grade
de múltiplos volumes foi feito com três sequências sagitais (respiração livre, inspiração
e expiração máximas) e látero-lateral e ântero-posterior acrescentando as sequências
coronal e axial. Definimos também uma sistemática de pós-processamento e análise
para todas as massas. O pós-processamento foi realizado numa estação de trabalho
(LEONARDO®; Siemens Medical Systems) com programa dedicado à análise da
espectroscopia. A análise da espectroscopia foi interpretada por inspeção visual e pelo
levantamento das amplitudes dos picos dos metabólitos de interesse, lipídeo (Lip),
colina (Cho), creatina (Cr) e catecolaminas (4,0 – 4,3 ppm) além do Lactato (Lac),
Glutamina e Glutamato (Glx). Separamos também os diferentes picos de lipídeos
presentes em cada grupo. Foram aplicadas as relações matemáticas implantadas
previamente (Cho/Cr; 4,0-4,3/Cr; Lip/Cr e Cho/Lip) e testadas outras (Lac/Cr e Glx/Cr).
Estudou-se também a correlação entre o tamanho da lesão e a razão Glx/Cr.
Resultados: Utilizando-se as sequências indicadas na metodologia da ERM do 1H e a
sistemática de pós-processamento e análise foi possível a realização do exame em 123
(89,13%) das massas incluídas com reprodução dos resultados anteriormente
publicados. A relação Lac/Cr≤-7,449 teve sensibilidade de 90,9% e especificidade de
77,8% na diferenciação entre feocromocitoma e carcinoma. Não houve diferença entre
os grupos para a relação Glx/Cr (p>0,05), mas inferiu-se uma correlação entre o
tamanho da lesão e o valor desta razão no adenoma, feocromocitoma e carcinoma. A
androstenodiona, DHEA-S, aldosterona e o cortisol foram encontrados em todas as
massas estudadas e o adenoma diferenciou-se dos demais por apresentar níveis de
xviii
cortisol aumentados. Conclusão: A partir do protocolo de ERM do 1H apresentado foi
possível estabelecer um protocolo eficaz para a diferenciação dos nódulos e massas
das glândulas adrenais. Este protocolo de aquisição de imagem e ERM permitiram a
realização do exame em 123 (89,13%) das massas com lesão superior a 1,0 cm. A
sistemática de pós-processamento foi eficaz na diferenciação dos nódulos.
1 INTRODUÇÃO
As glândulas adrenais, também chamadas de supra-renais, são afetadas por
processos fisiológicos e neoplásicos complexos. Adicionado a isso, as glândulas são
pequenas e localizadas no retroperitônio que por si só já representa uma dificuldade no
exame físico. (1)
Qualquer suspeita de massa na glândula adrenal requer anamnese e exame
físico completos, avaliação bioquímica de todos os hormônios pertinentes e estudos
por imagem adicionais. A insuficiência adrenal se dá quando há destruição de mais de
90% da glândula. (2)
Algoritmos de testes endocrinológicos e de imagem são utilizados para
investigar a etiologia das massas adrenais, que incluem hiperaldosteronismo primário,
feocromocitoma, virilização e síndrome de Cushing. A diferenciação entre massas
malignas e benignas é de fundamental importância uma vez que as metástases nas
glândulas supra-renais são comuns, representando o quarto sítio no organismo. O
adenocarcinoma cortical da adrenal, por outro lado, tem baixa prevalência, mas
permanece com o interesse clínico devido à alta taxa de mortalidade. (3)
A ressonância magnética (RM) e a tomografia computadorizada (TC) são
comumente utilizadas para avaliar a lesão adrenal incidental ou não. (2, 4, 5) Porém a
imagem morfológica, apesar da sua utilidade, é limitada por sua relativa especificidade.
Para suprir esta limitação, há a possibilidade de realização da RM funcional.
Este mesmo método de imagem, devidamente dedicado, pode trazer informações
metabólicas dos nódulos e massas da glândula adrenal. As técnicas funcionais na RM
se baseiam na concentração de lipídeo intracelular na massa (4, 6, 7), as diferenças de
perfusão entre massas malignas e benignas (5, 8) e a atividade metabólica da massa.(9-
11)
Além das características funcionais, a RM possui a melhor resolução de
contraste para a avaliação adrenal quando comparada com outros métodos de
imagem. Ela possui resolução espacial adequada para detecção das lesões pequenas
com até 0,5 cm. Já a supressão de gordura é usada em imagens fortemente
ponderadas em T2 que não são degradas por artefatos de desvio químico da gordura
2
ao redor das glândulas adrenais. Imagens multiplanares ajudam a detectar extensão
das massas adrenais em estruturas adjacentes. (5)
Dentre as técnicas funcionais da RM, destacamos a espectroscopia por RM
(ERM) do próton de hidrogênio (1H) que é uma técnica não-invasiva e livre de riscos
potenciais com a qual se pode monitorar os estágios, agudo ou crônico, de uma
doença. O desenvolvimento de métodos de localização espacial de amostras, com
níveis relativos de metabólitos móveis em um volume definido a partir de imagens por
RM, é a base para a integração das informações obtidas por esta técnica. A associação
das informações anatômicas e patológicas obtidas, com as imagens por RM,
proporciona uma nova forma de se entender as origens e a evolução das doenças.(12)
A Universidade Federal de São Paulo (UNIFESP) conta há mais de dez anos
com o Grupo de Estudo Avançado de Patologia de Adrenal, que incluem as disciplinas
de Diagnóstico por Imagem, Endocrinologia e Urologia. Ao longo destes anos,
estudamos pelo menos duas centenas de casos de massas adrenais e tivemos a
oportunidade de iniciarmos o projeto piloto de avaliação funcional por ERM do 1H de
massas adrenais, experiência inicial, publicado em 2007(10). No entanto, muito no que
diz respeito ao tema ainda precisou ser aprimorado desde então.
Dada à perspectiva real da melhora significativa no diagnóstico etiológico das
massas nas glândulas adrenais com a ERM, procuramos a partir do projeto já
estabelecido desenvolver e definir o protocolo de aquisição e pós-processamento de
dados espectroscópicos no Departamento de Diagnóstico por Imagem do Hospital São
Paulo – Escola Paulista de Medicina (UNIFESP).
3
1.1 Objetivo
Aperfeiçoar um protocolo de ERM do 1H para a diferenciação de nódulos e
massas das glândulas adrenais, em especial adenomas, feocromocitomas, carcinomas
e metástases.
4
2 REVISÃO DA LITERATURA
2.1 Histórico
A imagem por RM, amplamente conhecida por sua utilidade tanto pela variedade
de imagens obtidas do interior do corpo de modo inofensivo e não invasivo quanto por
ser uma ferramenta importante de diagnóstico médico, tem seus alicerces dispostos há
mais de 60 anos a partir de experimentos físicos desenhados para medir as
propriedades dos spins nucleares do 1H. (13)
O fenômeno da ressonância magnética foi primeiro descrito independentemente
em 1946 por Purcell et al(14) e Bloch et al(15). Cinco anos depois, Proctor e Yu(16)
observaram que a frequência de ressonância de um núcleo depende do ambiente
químico onde ele se encontra, o qual produz uma pequena, mas suficiente, mudança
na frequência de ressonância de Larmor do núcleo. Esse comportamento nuclear foi
denominado desvio químico (chemical shift - ), e é causado pelo campo magnético
gerado pela movimentação dos elétrons ao redor do núcleo, interagindo com o campo
magnético principal.
Em 1973 Lauterbur descreveu a zeugmatografia para o estudo espacial da
distribuição do núcleo dentro da amostra com a utilização de gradientes.(17) Porém
somente em 1974, o primeiro espectro in vivo (fósforo - 31P) foi adquirido utilizando a
RM a partir do músculo esquelético de um rato. (18) Mansfield e Maudsley em
colaboração realizaram a primeira imagem de RM do hidrogênio (1H) in vivo de um
dedo em 1977. (19) Com o advento dos magnetos supercondutores foi possível obter
informações espectrais de uma série de tecidos e órgãos humanos. Nesse panorama,
Bottomley et al.(20), em 1983, descreveram o primeiro gráfico espectroscópico de 31P de
cérebro adulto. No ano seguinte, a mesma equipe comparou espectros cerebrais de 1H,
13C e 31P em voluntários. (21)
Em 1989, Leroy-Willig et al.(22), baseados em seus achados de ERM do 1H in
vitro publicados dois anos antes(23), mediram o conteúdo lipídico in vivo de 22 lesões
adrenais utilizando uma sequência de imagem espectroscópica publicada por Dixon(24)
em 1984. Nesta aquisição, precursora de outros métodos sensíveis à fase, obtinha-se
um mapa espectral da água e da gordura em-fase e fora-de-fase. Em seguida,
5
calculava-se a amplitude de cada espectro, relacionando-os e media-se a quantidade
de gordura da glândula. Os resultados in vivo foram compatíveis com os in vitro e
demonstraram que os adenomas possuem uma quantidade de lipídeo maior que o
carcinoma.
Desde então, a ERM do 1H não foi mais usada para caracterizar nódulos e
massas da supra-renal já que todos os esforços se concentraram nos aspectos
morfofuncionais a partir das imagens de TC (25-28), RM (4, 29, 30) e PET (31, 32).
Em 2007, Faria et al.(10) publicaram os resultados iniciais do protocolo para a
realização da ERM do 1H multi-voxel da glândula supra-renal desenvolvido por nosso
grupo no Departamento de Diagnóstico por Imagem do Hospital São Paulo – Escola
Paulista de Medicina (UNIFESP).
Em 2009, Kim et al .(11) utilizaram uma sequência de ERM do 1H single-voxel
com compensação respiratória para avaliar massas adrenais suspeitas de
feocromocitoma.
2.2 Bases Físicas
As imagens e gráficos espectroscópicos por RM exploram as propriedades
magnéticas nucleares. Em geral, a ERM in vivo obtém os sinais de ressonância a partir
de moléculas presentes nos tecidos e células, enquanto o imageamento por RM produz
sinais de ressonância limitados pela água intra e extracelular e alguns lipídios. (33)
Ambas se baseiam no fenômeno em que o núcleo de certos átomos possui o
denominado momento magnético (μ0), apresentando, com isso, uma polarização,
também chamada de dipólo magnético. O magnetismo nuclear origina-se a partir de
uma propriedade intrínseca do núcleo denominada momento angular spin,
representado na Figura 1.
A orientação do spin determina o M0 necessário para a aquisição de imagem e
espectro por RM. Exemplos incluem o 1H, o 13C, o 31P e o 19F. O isótopo mais utilizado
no diagnóstico médico, atualmente, é o 1H, porque é o mais abundante no organismo e
possui maior M0 do que qualquer outro átomo, produzindo um sinal facilmente
detectado.
6
O dipólo magnético, na ausência de influências externas, é orientado
aleatoriamente, e o somatório de todos eles é igual a zero. O M0 a partir de átomos
individuais é muito fraco e não pode ser detectado com uma tecnologia convencional.
Um magnetismo de tal intensidade que possa ser detectado pode ser criado alinhando-
se os spins de milhares de átomos, fazendo com que seus magnetismos se combinem,
coerentemente. (34)
Figura 1 - Spin atômico. Representação esquemática do movimento rotacional e da polarização
protônica.(35)
Desta forma, na presença de um campo magnético externo, o núcleo,
precessará ao redor desse campo. Quando o 1H é colocado dentro de um campo
magnético, o dipólo alinha-se com o campo em uma dentre duas formas: seja na
direção do campo (paralela) ou oposta ao campo (antiparalela). Estas orientações
correspondem a estados de menor e maior energia, respectivamente.
Figura 2 - Paralelismo e antiparalelismo do spin. Representação do comportamento paralelo e
antiparalelo dos prótons no interior do campo magnético principal. (35)
No estado de equilíbrio, um pequeno excesso final de dipólos, alinha-se na
direção de menor energia (paralela) em comparação com a direção de maior energia
7
(antiparalela). O excesso é denominado magnetização final. Este excesso gera o sinal
medido na RM. (Figura 2)
A magnetização final aumenta com a força do campo magnético externo, bem
como a diferença do nível de energia entre os estados, paralelo e antiparalelo. Por
essas razões, a intensidade do sinal de RM aumenta proporcionalmente ao campo
magnético externo.
A frequência precessional ou frequência de ressonância (0) representa o
número de vezes em que o vetor de magnetização efetiva (VME) realiza a trajetória de
precessão e é característica para cada núcleo ativo. Para o 1H, num campo magnético
de 1.0 T, é de 42,57 mega-hertz (MHz).
A 0 de um dipólo magnético depende da intensidade do campo magnético
externo. Esta frequência precessional é representada pela equação de Larmor:
0 = B0 (I),
Onde é a razão giromagnética ou magnetogírica e é dada em mega-hertz por tesla
(MHz/T) e B0 representa a potência do campo e é dada em tesla (T). (36)
Para reorientar os spins paralelos ao B0 numa direção perpendicular a ele,
aplica-se um pulso de radiofrequência (RF), que por sua vez gerará um campo
magnético adicional (B1), e, com isso, os VME’s se afastarão, em movimento
precessional, da direção longitudinal, dirigindo-se ao plano transverso. A intensidade de
B1 é da ordem de 0,1 Gauss (G).
Quando a RF é aplicada a uma amostra, somente o componente B1 do campo
que é perpendicular ao B0, atua no VME, variando com o tempo e com a ω0. Desta
forma, o M0 começará a precessar ao redor de B1 novamente, de acordo com a
equação de Larmor:
ω1 = B1 (II),
onde ω1 representa a frequência precessional em B1. Essa condição necessária para a
ressonância permite o VME rotacionar ao redor de B0 e B1, simultaneamente.
Pode-se rotacionar o VME em qualquer ângulo desejado a partir de B0, pelo
ajuste da amplitude e duração do pulso de RF aplicado. Este ângulo é chamado de
ângulo de inclinação. Quanto maior a energia fornecida pelo pulso de RF, maior o
8
ângulo de inclinação e o sinal captado pela antena receptora ligada ao plano
transverso. (34)
Quando se retira o pulso de RF, o VME passa novamente a sofrer a influência
de B0 e tenta realinhar-se com este, perdendo a energia dada pelo pulso. Este
processo é chamado de relaxamento. De maneira simultânea, porém independente, os
μ0 do VME perdem a magnetização transversa devido à defasagem dos spins. O
relaxamento leva à recuperação da magnetização no plano longitudinal (recuperação
T1) e ao declínio da magnetização no plano transverso (declínio T2). (Figura 3)
Na recuperação T1 os prótons perdem energia para o ambiente, enquanto que
no declínio T2 os prótons trocam energia entre si, promovendo a defasagem. Estes
dois fenômenos ocorrem simultaneamente e de forma independente.
Quando se diminui o grau de magnetização transversa, o mesmo se dá com a
magnitude do sinal (voltagem) induzida no fio receptor. A redução do sinal induzido é
denominada sinal de declínio da indução livre (DIL). A amplitude inicial do DIL é
proporcional ao número de prótons presentes na amostra (densidade de prótons). A
razão de declínio é caracterizada pelo termo de declínio exponencial T2*.(37)
Figura 3 – Gráficos Mxy (Magnetização Transversa) X t (Tempo) e Mz (Magnetização Longitudinal)
X t (Tempo). Representação gráfica dos efeitos de relaxação T1 e T2. (38)
t
t
9
As imagens por RM podem ser consideradas como um método de localização
espectral aprimorada, por produzirem um mapa espacial da distribuição da água e da
gordura. Em geral, esse mapa é usado na obtenção de informações anatômicas.
A base de ERM é o desvio químico. Então, somente metabólitos presentes em
concentrações mensuráveis e com mobilidade à RM podem ser adquiridos numa
escala de tempo. (39)
Em geral, a ERM, diferentemente das imagens por RM, utiliza a direção da
codificação de frequência para a aquisição de dados dos desvios químicos em um
determinado tempo a partir do DIL. O sinal decai rapidamente a sua oscilação de alta
frequência de acordo com a Figura 4. Isto ocorre porque os dados são adquiridos sem
aplicação do gradiente.
Figura 4 – Declínio de Indução Livre (DIL) e o efeito T2*. A aquisição espectroscópica depende do
efeito T2*, para a mensuração do movimento molecular. (37)
Então, uma simples seqüência de pulso, adquirida em 90o, produz o DIL, onde
todos os spins simplesmente precessam em frequências determinadas pelo campo
magnético principal, permitindo que o espectro a ser obtido possa fornecer informações
químicas detalhadas a cerca dos tecidos a partir de cálculos matemáticos baseados na
transformada de Fourier. (12)
A resolução espectral aumenta com o B0 e é definida na ERM como a
capacidade de se diferenciar um metabólito de outro, numa mesma área, é limitada
Y
Z Bo
Mo
tempo
Mxy
X
Y
Z Bo
Mo
tempo
Mxy
X
Mxy
Z Bo
tempo
Mxy
X
YMxy
Z Bo
tempo
Mxy
X
Y
Z Bo
tempo
Mxy
X
Y
Z Bo
tempo
Mxy
Mxy
X
Y
Z Bo
tempo
Mxy
Mxy
X
Y
Z B0
tempo
Mxy
X
Z B0
tempo
Mxy
X
Z B0
tempo
Mxy
X
Z B0
tempo
Mxy
X
Z B0
tempo
Mxy
X
Z B0
M0
Mxy
X
tempo
Z B0
M0
Mxy
X
Z B0
M0
Mxy
X
tempo
10
pela homogeneidade do campo magnético determinado, quantitativamente, pelo
decaimento T2* do sinal com o tempo (DIL), ou a largura da linha do sinal espectral.
Em contra partida, os efeitos de susceptibilidade magnética, que alargam as
linhas espectrais e reduzem o decaimento T2*, aumentam com a intensidade do campo
magnético. Com isso, a habilidade em se determinar o sinal de um metabólito é
limitada à mobilidade molecular. Pequenas moléculas dão um pequeno, mas bem
delimitado, sinal, já as macromoléculas possuem um grande, mas mal delimitado, sinal.
A qualidade do espectro é largamente determinada pela relação sinal-ruído
(RSR), já que o ruído se acumula incoerentemente e o sinal coerentemente, o aumento
da RSR pode ser realizado pelo acúmulo de excitações.
Com o ruído não corrigido, a RSR aumenta com a raiz quadrada do número de
aquisições. A multiplicação do número de aquisições faz com que a RSR dobre,
aumentando o tempo de aquisição espectroscópica.
Outra forma de aumentar a RSR é aumentando o volume medido. Quanto maior,
mais núcleos serão excitados e melhor RSR obtida. Contudo, este tipo de ganho de
RSR degrada a resolução espacial. (35)
O tempo de repetição (TR), definido como o tempo entre um pulso excitatório até
o próximo pulso excitatório, é responsável pelo equilíbrio da magnetização,
determinando a amplitude do sinal. TR’s curtos resultam em picos menores e justos,
enquanto TR’s longos resultam em picos maiores e não ajustados.
Um TR longo permite maior relaxação longitudinal (efeito T1), causando, por
esta razão, um alto equilíbrio de magnetização. A otimização da RSR por unidade de
tempo é conseguido se o TR for aproximadamente igual ao valor do tempo T1 dos
metabólitos a serem examinados.
O tempo de eco (TE), definido como o tempo entre o pulso excitatório e a leitura
do sinal, é responsável pela seletividade metabólica. TE’s curtos fazem com que haja
ganho de sinal, acarretando em muitos picos e menor nível de ruído aparente entre os
picos. Metabólitos de alto e baixo pesos moleculares são identificados ao se utilizar
TE’s curtos.
TE’s longos acarretam em perda de sinal, determinando poucos e menores
picos, com maior nível de ruído aparente entre os picos. Metabólitos de baixo peso
11
molecular são identificados utilizando-se TE alto. Outro efeito que a escolha de um TE
longo pode causar é potencializar o acoplamento spin-spin (T2). (40)
Teoricamente, a representação da frequência da oscilação pura é uma linha
espectral com uma posição definida da frequência de ressonância 0. Na prática, por
conta do decaimento do sinal T2* e do limite de tempo de aquisição de dados, o
alargamento da curva torna o pico menos distinto.
Um pico é caracterizado pela 0; altura do pico ou amplitude (h); largura do pico
na metade da altura (b); e área. Nas representações espectrais usadas na RM, o eixo
da frequência sempre é colocado da direita para esquerda. (35)
A necessidade de se obter um espectro específico do tecido alvo foi
prontamente reconhecida como prioridade na ERM in vivo. Inicialmente, esta condição
foi conseguida utilizando-se bobinas de RF de superfície local. (41)
As bobinas de RF são instrumentos com a finalidade de detectar o sinal da
magnetização transversa em forma de um DIL ou de um eco, e algumas, também
aplicam ao paciente um pulso de RF, à frequência de Larmor.
Nas bobinas de transmissão, o subsistema de RF sintetiza e transmite o sinal de
RF à frequência ressonante pela bobina transmissora ao espécime em estudo. Em
geral, essas bobinas são grandes, com uniformidade de RF elevada para a excitação.
A não necessidade de um controle fino da frequência para a transmissão torna possível
usarem-se ganhos elevados ao amplificador.
Já as bobinas receptoras têm um efeito acentuado sobre a RSR do sistema,
sendo, pois importantes na obtenção de uma ótima qualidade de imagem. Após ser
detectado pelas bobinas receptoras, o sinal passa por um pré-amplificador para
aumentar sua potência. Um desmodulador subtrai, então, o sinal detectado de um sinal
referência à frequência de Larmor, de modo que as informações do sinal da imagem
possam ser processadas na faixa de kilo-hertz (kHz) e não de MHz. (37)
Embora seja adequada para tecidos superficiais, a maioria das ERM’s in vivo
requer a combinação com as imagens e, além disso, o conceito da espectroscopia é de
ser não-invasiva. Em experimentos com animais, os tecidos profundos e órgãos eram
expostos cirurgicamente e a amostragem era realizada com a colocação da bobina de
superfície diretamente no órgão. Para a aplicação clínica, contudo, o objetivo é ter a
12
capacidade de obter-se uma ou várias regiões, selecionáveis, usando métodos de
localização espacial sem a necessidade de um procedimento cirúrgico.
Todo sinal de RM, I(t), quer para produzir uma imagem ou um gráfico
espectroscópico, possui três componentes:
I(t) = Ai cos (it + i) (III)
onde A, é a amplitude do sinal de RF e , a fase. Denomina-se como fase a posição de
cada momento magnético na trajetória precessional em torno de B0. Os momentos
magnéticos que estão em-fase encontram-se no mesmo ponto da trajetória
precessional em torno de B0 num dado momento, enquanto os momentos magnéticos
que estão fora-de-fase não estão no mesmo ponto na trajetória precessional.
Nas imagens clínicas, utiliza-se a do sinal para codificar a informação espacial
em uma direção (codificação da frequência) e a fase numa segunda direção
(codificação da fase), e a amplitude contém informações sobre a intensidade da
imagem. O exato valor da intensidade da imagem é determinado pelas propriedades
dos spins da água no tecido, pela densidade dos spins, pelos efeitos T1 e T2, e pela
seqüência de pulso usada para adquirir as imagens.(12, 38, 39, 42, 43)
Adicionalmente, a frequência do sinal usado não codifica a informação espacial,
mas, preferivelmente, registra as diferenças de frequências naturais causadas pelo
campo magnético local, responsável pelo desvio químico. Quando o DIL é adquirido
com uma simples seqüência de aquisição de pulso, o sinal é composto de informações
de , o qual contém o desvio químico, e de amplitude, o qual informa sobre a área da
ressonância. A é utilizada somente para a diferenciação entre as frequências
positivas e negativas. (41)
O processo de localização da ERM é realizado principalmente empregando as
bobinas de RF, gradientes de B0 estático, ou gradientes de pulso espacial, ou a
combinação deles.(44, 45)
Existem duas classificações básicas de metodologias de localização
espectroscópica.
A primeira classificação leva em consideração o DIL, e dividem-se em três tipos.
O primeiro tipo inclui métodos nos quais todos os spins exceto aqueles dentro da área
de interesse são efetivamente removidos. (38)
i
13
A segunda classe inclui métodos os quais somente os spins desejáveis são
excitados.
E a terceira classe de métodos envolve o uso de protocolos de codificação
espacial como a codificação por Fourier e por Hadamard. Como exemplo, inclui-se
localização das imagens pelo desvio químico (CSI). (35, 46)
A segunda forma de classificação considera-se o campo magnético em B1 e B0.
Os métodos de localização em B1 levam em consideração, de alguma forma, o
perfil não-uniforme da bobina de RF utilizada para obter a localização espectroscópica.
As bobinas são projetadas para produzir uma excitação espacialmente uniforme da
amostra, por isso são de forma cilíndrica e requerem que a amostra seja colocada no
interior do cilindro.
Já os métodos de localização em B0 fazem uso dos gradientes na obtenção da
localização espectroscópica. Tanto os métodos de volume individual (single-voxel)
quanto de múltiplos volumes (multi-voxel) são bastante empregados clinicamente.
Exemplos dessas metodologias incluem o modo de aquisição de eco estimulado
(STEAM), a espectroscopia por determinação de pontos (PRESS)(12, 35, 38, 42, 46) e a
CSI.(35, 46)
O CSI é uma técnica que permite a aquisição do espectro a partir de voxels
separados de uma amostra. Pode consumir bastante tempo porque requer várias
codificações de fase para conseguir uma resolução espacial adequada. (47)
O aumento da resolução espacial pelo CSI é baseado no simples fato que a
variabilidade do campo dentro do voxel é muito menor que através de toda a amostra.
(48) O alinhamento dos desvios calculados para cada voxel é proporcional às variações
do campo magnético da amostra e pode ser usado para mapear o campo magnético
estático e, desta maneira, registrar os metabólitos.
A sensibilidade perdida, proporcional a resolução espacial, restringe o uso do
CSI apenas para casos com RSR favorável. Por isso, o CSI é complementado com
outros métodos de seleção espectral espacial (por exemplo, PRESS) que minimizam a
baixa sensibilidade por registrar espectros a partir de voxels maiores. (47)
Já a PRESS é uma técnica de localização disponível para a obtenção da 1H
ERM multi-voxel. A seleção do volume por esta técnica resulta em variações espaciais
14
das relações metabólicas nas margens do volume selecionado devido a artefatos de
desvio químico. Esses erros são dependentes da largura de banda dos pulsos de RF,
do tamanho da região selecionada e da frequência ressonante e por esta razão se
tornará mais proeminente com o aumento da potência do campo. Uma forma de reduzir
o artefato de desvio químico é determinar que o campo de visão (CDV) da PRESS seja
maior que a região de interesse, utilizando-se os voxels centrais da matriz
espectroscópica de acordo com a Figura 5. (49)
Figura 5 – Voxels elegíveis no Espaço K da sequência PRESS. (1) Amostragem completa do
Espaço-K. (2) Amostragem reduzida elipticamente. (3) Amostragem elegível.
Tanto o método de volume único quanto o de múltiplos volumes são bastante
empregados na aquisição espectroscópica, porém existem algumas diferenças que
precisam ser observadas.
No método, utilizando um volume único, a aquisição e o processamento são
mais rápidos e práticos. Porém, não se obtém referência interna para comparação e o
posicionamento adequado do volume é fundamental. Apresenta, após a aquisição, um
único espectro, representando a média do volume selecionado.
Já com os volumes múltiplos, a aquisição e o pós-processamento são mais
complexos e demorados, comparando-se com o volume único. Porém, dispensa a
necessidade de se saber à localização exata da afecção, podendo ser aquisição
bidimensional ou tridimensional. Na aquisição com volumes múltiplos, estudam-se os
vários componentes de uma lesão num único tempo de exame. (10, 12, 35, 38, 39, 42, 43, 50)
O sinal protônico predominante da maioria dos tecidos é originado da água. Em
média, um tecido do corpo humano é constituído de 80% de água. Apesar dessa
característica corporal ser fundamental na produção de imagens por RM, na
espectroscopia, ao contrário, essa alta concentração prejudica a detecção e
determinação dos metabólitos.(12)
15
Os prótons da água produzem um sinal, que resulta numa concentração de 88
molar (M), enquanto a maioria dos metabólitos de importância clínica estão numa
concentração entre 1 e 20 mM. Então, a diferença da intensidade de sinal resultante é
da ordem de 104 a 105. O instrumental da RM não permite que pequenos sinais sejam
observados na presença de um muito grande.
Por esta razão, é necessário suprimir o sinal da água. Existem, comumente,
duas classificações de métodos de supressão: a não-excitação seletiva e a saturação
do sinal da água propriamente dita. Um ou ambos os métodos de supressão podem ser
usados, produzindo uma maior supressão. (12, 35)
Uma forma de minimizar a contaminação com sinais fora do volume espectral de
interesse é a utilização das barras externas de saturação de sinal. São compostos de
pulsos de pré-saturação que anulam o sinal dos tecidos e dos núcleos em fluxo, de
forma a minimizar a contaminação lipídica, quando o sinal dos lipídeos das regiões fora
do volume de interesse interfere no estudo espectroscópico. (44, 45)
2.3 Bases Químicas
A ERM se utiliza do fato de que a do núcleo atômico é alterada pelo ambiente
químico, causando uma pequena, mas fundamental, alteração nesta frequência
chamada de desvio químico ().
Este fenômeno é causado pelos campos magnéticos gerados pelos elétrons
circulantes ao redor do núcleo que protegem o núcleo do B0 externo. A extensão do
desvio químico depende do número e do tipo de átomos adjacentes e das estruturas
moleculares. (35, 51)
Por conta das diferenças entre , os sinais de núcleos idênticos podem ocupar
posições diferentes num gráfico espectroscópico, por estarem ligados a diferentes
elementos ou componentes moleculares. Com isso, é possível distinguir e identificar
componentes metabólicos. (35)
O campo magnético local, produzido pelo movimento dos elétrons, na presença
de B0 tem a tendência de se posicionar de forma oposta ao B0 (antiparalelismo). Desta
16
forma, o B0 influencia o movimento dos elétrons e a velocidade, afetando diretamente a
intensidade e a direção desse campo magnético produzido.
A frequência na qual o spin precessa é proporcional ao B0. Com o aumento de
B0, aumenta o desvio químico, aumentando também a resolução espectral. Então, uma
espécie protônica em particular, que possui uma , obedece à seguinte equação:
= (B0 + B) (IV)
onde B é proporcional ao B0. Por esta razão, pode-se definir uma quantidade,
(constante de blindagem), que é dependente de B0.
= B0 /B (V)
Substituindo:
= B0(1 + ) (VI)
Consequentemente, a frequência do desvio aumenta com o campo magnético.
Se a for positiva, existe um campo maior ao redor do núcleo do que àquele aplicado
externamente por B0. Por convenção, a medida espectral da blindagem é colocada na
abscissa do plano cartesiano. Desta forma, os sinais de núcleos com blindagem fraca
resultam em alta , localizando-se à esquerda do gráfico, e os sinais de núcleos com
blindagem forte, resultam em baixa , localizando-se à direita do gráfico. (12, 35)
O desvio químico, geralmente, não pode ser considerado como um simples valor
associado à . Na realidade, a funciona como uma força, significando que se pode
ter diferentes valores para direções diferentes.(12)
Em geral, os desvios químicos são relativamente pequenos, comparados com a
frequência de referência. Por esta razão, eles são representados em partes por milhão
(ppm).
Na química analítica, o ponto zero do desvio químico é definido em relação ao
tetra-metil-silano (TMS). Porém, esta substância não é observada na ERM in vivo.
Desta forma, o ponto zero é definido por um valor determinado pelo sistema e levado
em consideração no momento da aquisição espectroscópica.
17
Este ponto de referência sofre influência da temperatura, pois o da água na
temperatura ambiente é de 4.9 ppm, enquanto que o da água no organismo é de 4.7
ppm. Já para os outros metabólitos, a influência da temperatura pode ser
desconsiderada. (35)
Outro importante parâmetro, resultante das interações das ligações entre
elétrons, é o acoplamento spin-spin, também chamado de acoplamento escalar ou
acoplamento J. A explicação para essa interação de acoplamento foi primeiramente
proposta por Ramsey e Purcell em 1952. (38)
Este acoplamento origina-se a partir das interações indiretas de dois spins
nucleares intervindo na estrutura eletrônica da molécula. Diferentemente do desvio
químico, em que não há indução pelo B0 externo e, por esta razão, está sempre
presente, o acoplamento spin-spin surge a partir do campo produzido por um spin
nuclear que interage com elétrons próximos a ele, na presença de B0. Estes se dobram
para dentro da estrutura molecular, interagindo com outros elétrons, influenciando o
campo dos núcleos vizinhos.
A intensidade dessa interação é medida em hertz (Hz) e é chamada de
constante de acoplamento escalar (J). O valor do J não se modifica com a intensidade
do campo, explicando o porquê de se medir este valor em Hz ao invés de ppm.(12, 35)
Não há dependência da orientação, com relação ao B0 estático externo, do J
como ocorre com o desvio químico anisotrópico. Porém, o efeito da intensidade do
campo no acoplamento escalar origina um padrão complexo de múltiplos picos. Para
altos campos, todos os acoplamentos spin-spin são considerados como tendo um
padrão de acoplamento fraco. Isto ocorre quando a intensidade do campo é grande o
suficiente para que a diferença de desvio químico (Hz) entre as ressonâncias
acopladas seja muito maior do que o J.
J (VII)
Quando esta condição não é mantida, o sistema spin passa a ser chamado de
regime de acoplamento forte. Num equipamento de 1.5 T, é possível para alguns
sistemas spin de aminoácidos, como o glutamato, estar no regime de acoplamento
forte. Isto significa que as regras para a avaliação da influência do acoplamento spin-
spin no acoplamento forte não são aplicadas. Algumas sequências de localização,
como a STEAM, são altamente influenciadas pelos efeitos de acoplamento, produzindo
18
efeitos não só na identificação dos picos, mas também na quantificação dos
metabólitos. (12)
O desvio químico e o acoplamento spin-spin são as duas interações que
produzem um campo magnético local no núcleo, contudo os spins nucleares criam um
campo magnético local próprio, influenciando outros spins vizinhos. Esta interação,
chamada dipolo-dipolo, não precisa de elétrons ou ligações químicas na transmissão
do campo magnético para os núcleos vizinhos.
2.4 Espectroscopia por Ressonância Magnética
A ERM do 1H não é uma nova tecnologia e vem sendo utilizada para produzir
informações bioquímicas dos tecidos biológicos por mais de 30 anos. Foi aprovada
pelo Food and Drug Administration (FDA) e é amplamente usada na avaliação do
cérebro (51, 52) e da próstata (42, 50).
Apresenta-se como uma técnica não-invasiva e livre de riscos potenciais com o
qual se pode monitorar os estágios, agudo ou crônico, de uma doença. O
desenvolvimento de métodos de localização espacial de amostras, com níveis relativos
de metabólitos móveis em um volume definido a partir de imagens por RM, é a base
para a integração das informações obtidas por esta técnica. A associação das
informações anatômicas e patológicas obtidas, com as imagens por RM, proporciona
uma nova forma de se entender as origens e a evolução das patologias. (38, 42)
Em muitas doenças, as alterações metabólicas podem preceder as alterações
anatômicas. A espectroscopia se apresenta, pois, como um método de detecção
precoce destas alterações, por ser potencialmente sensível a estas mudanças.
No entanto, a ERM é uma forma de espectroscopia inerentemente fraca. Requer
que as substâncias químicas ou metabólitos estejam presentes em concentrações
maiores que 1mM e, portanto, a detecção de concentrações menores é possível
somente em circunstâncias especiais, o que prejudica a sua aplicação sistemática.
Assim, ainda que a ERM seja um poderoso recurso na obtenção não-invasiva de
informações bioquímicas in vivo, existe uma limitação em termos dos metabólitos que
se pode monitorar. (40)
19
Na ERM, a posição de cada pico ao longo da linha central horizontal, também
chamada de linha química do deslocamento ou linha central da frequência, é
governada pelo campo magnético principal. Assim, os 1H, em grupos moleculares
diferentes de moléculas distintas, fazem com que seus picos correspondentes
apareçam em posições diferentes na linha central da frequência, ou seja, cada
metabólito ressona em uma frequência diferente, de acordo com o campo magnético
gerado pelos agrupamentos moleculares de seus prótons.
A amplitude do pico determina a quantidade de metabólito. A concentração de
um determinado metabólito é calculada através da área do pico. A área do pico é
usada por não ser tão influenciada por alguns fatores físicos como a homogeneidade
do campo magnético, nível de ruído e o tempo de relaxação. (38) A quantificação
absoluta do espectro, isto é, a interpretação das áreas dos picos possui certo grau de
dificuldade. A simples calibração das áreas dos picos usando soluções padrão de
concentrações conhecidas é especialmente difícil pelo fato da sensibilidade das
bobinas mudarem com a carga. Além disso, a dependência do efeito T2 nos sinais dos
metabólitos influencia a quantificação metabólica absoluta.
A simples determinação da área do pico pode ser impedida pela possibilidade
dos sinais se sobreporem e que os reservatórios de metabólitos não contribuam para o
sinal, por conta da baixa mobilidade. Por esta razão, se utiliza a intensidade de sinal
relativa no estudo espectroscópico, comparando-se a relação dos metabólitos numa
mesma região ou em regiões diferentes no mesmo paciente, ou fazendo estas relações
para pacientes diferentes. (35)
2.5 Metabolismo da Glândula Adrenal na ERM
A glândula adrenal é composta de um córtex externo, derivado do mesoderma, e
de uma fina medula interna, originada a partir da crista neural, que corresponde a cerca
de um décimo do seu peso. O córtex é subdividido em três zonas, glomerulosa
(externa), fasciculada (mediana) e a reticular (interna). (53)
A zona glomerulosa secreta os mineralocorticóides sendo a aldosterona, que na
curva espectral está situada entre 1,17 e 1,20 ppm (Figura 6), o principal hormônio
desta classe. A ação primária destes hormônios esteróides, compostos de 21 átomos
20
de carbono, é regular o balanço de água, sódio (Na+) e potássio (K+) no sangue,
retendo os primeiros e excretando o último. Com isso, é fundamental para o equilíbrio
hidromineral do organismo. (54)
A aldosterona é sintetizada a partir do colesterol que é convertido em
pregnenolona no interior das mitocôndrias, envolvendo uma série de hidroxilações e
quebra da sua cadeia lateral. A seguir, através de uma sequência de hidroxilações que
ocorrem no retículo endoplasmático, a pregnenolona é transformada em desoxicortisol.
Este composto é transferido novamente para o interior das mitocôndrias, onde é
hidroxilado para formar o cortisol. A seguir, o grupo metil na posição 18 do cortisol é
hidroxilado por enzimas mitocondriais, dando origem à aldosterona (Figura 7). (55)
Figura 6. Aldosterona. a) Representação da estrutura química. b) Representação da estrutura química
com os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 600 MHz.
(54)
Já a zona fasciculada, que corresponde a 75% da região cortical, secreta
hormônios glicocorticóides, compostos de 21 átomos de carbono, que apresentam
importantes efeitos no aumento da concentração de glicose no sangue, opondo-se à
insulina. O cortisol, localizado na curva espectroscópica em 0,88 e 1,46 ppm, (Figura 8)
é o glicocorticóide mais importante no ser humano. Além disso, é essencial à vida em
face dos seus efeitos sobre o metabolismo de carboidratos, lipídeos e de proteínas.
Está envolvido na resposta ao estresse, no aumento da pressão arterial, na infertilidade
feminina e na supressão do sistema imune. (54)
21
Figura 7. Biossíntese e metabolismo dos esteróides endógenos. (56)
Figura 8. Cortisol. a) Representação da estrutura química. b) Representação da estrutura química com
os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 600 MHz.
(54)
A síntese do cortisol, pelas células da zona fasciculada, segue as mesmas
etapas que ocorrem na zona glomerulosa, até a sua formação (Figura 7). É mínima a
quantidade de cortisol armazenada nas células da zona fasciculada, de modo que o
hormônio é continuamente sintetizado e a velocidade de síntese adapta-se
22
rapidamente às necessidades do organismo. A quantidade de cortisol presente no soro
possui uma variação durante o dia, com altos níveis presentes pela manhã e baixos
níveis ao anoitecer. (55)
A zona reticular, mais interna, secreta os esteróides sexuais, andrógenos e
estrógenos, além de seus precursores, que contribuem para o aparecimento e
manutenção dos caracteres sexuais secundários. Dentre os precursores produzidos os
de maiores quantidades são a androstenodiona com posição espectral em 0,92 e 1,21
ppm (Figura 9), dehidroepiandrosterona (DHEA) localizada entre 0,88 e 1,03 ppm
(Figura 10) e seu sulfato (DHEA-S) situado entre 1,22 e 1,33 ppm (Figura 11).
Figura 9. Androstenodiona. a) Representação da estrutura química. b) Representação da estrutura
química com os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 500 MHz.
(54)
Na mulher, as adrenais são responsáveis por 50-60% da produção de
andrógenos. Sua importância é pequena para o homem, em face da grande produção
de testosterona pelos testículos. As células da zona reticular podem ainda formar
pequenas quantidades de estradiol e de estrona a partir da testosterona e
androsterona. (54)
Os esteróides sexuais são sintetizados pelas células da zona reticular a partir da
17-hidroxipregnenolona e da 17-hidroxiprogesterona (Figura 7). Por uma reação
semelhante, a cadeia lateral dos carbonos 20-21 é removida dá origem,
respectivamente, à DHEA e à androstenodiona. A DHEA é reversamente conjugada ao
23
sulfato pela sulfotransferase primariamente nas adrenais, no fígado e intestino delgado.
Os níveis de DHEA naturalmente sofrem variações ao longo do dia, enquanto que a
concentração de DHEA-S se mantém estável. (55)
Figura 10. Dehidroepiandrosterona (DHEA).a) Representação da estrutura química. b) Representação
da estrutura química com os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 500 MHz.
(54)
Figura 11. DHEA sulfato (DHEA-S). a) Representação da estrutura química. b) Representação da
estrutura química com os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 500 MHz.
(54)
24
Já a parte interna da glândula supra-renal, a medula, é de origem ectodérmica
(células da crista neural) semelhante aos gânglios do sistema nervoso simpático. As
células endócrinas do sistema simpático-adrenal têm a capacidade de sintetizar e
segregar catecolaminas (dopamina, norepinefrina e epinefrina). São chamadas de
células cromafins, pelo fato de apresentarem uma reação histoquímica característica,
após contacto com agentes oxidantes (dicromato de potássio – K2Cr2O7). (57)
Os hormônios do sistema simpático-adrenal, conquanto dispensável à vida, são
necessários para as adaptações do estresse agudo e crônico. A epinefrina, ou
adrenalina, localizada em 2,76 ppm (Figura 12) constitui aproximadamente 80% das
catecolaminas na medula adrenal, e não é sintetizada em tecidos extramedulares.
Figura 12. Epinefrina. a) Representação da estrutura química. b) Representação da estrutura química
com os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 500 MHz.
(54)
Em contraste, a maior parte da norepinefrina, ou noradrenalina, situada em 6,95
ppm (Figura 13), presente nos órgãos enervados pelos nervos simpáticos, é sintetizada
in situ (80% do total), e o restante, é formado em outras terminações nervosas e
alcança as células-alvo pela circulação. (54)
A biossíntese das catecolaminas, esquematizada na Figura 14, inicia-se a partir
da hidroxilação da tirosina, reação catalisada pela tirosina-hidroxilase, que a transforma
25
em desidroxifenilalanina (L-DOPA). A L-DOPA, sob a ação da dopa-descarboxilase, é
descarboxilada para dopamina, que sob a ação da dopamina-β-hidroxilase, forma,
dentro dos grânulos, a noradrenalina. A maior parte da noradrenalina migra para o
citoplasma, onde é metilada pela feniletanolamina N-metiltransferase, convertendo-se
em adrenalina. (55)
Figura 13. Norepinefrina. a) Representação da estrutura química. b) Representação da estrutura
química com os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 500 MHz.
(54)
Figura 14. Biossíntese das catecolaminas. (55)
Na Figura 15 estão descritas as diferentes vias metabólicas para a adrenalina e
a noradrenalina. Estas são inicialmente desaminadas oxidativamente ao nível das
26
mitocôndrias pela monoamina oxidase (MAO), a 3,4-diidroxifenilglicoaldeído
(DOPGAL). Este aldeído é, posteriormente, ou reduzido a 3,4-diidroxifeniletilenoglicol
(DOPEG) por ação da aldeído-redutase, ou sofre oxidação catalisada pela aldeído
oxidase/desidrogenase, com a formação do ácido 3,4-diidroximandélico (DOMA).
A adrenalina e a noradrenalina que entram na circulação são extensamente
metiladas no citoplasma pela catecol-O-metiltransferase (COMT), à metanefrina, de
localização espectral em 3,81 ppm (Figura 16), ou à normetanefrina, situada em 3,89
ppm e 6,95 ppm (Figura 17), respectivamente.
Figura 15. Metabolização das catecolaminas. (58)
A normetanefrina e a metanefrina podem posteriormente sofrer oxidação,
catalisada pela MAO, originando o 3-metoxi-4-hidroxifenilglicoaldeído (MOPGAL). O
MOPGAL pode, por sua vez, ou ser reduzido a 3-metoxi-4-hidroxifeniletilenoglicol
(MOPEG) por ação da aldeído redutase ou ser oxidado, pela aldeído oxidase, a ácido
vanilmandélico (VMA), de posição espectroscópica em 3,85 ppm (Figura 18).
Estes dois últimos compostos podem, igualmente, formar-se pela ação da COMT
sobre o DOPEG e DOMA, respectivamente. Por ação de uma álcool oxidase, o
27
metabólito MOPEG livre é extensamente convertido em VMA, constituindo-se este
como o principal metabólito das catecolaminas excretado na urina. (58)
Figura 16. Metanefrina. a) Representação da estrutura química. b) Representação da estrutura química
com os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 500 MHz.
(54)
Figura 17. Normetanefrina. a) Representação da estrutura química. b) Representação da estrutura
química com os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 500 MHz.
(54)
28
Figura 18. Ácido Vanilmandélico. a) Representação da estrutura química. b) Representação da
estrutura química com os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 500 MHz.
(54)
O feocromocitoma, tumor produtor de catecolaminas, pode levar a uma
morbidade e mortalidade significante. Corresponde a uma causa frequente de massas
adrenais clinicamente invisíveis (cerca de 1,5 a 23%). A prevalência de hipertensão
secundária devido ao feocromocitoma, controlada ou com alterações significativas, é
estimada em 0,1 a 0,5%. Os achados clínicos mais freqüentes são dor de cabeça,
palpitações, sudorese e ansiedade. Hipertensões severas ocasionalmente evoluem
com encefalopatia, retinopatia e proteinúria.(3)
2.6 Metabolismo da Colina
A ressonância da colina na ERM 1H, utilizando-se uma potência de campo
magnético de 1.5T, não é específica de um único componente e pode ter a contribuição
de outros metabólitos como a fosfocolina, fosfatidilcolina, glicerofosfocolina,
etanolamina, fosfoetaloamina, taurina, além da própria colina, ou seja, não possui
resolução suficiente que permita a identificação individual destes picos. (42, 43, 50, 51)
29
A colina, amina quaternária, é um nutriente essencial fornecido através da dieta.
É precursora da acetilcolina e da fosfatidilcolina, situada em 3,21 ppm (Figura 19). A
síntese da primeira ocorre somente no interior dos neurônios colinérgicos, enquanto as
demais células utilizam a colina para sintetizar fosfatidilcolina, cuja concentração é a
maior na membrana celular. Além da fosfatidilcolina (lecitinas), a colina está presente
na membrana celular, em menor concentração, também na forma de fosfocolina e
glicerofosfocolina e colina livre. (38, 42, 51)
Figura 19. Fosfatidilcolina. a) Representação da estrutura química. b) Representação da estrutura
química com os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 600 MHz.
(54)
A Figura 20 mostra a biossíntese da fosfatidilcolina (PtdCho) a partir do citosol
(cyt), passando pela membrana do retículo endoplasmático (ER), através de uma
cascata de três etapas enzimáticas. Inicia-se na fosforilação da colina (Cho) pela
colina-quinase (ck) em fosfocolina (PCho), em seguida tem-se a conversão da PCho
em citidina-difosfato-colina (CDP-Cho) pela citidiltransferase (ct) que se incorpora à
membrana do ER e, por fim, a formação da PtdCho mediada pela PCho-transferase
(pct).(59)
A elevação do pico da colina total na ERM do 1H in vivo pode ser atribuída ao
aumento da taxa de proliferação celular, da densidade celular em regiões com câncer e
na alteração da composição da membrana celular. O aumento dos níveis deste
metabólito é observado como sendo característico de uma série de neoplasias,
30
incluindo tumores de encéfalo (21, 33, 38, 43, 51, 52), próstata (40-42, 50), mama(39), supra-
renal(10), dentre outros.
Figura 20. Metabolismo da fosfatidilcolina (PtdCho). Legenda: fosfolipase A (pla), fosfolipase C (plc),
fosfolipase D (pld), lisofosfolipase ou fosfolipase B (lpl), membrana (memb), lisofosfotidilcolina (Lyso-
PtdCho), glicofosfocolina (GPC), glicerol-3-fosfato (G3P), fosfodiesterase (pd), acetilcoenzima A
(AcylCoA), ácido fosfatídico (PA), diacilglicerol (DG), triacilglicerol (TG). (59)
2.7 Metabolismos da Creatina
A creatina (Figura 21) ressona aproximadamente em 3.03 ppm e, geralmente, é
encontrada na dieta usual, sendo que no homem é sintetizada no interior do fígado, rins
e pâncreas. A creatina tem a função de reserva energética, sendo convertida em
fosfocreatina pela enzima creatino-quinase, utilizando adenosina trifosfato (ATP).
Quando a fosfocreatina cede o fósforo inorgânico no fornecimento energético, libera na
corrente sanguínea a creatinina, excretada principalmente pelos rins. (43, 50)
31
Figura 21. Creatina. a) Representação da estrutura química. b) Representação da estrutura química
com os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 500 MHz .
(54)
Figura 22. Metabolismo da creatina.(60)
32
Três aminoácidos, glicina, arginina e metionina, estão diretamente envolvidos na
biossíntese da creatina, como demonstrado na Figura 22. A primeira reação, que
ocorre no rim, é aquela de transaminação da arginina para glicina, para formar o ácido
guanidoacético (glicociamida). A síntese é completada pela metilação da glicociamida
no fígado. Nesta ação, a metionina “ativa” é o doador de metila. (60)
O pico da creatina contém contribuições da creatina fosfato, ácido -
aminobutírico, lisina e glutationa, além da própria creatina. Por conta de sua
estabilidade em muitos processos patológicos, ela pode ser usada como controle, com
níveis de outros metabólitos expressados como uma razão com a creatina.
2.8 Metabolismos do Lactato
Já o pico do lactato (Figura 23) é verificado em 1,32 ppm. Sua configuração
espectral consiste em um pico que se divide em dois, denominado dubleto. Isto é
causado pelo acoplamento J. (51)
Figura 23. Lactato. a) Representação da estrutura química. b) Representação da estrutura química com
os hidrogênios numerados. c) ERM 1H in vitro em 500 MHz.
(54)
33
Outra característica é que existe uma dificuldade de distinguí-lo das
ressonâncias dos lipídios por conta da sobreposição dos picos, sejam os presentes no
tecido estudado, sejam pelos que estão nas áreas adjacentes e contaminam o
espectro. Vários protocolos são usados para distinguir o lactato do lipídeo, porém o
mais simples é o uso do TE em torno de 140 ms, fazendo com que ele se apresente
invertido (fora-de-fase) em relação aos outros metabólitos. (61)
A formação de ácido láctico ou lactato (Figura 24) nos tecidos é chamada de
acidose láctica. Normalmente, o ácido láctico é oxidado aos produtos finais dióxido de
carbono (CO2) e H2O através do ciclo de Krebs, ou ainda reconvertido à glicose no
fígado pela gliconeogênese num processo denominado ciclo de Cori. A diminuição dos
níveis de oxigênio (O2) aumenta a produção de lactato e a diminuição de sua utilização
energética.
Figura 24. Via glicolítica demonstrando a espontaneidade da formação do piruvato (via aeróbia) e
a formação do lactato tanto por via anaeróbica, quanto pela ação da lactato-desidrogenase que
converte piruvato em lactato. Legenda: ℗, -PO32-
; Pi, HO PO32-
; Θ, inibição.(62)
34
Nas células tumorais, existe uma atividade elevada das enzimas hexoquinase,
fosfofrutoquinase e piruvatoquinase, o que produz uma alta capacidade glicolítica em
condições aeróbias. Comparadas com as células normais, as tumorais, usam
praticamente toda sua capacidade de degradar a glicose, independente da quantidade
de oxigênio presente. Porém, este consumo em condições anaeróbias pode ser até 20
vezes maior que na aerobiose. (63) Além disso, vários pesquisadores demonstraram
que o lactato estimula a angiogênese. (64)
2.9 Metabolismos da Glutamina
A regulação da glicólise pelo oxigênio nas células tumorais em condições de
baixa concentração de glicose ou do seu polímero, o glicogênio, se dá através de vias
alternativas envolvendo outros carboidratos notadamente a glutamina, num processo
chamado de glutaminólise. (65)
Com os baixos índices de glicose, os níveis de frutose-1,6-bifosfato,
representado na Figura 24, estão muito diminuídos. Como resultado, ocorre a
desativação da enzima piruvatoquinase, a não-conversão do piruvato e nenhuma ATP
é sintetizada. Com isso, o pouco piruvato disponível para oxidação vem pelo ciclo do
ácido tricarboxílico (ciclo de Krebs) ou pela fermentação do ácido lático. Por outro lado,
a conversão da ATP produz o íon ortofosfato, que ativa a glutaminase para a
conversão da glutamina. (63)
Aparentemente nenhuma das duas vias é essencial à formação de neoplasias.
Representam oportunidades estrategicamente favoráveis à sobrevivência e proliferação
em circunstâncias de carência de nutrientes e oxigênio. Normalmente é aceito que
neoplasias altamente malignas "cresçam" com pouca vascularização, portanto, altas
taxas glicolíticas e glutaminolíticas suprem essa falta de vascularização, permitindo que
o tumor sobreviva em áreas de hipóxia. (66)
A glutaminólise (conversão da glutamina à lactato), a semelhança da glicólise,
tem como principal função regenerar a energia, produzindo glutamato, citrato e
aspartato, como mostrado na Figura 25. Tem, ainda, a vantagem de manter os níveis
de glutamina constantemente altos nos tecidos e tumores sólidos. (65)
35
Figura 25. Glutaminólise. Interface com o ciclo de Krebs, com produção de lactato em condições de
baixa concentração de glicose.(63)
A ERM do 1H in vivo não consegue separar a glutamina do glutamato, sendo
comumente representado pelo somatório (Glx), considerando-se o pico entre 2,1 a 2,5
ppm.(12, 21, 35, 38, 43, 49, 51, 52, 54, 61) Já o citrato é encontrado em 2.60 ppm.(35, 40-42, 50, 54)
36
3 MÉTODO
Este estudo foi aprovado pelo Comitê de ética em pesquisa da Universidade
Federal de São Paulo/Hospital São Paulo e o termo de consentimento informado foi
obtido de todos os pacientes ou de seus responsáveis.
3.1 Casuística
Foram avaliados, por estudo prospectivo, 118 pacientes portadores de nódulos
ou massas adrenais (36 homens e 82 mulheres), com média de idade de 57,3 ± 13,3
anos. Todos os pacientes foram previamente examinados por TC de adrenal com
protocolo dedicado (medida de densidade na fase pré-contraste) e cálculo da
velocidade de clareamento absoluto do contraste endovenoso ou por RM com
sequências ponderadas em: T1 em-fase e fora-de-fase (para detecção de lípide
intracelular), e em T2 e pós-contraste. Quarenta e cinco nódulos ou massas
localizavam-se exclusivamente na glândula adrenal direita, e 53 na adrenal esquerda.
Vinte pacientes apresentaram massas ou nódulos bilaterais, totalizando 138 nódulos.
Todos os pacientes realizaram ressonância magnética com protocolo proposto de ERM
1H. Os pacientes foram encaminhados para o Departamento de Diagnóstico por
Imagem da UNIFESP pelos setores de Endocrinologia e Urologia. A coleta de dados do
estudo ocorreu entre janeiro de 2007 e dezembro de 2009.
3.1.1 Critérios de Inclusão
Os pacientes foram selecionados de acordo com os seguintes critérios de inclusão:
1. Paciente com nódulo ou massa adrenal com diâmetro acima de 1,0 cm e exame
prévio de TC ou RM com protocolo dedicado ao estudo da adrenal;
2. Confirmação histopatológica por biópsia ou cirurgia, nos casos de
feocromocitoma, carcinoma, adenomas funcionantes ou lesões incaracterísticas;
3. Estabilidade da lesão por mais de 12 meses por TC ou RM em paciente com
diagnóstico de adenoma.
37
3.1.2 Critérios de Não-inclusão
Os critérios de não-inclusão para este estudo foram:
1. Pacientes incluídos em protocolos de quimioterapia ou com biópsia/cirurgia de
adrenal prévia;
2. Pacientes em que não foi possível a programação da sequência ERM 1H.
3.1.3 Critérios de Exclusão
Alguns pacientes que foram selecionados acabaram excluídos por apresentarem:
1. Lesões com diâmetro acima de 1,0 cm e que não apresentaram pelo menos um
voxel elegível para análise;
2. Pacientes com nódulo ou massa adrenal com diâmetro próximo de 1,0 cm e
apresentaram contaminação nas curvas espectroscópicas.
Desta forma, dos 20 pacientes com massas ou nódulos bilaterais, em seis
apenas a lesão com maior diâmetro foi analisada e em outros dois, ambas foram
excluídas. Dos pacientes com lesão unilateral, dois não foram incluídos, um por não ser
colaborativo durante a realização do exame e o outro por apresentar um nódulo com
diâmetro inferior a 1,0 cm. Cinco pacientes foram excluídos por portarem adenomas
com diâmetro próximo a 1,0 cm, nos quais não foi possível a obtenção de nenhum
voxel elegível para análise.
Com isso, 109 pacientes preencheram todos os critérios do estudo para análise
final (34 homens e 75 mulheres), com média de idade de 57,8 ± 13,1 anos, portadores
de lesão adrenal maior do que 1,0 cm (média ± desvio-padrão: 3,67 ± 2,39 cm),
perfazendo um total de 123 massas ou nódulos separados em quatro grupos
(adenoma, carcinoma, feocromocitoma e metástase), demonstrados na Figura 26.
38
Figura 26. Diagrama de fluxo do estudo.
3.2 Protocolos de Exame
3.2.1 Preparo e Posicionamento do Paciente
O preparo do paciente para realizar o exame se resumiu ao jejum de quatro
horas, aplicação de droga anti-espasmódica (Buscopan®) por via endovenosa 10
minutos antes do exame, e aplicação do questionário de contra-indicações à RM.
O posicionamento do paciente foi feito com os pés primeiro em relação ao
equipamento de RM, braços estendidos ao longo do corpo e em decúbito dorsal por
sobre a bobina de coluna (SP - spine). Uma vez o paciente centrado na mesa de
exame, pôs-se a bobina de arranjo-de-fase (phased-array) anterior (Figura 27).
3.2.2 Técnica do Exame
3.2.2.1 Protocolo de Aquisição de Imagens por RM
39
Os exames foram realizados em um equipamento de 1.5 T e gradiente de 43
mT/m (Magnetom Sonata; Siemens Medical Systems, Erlangen, Alemanha), no
Departamento de Diagnóstico por Imagem da Escola Paulista de Medicina – UNIFESP
e em um equipamento de 1.5 T e gradiente de 33 mT/m (Magnetom Espree; Siemens
Medical Systems, Erlangen, Alemanha), no Centro de Ultrassonografia e Radiologia
Aplicada (CURA). O período de experiência(10) para aprendizado e desenvolvimento foi
de agosto de 2004 a dezembro de 2006 para auxiliar na adequação do protocolo e
sequências do exame.
A bobina de RF de corpo, presente no próprio equipamento, foi usada para a
excitação, e a bobina de arranjo-de-fase combinada com bobina de coluna foram
usadas na recepção do sinal de RM, de acordo com a figura 27. Não houve
necessidade de se conectar a monitorização respiratória.
Figura 27 - Bobinas utilizadas na aquisição de imagens por RM e dos gráficos espectroscópicos
na ERM. SP (spine) à esquerda e arranjo-de-fase (phased-array) à direita. (35)
O exame de RM foi realizado no nível da massa adrenal e consistiu de
sequências de tomada única metade-Fourier turbo spin-eco (HASTE) ponderadas em
T2 e imagens T1 CSI, em-fase e fora-de-fase. No Quadro 1, tem-se um resumo dos
parâmetros físicos das sequências utilizadas nos dois serviços.
As sequências HASTE foram realizadas nos três planos ortogonais para a
localização tridimensional (3D) da massa para o planejamento da ERM 1H. Para se
determinar a inserção correta do volume de interesse (VDI), realizaram-se três
sequências sagitais localizadoras HASTE, com as mesmas características de
programação, em inspiração e expiração máximas, e em respiração livre.
Deste modo, foram obtidos os intervalos de posição e mobilidade da glândula,
do mais alto (expiração) ao mais baixo (inspiração) com a determinação da região em
que se tem a possível localização do nódulo ou massa da adrenal durante a aquisição
40
da ERM 1H em respiração livre. Assim, aumentou-se a probabilidade da glândula
adrenal e a massa se localizassem neste intervalo.
Quadro 1 - PARÂMETROS DAS SEQUÊNCIAS DE RM UTILIZADAS NO
PROTOCOLO.
Sequência No de imagens
Espessura (mm)
TR (ms) TE (ms)
Matriz CDV (mm)
Axial T2 HASTE
24
3,0
1000–2000
87
167 x 256
280 - 350
Axial T2 HASTE Fat Sat*
24 3,0 1000–2000 87 167 x 256 280 - 350
Coronal T2 HASTE
20 3,0 1000-2000 82 167 x 256 280 - 350
Sagital T2 HASTE
13 3,0 1000-2000 87 167 x 256 280 - 350
Axial T1 CSI em-fase
24 3,0 173 4,8 167 x 256 280 - 350
Axial T1 CSI fora-de-fase
24 3,0 173 2,4 167 x 256 280 - 350
Axial VIBE T1 Gd**
70 1,0 5,45 2,58 179 x 256 280 - 350
* Fat Sat = Saturação de gordura. ** VIBE = Exame em apnéia com interpolação volumétrica.
3.2.2.2 Protocolo para captação dos dados espectroscópicos
Utilizou-se um sistema de múltiplos volumes, na seleção do volume
espectroscópico de interesse, adquirido pela seqüência PRESS CSI 2D híbrida
disponível comercialmente pela Siemens Medical Systems (Erlangen, Alemanha), de
forma a minimizar possíveis artefatos das estruturas peri-adrenais.
A programação da ERM foi realizada com as imagens ponderadas em T2
HASTE em duas etapas. Na primeira, utilizaram-se apenas as imagens sagitais em
inspiração máxima, expiração máxima e respiração livre, e posicionou-se
cuidadosamente a grade multivoxel do volume de interesse no centro da lesão, com o
uso de todos os três planos sagitais, de acordo com a Figura 28 para incluir o máximo
41
de área de lesão possível ou, preferencialmente, para incluir toda a lesão e parte do
tecido gorduroso adjacente.
Figura 28. Ajuste do posicionamento e tamanho do CDV e da área do shimming.
Uma vez determinada as dimensões do CDV e da área de reforço da
homogeneidade (shimming) (Figura 28), fez-se a segunda etapa da programação que
contou com os três planos ortogonais em expiração. O objetivo deste procedimento foi
determinar a espessura do voxel, habilitar apenas a bobina de RF mais próxima à
massa ou nódulo e posicionar as barras de saturação externa, conforme a Figura 29.
Figura 29. Programação final da ERM 1H da adrenal.
Além de ser angulada livremente, sem prejuízo na aquisição espectroscópica, a
seqüência de ERM ofereceu a possibilidade de se utilizar seis barras de saturação
externa, com 30 mm de espessura, posicionadas ao redor da glândula adrenal,
minimizando os efeitos da não-homogeneização de campo pelo efeito de
susceptibilidade magnética, originadas no ar do parênquima pulmonar, nas estruturas
ósseas, na gordura peri-adrenal e nos líquidos presentes na árvore biliar e rins.
42
Para a espectroscopia de adrenal (Quadro 2) utilizou-se a supressão espectral
da água fazendo com que os lipídeos presentes na glândula estivessem presentes na
aquisição. Para isso, se aplicou pulsos de supressão espectral de água descrito como
geração de frequência seletiva coerente (MEGA).(67)
Quadro 2 - PARÂMETROS DA SEQÜÊNCIA DE ERM UTILIZADA NO PROTOCOLO
Volume do Voxel (cm3)
CDV (cm)
Excitações TR (ms)
TE (ms)
Fator Delta Tempo (min)
0.56 – 3,38 100 - 150 4 - 8 1500 135 -3,4 7:00 - 11:45
O tempo total de exame, incluindo o posicionamento do paciente, a aquisição de
imagens de RM e dos dados espectroscópicos, ficou em torno de 30 minutos.
3.2.3 Análise dos dados espectroscópicos
Os gráficos adquiridos foram analisados por dois examinadores (H.J.F.M. e
S.M.G.) em consenso. O pós-processamento foi realizado numa estação de trabalho
(LEONARDO®; Siemens Medical Systems) com um programa dedicado à análise da
espectroscopia. Utilizou-se o filtro Gaussiano de 1000 Hz e priorizou-se a
transformação de Fourier em duas direções espaciais, aplicando-se o filtro Hamming.
Ajustou-se a matriz da ERM 1H nos três planos ortogonais utilizados na
programação, determinando-se então quais voxels seriam elegíveis para a análise. Um
voxel foi considerado elegível quando possuía 100% de sua área no interior do tecido
tumoral. Voxels localizados no tecido adiposo adjacente não foram incluídos nas
análises espectrais. Convencionou-se a análise espectral com início cranial e sentido
caudal e da esquerda para a direita.
Uma vez selecionado o voxel para a análise, ampliou-se o eixo das abscissas a
fim de se usar uma amplitude de ppm suficiente (0,5 a 8,5) para a realização da
correção da fase do pico da água com os demais metabólitos. Em seguida, reduziu-se
o intervalo de ppm (0,5 a 4,7) com o objetivo de aumentar a resolução espectral.
Em ambas oportunidades a análise da espectroscopia foi interpretada por
inspeção visual e pelo cálculo das amplitudes dos picos dos metabólitos de interesse,
43
lipídeo (Lip), colina (Cho), creatina (Cr) e catecolaminas (4,0 – 4,3 ppm)(54). Procedeu-
se também a anotação e quantificação de outros picos significativamente distintos dos
primeiros.
Quando esta redução de faixa de ppm não era suficiente para mensurar a Cho
e/ou a Cr, reduziu-se ainda mais o intervalo de 2,5 a 3,5 ppm para que esta
diferenciação e quantificação pudessem ser feitas, exemplificadas pela Figura 30. O
tempo de análise para cada paciente variou de acordo com o número de voxels
elegíveis, variando de 10 minutos nas lesões menores a 50 minutos no caso das
massas de grandes dimensões.
Figura 30. Alteração d e escala no pós-processamento da ERM 1H da adrenal. (A) de 0,5 ppm a 8,5
ppm; (B) de 0,5 ppm a 4,7 ppm; (C) de 2,5 ppm a 3,5 ppm.
3.2.3.1 Análise dos Metabólitos
Uma vez mensuradas as amplitudes dos metabólitos de interesse, calculou-se
as seguintes relações metabólicas: Cho/Cr, 4.0-4.3ppm/Cr, Lip/Cr e Cho/Lip. Levou-se
em consideração para diferenciar as massas ou nódulos apenas as duas primeiras
relações que se mostraram, desde o primeiro trabalho(10), como as de maior
sensibilidade e especificidade na diferenciação entre adenomas, carcinomas,
feocromocitomas e metástases.
Num primeiro momento, foi verificada a reprodutibilidade dos resultados com o
nosso trabalho anterior.
No sentido de se utilizar outros metabólitos para o estudo espectroscópico da
glândula adrenal, trabalhou-se também com a glutamina e glutamato (Glx) e com o
44
lactato (Lac). Tomadas as amplitudes destes metabólitos, fez-se a relação matemática
com a creatina (Glx/Cr e Lac/Cr).
Os picos dos lipídeos mensuráveis foram também analisados e caracterizados.
Procurou-se também determinar os de maior amplitude nos gráficos espectrais e foram
comparados de acordo com os grupos constituídos. Consideramos o cortisol entre 1,40
ppm e 1,70 ppm, o DHEA-S entre 1,22 e 1,33 ppm; a aldosterona entre 1,15 e 1,21
ppm; e a androstenodiona entre 0,75 e 1,14 ppm.
3.2.4 Análise estatística
A amostra foi estudada utilizando-se os programas Excel® e BioEstat 4.0® para
melhor caracterizar as relações metabólicas das massas ou nódulos nos quatro grupos
em análise (adenoma, carcinoma, feocromocitoma e metástase).
Para isso, os valores de tendência central (média e moda) e de dispersão
(desvio padrão e amplitude) foram calculados para cada um dos grupos. Aplicou-se
também o teste t de Student para amostras pareadas, comparando-se as médias das
razões metabólicas nos diferentes grupos, e o Qui-quadrado, para correlacionar as
diferenças entre as relações, com a correção de Yates ou o teste exato de Fisher
quando o valor da caséola fosse menor que cinco.
Fez-se ainda a curva da característica operativa do receptor (ROC) para se
determinar o ponto de corte da relação em que as massas ou nódulos apresentaram
diferenças entre os grupos e avaliou-se o poder de análise das tabelas. A sensibilidade,
especificidade, valor preditivo positivo (VPP) e acurácia foram calculados a partir dos
pontos de corte determinados. A significância dos testes foi indicada para o valor
menor que 0,05 (p ≤ 0,05).
Estudou-se ainda a significância entre a razão Glx/Cr e o tamanho da massa ou
nódulo, utilizando-se o teste de correlação linear de Pearson (ρ) para medir o grau de
associação entre essas variáveis.
45
4 RESULTADOS
A partir das sequências propostas e metodologia de leitura, conseguimos
realizar o exame em 123 (89,13%) das massas ou nódulos estudados. Das lesões
excluídas, 10 (7,25%) correspondiam a lesões com maior diâmetro inferior a 1,0 cm. O
restante (cinco nódulos – 3,62%) foi retirado do estudo por não possuir o voxel elegível,
mesmo com tamanho do nódulo acima do pré-estabelecido. Mesmo assim, das 123
massas ou nódulos incluídos neste estudo, 32 (25,2%) apresentaram tamanho entre
1,0 e 1,9 cm (média de 1,64 ± 0,27 cm), acordo com a Figura 31.
Figura 31. Gráfico de barras relacionando o número de massas ou nódulos (N) versus tamanho da
lesão. (Lengenda: D=Diâmetro)
A Tabela 1 mostra que foi possível a reprodução dos resultados obtidos no
trabalho anterior(10) utilizando-se a relação Cho/Cr ≥ 1,2 para diferenciar adenoma e
feocromocitoma de carcinoma e metástase, com sensibilidade de 100%, especificidade
de 98,2%, valor preditivo positivo (VPP) de 83,3% e acurácia de 98,4% com um poder
de análise de 0,9872; e a relação 4.0-4.3 ppm/Cr ≥ 1,5 para diferenciar carcinoma e
feocromocitoma do adenoma e metástase, com sensibilidade de 92,3%, especificidade
de 96,9%, VPP de 89,3% e acurácia de 95,93% com um poder de análise de 0,7843. A
Figura 32 mostra o comportamento espectroscópico das massas estudadas.
46
Tabela 1 – ANÁLISE DESCRITIVA DOS GRUPOS ESTUDADOS PARA AS
RELAÇÕES Cho/Cr E 4.0-4.3ppm/Cr
Grupo
Cho/Cr 4.0-4.3 ppm/Cr
Média ± DP Mín-Máx Média ± DP Mín-Máx
Adenoma 0,09 ± 0,12 0 – 0,67 0,60 ± 0,50 0 – 1,45
Feocromocitoma 0,78 ± 0,34 0 – 1,17 6,36 ± 8,86 1,5 – 34,55
Carcinoma 1,72 ± 0,40 1,25 – 2,35 4,28 ± 1,98 1,69 – 7,98
Metástase 1,42 ± 0,21 1,28 – 1,67 0,92 ± 0,32 0,57 – 1,22
Legenda: DP = Desvio padrão; Mín = Valor Mínimo; Máx = Valor Máximo. p < 0,01
Figura 32. Gráficos espectroscópicos da adrenal em quatro diferentes massas. (A) Metástase; (B)
Feocromocitoma; (C) Adenoma; (D) Carcinoma. Os respectivos picos de Cho, Cr, Lip, Glx e H2O estão
assinalados em suas respectivas curvas.
47
Incluímos também em nossa avaliação os metabólitos Glx e Lac uma vez que
percebemos a presença dos seus picos na grande maioria das massas analisadas. A
avaliação dos mesmos também foi feita por meio da relação com a Cr.
Para as relações Glx/Cr e Lac/Cr, os grupos se comportaram de acordo com a
Tabela 2.
Tabela 2 – ANÁLISE DESCRITIVA DOS GRUPOS ESTUDADOS PARA AS
RELAÇÕES Glx/Cr E Lac/Cr
Grupo
Glx/Cr Lac/Cr
Média ± DP Mín-Máx Média ± DP Mín-Máx
Adenoma 1,99 ± 1,67 0,0 – 8,75 -4,61 ± 7,77 -38,84 – 0,0
Feocromocitoma 1,41 ± 0,80 0,17 – 3,0 -2,64 ± 3,24 -10,02 – 0,0
Carcinoma 2,49 ± 2,12 0,56 – 7,65 -12,43 ± 7,31 -21,89 - -0,63
Metástase 2,13 ± 2,05 0,0 – 4,1 -2,43 ± 4,22 -7,31 – 0,0
Legenda: DP = Desvio padrão; Mín = Valor Mínimo; Máx = Valor Máximo.
Não houve diferença estatisticamente significante (p>0,05) da relação Glx/Cr
entre as massas analisadas.
Porém, para a diferenciação específica entre feocromocitoma e carcinoma e
entre feocromocitoma e adenoma (Figura 33), a relação Lac/Cr se mostrou
estatisticamente significante (p<0,05).
Figura 33. Gráficos espectroscópicos da adrenal em três diferentes massas evidenciando os
respectivos picos de Cho, Cr, Lip, Glx, Lac e H2O que estão assinalados nas curvas. (A)
Feocromocitoma; (B) Carcinoma; e (C) Adenoma.
48
A curva ROC calculada para a diferenciação entre o grupo feocromocitoma e
adenoma demonstrada na Figura 34A determinou um ponto de corte de -4,79, com
sensibilidade de 65,3%, especificidade de 72,7%, VPP 91,44%, acurácia de 66,65% e
poder de análise de 0,67. Já a curva ROC para diferenciação entre o grupo
feocromocitoma e carcinoma (Figura 34B) determinou um ponto de corte de -7,449,
com sensibilidade de 90,9%, especificidade de 77,8%, VPP 83,35%, acurácia de
85,01% e poder de análise de 0,93.
Figura 34. Curva ROC da relação Lac/Cr entre os grupos adenoma (A) e carcinoma (B) com o
feocromocitoma. A. Lac/Cr ≤ -4,79 (adenoma). B. Lac/Cr ≤ -7,449 (carcinoma).
Percebemos durante a análise que o Glx está associado ao tamanho da massa,
sendo diretamente proporcional ao tamanho do adenoma e carcinoma e inversamente
proporcional ao feocromocitoma. Não foi possível esta associação com metástases
devido ao número reduzido da amostra e semelhança de dimensões. Os gráficos de
dispersão abaixo (Figura 35) especificam este achado.
Aplicou-se o teste ρ para medir a intensidade de associação entre a relação
Glx/Cr e o tamanho da massa ou nódulo. Obteve-se ρ de 0,17; 0,28; e -0,28 (p>0,05)
para os grupos adenoma, carcinoma e feocromocitoma, respectivamente.
Existem diferentes picos de lípides detectáveis nas massas adrenais. Tentamos
identificar e caracterizar se existem picos de lípides que permitam diferenciar as
massas. A Figura 36 mostra os lipídeos encontrados nas massas.
A B
49
Figura 35. Gráficos de dispersão com regressão linear do comportamento entre o tamanho da
massa e a relação Glx/Cr. Adenoma (IC 95% = -1,35 a 0,43), no feocromocitoma (IC 95% = -4,83 a -
0,69) e no carcinoma (IC 95% = -5.78 a -0.87).
Para o adenoma encontramos 52,2% de cortisol; 22,3% de DHEA-S; 7,5% de
aldosterona e 18% de androstenodiona. Para o feocromocitoma encontramos 41,8% de
cortisol; 19,4% de DHEA-S; 7,8% de aldosterona e 31% de androstenodiona. Para o
carcinoma encontramos 41,5% de cortisol; 18,8% de DHEA-S; 18,2% de aldosterona e
21,5% de androstenodiona. Já para a metástase encontramos 57,5% de cortisol; 12,3%
de DHEA-S; 13,7% de aldosterona e 16,5% de androstenodiona.
Figura 36. Lipídeos presentes nos nódulos ou massas adrenais estudados. Androstenodiona (0,75
– 1,14 ppm); Aldosterona (1,15 – 1,21 ppm); DHEA-S (1,22 – 1,33 ppm); e Cortisol (1,40 – 1,70 ppm).
50
A Tabela 3 descreve as principais características dos lipídeos encontrados em
maior concentração nos grupos estudados. Verificou-se que existe uma diferença
estatisticamente significante (p<0,05) entre o tipo de lipídeo, caracterizado por sua
posição na abscissa, presente no adenoma em relação aos outros grupos.
Determinou-se um ponto de corte através da curva ROC (Figura 37) de 1,397
ppm, com sensibilidade de 67,3%, especificidade de 52,7%, VPP de 79,29%, acurácia
de 63,34% e poder de análise de 0,88.
Tabela 3 – ANÁLISE DESCRITIVA DOS LIPÍDEOS NOS GRUPOS ESTUDADOS
Grupo
Lipídeo (ppm)
Média ± DP Mín-Máx Moda
Adenoma 1,49 ± 0,19 0,98 – 2,04 1,6
Feocromocitoma 1,39 ± 0,21 0,7 – 1,79 1,39
Carcinoma 1,39 ± 0,26 0,75 - 1,89 1,16
Metástase 1,29 ± 0,17 0,97 – 1,54 1,24
Legenda: DP = Desvio padrão; Mín = Valor Mínimo; Máx = Valor Máximo.
Figura 37. Curva ROC para determinação do ponto de corte do lipídeo de maior amplitude nas
massas ou nódulos de adrenal. Lipídeo ≥ 1,397 ppm (adenoma).
51
DISCUSSÃO
A utilização de técnicas de ERM de alta sensibilidade e resolução espacial se faz
necessária por conta da localização profunda das glândulas adrenais, da complexidade
de sua anatomia e fisiologia zonal, proximidade de regiões que apresentam efeito
significativo de susceptibilidade magnética e da natureza heterogênea dos nódulos e
massas que as acometem.
Para que o estudo espectroscópico in vivo alcance a sensibilidade adequada
com o tempo de aquisição clinicamente aceitável e distribuição dos sinais dos
diferentes tecidos de modo resoluto, faz-se necessário um campo magnético estático
de pelo menos 1,5 T.(68) Esta condição é relevante porque a polarização ou a
intensidade do vetor depende diretamente do B0 aplicado externamente. (12)
As bobinas de gradiente são também incorporadas para produzir campos
magnéticos que variam linearmente através da amostra. Com isso, é possível utilizar
uma (1D), duas (2D) ou três (3D) dimensões do gradiente de codificação de fase na
obtenção do espectro.(51) Para este estudo usou-se uma sequência espectroscópica 2D
aliando resolução espacial adequada com um tempo de aquisição clinicamente viável,
cerca de 7 minutos para lesões grandes e de aproximadamente 12 minutos para lesões
pequenas.
Para corrigir a distribuição do campo magnético através da amostra
adequadamente, utilizaram-se estratégias chamadas de reforço passivo e ativo. Graças
às bobinas de reforço (shimming), principalmente o ativo, obteve-se mais segurança
nas medidas espectrais, pois o campo magnético produzido foi o mais uniforme
possível dentro do volume de interesse (VDI), reduzindo o tempo de aquisição. (69)
A função primária do sistema de RF é a de transmitir pulsos e receber o sinal de
RM. Este sistema é também desenhado para potencializar o baixo sinal intrínseco de
RM, pois enquanto a voltagem de saída da transmissão é da ordem de 106V, a
voltagem de entrada da bobina receptora é da 0,1 µV. Com isso, a escolha das bobinas
é muito importante e é influenciada pela questão clínica, área de interesse, peso e
tamanho do corpo do paciente. (12)
Os avanços técnicos na aquisição de imagens por RM do abdome passaram
pelo desenvolvimento da bobina de RF de arranjo-de-fase ou bobinas receptoras
52
múltiplas (phased-array), seja na utilização de bobinas únicas, mas com elementos
anteriores e posteriores ao paciente, seja pelo uso de bobinas diferentes, os quais
podem se combinar ou serem usadas individualmente.
A interface da bobina de arranjo-de-fase inclui várias portas de entrada e saída
de sinal. Cada uma das portas de saída está associada com um receptor ligado ao
sistema de imagem por RM. A interface elétrica acopla seletivamente pelo menos duas
entradas de sinal em relação a um grande número de conexões de entrada. (70)
Com isso, esta bobina oferece uma RSR, sensibilidade uniforme e resolução
espacial de uma bobina de superfície, porém com aumento do CDV. Esta característica
normalmente é utilizada para o imageamento do abdome sem aumento do tempo de
aquisição. Pode ser aplicada não só para a produção de imagens como também na
aquisição dos gráficos espectroscópicos, sem restrição quanto ao tipo de sequência de
pulso a ser aplicada.
Além disso, o aspecto mais importante das propriedades da bobina arranjo-de-
fase é a de minimizar o artefato de acoplamento mútuo entre bobinas de superfície
muito próximas. Isto causa a separação das frequências de ressonância e interrompe o
padrão de transmissão e recepção do sinal. (71)
Logo depois da introdução das bobinas arranjo-de-fase, foi reconhecido que elas
poderiam também ser usadas para reduzir ainda mais o tempo de aquisição das
imagens pela amostragem do sinal de RM de modo paralelo. A base dessa técnica está
no conceito de que o tempo de aquisição é proporcional ao número de linhas de
codificação de fase numa abordagem Cartesiana. Na imagem de RM em paralelo, o
uso das antenas de arranjo-de-fase é importante para diminuir ou prevenir artefatos de
dobramento. (72)
As técnicas de imageamento parcial em paralelo em aquisição simultânea com a
harmônica espacial (SMASH) vêm sendo combinada com protocolos de imagem em
tomada única (single shot) como aquisições ecoplanares, de ruptura e tomada única
metade-Fourier turbo spin eco (HASTE ou RARE). Esta última, usada neste estudo,
caracteriza-se por ser uma sequência de RM ponderada em T2 ultra-rápida que em
adquire mais da metade de uma imagem 2D no Espaço K depois de um único pulso de
excitação por meio de um trem de eco separado por pulsos de refocalização. Esta
sequência é menos sensível ao movimento e pode ser adquirida em apnéia. (73)
53
O método PRESS foi utilizado para a localização espectroscópica deste estudo.
Esse método excita diretamente o volume de interesse com mínima excitação do
restante da amostra. A codificação do volume, seja ele único ou múltiplo, pode ser
obtida por uma única seqüência de pulso, com três pulsos seletivos, cada qual ao longo
das direções x, y e z, para obter a localização.
A metodologia PRESS pode ser precedida pelos pulsos de desvio químico
seletivo (CHESS) e o protocolo de BASING para que se obtenha a supressão da água.
A supressão realizada pelas barras de saturação externas também podem ser
programadas antes da aquisição espectroscópica. (12, 35) Pelo método de supressão
espectral, a magnetização transversa é seletivamente retirada de fase antes e depois
do segundo pulso de spin-eco. A retirada de fase afeta a água somente entre 4.0 a 5.4
ppm.(12, 35)
Adicionalmente ao PRESS, utilizou-se para este experimento o método de
localização CSI adquirido de forma multidimensional. A aquisição de dados é realizada
na ausência do gradiente de codificação de frequência, com isso a informação do
desvio químico pode ser conservada. É classificada em seqüência com spin eco e sem
spin eco. A vantagem do método com eco, aplicado neste estudo, é a movimentação
com a aquisição dos dados, ligando os gradientes, e permitindo que todas as
ressonâncias entrem em fase na codificação de fase.
Dentre os problemas da CSI tem-se a interferência da intensidade do pico para
espécies de tempo T2 curto e a necessidade de um grande número de codificações
para se obter um simples volume. Contudo, é excelente para se obter mapas
metabólicos. (12, 35)
Os primeiros estudos de ERM do 1H in vivo da glândula adrenal foram realizados
utilizando imagens espectroscópicas, como forma de seleção da região de interesse
espectroscópico. Apesar dos primeiros resultados terem sido satisfatórios, algumas
limitações desta metodologia precisam ser destacadas: a impossibilidade de se
construir os gráficos espectrais, a visualização da massa ou nódulo em apenas um
plano ortogonal, o baixo valor de B0, e restrição em se visualizar apenas a água e a
gordura.(22)
Kim et al. em 2009 propuseram o uso da ERM do 1H in vivo single-voxel com
monitoração respiratória para o estudo da glândula supra-renal. Mesmo com os
54
primeiros resultados animadores, os problemas em se usar a localização single-voxel
permanecem, quer seja na inabilidade de acesso da distribuição espacial das
alterações metabólicas observadas; na dificuldade de comparação dos níveis
metabólicos entre duas regiões diferentes; no posicionamento do volume que deve ser
realizado no momento do exame, baseando-se nas imagens da RM, na qual a região
de interesse pode ser difícil de localizar; e, ainda, limitando-se a massas relativamente
grandes (8cm3 – 27cm3) e TE curto. (11)
Com o objetivo de superar estas limitações, começou-se a utilizar o volume
múltiplo 2D, como forma de seleção da região de interesse espectroscópico, com a
ativação de dois gradientes, a partir do plano sagital da glândula supra-renal.(10) A
aquisição de volumes múltiplos nega a necessidade de se saber a exata localização do
câncer, fornecendo informações espectrais sobre a sua extensão espacial e
heterogeneidade metabólica. (42)
Em nosso estudo houve a necessidade de realizar algumas modificações nas
etapas de aquisição e pós-processamento do protocolo da ERM do 1H da adrenal
quando comparadas com as fases iniciais do projeto.(10) Além da bi dimensionalidade
da sequência de pulso espectral, a não angulação do multi-voxel, a melhoria do ajuste
do CDV à massa ou nódulo e o equilíbrio da RSR após este ajuste são itens de grande
impacto nesta otimização.
Mantivemos a aquisição de três planos sagitais (respiração livre, inspiração
máxima e expiração máxima) para determinar o local mais provável da lesão estar
situada, restringindo o shimming nesta região. Este método não é perfeito, mas
compensa a falta de monitoramento respiratório na sequência multivoxel.
No que se refere ao pós-processamento, as alterações protocolares evoluíram
juntamente com os novos aplicativos disponibilizados pela Siemens Medical Systems
que possibilitaram uma melhor análise dos dados espectroscópicos. O pós-
processamento com escalas diferentes de uma amplitude maior (0,5 a 8,5 ppm) para
uma menor (0,5 a 4,7 ppm) permitiu um melhor ajuste da linha de base levando-se em
consideração o pico da água com os demais metabólitos na determinação automática e
manual da fase e da frequência do espectro. Nos casos em que havia necessidade,
estreitou-se ainda mais o eixo x (2,5 a 3,5 ppm) no sentido de se evidenciar melhor
amplificando os picos da colina e da creatina e o volume do voxel foi aumentado ou
55
diminuído de acordo com o tamanho da massa. Tudo isso fez com que a determinação
do voxel elegível fosse realizada com mais segurança e rapidez.
Mesmo com o impacto positivo dado por estas alterações, os critérios
matemáticos determinados em nosso trabalho anterior se mantiveram satisfatórios na
determinação de adenomas, carcinomas, feocromocitomas e metástases.
Desta forma, a amostra atual mostrou uma sensibilidade de 100%,
especificidade de 98,2%, VPP de 83,3% e acurácia de 98,4% para a relação Cho/Cr ≥
1,20 para diferenciação do carcinoma e metástase do adenoma e feocromocitoma.
Anteriormente, em nosso primeiro trabalho, havíamos obtido 92%, 96%, 86% e 95%,
respectivamente.
Enquanto que para a relação 4,0-4,3 ppm/Cr ≥ 1,50 obteve-se uma sensibilidade
de 92,3%, especificidade de 96,9%, VPP de 89,3% e acurácia de 95,93% para
diferenciar carcinoma e feocromocitoma do adenoma e metástase contra 87%, 98%,
98% e 95% do primeiro trabalho, respectivamente.
Na nossa análise percebemos a frequente presença dos picos de Glx e Lac.
Decidimos, à semelhança do que foi feito para os outros metabólitos, incluí-los na
nossa análise sob a forma de relação com a Cr.
A relação Glx/Cr não apresentou diferença estatisticamente significante na
diferenciação das massas ou nódulos, mas mostrou que está relacionada com o
tamanho da lesão, diretamente proporcional ao adenoma e carcinoma e inversamente
proporcional ao feocromocitoma. Talvez em um futuro próximo possamos estabelecer
um valor para esta relação e com uma correlação ρ de moderada a forte.
Já para a relação Lac/Cr, obteve-se uma diferença estatisticamente significante
quando foi comparado o grupo do feocromocitoma com os grupos adenoma e
carcinoma. A curva ROC mostrou que esta razão metabólica quando acima de -7,449
possui sensibilidade de 90,9%, especificidade de 77,8%, VPP 83,35%, acurácia de
85,01% para separar carcinomas de feocromocitomas, que representava uma das
maiores dificuldades em relação ao estudo anterior, portanto somando-se esta nova
relação aumentamos a capacidade de diagnóstico e diferenciação.
Este estudo também procurou caracterizar os tipos de lipídeos presentes nos
grupos e qual deles possuía maior concentração. Verificamos quatro componentes
56
presentes nos quatro grupos estudados em quantidades mensuráveis à ERM do 1H
(androstenodiona, aldosterona, DHEA-S e cortisol).
Notamos também que o cortisol é o metabólito mais frequente dentre todos os
outros em seus respectivos grupos, já que acima de 41,5% dos lípides presentes nas
massas ou nódulos de adrenal estão entre 1,40 e 1,70 ppm. Quando comparamos os
lipídeos de maior amplitude presentes na curva espectral verificamos que existe uma
diferença estatisticamente significante do adenoma em relação aos outros grupos.
Porém, este dado não se mostrou eficiente suficiente para servir como critério de
análise espectroscópica na diferenciação das massas.
Em nossos estudos paralelos estamos tentando comparar as concentrações dos
lipídeos obtidas nos gráficos espectrais com provas laboratoriais e desta forma
diferenciar massas de adrenal funcionantes de não-funcionantes.
57
6 CONCLUSÃO
A partir da sequência de ERM do 1H apresentado foi possível estabelecer um
protocolo eficaz para a diferenciação dos nódulos e massas das glândulas adrenais.
Este protocolo de aquisição de imagem e ERM permitiram a realização do
exame em 123 (89,13%) das massas com lesão superior a 1,0 cm.
A sistemática de pós-processamento foi eficaz na diferenciação dos nódulos.
58
7 ANEXOS
Anexo 1 – Quadro de identificação dos pacientes por grupo
Carcinoma
NOME IDADE SEXO TAMANHO (cm) Cho/Cr 4.0-4.3ppm/Cr Lac/Cr Glx/Cr DIAGNÓSTICO
APP 17 M 7,33 1,3438 7,983 -0,6305 2,9054 Adenocarcinoma
AFS 13 F 5,46 2,3556 3,9423 -21,8961 1,6677 Adenocarcinoma
FAS 52 M 8,48 1,7179 5,5257 -12,3829 7,6488 Adenocarcinoma
FAS 52 M 3,55 1,2464 3,9022 -9,1603 1,729 Adenocarcinoma
GAJ 59 M 10,85 1,4652 2,0729 -14,8019 2,2319 Adenocarcinoma
LMGL 49 F 6,31 1,7728 5,9961 -19,6071 0,5672 Adenocarcinoma
MAF 40 F 6,99 2,191 1,6999 -9,3085 1,1662 Adenocarcinoma
MHFG 73 F 1,53 2,0629 3,0263 -4,2454 1,1979 Adenocarcinoma
SDG 49 M 1,9 1,3499 4,3395 -19,8167 3,3581 Feocromocitoma
Metástase
NOME IDADE SEXO TAMANHO (cm) Cho/Cr 4.0-4.3ppm/Cr Lac/Cr Glx/Cr DIAGNÓSTICO
LFCB 68 M 3,07 1,3066 0,5757 0,0 4,1003 Metástase
PVN 75 M 2,75 1,2829 0,9555 -7,3092 2,3036 Metástase
RI 57 F 14,35 1,6667 1,2222 0,0 0,0 Adenoma
Feocromocitoma
NOME IDADE SEXO TAMANHO (cm) Cho/Cr 4.0-4.3ppm/Cr Lac/Cr Glx/Cr DIAGNÓSTICO
AB 41 M 1,69 0,0 1,5 0,0 2,7604 Feocromocitoma
AFF 73 M 9,61 1,0872 8,1402 -2,0949 0,1679 Feocromocitoma
CMS 29 F 7,51 1,1756 1,6835 -0,9485 0,78665 Feocromocitoma
EMG 55 F 2,25 1,1406 4,3185 -2,2244 3,0058 Adenoma
EGV 47 F 2,31 0,9935 1,5467 0,0 8,7752 Feocromocitoma
EMES 61 F 3,18 0,75 3,2917 0,0 1,7292 Adenoma
FZC 42 M 9,01 0,9106 7,6775 -6,5742 1,1079 Feocromocitoma
IMJ 63 F 8,73 0,7524 2,2561 -10,0245 2,1019 Feocromocitoma
59
JG 54 M 4,49 0,8846 1,94 -0,9167 1,5666 Feocromocitoma
JG 54 M 7,44 1,1035 1,6325 -0,2222 1,0736 Feocromocitoma
JS 21 F 4,42 1,0713 2,9426 -3,4083 0,4528 Feocromocitoma
MAB 62 F 7,1 0,7214 13,9166 -7,4490 1,0912 Feocromocitoma
MAT 52 F 2,64 0,8822 1,9874 -0,5183 1,5984 Feocromocitoma
MOM 53 F 6,85 0,3098 34,5506 -3,5115 1,2513 Feocromocitoma
MMF 70 F 2,1 0,5 23,3667 0,0 1,1667 Feocromocitoma
NC 60 F 1,59 0,9259 2,0555 -4,6111 0,4444 Feocromocitoma
PCCF 2,39 0,9357 1,5478 0,0 0,4979 Feocromocitoma
PCCF 30 F 3,54 0,7133 2,4909 0,0 7,5729 Feocromocitoma
RMN 63 M 6,92 0,6296 2,4799 0,0 0,7109 Adenoma
Adenoma
NOME IDADE SEXO TAMANHO (cm)
Cho/Cr 4.0-4.3ppm/Cr Lac/Cr Glx/Cr DIAGNÓSTICO
AMC 70 F 2,39 1,0 0,6333 0,0 0,7 Adenoma
AMC 73 F 2,17 0,8363 0,0 0,0 0,3409 Adenoma
AA 79 F 2,88 0,8417 0,8917 0,0 0,0 Adenoma
AA 79 F 1,53 1,0 0,8333 0,0 2,8333 Adenoma
AFS 73 F 2,45 1,125 1,4583 -1,0 0,9375 Feocromocitoma
ASA 49 F 2,78 1,0184 1,0632 0,0 1,1756 Adenoma
ASA 49 F 5,3 0,0 0,0 -3,48958 0,4786 Adenoma
MAS 70 M 1,63 0,0 0,0 0,0 2,1042 Adenoma
AGL 63 M 5,54 0,7475 1,4015 -4,7899 1,5229 Hiperplasia congênita
AGL 64 F 5,02 1,1511 1,3898 -2,3408 1,4970 Hiperplasia congênita
ASM 69 F 2,47 1,1146 1,0 0,0 2,6116 Adenoma
BL 69 F 2,31 1,0769 1,0 0,0 2,4722 Adenoma
CPBL 45 F 1,98 0,7685 0,9413 -18,0417 1,2062 Adenoma
CM 61 M 1,78 0,0 0,0 0,0 1,3701 Adenoma
CM 61 M 2,01 0,0 0,0 0,0 2,1 Adenoma
CPS 54 M 3,18 0,4396 0,0 -1,2418 1,8485 Adenoma
CRS 67 F 1,43 1,0 0,75 0,0 1,375 Adenoma
60
CCS 64 F 3,98 0,9797 1,142 -8,2265 2,5516 Adenoma
CPZ 57 F 1,99 1,125 0,475 -8,0 4,56 Adenoma
DMLM 56 F 1,19 0,9167 0,0 0,0 1,5333 Adenoma
DS 48 F 6,92 1,2 0,9 -2,5667 7,3444 Adenoma
SEM 47 F 6,16 1,16911 0,7909 -38,8441 3,2122 Adenoma
EMI 50 F 1,49 0,0 0,0 0,0 2,2738 Mielolipoma
EBBS 47 F 5,37 0,9645 0,9818 -8,3916 2,6416 Adenoma
EPS 61 F 2,47 1,0 1,0 0,0 4,6 Adenoma
EFM 62 F 2,87 0,351 0,0 -4,7954 1,7121 Adenoma
EGB 58 F 3,19 0,8917 0,0 0,0 3,5234 Hiperplasia bilateral
EGB 58 F 1,68 0,7738 0,0 0,0 1,9712 Hiperplasia bilateral
ENS 57 F 2,8 1,0 1,0 -18,9567 4,5317 Adenoma
SEM 50 F 1,87 0,9148 1,1071 -6,2645 0,5857 Adenoma
EVS 66 M 3,22 0,9383 0,6333 0,0 2,8974 Adenoma
FEO 64 F 1,24 0,9524 0,9524 0,0 0,4286 Adenoma
FMC 87 F 1,93 0,0 0,0 0,0 1,9167 Adenoma
FCVF 62 M 2,65 0,3461 0,459 -2,6051 2,3243 Adenoma
FCVF 62 M 1,19 1,0444 0,7719 -17,0937 3,4284 Adenoma
FSB 70 M 3 0,7197 0,8258 -1,5818 0,4848 Adenoma
GFS 60 F 3,18 1,0867 0,3 -0,7333 5,3833 Adenoma
GC 71 M 5,52 0,7835 0,8957 -21,238 1,3256 Adenoma
IDPF 72 F 2,75 0,9762 0,5714 -7,7857 2,2619 Adenoma
ICFB 53 F 2,65 1,0972 0,75 -7,4167 1,4028 Hamartoma
JNP 72 M 1,89 0,1 0,0 0,0 2,205 Cisto
JHS 60 M 2,36 0,9487 0,875 -0,225 1,395 Adenoma
JP 52 M 5,15 1,0079 1,0762 -3,8329 0,8182 Adenoma
JOS 80 M 1,31 0,8889 0,0 -34 3,6667 Adenoma
JM 49 F 2,12 0,3059 1,4059 -19,9119 1,1083 Adenoma
LAVM 71 F 3,46 0,9927 0,0 -2,7917 6,4551 Adenoma
LFBN 51 F 1,99 0,5 0,0 0,0 1,75 Adenoma
LCS 47 F 3,34 0,3945 0,0 0,0 0,0 Adenoma
61
LMM 44 F 3,37 0,9995 0,6111 0,0 2,5962 Hiperplasia bilateral
LMM 44 F 1,12 0,8958 0,0 -1,9167 1,7917 Hiperplasia bilateral
LMM 45 F 1,5 0,8587 0,5982 0,0 1,005 Hiperplasia bilateral
LMM 45 F 3,25 1,0885 0,3784 -5,5732 1,6189 Hiperplasia bilateral
LBF 78 F 2,56 0,8229 1,2083 -1,6667 1,7153 Hiperplasia bilateral
LBF 78 F 1,7 0,0909 0,0606 0,0 1,0 Hiperplasia bilateral
LBF 79 F 2,61 0,0 0,0 0,0 1,7291 Histoplasmose
LAM 76 M 5,99 1,0575 1,3397 -11,2899 2,7439 Histoplasmose
LAM 76 M 6,1 0,9283 1,2863 -6,8331 0,4646 Adenoma
MAM 62 F 2,09 0,9035 0,0 0,0 4,3158 Adenoma
MPS 55 M 2,04 0,9286 1,0 0,0 1,0357 Adenoma
MPS 55 M 1,93 1,0 0,0 -7,8889 1,2222 Adenoma
MRGZ 48 F 2,54 1,0 1,0 -15,3889 1,9507 Adenoma
MRGZ 48 F 3,35 0,995 1,0121 -4,8 1,5798 Adenoma
MAFM 45 F 1,96 1,0746 0,7714 0,0 1,6333 Adenoma
MCPS 59 F 2,19 0,8424 0,9701 -14,5714 1,2381 Adenoma
MCSM 57 F 1,81 1,0543 0,0 -5,9566 1,4235 Adenoma
MCPM 55 F 11,48 0,9264 1,332 -5,9758 0,0 Adenoma
MGA 75 F 1,82 0,8571 1,0 0,0 1,7857 Adenoma
MHS 60 F 2,86 0,2430 1,3422 -15,6133 1,6081 Adenoma
MHS 60 F 2,93 0,2 0,0 -13,7 8,75 Adenoma
MLSS 56 F 3,41 0,9928 0,9059 0,0 2,7667 Adenoma
MLSS 58 F 3,57 1,0127 0,7324 -6,0889 1,1544 Adenoma
MNRB 56 F 3,93 1,0574 1,2558 0,0 1,0026 Adenoma
MTSR 38 F 7,02 1,034 1,2731 0,0 1,6795 Adenoma
MAA 42 F 2,74 0,9687 1,0 -4,1646 4,4687 Adenoma
MCA 66 M 1,47 1,1151 0,0 -1,3056 0,0 Adenoma
MCA 66 M 3,61 0,0 0,0 0,0 2,0617 Adenoma
NGF 45 F 2,33 0,2631 0,3947 -0,3684 2,1561 Adenoma
PTV 64 M 2,31 0,0 0,0 0,0 1,5359 Adenoma
PE 76 M 1,69 0,8352 1,4167 -15,2037 0,0 Hiperplasia bilateral
62
RC 64 M 2,05 0,7333 0,8267 0,0 2,22 Hiperplasia bilateral
RSS 53 F 4,68 0,0375 0,6826 0,0 0,1439 Mielolipoma
RFS 53 M 7,35 0,6636 1,1706 -6,6554 5,4606 Adenoma
RLJ 63 M 10,67 1,1597 0,2005 -33,8318 3,3664 Adenoma
SDT 56 M 4 0,36 0,0 0,0 0,5 Adenoma
VLG 58 F 4 0,7414 0,5824 0,0 0,0 Adenoma
VAM 46 F 1,19 0,4167 0,645 0,0 1,75 Adenoma
VLB 51 F 4,32 0,0 0,0 0,0 0,2292 Adenoma
VLSB 61 F 1,96 0,0 0,0 0,0 0,0 Adenoma
VHG 57 M 3,29 1,0267 1,0307 -14,6039 4,1348 Adenoma
WGB 62 M 1,49 1,0 0,0 0,0 1,0086 Adenoma
YK 65 F 2,97 0,9587 0,0 0,0 0,7076 Adenoma
ZCA 80 F 6,14 1,2053 1,1787 -2,4716 0,339 Adenoma
63
Anexo 2 – Planilha para a realização da análise da espectroscopia por ressonância magnética.
ESPECTROSCOPIA DA GLÂNDULA ADRENAL
Nome:_____________________________________
Data do exame:__/__/__ Idade:____
Volume da massa: ___ x ___ x ____
Voxel Posição 4.0-4.3
ppm
Cho Cr Lip Lac 5.5 – 6.5
ppm
Glx Lip 2
64
Anexo 3 – Projeto de pesquisa submetido à aprovação do Comitê de Ética Médica da UNIFESP
65
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Abstract
Purpose: To improve 1H MRS protocol for adrenal glands’ nodules and masses
differentiation, especially adenomas, pheochromocytomas, carcinomas and metastasis.
Methods: We have evaluated prospectively, 118 patients (36 men and 82 women),
mean age 57.3 ± 13.3 years-old, with 138 adrenal nodules or masses. The exams were
performed with 1.5-T MR imaging and 43 mT/m gradients system (Magnetom Sonata;
Siemens Medical Systems, Erlangen, Germany) and 1.5-T MR imaging and 33 mT/m
gradients system (Magnetom Espree; Siemens Medical Systems, Erlangen, Germany).
The multivoxel grid cranium-caudal adjustment was performed using three sagittal
sequences (maximum inspiration, expiration and free breathing) and left-right and
anterior-posterior by using axial and coronal sequences. We used a multivoxel system
acquired by hybrid PRESS CSI 2D sequence commercially available by Siemens
Medical Systems (Erlangen, Germany). We defined also a post-processing and analysis
systematic for all off the masses. The post-processing was performed at a workstation
(LEONARDO®; Siemens Medical Systems) with spectroscopy analysis dedicated
program. The spectroscopic analysis was interpreted by means of visual inspection and
metabolite peak amplitude measurements, lipid (Lip), choline (Cho), creatine (Cr) and
catecholamines (4.0-4.3 ppm) addition of lactate (Lac), glutamine plus glutamate (Glx).
We separated too different lipid picks presents in each group studied. We have applied
the previously implanted mathematics ratio (Cho/Cr; 4.0-4.3/Cr; Lip/Cr e Cho/Lip) and
we tested another’s (Lac/Cr e Glx/Cr). We studied the lesion size and Glx/Cr correlation.
Results: Using the sequences indicated in 1H MRS and the post-processing and
analysis systematic was possible to do the exams in 123 (89.13%) included masses
with earlier published results reproduction. The metabolic ratio Lac/Cr ≤-7.449 had
90.9% sensibility and 77.8% specificity in pheochromocytomas and carcinomas
differentiation. There was no difference between groups for Glx/Cr ratio (p>0,05), but
we had inferred adenoma, carcinoma, pheochromocytomas lesion’s size and this
metabolic ratio value correlation. We have founded androstenodiona, DHEA-S,
aldosterona and cortisol in all off the studied masses and the adenoma was differed
from other by having increased cortisol levels. Conclusions: From the outlined 1H MRS
sequence it was possible to establish an effective procedure for adrenal glands nodules
and masses differentiation. This MR and MRS acquisition protocol allowed the exam
realization in 123 (89.13%) masses with more than 1.0 cm lesion. The post-processing
systematic was effective in nodules differentiation.
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