Ressonância Magnética Nuclear

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Ressonância 
Magnética 
Nuclear 
I - RESSONÂNCIA MAGNÉTICA
HISTÓRIA DA RESSONÂNCIA MAGNÉTICA NUCLEAR.
	Desde o inicio da década de 1920 já se realizavam estudos sobre a propriedade magnética dos núcleos atômicos. Porém, a fundamentação teórica e os primeiros dados foram apresentados por Félix Bloch e Edward Purcell em 1946. Ambos trabalhavam separadamente nos Estados Unidos na realização de experimentos para verificar como os átomos, e em especial, os prótons presentes no núcleo, respondiam sob a ação de fortes campos magnéticos. Estas pesquisas deram origem ao espectrógrafo de ressonância magnética nuclear.
	A descoberta da ressonância magnética como um método de diagnóstico por imagem foi fruto das atividades do matemático e médico Damadian. No final dos anos 60, trabalhando com ressonância magnética nuclear (NMR, sigla em inglês), Damadian verificou o fenômeno físico de núcleos atômicos emitindo ondas de rádio em frequência previsíveis quando sujeito a forte campo magnético. Fazendo experimentos em ratos com câncer, Damadian ficou intrigado que os sinais emitidos pelas células sadias eram diferentes dos sinais emitidos pelas células doentes. Esta diferença inspirou-o a inventar um equipamento e o método de ressonância magnética nuclear que fosse seguro e preciso para dissecar o corpo humano. Hoje em dia o método é conhecido como imagem por ressonância magnética (MRI, sigla em inglês).
	O primeiro ressonador magnético foi patenteado por Damadian em 1972 e usava hélio liquido para refrigerar os magnetos disposto numa câmara cilíndrica. Um método de localização espacial tridimensional coordenava os sinais recebidos em uma imagem coerente. Embora desacreditado pelos colegas, em 1977 Damadian e sua equipe produziram com sucesso o primeiro equipamento de MRI do corpo humano, a partir de um protótipo chamado de “indomitable” (persistente). No dia 3 de julho de 1977 foi produzido a primeira imagem do corpo humano: o tórax do Dr. Lawrence Minkoff, um dos colaboradores de Damadian. A realização do exame de tórax foi uma preocupação dos pesquisadores que tinham medo que o campo magnético intenso pudesse afetar o cérebro, principalmente a memória do paciente.
	No ano seguinte, Damadian fundou uma companhia de fabricação de ressonadores magnéticos, a FONAR, e foi diagnosticado o primeiro caso de câncer em paciente com a ajuda de seu equipamento de ressonância magnética nuclear.
PRINCÍPIO DE FUNCIONAMENTO.
	A imagem por ressonância magnética envolve a interação de ondas de rádio e campos magnéticos estáticos apenas com os núcleos dos átomos. No entanto, nem todos os núcleos de átomos respondem aos campos magnéticos. Apenas os núcleos dos elementos químicos que são constituídos por número impar de prótons ou nêutrons servem para a ressonância magnética. Isto se deve ao fato que tanto os prótons quanto os elétrons possuem carga elétrica. Por estar sempre girando (movimento conhecido pela palavra inglesa spin), essa carga elétrica cria um campo elétrico também variável.
	Embora outros tantos ainda possam ser influenciados por um campo magnético, as imagens de ressonância são produzidas a partir da interação do núcleo de hidrogênio. Este átomo foi escolhido pela sua abundância no corpo humano (na forma de água – H2O) e por possuir apenas um próton em seu núcleo. 
SPIN
	As partículas elétricas, prótons e elétrons, possuem um movimento giratório em torno do próprio eixo. Os prótons giram como se fossem planetas. Este movimento acaba por fazer com que os elétrons e prótons transformem-se em pequenos ímãs, conhecidos por dipolos. Como o campo magnético possui um ponto de início ou saída, polo norte, e um ponto de fim ou entrada, polo sul, ele é comumente representado por uma seta, dando a direção e o sentido do ímã.
 
PRECESSÃO
	O segredo da imagem por ressonância magnética está no fato de um corpo magnetizado precessar ao redor de um forte campo magnético estático (sem alteração). Este fenômeno de precessão ocorre sempre que uma força externa age sobre um objeto em rotação. Nas figuras abaixo, apresentamos três exemplos de precessão. Um pião em rotação, quando influenciado pela força da gravidade, precessa ou oscilas ao redor da linha definida pela direção da força gravitacional (linha pontilhada). A terra é outro exemplo de precessão, que ocorre devido à interação com a força gravitacional do sol e dos outros planetas. Na ressonância magnética, um próton em rotação (no caso específico, o núcleo do hidrogênio) precessa quando colocado sob ação de um campo magnético muito forte. A velocidade desta precessão aumenta com o incremento da força do campo magnético. Assim, um próton sob a ação de um campo de 2 tesla precessa mais rápido que o próton no campo de 1 tesla. É difícil imaginar a velocidade de precessão de prótons em sistema de ressonância magnética, porém sabe-se que em sistema de campo magnético baixo, os prótons podem atingir velocidade de 5 milhões de ciclos/voltas por segundo (5 MHz).
 
CAMPO MAGNÉTICO INTENSO.
	O segredo da ressonância magnética está na aplicação de um campo magnético muito intenso sobre os átomos do corpo humano. Este campo varia de equipamento para equipamento, e situa-se na faixa entre 0,1 tesla até 2 tesla (20.000 vezes o campo magnético natural da terra). Com este campo tão forte, os prótons acabam por realizarem seus movimentos de forma uniforme.
	Este campo magnético intenso é necessário para que se possam alinhar todos os prótons e com isso saber qual é a condição inicial deles. Este alinhamento pode ser tanto paralelo (mais numerosos) ou antiparalelo (menor incidência). Assim, aqueles que saírem do alinhamento poderão ser detectados facilmente. Alem do alinhamento, como uma reação á obrigação de ficarem numa direção única, os prótons acaba também por precessar. E esta precessão está relacionada com a intensidade do campo magnético aplicado, segundo a Equação de Lamor:
ω0 = g . B0
ω0 é a frequência de precessão;
g é a razão giromagnética;
B0 é a intensidade do campo magnético aplicado, dado por tesla. 
	A razão giromagnética é uma constante que representa uma característica magnética do próton e vale 42,5 MHz/T para hidrogênio. Assim, o próton sob a influência de um campo de 1 tesla irá girar na frequência de 42,5 MHz. Se o campo for diminuído á metade, a frequência do próton cairá para 21,25 MHz.
EMISSÃO DE SINAL DE RÁDIO
	Após a aplicação do campo magnético estático, a precessão dos prótons no paciente pode ser ainda mais alterada por ondas de rádio. Isso se deve ao fato de ondas de rádio serem ondas eletromagnéticas, ou seja, contém um campo elétrico e um campo magnético que variam ambos com o tempo. O efeito que a onda de rádio causa é o aumento do ângulo de precessão do próton. E, quanto mais tempo a onda de rádio for aplicada ao paciente, maior o ângulo de precessão. Dizemos que a onda de rádio é aplicada ao paciente em “pulso” 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.
	Esta ressonância magnética irá ocorrer não apenas com um único prótons, mas com um grande número deles. Assim, cada próton contribuirá com seu dipolo para gerar um vetor de magnetização resultante, conhecido como M, que irá indicar o comportamento médio de todos os prótons de uma determinada região do corpo. Este vetor magnetização será o responsável pela geração da imagem, no momento em que ele receber a energia proveniente da onda eletromagnética gerada pela bobina.
 
RECEBIMENTO DO SINAL DE RESSONÃNCIA
	O próton é um pequeno magneto que ao girar, emite ou cria ondas eletromagnéticas. Estas ondas emitidas de prótons dentro do tecido humano são captadas por uma antena ou bobina receptora durante a fase de recepção do processo de ressonância magnética. Este sinal elétrico obtido na bobinareceptora é enviado a um computador que utilizará técnicas matemáticas semelhantes a da tomografia computadorizada para reconstrução a imagem do paciente. 
RELAXAMENTO
	Quando o pulso de ressonância que foi enviado ao próton cessa, todos os prótons estão em precessão juntos e em fase. Assim que o pulso de radiofrequência é desligado, os prótons começam a retornar a uma configuração mais aleatória em um processo chamado relaxamento. Como o tempo indica, os prótons tendem a procurar um estado de menor energia, um estado mais relaxado. Á mediada que as partículas relaxam o sinal de ressonância enviado pelos prótons em precessão diminuem. A velocidade de relaxamento fornece-nos informações sobre o tecido normal e sobre processos patológicos nos tecidos. Assim, podemos dizer que é tempo de relaxamento o responsável pela imagem que visualizamos do paciente. O relaxamento é divido em dois tipos, denominado relaxamento T1 e relaxamento T2. A letra significa tempo, pois é o tempo de duração ou alteração do vetor Mz e Mxy que é calculado em cada um dos relaxamentos.
RELAXAMENTO T1
	Esta categoria de relaxamento ocorre quando as rotações começam a precessão em ângulos cada vez menores, isto é, de uma precessão quase horizontal ou transversa a uma mais vertical. Este processo, denominado relaxamento tipo latitude de spin ou longitudinal – T1, faz com que o sinal de ressonância magnética diminua de intensidade. Definimos o tempo necessário para este sinal diminuir 67% de seu valor máximo como T1.
RELAXAMENTO T2
	Quanto às rotações começam a precessão fora de fase entre si, o resultado é denominado relaxamento tipo transversal ou spin-spin-T2. Quando este relaxamento T2 ocorre, o sinal de ressonância magnética diminuirá em intensidade. O tempo necessário para que o sinal diminua para 37% de seu valor é definido como T2.
DENSIDADE SPIN
	Um sinal mais forte será recebido se a quantidade de núcleos de hidrogênio presente em um determinado volume de tecido for maior. Entretanto, esta quantidade, denominada densidade protônica ou densidade spin, é um pequeno colaborador da aparência da imagem por ressonância magnética porque a imagem dos prótons nos tecidos não difere acentuadamente em densidade spin.
GRADIENTE DE CAMPO MAGNÉTICO
	O gradiente é usado para obter informações de regiões ou cortes específicos do tecido corporal. O conhecimento da localização exata da origem de sinais de RM recebidos do paciente permite que o computador reconstrua a imagem. Um sistema de RM altera o gradiente ou a intensidade de campo magnético através de determinada região ou corte do tecido corporal, de forma que o sistema receberá apenas o sinal de ressonância magnética dos núcleos em precessão dentro daquela região ou corte. O computador decodifica esta e outras informações, como densidade de spin e relaxamento T1 e T2, podendo, portanto, reconstruir a imagem. Os gradientes são produzidos por bobinas de gradientes localizadas dentro do orifício do magneto do sistema principal. Os gradientes são muito mais fraco que o campo magnético estático produzido pelo magneto do sistema de ressonância magnética principal. Os gradientes aumentam a intensidade do campo magnético estático sobre algumas regiões do paciente e diminui a intensidade do campo estático sobre outras regiões. Como a intensidade do campo magnético determina a frequência de precessão dos prótons, esta por sua vez, determina a frequência do sinal de RM produzido naquela região. 
II - ESTRUTURA DO RESSONADOR
MAGNETOS
	O componente mais visível e provavelmente mais discutido do sistema de RM é o magneto. O magneto produz o potente campo magnético estático (intensidade constante) ao redor do qual os prótons estão em precessão. Atualmente, há três tipos de magnetos no sistema de RM: magneto resistivo, permanente e supercondutores. A intensidade de campo usada na RM varia de 0,1 a 2,0 teslas. O campo magnético da terra é de aproximadamente 0,00005 teslas. Outra unidade de medida de campo magnético é o Gauss, muito utilizada para medir a intensidade do campo em torno do equipamento de RM (1 tesla = 10.000 Gauss). Nesta medida, a terra possui um campo magnético em torno de 1 Gauss.
MAGNETOS RESISTIVOS.
	O magneto resistivo funciona segundo o principio do eletromagneto, no qual um campo magnético pode ser criado passando-se uma corrente elétrica através de uma bobina de fios. Magnetos resistivos exigem grandes quantidades de energia elétrica a fim de fornecer as altas correntes necessárias para a produção de campos magnéticos de grande intensidade.
	As elevadas correntes elétricas produzem calor, que devem ser dissipado com um sistema eficiente de resfriamento. O calor é produzido pela resistência do próprio fio através do efeito jaule. Sistema resistivos típicos produzem campos magnéticos de até 1 tesla.
MAGNETO PERMANENTE
	Determinados materiais na natureza podem adquirir propriedades magnéticas permanentes. Para uso do RM, determinados magnetos permanentes podem ser construídos em grandes tamanhos e obter-se desta forma, intensidade de campos de até 0,3 teslas. A grande desvantagem é de ser impossível “desligar” a força do campo magnético, o que dificulta inclusive a manutenção. Alem disso, os magnetos não podem ser transportados em caminhões metálicos comuns.
MAGNETOS SUPERCONDUTORES
	O magneto construído com supercondutores também utiliza o principio do eletromagneto. Um material supercondutor é aquele que perdeu toda a resistência à passagem da corrente elétrica.
	O material utilizado na refrigeração, chamados de criogênios, são nitrogênio liquido (-196ºC) e o hélio liquido (-268º). A vantagem deste tipo de tecnologia, apesar do alto custo para a refrigeração, é a capacidade de se atingir campos magnéticos de até 2 teslas.
BOBINAS GRADIENTES
	Alem dos potentes magnetos, um segundo importante componente do sistema de RM é a bobina de gradiente. A presença de um gradiente magnético ao longo do corpo do paciente causa a precessão dos prótons em velocidades ligeiramente diferentes, em diferentes localização do paciente, permitindo que o computador determine a localização no paciente da qual se originou o sinal RM recebido. Esta informação é, obviamente, fundamental para a reconstrução de imagens do paciente. Os gradientes são muito mais fracos que o campo estático e podem ser produzidos por bobinas de fio relativamente simples. 
	.
 
	Um sistema de RM pode conter três grupos de bobinas de gradientes permitindo a aplicação de um gradiente em qualquer das direções ortogonais – x,y e z. Estas bobina, denominadas bobinas de gradiente x, y e z, estão localizadas dentro do orifício do magneto do sistema principal. Mediante o ajuste eletrônico da quantidade de corrente nestes três grupos de bobinas é possível obter um gradiente em qualquer direção. Esta flexibilidade permite que o sistema de imagem por ressonância magnética obtenha imagens em qualquer orientação dentro do paciente.
A baixo apresenta o desenho das bobinas de gradientes dentro do portal.
BOBINA DE RADIOFREQUENCIA
	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 antenas para produzir e detectar as ondas de rádio que são denominadas de “sinal de ressonância magnética”. Uma bobina de RF típica esta encerrada no portal do magneto e, assim, não é especificamente visível. Estas bobinas de RF encobertas, algumas vezes denominadas de bobinas corporais, circundam completamente o paciente, incluindo a mesa sobre a qual ele está deitado.
	Os desenhos das bobinas de RF variam desde esta grande bobina corporal embutida no próprio portal até bobinas de volume integral circunferências menores e separadas, que também circundam a parte examinada. Algumas bobinas de superfície, como a bobina para ombro, são colocadas sobre as áreas a ser examinada. Geralmente, este tipo de bobina é usado para visualização de estruturas mais superficiais. Outro tipo de bobina de RF usado frequentemente é a bobina de arranjo de fase (phasedarray). Estas consistem em múltiplas bobinas e receptores agrupados juntos. Cada bobina é independente da outra e tem seu próprio receptor que permite grande campo de cobertura de visão para uso no estudo da coluna vertebral. 
SUPORTE ELETRÔNICO
	Os sistemas de suporte eletrônico, que constituem o quarto componente do sistema RM, podem ser divididos em duas partes:
1. A primeira parte, o suprimento de energia, fornece tensão e corrente para todas as partes do sistema de RM, como as bobinas de gradiente, o sistema de resfriamento, o magneto e o computador. O consumo de energia pode variar de 25KW até 150KW entre cada sistema de RM.
2. A segunda parte principal do sistema de suporte eletrônico é a etapa de recepção e transmissão de RF. Esta parte do sistema realiza as mesmas funções que os transmissores e receptores de comunicação de uma estação de rádio AM ou FM. Os receptores de RF também contem amplificadores que aumentam a intensidade de sinais de radiofrequência relativamente fracos recebidos do paciente dentro do magneto. 
COMPUTADOR 
O quinto componente de um sistema de RM é o computador. É ele que comanda e processa as informações de todas as partes do sistema de RM. Durante o exame, controla o tempo de pulsos para coincidir com alterações das intensidades do campo de gradiente. Após o exame, ele reconstrói a imagem do paciente utilizando técnicas como a Transformada de Fourier, semelhante àquelas usadas em tomografia computadorizada.
CONSOLE DE COMANDO
	O sexto e último componente do sistema de RM é a estação de trabalho do operados, ou console de comando, onde o técnico poderá comandar toda a operação e visualizar a imagem reconstruída. Na estação de trabalho central, estão localizados os controles usados pelo técnico para selecionar sequências de pulsos, estabelecer os vários parâmetros ajustáveis, como número de médias de sinal e tempos TR e TE, além de dar os comandos de iniciar e terminar o exame. 
III – FORMAÇÃO DA IMAGEM
	O processo de escolha de parâmetros envolve consideravelmente mais que a seleção de TR (tempo de repetição) e TE (tempo para eco). A decisão inicial também envolve o tipo de sequência de pulso a ser usado, tais como spin-eco, gradiente-eco ou inversão-recuperação. Além do tipo de sequencia de pulso, as outras escolhas que dependem do operador incluem tamanho da matriz, espessura do corte, espaço entre cortes, campo de visão, numero de aquisição de dados, ângulo de inversão, número de aquisições de dados, ângulo de inversão de RF, seleção de bobina, aquisição de corte único ou múltiplo, posição de múltiplos cortes e ordem de excitação de múltiplos cortes.
CONTRASTE DO OBJETO
	O contraste na RM origina-se da relação entre opções dependentes do operador discutidas previamente e fatores teciduais incluindo a densidade protônica, tempos de relaxamento T1 e T2, e movimento teciduais como o fluxo LCE (líquido cefalorraquidiano) e sangue. Esses fatores teciduais dependem da bioquímica do tecido. Escolhendo-se determinadas sequências de pulso, podem ser produzidas imagens que enfatizam esses fatores teciduais e permitam visualização do contraste observado em imagens de RM.
VETORES MAGNÉTICOS
	É importante que o técnico tenha alguns conceitos importantes em mente. Em primeiro lugar, devemos definir como vetor magnetização B0 ao vetor que representa a orientação do campo magnético produzido pelo ressonador. Este campo é muito intenso, entre 0,5 e 2 tesla, e fará com que os vetores magnéticos, o qual chamará de dipolos, de próton se alinhem com ele.
	Como não trabalhamos com cada próton individualmente, mas sempre com um grande conjunto deles, podemos definir um vetor magnético M como sendo o vetor resultante da soma de cada vetor magnético (dipolo) de cada próton. Ou seja, o vetor M, representa a situação magnética de um conjunto de prótons.
	Em segundo lugar, devemos identificar um segundo campo magnético, que chamaremos de B1, que é o provocado pela onda eletromagnética emitida pela bobina de radiofrequência. Este vetor fará com que o próton desloque sua precessão em 90° ou 180°.
	Uma vez determinadas estas variáveis, devemos estabelecer um eixo de coordenadas para que possamos visualizar melhor em que planos são aplicadas os vetores de magnetização e como o próton irá alinhar com eles. Por definição, o campo magnético permanente, ou principal, B0 está sempre orientado segundo o eixo Z de um sistema tridimensional. E por consequência, o vetor B0 é perpendicular ao plano XY.
	O motivo principal de adotarmos esta convenção de eixos é que teremos o vetor M inicialmente paralelo ao vetor B0. Com a ação do campo magnético B1 o vetor M sofrerá um deslocamento. Neste deslocamento, poderemos medir as componentes longitudinais e transversais do vetor M. Ou seja, o vetor M será decomposto numa componente ainda paralela a B0, chamada MZ e outra componente, chamada MXZ. 
	As medidas de T1 e T2 refletem justamente o tempo necessário para o vetor M maximizar a componente MZ, extinguindo sua componente MXY a partir da interação com B1.
IMAGEM DENSIDADE PROTÓNICA
	Uma sequência de pulsos utilizando uma combinação de TR (tempo de repetição) longo e TE (tempo para eco) curto (TR=2.000 ms; TE=20 a 30 ms) produz imagens com contraste resultante da densidade protónica (algumas vezes denominada densidade spin), sendo diminuídos os efeitos de contraste devido ao relaxamento T1 e T2. O uso de sequências de pulso com graus variáveis de ponderação em T1 e T2 ajuda a identificar a anatomia e a patologia.
IMAGEM PONDERADAS
	Embora o relaxamento T1 e T2 ocorram simultaneamente, são independentes entre si. O T1 da maioria dos tecidos biológicos está na faixa de 200 a 2.000ms. o T2 geralmente cai na faixa de 20 a 300 ms, embora a água possua um T2 na faixa de 2.000 ms. Podemos observar que o T1 é superior ou igual aos tempos de relaxamento de T2 para qualquer tecido. Geralmente são escolhidos sequências de pulso para acentuar a diferença entre os tempos de relaxamento de diferentes tecidos. O contraste entre os tecidos é atingido na imagem de RM final por acentuação destas diferenças. Entretanto, independentemente de como é alterada a sequencia de pulso, se houver alguns prótons de hidrogênio móvel (como ocorre no osso cortical e no ar), a imagem será preta.
	A imagem produzida por um sistema de RM é criticamente influenciada pela sequencia exata de pulsos de radiofrequência usados, bem como pelo momento em que o sinal emitido pelos núcleos é mostrado ou recebido. Como a duração do pulso de radiofrequência que é enviado ao paciente determina o ângulo de precessão do núcleo, o comprimento do pulso frequentemente é especificado em termos de ângulo que produzirá. 
SEQUÊNCIA DE PULSO SPIN-ECO:
	A sequência contém dois pulsos, um de 90° e outo de 180°. As ondas de radiofrequência são enviadas ao paciente durante cada pulso. A sequencia é repetida após decorrido um tempo TR (tempo de repetição). Os valores deTR típico usados no exame podem cariar de 200 a 2.000ms (0,2 a 2 segundos). A sequência de pulso altera o ângulo de precessão dos prótons e causa uma onda de radiofrequência denominada “eco” a ser emitida do paciente. 
	Em técnica de RM, a bobina receptora capta um eco do sinal, e não o sinal inicial, o que é denominado decaimento de indução livre (DIL). O eco é interceptado pelas bobinas receptoras do sistema de RM e é usado para construir uma imagem do paciente. O eco ocorre em um tempo TE (tempo para eco) após o pulso inicial da sequência. Valores de TE típicos usados no exame variam de 10 a 100ms. Tanto TR quanto TE são variáveis técnicas, selecionadas pelo operados do sistema de RM para otimizar a aparência de uma imagem e para permitir a aquisição de informações ponderadas nas velocidades de relaxamento T1 ou T2.
	 A aquisição de uma imagem requer que os gradientes sejam ativados e desativados em momentos apropriados durante uma sequencia de pulso. Os gradientes são usados para variar a fase e a frequência da precessão de protos de todo o paciente, de forma que a origem do sinal de RM (eco)pode ser atribuída a localizações apropriadas dentro da imagem. Uma sequência de pulso spin-eco é comumente usada em situações clinicas e é apenas uma das técnicas disponíveis para a imagem. O gradiente-eco e a inversão-recuperação são outros tipos de sequencia de pulso.
FATORES DE TEMPO EM SEQUENCIA DE PULSO.
	Atualmente, são usados vários tipos de sequencias de pulso para acentuar um ou mais parâmetros que influenciam as imagens de RM. O tempo entre o pulso inicial que é enviado ao paciente e o tempo em que o sinal de RM é recolhido do paciente, o tempo de eco (TE), também influencia na qualidade da imagem. Tanto o TR quanto o TE são selecionados pelo operados e têm um influencia acentuada sobre o contraste da imagem.
NÚMERO DE MÉDIAS DE SINAL.
	Outra variável ajustada pelo operador e que influencia a aparência da imagem é o numero de médias do sinal. Toda a sequência de pulso é repetida várias vezes e então se calcula a média do valor do sinal de RM. A média do sinal reduz os efeitos de ruídos espúrios, mas aumenta o tempo necessário para concluir uma imagem.
IMAGEM PONDERADA T1
	A fim de maximizar a diferença na intensidade de sinal baseada em tempos de relaxamento T1, o TR na sequência de pulso é encurtado. Uma sequencia de TR e TE curtos produz uma imagem ponderada em T1 (TR de 350-800ms e TE de 30ms ou menor). Isso permite que estruturas com tempos de relaxamento T1 curtos sejam brilhantes (gorduras, líquido proteinogênicos, sangue subagudo) e estruturas com T1longo sejam escuras (neoplasia, edema, inflamação, liquido puro, LCE). Um aspecto a ser lembrado com imagem ponderada em T1 é que como o TR está encurtado, a razão entre sinal e ruído diminui.
IMAGEM PONDERADA EM T2
	A imagem ponderada em T2 emprega uma sequencia de pulsos de TR longo e TE curto (TR = 2.000ms; TE = 60 a 80ms). Quando o TE é aumentado, o contraste T2 aumenta; entretanto, a razão sinal/ruído geral diminui. As estruturas na imagem ponderada em T2 mostrarão inversão do contraste em relação as estruturas na imagem ponderada em T1. As estruturas com T2 longo apresentam-se brilhantes (neoplasia, edema, inflamação, líquido puro, LCE). As estruturas com T1 curto apresentam-se escuras (estruturas com ferro – os produtos de decomposição do sangue).
 
TECNICAS DE REDUÇÃO DO MOVIMENTO
	As técnicas de software podem reduzir ou eliminar problemas relacionados ao movimento involuntário e ao fluxo, ou em alguns casos, como a angiografia por RM, realçar a anatomia quando há fluxo.
	Outra técnica utilizada para reduzir problemas relacionados ao movimento é a monitoração fisiológica. A monitoração respiratória emprega foles colocados ao redor do tórax do paciente, que são usados para deflagrar a aquisição de dados pela respiração do paciente ou apenas para aceitar dados adquiridos durante uma determinada fase do ciclo respiratório. O fluxo arterial pulsátil (movimento relacionado ao movimento cardíaco) e as pulsações do LCE podem ser reduzidos mediante sincronização da sequencia de RM com o ciclo cardíaco.
IV – OPERAÇÃO DO RESSONADOR
SEQUENCIA DE PROCEDIMENTO
	O processo de execução de um exame de ressonância magnética é de certa forma, simples. Resumidamente, podemos dizer que o processo se restringe a colocar o paciente sobre a mesa e posicioná-la corretamente. Depois, escolher e posicionar a bobina correta para o exame e por ultimo, escolher no console os tempos adequados (técnica/parâmetros) para obtenção de uma imagem de qualidade. 
SELEÇÃO E POSICIONAMENTO DA BOBINA
	O paciente entra no orifício do portal em posição de decúbito dorsal, decúbito ventral, ou oblíquo. Na maioria das situações, ele estará em decúbito dorsal com a anatomia de interesse centralizada em relação a bobina d RF. A distinção entre os tipos de bobinas de RF varia entre fabricantes, mas são três os tipos mais usados: bobinas de corpo inteiro circunferenciais; bobina de superfície; bobinas de arranjo de fase.
	Deve-se ter cuidado na colocação das bobinas. Por razões de segurança, a bobina deve ser conectada apropriadamente e os fios não podem fazer voltas ou enroscaram-se ao sair do magneto. Isso reduz a chance de faísca elétrica que possam vir a queimar o paciente. Muita atenção quanto a orientação da bobina de superfície em relação à bobina transmissora. Nenhum sinal será detectado se a bobina receptora não estiver perpendicular ao campo magnético estabelecido pela bobina transmissora. Uma pequena inclinação pode resultar em significativa perda de sinal. Para um sistema supercondutor, a bobina pode ser posicionada coronal ou sagital ao campo magnético.
VOLUME INTEGRAL DIFERENCIAL
	Quatro das bobinas de volume integral circunferencial mais comuns que circundam a parte examinada são a bobina corporal, bobina para cabeça, bobina para membros, (e joelho) e bobina de volume para pescoço. O desempenho de uma bobina de RF é determinado principalmente por seu fator de enchimento, que reflete a razão entre o volume total da bobina e o volume da região anatômica dentro dela. A razão sinal/ruído é melhorada selecionando-se uma bobina que deve aproximar-se ao máximo do tamanho da região anatômica estudada. Portanto, algumas vezes são escolhidas bobinas de superfície menores ao invés de bobinas de volume integral para exame de região de pequeno volume.
BOBINA DE SUPERFÍCIE
	As bobinas de superfície são colocadas diretamente sobre a parte do corpo a ser examinada. A maior razão sinal/ruído é obtida próximo á superfície da estrutura á qual a bobina é aplicada, havendo uma diminuição do sinal com o aumento da distancia da bobina. A anatomia de interesse deve ser mantida imóvel durante a aquisição de dados. A principal vantagem das bobinas de superfície é o aumento da relação sinal/ruído; a principal desvantagem é o menor campo de visão.
BOBINA DE ARRANJO EM FASE
	Estas bobinas consistem em até seis bobinas e receptores que são reunidos em uma só estrutura. Cada bobina é independente a outra e tem seu próprio receptor e placa de memória. Quando as bobinas são ligadas, maiores áreas de anatomia podem ser examinadas sem prejuízo do sinal recebido de outras partes do corpo. Devido a este desenho, é possível um grande campo de cobertura, como a coluna vertebral, e pode ser obtida com a relação sinal/ruído comparável aquela de uma única bobina. Não a aumento do tempo de exame porque a emissão de sinal de cada bobina é adquirida separadamente em uma sequencia, e não em múltiplas sequencias. A informação é processada para formar uma única imagem que represente toda a região estudada.
AGENTE DE CONTRE
	O contraste mais usado é o Gd-DTPA (Gadolínio Ácido Dietileno-TriaminoPentaAcético) atualmente, é administrado em uma dose de 0,2 ml/Kg com velocidade de injeção não excedente 10 ml/min. A injeção pode ser seguida por uma infusão de solução salina. O paciente pode apresentar uma sensação no local da injeção e deve ser observado durante e após a injeção quanto a possível reação. O Gd-DTPA possui menor toxidade e tem menos efeito colateral que o contraste iodado.
	Após a injeção, um nível suficiente de contraste permanece no organismo por aproximadamente 60 minutos, o que permite grande amplitude do tempo de exame. A principal via de excreção é renal; portanto, o uso por pacientes com insuficiência renal é contra indicado. Além disso, a gestação pode ser um fator de risco para a sua administração. 
	O Gd-DTPA é considerado um agente paramagnético e diminui o tempo de relaxamento T1 e T2 de próton da água. Em geral, o Gd-DTPA acelera a velocidade com que os prótons da água se alinham ao campo magnético principal. Isso resulta em um maior sinal de RM e maior contraste, principalmente em áreas onde o gadolínio atravessa a barreira hematoencefálica (BHC). O agente de contraste permanece confinado no meio intravascular por um período de tempo, exceto se a BHC tiver sido lesada por processos patológicos. O Gd-DTPA geralmente é usado com sequências de pulso ponderados em T1.