AVANÇOS TECNOLÓGICOS.

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1 AVANÇOS TECNOLÓGICOS

2 RESSONÂNCIA MAGNÉTICA

3 RESSONÂNCIA MAGNÉTICA

4 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS
NOBREGA, Almir Inácio da. Técnicas em Ressonância Magnética Nuclear. SP, Atheneu. WESTBROOK, Catherine e KAUT, Karolyn. Ressonância Magnética Prática. Ed. Guanabara Koogan. WESTBROOK, Catherine. Manual de Técnicas de Ressonância Magnética. RJ, Guanabara Koogan, 2002.

5 RM “Dizemos que a onda de radio é aplicada ao paciente em “pulsos”que podem durar uma fração de segundo durante a fase de envio do processo de ressonância magnética. São essas ondas, ou mais especificamente seus campos magnéticos que estarão em ressonância com os prótons. Por ser esta ressonância causada por interações magnéticas, este tipo de exame é chamado de RESSONÂNCIA MAGNÉTICA”

6 O EXAME DE RM A ressonância magnética consiste num exame de diagnóstico clinico por imagem que tem por finalidade avaliar diferentes partes do corpo humano. O equipamento que realiza o exame não utiliza radiação ionizante, gerando um processo não invasivo ao corpo humano. A imagem em ressonância é obtida pelo processo de alinhamento dos prótons de hidrogênio, presente nos átomos do corpo humano. Nas condições normais estes átomos têm ação desordenada, porem a partir do momento em que o paciente está submetido ao magneto, ambiente que cria o campo magnético, estes prótons são realinhados pela emissão da radio freqüência dentro desse campo.

7 DIFERENÇAS ENTRE TC E RM
radiação ionizante contraste iodado cortes somente axial RM Uso de magnetos Contraste gadolíneo Cortes nos três planos

8 O fato dos aparelhos de ressonância não usarem radiação ionizante é um conforto para muitos pacientes, assim como o fato dos materiais de contraste terem uma incidência de efeitos colaterais muito pequena. Outra grande vantagem da ressonância magnética é sua capacidade de gerar imagens de qualquer plano.

9 CONTRASTE O tipo de contraste utilizado na RM é o gadolínio que não utiliza iodo. Portanto, seu poder de causar alergias é muito baixo, desprezível quando comparado ao do iodo. (utilizado na TC). GADOLÍNEO

10 VANTAGENS DA RM A RESONANCIA MAGNETICA É IDEAL PARA:
* Diagnosticar esclerose múltipla •    Diagnosticar tumores na glândula pituitária e no cérebro •    Diagnosticar infecções no cérebro, medula espinal ou articulações •    Visualizar ligamentos rompidos no pulso, joelho e tornozelo •    Visualizar lesões no ombro * Diagnosticar tendinite •    Avaliar massas nos tecidos macios do corpo •    Avaliar tumores ósseos, cistos e hérnias de disco na coluna •    Diagnosticar derrames em seus estágios iniciais

11 HISTÓRICO DA RM Felix Bloch Universidade de Stanford. Edward Purcell
O tipo de exame de ressonância magnética surgiu na primeira metade do século XX com as pesquisas do físico suíço Felix Bloch e o americano Edward Mills Purcell, quando descobriram em 1945 o momento do campo magnético. Ambos os pesquisadores foram ganhadores de Premio Nobel de 1952, por conta da pesquisa. Na década de 1970, Peter Mansfield e Paul Lauterbur ganharam o Premio Nobel de Medicina por suas pesquisas e contribuições na área da Ressonância Magnética. O médico americano Raimond Damiand, no inicio da década de 1970, descobriu que a ressonância magnética, ao ser utilizada, apresentava variações de acordo com os tipos de tecido do corpo humano. Concluiu que a ressonância magnética seria então um importante componente para se fazer a detecção de doenças. Felix Bloch Universidade de Stanford. Edward Purcell Universidade de Harvard. Paul Lanterbur Prêmio Nobel de Medicina e Fisiologia – década de 1970

12 INTERAÇÕES MAGNÉTICAS
Por que a RM utiliza o átomo de hidrogênio ? Abundância no corpo humano; Possuir um momento magnético alto. Estrutura do Hidrogênio. 1 próton em seu núcleo (+) Não possui neutrons 1 elétron em sua elétrosfera(-) Spin nuclear

13 INTERAÇÕES MAGNÉTICAS
A obtenção da imagem por ressonância magnética a partir do hidrogênio se deve ao fato de este elemento estar amplamente distribuído nos tecidos biológicos e por suas características em responder a campos magnéticos externos como se fosse um pequeno ímã. A obtenção de imagens a partir de outros elementos, como o fósforo, o flúor e o sódio, também é possível, no entanto a baixa constituição desses elementos no corpo humano inviabiliza o seu uso.

14 MAGNETOS O magneto fornece o campo magnético estático (de força constante) poderoso em torno do qual os núcleos oscilam. Existem três tipos possíveis de magnetos no sistema de RM. Cada um deles tem características únicas.

15 TIPOS DE MAGNETOS SUPERCONDUTORES RESISTIVOS PERMANENTES

16 SUPERCONDUTORES Possuem correntes elétricas de alta intensidade, gerando alto campo magnético; São refrigerados por Hélio liquído; Proporcionam as melhores imagens, porém são os magnétos mais caros; Usados em aparelhos fechados de alto campo.

17 RESISTIVOS Possuem correntes elétricas ambientes;
Não necessitam do gás Hélio; Limitação na potência do campo magnético; Usado em aparelhos de campo aberto.

18 PERMANENTES Apresentam baixa potência de campo magnético;
Melhor utilizado para a realização de exames de extremidade; Baixo custo.

19 ONDA ELETRO-MAGNÉTICA
Bobina M i Pulso de RF Bateria + -

20 PRECESSÃO

21 MOVIMENTO DE PRECESSÃO
O movimento de precessão pode ser entendido como uma distorção do spin nuclear em resultado da ação do campo magnético externo. O núcleo do hidrogênio altera o seu movimento giratório de uma “linha” para um ”cone” sobre o próprio eixo. Esse movimento é denominado precessão, e pode ser comparado ao movimento giratório de um pião no momento em que este começa a perder a sua força (cambaleio).

22 MOVIMENTO DE PRECESSÃO
O nucleo do atomo de hidrogenio responde a força magnetica externa alinhando-se com o campo magnetico. Nessas condições o seu spin nuclear sofre distorção e passa a descrever um movimento rotacional cômico em torno do próprio eixo.

23 NUCLEOS DE HIDROGENIO SEM AÇÃO DO CAMPO B0.

24 NUCLEOS DE HIDROGENIO ALINHADOS AO CAMPO B0.
Se aplicarmos um campo externo Bo ao material paramagnético, seus spins se alinham a Bo: Paralelos: Menor energia Maior quantidade (em geral) Antiparalelos: Maior energia

25 B0 Quando o campo magnético está desligado ( B0 = 0 )
Quando o campo magnético está ligado ( B0 == 0 ) B0 Momentos magnéticos orientados aleatoriamente Momentos magnéticos orientados sob ação de B0

26 Na ausência de um campo magnético aplicado, os momentos magnéticos dos núcleos de hidrogênio tem uma orientação ao acaso. Quando são colocados num forte campo magnético externo (chamado B0), seus momentos magnéticos alinham-se a este campo magnético externo. Alguns dos núcleos de hidrogênio alinham-se em paralelo ao campo magnético, ou seja, (na mesma direção) enquanto uma proporção menor dos núcleos alinham-se em direção oposta ao campo magnético, ou seja, (anti-paralelo).

27 EQUILIBRIO DINAMICO Quando o paciente é introduzido no equipamento de RM, uma quantidade consideravel dos atomos de hidrogenio são orientados com as linhas de força do campo magnetico principal. Aplicando um pulso de Radiofreqüência, há um deslocamento do plano Mz para plano Mxy.

28 FENOMENO DA RESSONANCIA APLICADO À IMAGEM
O fenomeno da ressonancia baseia-se em perturbar o equilibrio dinamico de tal forma que a resultante magnetica Mz mude a sua orientação no espaço e vá preferencialmente assumir uma posição no plano transversal (x,y). Para que isto ocorra, faz-se necessario que corpos em movimentos (nucleos de hidrogenio em precessão) troquem energia com uma força periódica externa (ondas eletromagnéticas de radiofrequencia). A nova resultante magnética que surge no plano transversal assume a denominação magnetização transversal – Mxy. Esta magnetização é capaz de induzir corrente elétrica em condutores dispostos na forma de bobinas (antena de RM). As correntes observadas nessas bobinas constituem-se, em última análise, no sinal de RM.

29 DECLINIO DE INDUÇÃO LIVRE
O SINAL DO DECLÍNIO DE INDUÇÃO LIVRE Ao desligar-se o pulso RF, o VME passa novamente a sofrer influência de B0 e tenta realinhar-se com este. Para que isto ocorra, o VME tem de perder a energia que lhe foi dada pelo pulso RF. O processo pelo qual o VME perde esta energia é denominado relaxamento. Ao ocorrer o relaxamento, o VME volta a realinhar-se com B0 . O grau de magnetização no plano longitudinal aumenta gradualmente – isto é denominado recuperação. É de modo simultâneo, porém independente. O grau de magnetização no plano transverso diminui gradualmente – isto é denominado declínio.Quando diminui o grau de magnetização transversa, o mesmo se dá com a magnitude da voltagem induzida no fio receptor. A indução no sinal reduzido é denominada sinal de declínio da indução livre (DIL).

30 FUNDAMENTOS DE UM APARELHO DE RM.
Campo magnético agindo nas moléculas de água de baixa energia estas se alinharão com o campo PRF de 90 graus deslocamento do plano longitudinal para o tranverso retirada do PRF recuperação do plano longitudinal,declíneo do plano tranverso e sinal na bobina TRF imagem no computador.

31 RECUPERAÇÃO E DECLINIO
Durante o relaxamento, o VME libera a energia RF absorvida é retorna a B0 . De maneira simultânea, porém independente, os momentos magnéticos do VME perdem magnetização transversa devido à defasagem. O relaxamento leva à recuperação da magnetização no plano longitudinal e ao declínio da magnetização no plano transverso. A recuperação da magnetização longitudinal é causada por um processo designado como recuperação T1. O declínio da magnetização transversa é causado por um processo designado como declínio T2.

32 RECUPERAÇÃO T1 A recuperação T1 é causada pelos núcleos liberando sua energia no ambiente ou retículo circundante e é freqüentemente designada como relaxamento do retículo de spin. A energia liberada no retículo circundante faz com que os núcleos recuperem sua magnetização longitudinal (magnetização no plano longitudinal). A razão de recuperação é um processo exponencial, com tempo de recuperação constante denominado T1. Este é o tempo necessário para a recuperação de 63% da magnetização longitudinal no tecido.

33 RECUPERAÇÃO T1 relaxamento T1 leva à recuperação da magnetização longitudinal, devido à dissipação de energia para o retículo circundante.

34 DECLÍNIO T2 O declínio T2 é causado pela troca de energia entre núcleos vizinhos. A troca de energia é causada pela interação dos campos magnéticos de cada núcleo com seu vizinho. É freqüentemente denominada relaxamento spin e acarreta o declínio ou perda da magnetização transversa

35 DECLÍNIO T2 O relaxamento T2 leva à perda da magnetização transversa devido a interações entre os campos magnéticos de núcleos adjacentes.

36 PARÂMETROS DA ESCALA TEMPORAL DOS PULSOS
DP

37 SUBSTANCIA BRANCA DO ENCÉFALO SUBSTANCIA CINZENTA DO ENCÉFALO
TIPO DE TECIDO T1 T2 OSSO CORTICAL Escura MEDULA ÓSSEA VERMELHA Cinza Clara Cinza Escura AR GORDURA Brilhante SUBSTANCIA BRANCA DO ENCÉFALO SUBSTANCIA CINZENTA DO ENCÉFALO LCR/ÁGUA MÚSCULOS VASOS

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39 PARÂMETROS DA ESCALA TEMPORAL DOS PULSOS
Uma seqüência de pulsos muito simplificada é uma combinação de pulsos RF, sinais e períodos de recuperação intervenientes. É importante observar-se que, uma seqüência de pulsos não existe efetivamente. Ela apenas mostra em termos simples os diversos parâmetros de escala temporal usados em seqüências mais complicadas, isto é, TR e TE. Uma seqüência de pulsos consiste em vários componentes, sendo os principais descritos a seguir:

40 O QUE É O TR E O TE, E EM QUE ELES INFLUENCIAM NA FORMAÇÃO DA IMAGEM.
TR é o tempo de repetição entre dois pulsos de radiofreqüência. TE é o tempo de excitação e o sinal Maximo induzido na bobina. O TR e TE são parâmetros que vão caracterizar o contraste nas imagens. O TR influencia diretamente na ponderação T1 pelo tempo de exame. O numero de cortes é proporcional ao TR, tendo em vista que, quanto maior o TR maior o tempo de exame e possibilita a aplicação de um maior numero de cortes.

41 TR O tempo de repetição (TR) é o tempo que vai da aplicação de um pulso RF à aplicação do pulso RF seguinte e é medido em milissegundos (ms). O TR determina o grau de relaxamento que pode ocorrer entre o término de um pulso RF e a aplicação do pulso seguinte. O TR determina, pois o grau de relaxamento T1 que ocorreu.

42 TE O tempo de eco (TE) é o tempo que vai da aplicação do pulso RF ao pico máximo do sinal induzido no fio e também é medido em ms. O TE determina o grau de declínio da magnetização transversa que pode ocorrer antes de ler-se o sinal. O TE controla, pois o grau de relaxamento T2 que ocorreu.

43 COMO SE COMPORTA OS SINAIS DE LIQUOR E DA GORDURA NA PONDERAÇÃO T1
T1 = TR baixo TE baixo *GORDURA COM SINAL ALTO *H2O COM SINAL BAIXO T1 GORDURA BRILHANTE

44 COMO SE COMPORTA OS SINAIS DE LIQUOR E DA GORDURA NA PONDERAÇÃO T2
T2 = TR alto TE alto *GORDURA COM SINAL BAIXO *H2O COM SINAL ALTO T2 LÍQUIDO BRILHANTE

45 COMO SE COMPORTA OS SINAIS DE LIQUOR E DA GORDURA NA PONDERAÇÃO DP
DP = TR alto TE baixo *O TR ALTO INIBE A PONDERAÇÃO T1 *O TE BAIXO INIBE A PONDERAÇÃO T2 *SINAL ALTO ONDE HOUVER MAIOR CONCENTRAÇÃO DE H2 DP IMAGEM CINZA

46 SEQUÊNCIAS DE PULSOS A forma em que os pulsos de RF são aplicados e a obtenção dos sinais de RM influenciam o contraste das imagens. É possível, a partir da aplicação de pulsos de diferentes ângulos, obter diferentes contrastes entre tecidos. Várias sequências de pulsos foram desenvolvidas com este propósito.

47 SEQUÊNCIA SPIN-ECO É a sequência mais usada em RM. Esta sequência inicia-se com pulsos de RF de 90° graus (pulso seletivo), seguido de um pulso de 180° graus (pulso de refasamento). Após o pulso de refasemento, observa-se uma recuperação do sinal da RM em resultado da recuperação das fases da população deslocada para o lado de maior energia. A sequência spin-eco é a mais comum das sequências de RM. As ponderações de imagens em T1,T2 e DP estão claramente definidas para esta sequência. Para se obter T1, o TR deve ser menor que 600 e o TE menor do que 25 (TR e TE curtos). Para se obter T2, o TR deve ser a partir de 600 e o TE maior que 30 (TR e TE longos). Para se obter o DP (densidade de protons), o TR deve ser maior que 2000 e o TE menor que 30 (TR longo e TE curto)

48 SEQUÊNCIAS DE PULSOS

49 PRINCIPAIS SEQUÊNCIAS DE PULSO
SE ( Spin Eco ): Seqüência convencional em RM, utilizada para obtenção de imagens ponderadas em T1, T2 e D.P com alto grau de definição. FSE ( Fast Spin Eco / Turbo Eco ) : Seqüência que utiliza múltiplos pulsos de 180 graus para um mesmo corte reduzindo drasticamente o tempo de aquisição das imagens. O fator turbo ( quantidade de pulsos de 180 graus) , determina a magnitude da redução da seqüência. FSE-XL : Seqüência fast spin eco com tempo de espaçamento mais curto entre pulsos de 180 graus. Melhor SNR nas imagens T2. SSFSE – Seqüência spin eco com disparo único. ( 128 ou 256 codificações de fase ) I.R. – Seqüência Inversion Recovery. O parâmetro TI ( Tempo de inversão) usado nesta seqüência influenciará o padrão da imagem. No equipamento de 1,5 Tesla: TI = ms Satura a gordura. TI = ms Aumenta o contraste por T1. TI = ms Satura o sinal do Liquor.

50 PRINCIPAIS SEQUÊNCIAS DE PULSO
FLAIR – Seqüência Inversion Recovery com tempo de inversão de aproximadamente 2000/2200 ms utilizado para obtenção de imagens T2 com supressão do sinal do liquor. STIR – Seqüência inversion recovery com ponderação T1. SPIR – Seqüência inversion recovery com saturação espectral da gordura. GRE / GRASS / FFE / FISP – Seqüência gradiente eco coerente. Imagens ponderadas em T2*. Alta sensibilidade para líquidos. SPGR / FFE-T1 / FLASH - Sequência gradiente eco incoerente. Imagens gradiente com ponderação T1 e sensibilidade para fluxo.

51 PRINCIPAIS SEQUÊNCIAS DE PULSO
FAST GRE / FAST SPGR / TFE / TURBO FLASH : Sequências gradiente eco ultra-rápidas. TOF GRE 2D – seqüência vascular pelo método Time of Flight em seqüência gradiente eco coerente de aquisição de imagens planas bidimensionais. TOF GRE 3D – Seqüência vascular pelo método Time of Flight em seqüência gradiente eco coerente de aquisição de um volume de imagens. TOF SPGR 2D – Seqüência vascular gradiente eco incoerente ( T1W ). Aquisição Bidimensional. TOF SPGR 3D – Seqüência vascular gradiente eco incoerente ( T1W ). Aquisição volumétrica.

52 PRINCIPAIS SEQUÊNCIAS DE PULSO
PC 2D – Seqüência vascular gradiente eco phase contrast com codificação de fluxo/velocidade. Aquisição bidimensional. PC 3D – Seqüência vascular gradiente eco phase contrast com codificação de fluxo/velocidade. Aquisição volumétrica. CeMRA – Seqüência vascular gradiente eco com contraste a base de gadolíneo DW-EPI – Seqüência de difusão pela técnica Echo Planar Image. PERFUSION-EPI – Seqüência de perfusão pela técnica Echo Planar Image.

53 SEQUÊNCIAS DE PULSOS INVERSION RECOVERY ( Recuperação da Inversão ). É uma sequência que utiliza-se basicamente de 3 pulsos: 1 pulso de inversão de 180 graus. 1 pulso de 90 graus. 1 pulso de recuperação de fase de 180 graus. Aplicação: - Usada para obtenção de imagens com alto contraste por T1. Suprime o sinal da gordura ou outro tecido em particular, utilizando-se do tempo de inversão adequado. (técnica de saturação )

54 INVERSION RECOVERY ( Recuperação da Inversão ).

55 SEQUÊNCIAS DE PULSOS Sequência Fast Spin Eco ( Turbo Spin Eco )
A seqüência FSE (TSE) utiliza-se de uma cadeia de pulsos de 180 graus aplicados à uma única imagem (trem de ecos), fazendo-se variar a codificação de fase após cada pulso de refasamento. O vários sinais codificados preenchem o espaço K muito rapidamente. Cada linha do espaço K é preenchida pela codificação de cada pulso de 180 graus. Seqüência Fast Spin Eco ( Múltiplos pulsos de 180 graus )

56 Sequência Fast Spin Eco ( Turbo Spin Eco )

57 SEQUÊNCIAS DE PULSOS SEQUENCIA SINGLE SHOT FAST SPIN ECO - SSFSE
A sequência SSFSE utiliza-se de uma cadeia de ecos suficiente para preencher todas as linhas do espaço K após um único TR. Para uma matriz 256, são utilizados 256 pulsos de 180 graus após o pulso inicial de 90 graus. Uma seqüência completa dura apenas alguns segundos. Esta seqüência, dado a grande quantidade de ecos produzidos, pondera as imagens quase que tão somente em T2 e é muito utilizada nas colangiorressonâncias, urorressonâncias e mielorressonâncias. SSFSE - Cadeia longa de ecos

58 SEQUENCIA SINGLE SHOT FAST SPIN ECO - SSFSE

59 SEQUÊNCIAS DE PULSOS Técnica EPI – Echo Planar Image
A técnica EPI é a maneira mais rápida de se obter imagens por RMN. Permite a codificação e preenchimento de todo o espaço K com um único TR, sem que para isto, se utilize dos pulsos de refasamento de 180 graus como os usados na seqüência FSE. Esta técnica consiste em inverter a polaridade dos gradientes codificadores de fase e de freqüência de forma contínua, conseguindo-se desta forma, o preenchimento de todo o espaço K em apenas fração de segundos. Esta técnica pode ser acoplada às seqüências Spin Eco e também por Gradiente de Eco, sendo largamente utilizada nos estudos funcionais de difusão, perfusão e ativação por ressonância magnética.

60 Técnica EPI Echo Planar Image

61 SEQUÊNCIAS DE PULSOS Seqüência Gradiente de Eco
A seqüência gradiente de eco utiliza-se de um pulso inicial de ângulo variável entre 5 e 180 graus ( Flip angle ). O refasamento dos prótons é obtido pela aplicação de um campo gradiente invertido. Na seqüência gradiente de eco os tempos TR e TE são muito curtos, reduzindo o tempo total do exame, no entanto, observa-se muitos artefatos na imagem. Seqüência Gradiente Eco com Flip Angle de 90 graus. As seqüências gradiente de eco são muito utilizadas nas aquisições vasculares e aquisições dinâmicas por RMN.

62 Seqüência Gradiente de Eco

63 FORMAÇÃO DA IMAGEM

64 EQUAÇÃO DE LARMOR A frequencia com que o proton de hidrogenio precessiona depende: 1. Da razão giromagnetica “Y” 2. Do campo magnetico a que ele é submetido. W = B0 . Y W= Frequencia de precessão: define a quantidade de giros por segundos(precessão). B0= Campo magnetico principal: define a intensidade do campo magnetico do equipamento. Y= Razão giromagnetica: constante caracteristica de cada atomo. Para o hidrogenio vale: 42,57 MHz/s.

65 FIQUE ATENTO!!! ENTÃO: CONSIDERANDO UM EQUIPAMENTO DE 1,5 T (TESLA):
W0 = B0 (1,5 T) . (42,57 MHz/s) W0 = 63,85 MHz/s 1,5 T FP do hidrogênio= 63,85 MHz 1,0 T FP do hidrogênio= 42,57 MHz 0,5 T FP do hidrogênio= 21,2857 MHz ENTÃO:

66 CAMPOS GRADIENTES A informação obtida pela equação de Larmor mostra que para a realização de imagens por ressonância de diferentes regiões do corpo é preciso fazer variar o campo magnético numa certa direção provocando assim diferentes freqüências de precessão dos prótons de hidrogênio ao longo deste campo magnético.

67 CAMPOS GRADIENTES Campos magnéticos que variam gradativamente de intensidade numa certa direção são denominados campos gradientes. No sistema de RM os campos gradientes ocupam os três eixos físicos X, Y, Z, respectivamente horizontal, vertical e longitudinal e servem para selecionar o plano e a espessura do corte e codificar espacialmente os sinais provenientes do paciente.

68 ENTENDA MELHOR!!! . Existem três tipos de planos de cortes a serem definidos no momento de definição da seqüência que será adotada: axial, sagital ou coronal. Cada um desses cortes está ligado a um gradiente localizado no magneto e possibilitará um tipo de imagem na seqüência dos pulsos. Os gradientes correspondem aos seguintes cortes:

69 Gradiente Z: Plano horizontal, transverso ou axial: planos de secção paralelos aos planos cranial e podal, que divide o corpo horizontalmente. Corte axial

70 corpo em metades direita e esquerda.
Gradiente X: Plano sagital: planos de secção paralelos aos planos laterais que divide o corpo em metades direita e esquerda. corte sagital

71 Gradiente Y: Plano coronal: planos de secção paralelos aos planos ventral e dorsal, que divide o corpo de forma a separar os planos ventral e dorsal. corte coronal

72 ISOCENTRO Campos gradientes são campos magnéticos que apresentam variações lineares de intensidade ao longo de uma certa direção aumentando ou diminuindo o campo magnético local. No equipamento de RM os campos gradientes atuam a partir do isocentro magnético aumentando gradativamente a intensidade em uma direção e diminuindo também de forma gradativa a intensidade na direção oposta. No isocentro magnético o campo magnético local será sempre equivalente à Bo.

73 GRADIENTES DO SISTEMA DE RM
O sistema de RM apresenta 3 eixos físico Eixo Z - Longitudinal Eixo Y - Vertical Eixo X - Horizontal Ao longo de cada eixo encontra-se as bobinas gradientes. No momento da formação da imagem as bobinas geram os campos gradientes necessários para a seleção do corte e codificação espacial do sinal de RM. O gradiente responsável pela seleção de corte é denominado Gradiente Seletivo ( Gz ). Os gradientes que codificam o sinal no plano de cortes são denominados; Gradiente de Fase ( Gy ) e Gradiente de Freqüência (Gy ).

74 Esquema representando a localização das bobinas de gradiente no interior do equipamento de RM

75 ESPAÇO K As informações obtidas no processo de codificação do sinal são enviadas para uma área do processador de imagens definida como espaço “K “. O espaço K tem forma retangular e tem dois eixos perpendiculares um ao outro. O eixo de fase do espaço K é horizontal e é centrado no meio de diversas linhas horizontais. O eixo de freqüência do espaço K é vertical e é centrado no meio do espaço K, perpendicularmente ao eixo de fase. O espaço K é o domínio da freqüência espacial, isto é, onde estão armazenadas informações sobre a freqüência de um sinal e de onde ele provém no paciente. Como a freqüência é definida como a alteração de fase por unidade de tempo e é medida em radianos, a unidade do espaço K é radianos por cm. Todas as vezes que é feita uma codificação de freqüência ou de fase são colhidos dados e armazenados nas linhas do espaço K. Esses dados produzirão uma imagem do paciente posteriormente. O espaço K é simplesmente uma área em que são armazenados dados até que o exame termine.

76 ESPAÇO K

77 QUALIDADE DA IMAGEM

78 RELAÇÃO SINAL RUIDO R.S.R.
Em ressonância magnética a qualidade da imagem pode ser medida pela Relação Sinal - Ruido. RSR mede em termos qualitativos o sinal puro de RM. Quanto maior o seu valor menor será a influência dos fatores que contribuem para a degradação da imagem. O ruído se caracteriza pela formação da imagem "granulada" que se sobrepõe à imagem real do objeto, dificultando a sua visualização. Imagens com baixos valores de RSR são pobres em detalhes, por isso, estamos constantemente preocupados com os parâmetros que possam elevar esta relação.

79 PRINCIPAIS FATORES QUE AFETAM A RELAÇÃO SINAL-RUIDO.
Quanto maior o campo magnético, principal de um sistema de ressonância, maior será a quantidade de núcleos de hidrogênios que se alinharão com o campo. Com mais hidrogênios “disponíveis”, haverá um ganho proporcional no sinal gerado pelo paciente. Pode-se dizer, portanto, que altos campos magnéticos resultam em melhora direta do sinal de RM. Quanto maior o B0, maior a R.S.R.

80 BOBINAS DE RADIOFREQUÊNCIA
um terceiro componente fundamental do sistema de RM é as bobinas de radiofrequência (RF) ou bobinas de “emissão e recepção”. Estas bobinas de RF atuam como antena para produzir e detectar as ondas de radio que são denominadas de “sinal de ressonancia magnetica” uma bobina de RF tipica esta encerrada no portal do magneto e, assim não é especificamente visivel. Estas bobinas de RF encobertas, algumas vezes denominadas de bobinas corporais, circundam completamente o paciente, incluindo a mesa sobre a qual ele esta deitado.

81 BOBINAS DE RADIOFREQUÊNCIA
Bobina de Corpo: De grandes dimensões, é utilizada nos exames que requerem grandes campos de exploração. FOV ( Field of View ) maior que 30 cm. Bobinas de Superfície ( Receptoras ): Os fabricantes costumam apresentar diferentes tipos de bobinas que se ajustam de forma anatômica aos diferentes órgãos, melhorando com isto a relação sinal-ruído. Assim, encontramos bobinas próprias para: punho; joelho; ombro; coluna; etc.... Quanto menor a bobina e quanto melhor esta envolver o órgão em estudo, melhor será a relação sinal-ruído.

82 BOBINAS DE RADIOFREQUÊNCIA
Bobinas de Quadratura: Duas ou mais bobinas de superfície, conjugadas de tal forma a obter simultaneamente o sinal de uma mesma região. Apresenta melhor SNR comparada às bobinas de superfície comuns. Bobinas de Arranjo de Fase ( Phased-Array) : Múltiplas bobinas conjugadas que apresentam melhor relação sinal-ruído comparada às bobinas de quadratura.

83 FOV ( FIELD OF VIEW ) CAMPO DE VISÃO.
Quando se aumenta o campo de exploração, obtém-se uma quantidade maior de prótons no processo de formação imagem, consequentemente há um aumento de sinal, desde que os demais parâmetros não sofram alterações. FOV: é a sua área de visão(moldura). O FOV pode ser regular ou irregular.

84 FOV ( FIELD OF VIEW ) CAMPO DE VISÃO.
FOV Irregular FOV Quadrado

85 ESPESSURA DE CORTE (THICKNESS)
A espessura de corte também tem relação com a qualidade de prótons que contribuem com o sinal. Quanto maior a espessura do corte, maior será o sinal de ressonância. ESPESSURA DO CORTE: em estruturas pequenas usamos cortes finos e em estruturas maiores usamos cortes mais grosseiros. Quanto maior a espessura, maior a RSR.

86 NEX Número de Excitações
Na formação da imagem por RM é possível excitar mais de uma vez um mesmo tecido e obter múltiplas respostas desta região. Quanto maior for o número de excitações, melhor será a relação sina-ruído, no entanto, o tempo de aquisição das imagens aumentará na proporção do número de excitações utilizado.

87 *QUANDO SE DOBRA O NEX, O SINAL AUMENTA 40% E O TEMPO DOBRA.
VOCÊ SABIA??? *QUANDO SE DOBRA O NEX, O SINAL AUMENTA 40% E O TEMPO DOBRA. 1 NEX ,00 DE SINAL ,0 min. 2 NEX ,40 DE SINAL ,0min. QUANTO MAIOR O NEX, MAIOR A RSR.

88 MATRIZ Ao contrário da tomografia computadorizada, usamos mudar constantemente as dimensões das matrizes das imagens em RM . Quanto maior a resolução da matriz, particularmente na direção de codificação da fase, maior será o tempo de aquisição da imagem. Com objetivo de reduzir os tempos de aquisição das imagens, também usamos trabalhar com matrizes assimétricas (192 x 256 por exemplo ) , com a menor dimensão da matriz ajustada na direção de codificação da fase.

89 MATRIZ BAIXA MATRIZ ALTA
MATRIZ: é o número de linhas e colunas existentes dentro do seu FOV. a matriz tambem pode ser irregular. MATRIZ BAIXA MATRIZ ALTA

90 NÚMERO DE LINHAS = NÚMERO DE COLUNAS
MATRIZ QUADRADA NÚMERO DE LINHAS = NÚMERO DE COLUNAS

91 PIXEL A palavra pixel é oriunda da junção dos termos picture e element, formando, ao pé da letra, a expressão elemento de imagem. Ao visualizarmos uma imagem com alto índice de aproximação ,é possível identificar pequenos quadrados coloridos nela, que, somados, formam o desenho completo. Esses pontos, que são a menor parte de uma imagem, levam o nome de pixels. A partir da noção do pixel como uma medida da qualidade das imagens, foi propagado o termo “resolução” para atribuir quantos pixels em altura e largura uma foto tem.

92 PIXEL

93 VOXEL Voxel significa volumetric picture element, e é essencialmente um pixel em terceira dimensão. O que isso significa é que, ao contrário do pixel convencional, que é organizado num bitmap em duas dimensões, os voxels são arrumados para construir uma imagem tal qual pecinhas de Lego o fazem. Voxel levava vantagem sobre polígonos porque enquanto estes eram apenas figuras geométricas tridimensionais geralmente cobertas por uma textura a fim de criar os modelos de personagem, voxels permitiam representar figuras irregulares de forma mais fiel.

94 VOXEL

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