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Imagem Através da Ressonância
Magnética Nuclear (IRM):
Prémio Nobel de Medicina ou Fisiologia de 2003
CARLOS F. G
Introdução
0 Prémio Nobel de Medicina ou Fisiologia de 2003 foi atribuído aos cientistas
Paul Lauterbur, Professor de Química,
Biofísica, Biologia Computacional e
Bioengenharia da Universidade de Illinois, em Urbana, EUA, e Sir Peter
Mansfield, Professor de Física e Director
do Centro de Ressonância Magnética da
Universidade de Nottingham, Reino
Unido, devido ao seu trabalho e descobertas pioneiros no uso da Ressonância
Magnética Nuclear para obter imagens
de diferentes estruturas, em pa rt icular
na visualização do interior do corpo
humano. De facto, Paul Lauterbur foi o
primeiro a desenvolver um método de
C . G E R A L D E S*
muito útil, tem algumas limitações, tais
dos anos 1920, Stern e Gerlach verifica-
como: as imagens obtidas, com um
ram que um feixe de átomos sujeito a
contraste que representa únicamente a
um campo magnético não-homogéneo
densidade electrónica dos vários teci-
é desviado de acordo com a orientação
dos, são fundamentalmente anatómi-
dos momentos magnéticos com origem
cas, sem informação sobre o estado fi-
nos electrões [1]. Foi Pauli quem suge-
siológico ou funcional dos órgãos
riu em 1924 a existência de núcleos
internos; algumas lesões patológicas
magnéticos [2], tendo nos anos 1930 o
têm propriedades de absorção de raios
aperfeiçoamento das experiências de
X muito semelhantes às dos tecidos
Stern-Gerlach permitido a determinação
saudáveis circundantes, dificultando a
de momentos magnéticos nucleares.
sua detecção; por último os raios X,
Em 1939, o físico I. Rabi [3], da Univer-
mesmo em doses pequenas, têm um
sidade da Columbia, Nova Iorque, EUA,
risco não nulo de provocarem perturba-
ao colocar um feixe de moléculas de hi-
ções fisiológicas. Além de utilizar radia-
drogénio (em alto vazio) num campo
ções (ondas de rádio) inofensivas, o
magnético homogéneo fo rt e, observou
contraste das imagens médicas resul-
que, quando banhado em ondas de
tantes da técnica de IRM, que resulta
obtenção de sinais RMN localizados em
rádio de uma ce rt a frequência bem de-
da química do corpo humano, contém
cada parte de um objecto, ao passo que
finida, esses feixe molecular absorvia
uma informação muito mais rica e de-
Sir Peter Mansfield criou técnicas capa-
energia e sofria um pequeno desvio.
pendente de múltiplos parâmetros. Re-
zes de utilizar esses sinais para obter
Essa frequência é característica da
presenta não só a densidade de protões
rapidamente imagens desse objecto.
substância utilizada, permitindo a sua
dos tecidos, que contém uma informa-
Hoje a Imagem através da Ressonância
ção anatómica muito rica, comparável à
Magnética (IRM) está completamente
da TAC, mas também reflecte certos
estabelecida como uma técnica de Ima-
processos dinâmicos da água dos teci-
gem Médica rápida, eficaz e segura,
dos, tais como a sua mobilidade, difu-
presente em inúmeros Centros de Ima-
são e fluxo, que contêm informação
geologia hospitalares ou privados em
sobre o estado fisiológico dos tecidos,
todo o Mundo. Utiliza ondas de rádio,
fornecendo meios para uma discrimina-
campos magnéticos e computadores
ção mais sensível entre tecidos saudá-
poderosos, mas exclui radiações ioni-
veis e patológicos.
zantes como os raios X, e é capaz de
produzir imagens muito detalhadas e
com enorme resolução dos tecidos ma-
identificação. Estes resultados foram interpretados pela absorção das ondas de
rádio pelos núcleos atómicos da substância orientados no campo magnético,
alterando essa sua orientação no processo. Esta seria, de facto, a primeira
observação de ressonância magnética
nuclear.
A detecção deste fenómeno em amostras líquidas e sólidas só seria realizada
Breve História da RMN
em 1945-46, por Felix Bloch da Universidade de Stanford e Edward Purcell da
cios e órgãos de qualidade comparável
A origem da técnica de IRM, tal como
Universidade de Harvard (ambas nos
ou superior à Tomografia Axial Compu-
da Espectroscopia RMN, remonta à in-
EUA), que, ao procurarem medir mo-
torizada (TAC), sem os seus efeitos se-
vestigação fundamental efectuada nas
mentos magnéticos nucleares com
cundários potencialmente adversos re-
décadas de 1920-30 sobre o comporta-
maior precisão, observaram sinais de
sultantes do uso de raios X. Embora a
mento de átomos e moléculas na pre-
absorção r.f. por parte dos protões da
TAC seja um instrumento de diagnóstico
sença de campos magnéticos. No início
água e de parafina, respectivamente
* Depa rtamento de Bioquímica e Centro de Neurociências, Universidade de Coimbra
48 QUÍMICA
[4,5], tendo recebido em conjunto o
do Prémio Nobel de Química (em parte)
imagem bidimensional dessa estrutura
Prémio Nobel de Física em 1952. 0 fe-
a Kurt Wüthrich da Universidade de Zu-
[10]. Consideremos um exemplo sim-
nómeno de RMN começou a interessar
rique, Suíça, pela utilização das técnicas
ples para entender o modo como tal ob-
os químicos por volta de 1950-51,
RMN multidimensionais para obter uma
jectivo foi realizado. Num campo mag-
quando Packard, um colaborador de
metodologia capaz de determinar estru-
nético uniforme B o , o espectro RMN
Bloch, substituiu a água por etanol
turas de proteínas em solução, muito
dum amostra homogénea (por exemplo
como amostra [6]. Ao observarem três
importante em Proteómica 191.
água pura) resultante da aplicação dum
impulso de 90° não selectivo, excitando
sinais devidos aos protões dessa amostra, em vez de um só como na água,
sentiram-se desapontados, pois a medida rigorosa de momentos magnéticos
Desenvolvimento da IRM: o
papel dos cientistas laureados
não selectivamente todos os spins, consiste num único sinal aguçado. O princípio básico da imagem RMN é o uso dum
nucleares por este método estava defini-
A intenção de utilizar a RMN no estudo
gradiente de campo magnético controla-
tivamente comprometida. Porém, ao
de sistemas vivos surgiu logo após a sua
do, de tal modo que a intensidade B do
atribuírem correctamente a ocorrência
descoberta, quando Bloch obteve um
campo magnético principal passe a ser
desses três sinais à estrutura química da
sinal forte de protão localizado no seu
uma função linear de uma coordenada
substância, chamando desvio químico
dedo colocado na bobina do seu espec-
da posição dos spins detectados. Su-
("chemical shift") ao fenómeno, reco-
trómetro. Um tal sinal foi também detec-
pondo que B actua segundo a direcção
nheceram o enorme potencial da técni-
tado pouco depois em objectos de ma-
do eixo OZ, sobrepondo a B o um gra-
ca RMN para estudos em Química.
deira e em frutos e vegetais. Embora o
diente linear segundo o eixo OX (G x )
A partir de 1953, com a produção e
sinal da água dos tecidos vivos fosse re-
(Fig. 1A), as frequências de ressonância
comercialização do primeiro espectró-
lativamente simples de detectar, dada a
dos protões da água deixam de ser idên-
metro RMN, já com boa resolução e
sua abundância (cerca de 70 %), a rea-
ticas nas várias regiões do objecto, tor-
sensibilidade, desenvolveu-se uma vas-
lização de tal potencial de aplicação a
nado-se uma função linear da sua coor-
tíssima aplicação em variados domínios
sistemas biológicos em estudos in vivo
denada x, uma vez que o campo
da Química. Os enormes avanços tecno-
teve que esperar bastantes anos pela
magnético total tem valor B = (B o + G x x)
evolução técnica dos espectrómetros.
e e a correspondente frequência angular
lógicos entretanto verificados na instrumentação, tais como a introdução por
volta de 1970 de técnicas de impulsos
r.f. aliada à análise matemática baseada
em transformações de Fourier [7], bem
como mais recentemente o desenvolvimento de magnetes supercondutores
cada vez mais intensos, sensíveis e homogéneos (chegando a frequências de
ressonância protónicas de 900 MHz), o
desenvolvimento teórico e disponibilização experimental de técnicas multinucleares e multidimensionais para estudo
de alta resolução em líquidos e sólidos,
permitiram espectaculares avanços no
estudo de amostras liquidas ou sólidas,
cada vez mais diluídas e complexas, em
é w = yB = y (B o + G x x). No caso de uma
As experiência normais de RMN de alta
amostra contínua, o sinal RMN após
resolução exigem a presença de um
transformação de Fourier deixa de ser
campo magnético B o o mais uniforme
um espectro no sentido usual do termo,
possível no qual é colocada a amostra
passando a corresponder a uma projec-
em estudo, de modo a garantir a maior
ção unidimensional (1D) da densidade
resolução experimental possível dos si-
de protões sobre o eixo OX (Fig.1B). A
nais desse espectro. De facto, se o valor
amplitude do espectro em cada ponto A
B o do campo uniforme variar ao longo
é proporcional ao número de spins pre-
da amostra, os núcleos situados em par-
sentes numa fatia em x A . Este acopla-
tes distintas dela originarão sinais a fre-
mento do campo r.f. com o campo mag-
quências angulares w = yB, (y e a cons-
nético estático através dos momentos
tante magnetogírica característica do
magnéticos nucleares em estudo suge-
tipo de núcleo detectado) ligeiramente
riu a Lauterbur o nome de Zeugmato-
diferentes, com o inconveniente de dis-
grafia, que deriva da palavra grega
torcer a linha espectral.
"Zeugma" — ÇEuyµa — que significa
"aquilo que reúne" [10].
áreas de importância fundamental tais
No entanto, é o uso deliberado de um
como Ciências de Materiais, Bioquímica
campo magnético não uniforme que
Há dois tipos principais de imagens que
Estrutural ou Espectroscopia RMN in
pode fornecer discriminação espacial
podem ser produzidas para visualizar o
vivo aplicada ao próprio Homem. Estes
dos sinais RMN dessa amostra. De
interior do corpo humano. A mais sim-
desenvolvimentos teóricos e experimen-
facto, no início dos anos 1970, enquan-
ples de obter é a imagem projecção, que
tais foram entretanto reconhecidos com
to investigava na Universidade Estadual
consiste numa sobreposição de estrutu-
a atribuição do Prémio Nobel de Quími-
de Nova Iorque em Stonybrook, Lauter-
ras a profundidades diferentes, sendo o
ca em 1991 a Richard Ernst, do E.T.H.,
bur mostrou que, ao sobrepor um ou
exemplo mais comum a imagem de
Zurique, Suíça, pelo desenvolvimento da
mais gradientes de campo magnético
raios-X convencional. Muito melhores
teoria do RMN pulsado que permitiu a
fracos e bem calibrados ao campo mag-
são os tomogramas ou imagens de
criação de uma grande variedade de po-
nético forte uniforme B 0 , podia obter in-
corte, muito mais claras na representa-
derosas experiências de impulsos uni- e
formação sobre a posição espacial de
ção das estruturas internas. A obtenção
multidimensionais com inúmeras aplica-
átomos contendo núcleos com um de-
de tomogramas por raios-X ou por RMN
ções em Química e Bioquímica Estrutu-
terminado spin (por exemplo protões)
necessita de uma tecnologia mais avan-
ral [8], e mais recentemente, em 2002,
duma estrutura, e a partir daí obter uma
çada que a imagem projecção. O méto-
QUÍMICA
A
x
B
• CO
figura 1 A) Direcção do gradiente de campo
Gx em relação aos vasos de água. B) Espectros
RMN de protão dos dois vasos de água.
plano P A
figura 2 Projecção dum objecto 3D num plano
P p , seguida da projecção deste plano numa
C^
plano P,
projecção 1D
linha. O ponto A da linha corresponde ao
plano P A
.
impulso rf gaussiano
t
espectro
objecto
fatia
seleccionada
gradiente de
campo
Gy
do de imagem mais simples, utilizando
figura 3 Ilustração da excitação selectiva, tal
com se discute no texto.
Para obter uma imagem simples, i.e.
do 360°. Uma vez que essa imagem
um só gradiente de campo magnético,
uma projecção 2D no plano horizontal
projecção é de muito pouca utilidade, é
origina uma projecção 1D segundo uma
(Fig. 2) numa matriz N x N (sendo N o
possível continuar o processo de projec-
linha duma projecção 2D perpendicular
número de elementos de imagem se-
ção-reconstrução, combinado N dessas
àquela segundo um plano dum objecto
3D (Fig. 2). Assim, a intensidade da projecção 1D no ponto A corresponde à
quantidade total de protões no plano PA.
gundo cada eixo), é necessário recons-
projecções 2D com direcções de projec-
trui-la a partir de um grande número N
ção diferentes, obtendo uma imagem
de projecções 1D segundo diferentes di-
3D completa, e escolhendo uma dada
recções distribuídas igualmente segun-
fatia para representar um dado tomogra-
49
50 QUÍMICA
A
figura 4. A) Sinais de projecção obtidos de
duas amostras cilíndricas de água situadas
num corte segundo XOY. As projecções
segundo X e Y representam a aquisiçãp do
sinal na presençaa de um gradiente G x e G y ,
respectivamente. B) Princípio da reconstrução
de imagens por retroprojecção. A localização
das duas amostras não pode ser definida
inequivocamente a partir de duas projecções.
C) Usando a retroprojecção de um terceiro
perfil independente, as coordenadas correctas
das duas amostras podem já ser
determinadas. A inclusão de novas projecções
aumenta a definição da imagem.
B
C
)
Y
y
figura 5. Relação entre om objecto 3D, a sua
projecção 2D ao longo do eixo OX , e quatro
projecções 1D a 45° no plano XOY. As setas
representam as direcções dos gradientes
(reproduzido de [10])
ma. Porém este processo requer N 2 pro-
trada na Fig. 3. Um gradiente forte, G y ,
A Excitação Selectiva foi combinada
jecções 1D diferentes, e embora Lauter-
é aplicado à amostra simultaneamente
com a projecção-reconstrução (ou
Zeugmatografia) por Lauterbur [13]. A
bur o tenha realizado [11], o tempo de
com um impulso r.f. de 90° "talhado" e
aquisição era demasiado longo para ter
de fraca intensidade (impulso "talhado"
projecção 1D obtida tal como descrito
aplicação clínica.
significa que tem um espectro de excita-
acima é a duma fatia perpendicular ao
ção com amplitudes em função da fre-
gradiente de corte, constituindo uma
Para obter uma imagem tomográfica,
quência previamente escolhido, por
técnica de reconstrução de planos. Para
evitando a complicação duma recons-
exemplo gaussiano). Só os spins dentro
reconstruir agora essa fatia, obtendo
trução 3D total a partir de projecções
da fatia sombreada são excitados. Após
uma matriz de imagem
1D, é fundamental excitar apenas os
esta excitação, G y é desligado e um G, é
sário obter
spins localizados numa fatia estreita da
aplicado durante a aquisição do sinal,
culares a OY segundo diferentes direc-
amostra. Isso é conseguido por meio de
cuja transformada de Fourier agora re-
ções distribuídas igualmente segundo
uma técnica, conhecida por Excitação
presenta a variação da densidade de
360°. Uma imagem 128 x 128 demora
Selectiva, devida a Mansfield [12], ilus-
spins ao longo da coordenada x da fatia.
agora um tempo de aquisição aceitável,
N x N, é necesN projecções 1D perpendi-
QUÍMICA 151
X
Y
^
Z
Az
figura 6. Para efectuar uma irradiação
selectiva, os gradientes de campo são
aplicados sucessivamente segundo as
direcções OX, OY e OZ. A rf defi ne o plano de
corte inicial (reproduzido de [15]).
figura 7. Imagem EPI de um anel cheio de óleo
(reproduzido de [16]).
entre dois e cinco minutos. A reconstru-
para distinguir entre tecidos com con-
ção de uma imagem por retroprojecção
teúdos de água diferentes.
encontra-se ilustrada esquematicamente na Fig. 4.
Os núcleos dos átomos de hidrogénio
Mansfield desenvolveu um novo método
de obter sinais de ressonância excitando
selectivamente os núcleos numa deter-
originam sinais RMN intensos, e uma
minada região do corpo, utilizando dum
das primeiras demonstrações por parte
modo distinto de Lauterbur a técnica de
de Lauterbur da sua técnica, descrita
Excitação Selectiva acima descrita, isto
em 1973 num artigo na Nature [10],
é sem usar a projecção-reconstrução
mostrou a imagem dum tubo de ensaio
[14,15]. Nesta técnica de linhas (Fig. 6),
cheio de água (Fig. 5). A água é a com-
a excitação selectiva na presença do
ponente mais abundante dos tecidos
gradiente de co rt e G x usa um impulso de
vivos, dependendo os métodos actuais
90° "talhado" cujo espectro de frequên-
de IRM dos sinais dos protões da água
cias é tal que satura todos os spins ex-
cepto os situados na estrita fatia de espessura Ax, a qual permanece inalterada. Aproveitando o facto dos núcleos
fora dessa faixa permanecerem efectivamente saturados durante um período de
tempo T 1 (tempo de relaxação spinrede, da ordem de alguns décimos de
segundo), G, é desligado e é aplicado
um gradiente G z e nova sequência de
impulsos "talhados", que agora excitam
selectivamente os núcleos situados na
estria elementar Az, cuja magnetização
roda de 90°. G Z é então desligado e aplica-se G y durante a aquisição do sinal,
52 I QUÍMICA
n amostras
GZ
Gx
Gy
figura 8 Sequência de gradientes "spin warp".
H
O 'H
0 -H
H
o / H
macromolécula
-
H
. 0 0H
H/
H
0-H
H- 0
H
H^O ^H
H
H-0
H
figura 9 Esquema de hidratação dum tecido
mais imóvel
em duas fases.
móvel
transformada de Fourier corresponde à
riores foram fundamentais para a aquisi-
guns anos. Este grupo desenvolveu o
densidade dos spins situados numa
ção de imagens de objectos em movi-
chamado "método múltiplo dos pontos
sensíveis" [ 171.
linha de elementos definida ao longo de
mento, tais como de um coração a bater
OY. Deste modo é possível varrer cada
ou do fluxo sanguíneo, por exemplo no
secção planar que se pretenda.
sistema vascular cerebral (ver Fig.15A
Mansfield também desenvolveu méto-
abaixo).
Outro investigador, Raymond Damadian,
trabalhando no Medical Center da Universidade Estadual de Nova Iorque,
dos experimentais e matemáticos para
Os primeiros anos do desenvolvimento
também se proclamou inventor do IRM.
transformar os sinais dos spins nuclea-
desta área de investigação foram marca-
Damadian publicou um a rt igo [181 onde
res com grande rapidez e precisão em
dos por fortes rivalidades. Por exemplo,
descrevia uma técnica de localização do
imagens úteis na prática clínica. Uma
na Universidade de Nottingham havia
sinal em pontos precisos do corpo (de-
dessas técnicas rápidas é a Imagem
outros grupos de investigação desenvol-
signada por FONAR) modificando o
vendo outros métodos de obtenção de
campo B o de modo a torná-lo não ho-
Ecoplanar (EPI) [161. Embora as primeira imagens tivessem uma resolução es-
imagens, tais como os grupos de R. An-
mogéneo excepto numa pequena região
pacial baixa (Fig. 7), os avanços poste-
drew e W. Moore que faleceram há al-
central cujos spins são selectivamente
QUÍMICA 53
90 °18 0°
Excitação
.141nI TI ►
nillp•
TE-
TR
Detecção
decaimento
•
2
figura 10 Sequência de impulsos de ecos de
spin (SE):
MC
MB
LCR
figura 11 Imagens cerebrais axiais normais:
A) com ponderação T 1 ; B) com ponderação T2.
excitados, pois são os únicos a entrar
dos cancerosos não levaram ao IRM que
aplicação de um gradiente G„ (gradiente
em ressonância. No entanto, a técnica
existe hoje. Estas rivalidades terão atra-
de codificação das fases) durante um
usada envolvia a focagem em regiões
sado a atribuição deste Nobel em pelo
período de evolução t x , seguido do gra-
específicas do corpo obtendo sinais pro-
menos dez anos. No entanto, as contri-
diente de leitura G y aplicado durante o
venientes dela em vez de criar uma ima-
buições de Lauterbur e Mansfield são,
tempo de detecção dos sinais, t 5 . Os
gem duma área maior. É pois uma téc-
de longe, as mais importantes para o de-
dois gradientes alteram as frequências
nica de localização, útil por exemplo em
senvolvimento desta técnica, sendo
dos sinais dum modo que depende li-
espectroscopia in vivo, mas que não
unânime a opinião dos especialistas de
nearmente das coordenadas x e y no
constitui de facto uma técnica de ima-
que eles são as pessoas certas para re-
plano de corte, pois w, = y (B o + G x x) e
gem. Damadian publicou também o pri-
ceber este prémio.
wy = y (B 0 + G y y). Ao passo que o gradiente de leitura permite discriminar se-
meiro artigo que usou o RMN para tentar distinguir entre um tecido saudável e
canceroso utilizando a comparação dos
respectivos tempos de relaxação T
-
-
Progressos mais recentes da
IRM
lectivamente as linhas paralelas ao eixo
OY através das frequências diferentes wy
geradas, a discriminação espacial ao
1
[19), mas as conclusões não se revela-
Nenhum dos métodos de obtenção de
longo da coordenada x em cada uma
ram verdadeiras em todos os casos.
imagens descritos atrás acabou por ser
dessas linhas é feita através do efeito
adoptado na prática clínica actual, a
Damadian submeteu uma patente da
qual utiliza variantes duma técnica, de-
sua técnica e fundou uma empresa,
signada Tomografia de Fourier [20], na
FONAR, que ainda hoje constrói apare-
qual é gerado um conjunto de sinais que
lhos de IRM, a qual porém utiliza o mé-
constitui uma matriz 2D que depende
todo dos gradientes de Lauterbur. Em-
das coordenadas no plano de corte, a
bora Damadian acredite e continue a
qual origina directamente uma projec-
protestar ruidosamente que deveria ter
ção 2D por meio de uma transformada
sido incluido na lista dos agora laurea-
de Fourier 2D. Após uma excitação se-
dos com o Prémio Nobel, a apresenta-
lectiva (gradiente G, mais impulso "ta-
ção que fez de algumas ideias sobre o
lhado" de 90°) que define o plano de
método de obtenção de sinais de teci-
co rt e XOY, segue-se antes da detecção a
que G x tem sobre a velocidade de precessão dos núcleos w x , o qual gera ao
fim do tempo t, um incremento de ângulo de fase 4), proporcional à coordenada x, pois
4x=wxtx=y
(B0+G0x) tx.
Assim, o sinal em cada ponto (x, y) é caracterizado por um conjunto único de
frequência w, e fase 0, proporcionais à
coordenadas desse ponto. Obtém-se um
conjunto de N sinais, amostrados N
vezes durante t y , por variação de tx
54
I QUÍMICA
a
h
figura 12 Imagens cerebrais axiais normais
(A) e B)) e de paciente com esclerose múltipla
(C) e D)), com ponderação T2 (A) e C)) e da
fracção de água associada à mielina (B) e D))
(reproduzido de [22])
Imagens cerebrais axiais com
ponderação T 1 na presença de tumor: A) sem e
B) após injecção intravascular de um agente
de contraste (quelato de Gd").
figura 13
desde 0 até N.4t x , onde 4t, é o incre-
tros característicos dos tecidos, tais
com elas (Fig. 9). Um aumento do con-
mento temporal. A transformada de
como a densidade de protões p„ (que
teúdo total de água dum tecido causa
Fourier 2D da matriz de dados N x N ori-
depende do conteúdo de água e de gor-
um aumento da fracção de água livre e
gina a imagem bidimensional. Uma vez
dura), a sua mobilidade, difusão e fluxo
dos valores de T 1 e T2. De facto, cada te-
que o tempo de aquisição típico para
em vasos sanguíneos. O conteúdo de
cido normal e patológico tem os seus va-
cada corte nesta experiência ainda é de
água não afecta o contraste em mais de
lores característicos de T 1 e T2, o que
cerca de seis minutos, utiliza-se hoje
5 %, pois ele varia pouco (entre cerca
uma versão mais recente desta técnica,
de 70 % e 80 %) entre os tecidos ma-
mais rápida, chamada "spin warp" [21]
cios (já é só de 10 % no tecido ósseo).
(Fig. 8), na qual a discriminação de
O sinal da gordura é importante no teci-
fases é feita por aplicação do gradiente
G, N vezes com amplitudes diferentes
de cada vez durante o mesmo tempo
tx
do adiposo. Porém a maior fonte (50 %)
do contraste deriva da mobilidade da
água dos tecidos e do efeito que ela tem
,
cada uma das quais origina uma alteração (ou torsão, "warp") de fase diferente.
sobre os seus tempos de relaxação T 1
garante muitas vezes um bom contraste.
Esse contraste é conseguido através da
utilização de rotina de uma sequência
de ecos de spin (ES) associada á excitação selectiva, com impulsos "talhados"
de 90° e 180°, [T R -(90°- T, -180°-T 1 )eco]n (Fig. 10), onde TR é o tempo de
(spin-rede) e T2 (spin-spin) a uma dada
repetição, T i o intervalo entre os impul-
frequência. A água livre presente nos te-
sos de 90° e 180° e TE = 2 T 1 é o tempo
cidos tem valores de T, e T2 muito su-
de obtenção do eco. É a amplitude do
Como foi dito anteriormente, a origem
periores aos da água de hidratação das
sinal eco detectado que determina a in-
do contraste das imagens de protão usa-
suas estruturas macromoleculares,
tensidade de cada elemento de ima-
das em IRM depende de vários parâme-
muito mais imobilizadas pela interacção
gem. Uma vez que na prática clínica se
QUÍMICA
figura 14 Imagem angiográfica (ARM) dum humano após adição do agente de
contraste MS-325 (reproduzido de [25])
usa TE « TR, a intensidade do eco é
entre elas, sendo mesmo possível inver-
móvel, com T2 de 70-95 ms e outra
dada por
ter o contraste entre tecidos, em pa rt i-
componente (15 %) mais imobilizada
cular enter MB e MC.
(T 2 de 10-40 ms) associada à hidratação
I
pH
[1- exp(-T R /T 1 )] exp(-T E/T 2 )
Essa intensidade depende pois de parâmetros específicos do tecido (aumenta
se T 1 diminuir e se 12 aumentar), e também dos parâmetros TR e TE controlados
da mielina. Na Fig. 12A mostra-se uma
A maioria das patologias cerebrais têm
T 1 e 12 mais longos que o tecido cerebral normal, devido ao aumento do conteúdo de água livre, aparecendo a lesão
imagem axial com ponderação 12 dum
cérebro normal com o respectivo contrate, e na Fig. 12B a imagem da fração de
água com 12 curto que representa a
pelo operador (aumenta se TR e T E
com contraste negativo nas imagens
aumentarem). Assim, se escolhermos
com ponderação T i e com contraste po-
Numa imagem com ponderação 12 dum
TR » T1, I só depende de p H e de T 2 , O
sitivo nas imagens com ponderação 12.
paciente com MS (Fig. 12C), as lesões
mielina (15 % na MB e só 4 % na MC).
qual determina o contraste por variação
É o caso do edema cerebral resultante
na MB aparecem com contraste positi-
adequada de TE (imagem ponderada em
duma infecção, enfarte ou tumor. Outras
vo, devido ao aumento de p H e 12.
T2 , Fig. 11A), ao passo que para TE «
patologias têm T 1 curto e T2 longo, apa-
Porém, a desmielinização não ocorre
12, I será independente de T 2 e só de-
recendo com contraste positivo na pon-
igualmente em todas as lesões, como in-
pende de p H e de T 1 , o qual determina o
deração quer em T 1 quer em 12. Esta si-
dica o mapa da fracção de T 2 curto da
contraste por variação adequada de TR
tuação pode ser devida ao aumento de
mielina (Fig. 12D): há desmielinização
(imagem ponderada em T 1 , Fig. 11B).
água de hidratação nos tecidos (ex: acu-
nas lesões 2 e 3 (de 4 anos), mas não
mulação de soluções proteicas concen-
em 1 mais recente (de 2,5 anos) [22].
Os valores típicos de T 1 e T2 (ms) (a 0,15
Tesla) para os principais tecidos cerebrais são: matéria branca (MB) (300,
95), matéria cinzenta (MC) (475, 120),
líquido cefalo-raquidiano (LCR) (2000,
250), que resultam do conteúdo total de
tradas em abcessds ou tumores necróticos) ou á libertação de compostos
paramagnéticos (meta-hemoglobina na
hemorragia sub-aguda, ou hematoma).
O caso da esclerose múltipla (EM) é um
Nem todas as patologias têm no entanto
valores de T 1 e 12 diferentes dos tecidos
circundantes, em pa rt icular os tecidos
cancerosos, apesar do que Damadian
proclamou inicialmente [191. De facto,
água, logo a sua mobilidade, variar pela
pouco diferente das situações anteriores
ordem LCR » MC > MB. Assim, a ima-
[22]. Trata-se de uma patologia auto-
não é possível obter um diagnóstico es-
gem ES da Fig. 11A (com ponderação
imune, em cujas lesões ocorre numa
pecífico do cancro só com base em
T 1 ) mostram uma maior intensidade
certa fase uma desmielinização dos axó-
IRM, devido algumas sobreposições dos
(mais claro, contraste positivo) pela
nios neuronais com a libertação de lípi-
valores dos tempos de relaxação em te-
ordem MB > MC > LCR, ao passo que
dos livres com 12 cu rt o. Verifica-se que
cidos normais e patológicos. Assim, em
na Fig. 11B (com ponderação T2 a
a hidratação da MB normal é de facto
casos em que a própria visualização
ordem de intensidades é LCR > MC >
um pouco mais complexa que o que foi
dum tumor cerebral seja difícil (Fig.
MB. Assim, é possível visualizar estas
descrito acima, havendo compartimen-
13A), a injecção intravascular de um
regiões com resolução espacial de cerca
tação da água numa componente
agente de contraste torna-a clara (Fig.
de 1 mm e com um contraste excelente
(85 %) citoplásmica e intersticial mais
13B). Os agentes de contraste, introdu-
estudos sistemáticos mostraram que
55
56
QUÍMICA
figura 15 A) Mapa de activação cerebral (fIRM), mostrando as respostas à
activação visual, sobreposto a uma imagem anatómica de referência (FLASH).
O mapa é obtido por diferença de imagens de densidade de spins com
T2.
ponderação
(imagens EPI com ecos de gradientes, resolução espacial
3x 3x 4 mm3). B) Variação da intensidade do sinal IRM BOLD com o tempo
num ciclo de 10 s de excitação visual e 20 s de escuridão (reproduzido de 127]).
:•:::••v:•::v:^
^L• • LL.:.^
10
15
Time /s
20
25
30
zidos em IRM num estudo pioneiro por
num vaso sanguíneo presentes na sec-
racterizado pelo parâmetro 1- 2 * , que tem
Lauterbur e Mendonça-Dias [23], são
ção excitada durante a etapa de excita-
certas semelhanças com 1 2 ) mais rápi-
em geral pequenos complexos para-
ção selectiva, transportam a magnetiza-
do do sinal da água do sangue nesse
-
magnéticos de Gd' (ou Mn 2 1, muito es-
ção criada para fora dessa secção
local, diminuindo o valor de T2 * . O aflu-
táveis, que diminuem muito o valor de
através do fluxo sanguíneo ao longo do
xo de sangue oxigenado, diamagnetico,
T 1 da água (embora também haja al-
vaso, permitindo a sua detecção poste-
com T2 * mais longo, origina um ligeiro
guns que diminuem T2, como é o caso
rior e a reconstrução da imagem dos
contrate positivo nas áreas do cérebro
de nanopartículas com base em óxidos
vasos com um forte contraste positivo
activadas. A oxigenação do sangue alte-
de ferro). Injectados intravascularmente,
[25].
ra-se pois como resposta fisológica aco-
aqueles quelatos distribuem-se rápidamente pelo espaço intravascular e intersticial, até serem excretados por filtração renal ou pela via hepato-biliar,
plada às alterações de actividade neuroMais recentemente, um refinamento da
técnica — IRM funcional (fIRM) — permitiu obter imagens do fluxo sanguíneo
nal. Este efeito, apelidado de contraste
BOLD ("blood oxygenation level dependent) [26], permitiu recentemente obter
originando um contraste positivo nas
nas áreas do cérebro activadas por cada
dados sobre o funcionamento cerebral
imagens ponderadas em T 1 [24]. Esses
função cerebral. De facto, quando uma
impensáveis quando os cientistas agora
agentes ao circular pelo espaço vascular
dada zona cerebral é activada, o au-
laureados fizeram as suas descobertas.
cerebral normal não atravessam a bar-
mento local de consumo neuronal de
Utilizando protocolos adequados, são
reira hemato-encefálica, excepto na pre-
glucose e oxigénio leva ao afluxo a essa
obtidas imagens anatómicas do córtex,
sença de patologias (e. g. tumor) que
zona de sangue mais oxigenado. Conse-
seguidas de imagens rápidas (técnica
quebrem tal barreira, difundindo então
quentemente, a percentagem de oxi-he-
EPI de Mansfield), antes, durante e após
para o respectivo espaço intersticial e
moglobina, diamagnética, no interior
um dado tipo de excitação cerebral. As
originando um contraste positivo na
dos eritrócitos presentes nesses locais
imagens diferença (com e sem excita-
pa rt e não necrótica do tumor (Fig. 13B).
aumenta em relação à desoxi-hemoglo-
ção) permitem visualizar as zonas do
Há também agentes de contraste ma-
bina, paramagnética. Os eritrócitos do
córtex activadas, por exemplo, por uma
cromoleculares, que devido às suas di-
sangue desoxigenado comportam-se
excitação visual (no córtex occipital)
mensões permanecem no espaço intra-
dum modo semelhante às nanopartícu-
(Fig. 15) [27] ou até as zonas envolvidas
vascular sem migrar para o interstício,
las magnéticas acima referidas, e devido
em processos emocionais, tais como o
sentimento de exclusão social (nas
permitindo obter óptimas imagens do
ao efeito sobre a susceptibilidade mag-
sistema vascular (Angiografia por RM,
nética do meio circundante causam um
zonas do córtex cigulado anterior e pré-
ou ARM) (Fig. 14). Os protões da água
decaimento temporal exponencial (ca-
frontal ventral direito) (Fig. 16) [28].
QUÍMICA
figura 16 Imagens cerebrais fMRI segundo um protocolo de exclusão vs. inclusào social. A) Imagem sagital mostrando o aumento de actividade no córtex
cigulado anterior (CCA); B) Imagem coronal mostrando o aumento de actividade no córtex pré frontal ventral direito (CPVD) (reproduzido de Í28]).
Agradecimentos
8. L. Miller, A. Kumar e R.R. Ernst, J.
20. A. Kumar, D. Welti e R.R. Ernst, J. Magn.
Chem. Phys., 63. 5490 (1975); K. Nagaya-
Reson., 18, 69 (1975)
O autor agradece a todas as pessoas
ma, A. Kumar, K. Wüthrich e R.R. Ernst, J.
com quem tem colaborado ao longo dos
Magn. Reson., 40, 321 (1980); "Principles
21. W.A. Edelstein, J.M.S. Hutchinson, G.
anos na área de IRM e do uso de agen-
of NMR in one and two dimensions", R.R.
Johnson e T. Redpath, Phys. Med. Biol.. 25.
tes de contraste, em particular a A.
Ernst, G. Bodenhausen e A. Wokaum, Cal-
751 (1980).
Dean Sherry (Univ. Texas em Dallas) e
Seymour Koenig (IBM Thomas Watson
Research Center, N.Y.), bem como mais
recentemente aos colegas da Acção
COST D18 da U.E., em particular J. Peters (TU Delft), André Merbach (EPFL,
Lausanne), Robert Muller (Mons) e
Silvio Aime (Turim).
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Williams, Science, 302, 290 (2003).
57
Agora em Português!
Um livro de referôncia para todos os 4ufmkos!
Porque é necessário saber identificar uma espécie
química por meio de uma palavra s làrita ou
pronunciada;
tUPAC
International Union or Pure and Applied Chemistry
Sociedade Pormeuesa de Quimica
Para que o leitor, ou simplesmentço ouvinte, pó4sa
deduzir a estrutura a partir do nome, os nomes dos
compostos devem ter tanta relação quanto
possível com as suas estruturas;
C
Guia IUPAC para a
omenclatura
de Compostos
Orgânicos
V
C
E como tudo isto requer um sistema de princípios
e de regras, cuja aplicação dá origem a uma
nomenclatura sistemática,
Aparece, agora em PORTUGUÊS, o Guia H
IUPAC para a Nomenclatura de Compostos
Orgânicos que actualiza o conjunto de regras
contidas na última edição de Nomenclature of
Organic Chemistrti' e permite ao utilizador criar
nomes correctos, na nossa língua, adaptados
a cada caso particular.
Tradução Portuguesa
nas Variantes Europeia e Brasileira
RESULTADO DE UM EXAUSTIVO
TRABALHO DE CONSULTA
REVISTO POR INLIMER
^
ESPECIALISTAS NACIONAIS
Tradutores
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Ana Cristina Fernandes - Universidade Lusófona de Humanidades e Tecnologias de Lisboa
Bernardo Herold - Instituto Superior Técnico da Universidade Técnica de Lisboa
Hernâ,j Maia - Universidade do Minho
Amélia Pilar Rauter - Faculdade de Ciências da Universidade de Lisboa
José Augusto Rosário Rodrigues - Universidade Estadual de Campinas do Estado de São Paulo
N
U
N
C
ADAPTADO À LÍNGUA PORTUGUESA
Inclui referência à variante brasileira sempre que esta seja diferente da euro.eia
N
N
H
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LIOE