20. Ressonância Magnética da Mama

Ressonância Magnética 20

 

da Mama

 

A ressonância magnética (RM) da mama é um exame extremamente valioso que se tornará cada vez mais importante na avaliação da mama. A RM da mama começou a ser realizada praticamente desde que a técnica se tornou disponível para o diagnóstico por imagem corporal. Contudo, seu desenvolvimento foi lento devido a uma armadilha: pesquisadores necessitavam de equipamentos exclusivos em centros de mastologia que estivessem prontamente disponíveis para avaliar um grande número de mulheres a fim de determinar a eficácia da RM da mama, enquanto fabricantes industriais não se dispunham a conceber sistemas para avaliação mamária até que a eficácia da técnica estivesse estabelecida.

Quando a RM foi desenvolvida, o entusiasmo era alto. Ficou claro que alguns cânceres de mama eram facilmente vistos quando circundados por gordura (Fig. 20.1) em imagens ponderadas em T1 e cistos eram facilmente identificados em imagens ponderadas em T2 (Fig. 20.2). Contudo, a despeito do otimismo inicial, observou-se que as diferenças nos tempos de relaxamento entre tecidos benignos e malignos se superpunham. Era impossível fazer distinção de maneira confiável entre câncer e tecido mamário fibroglandular normal ou lesões mamárias benignas com base apenas em diferenças de sinal. Quando o gadolínio-ácido pentaacético triamina dietileno (Gd-DTPA) foi apresentado como agente de contraste intravenoso, começou uma segunda etapa de pesquisas com RM da mama. Por meio de captação de contraste, a RM da mama tornou-se um exame clínico cada vez mais proveitoso.

Fig. 20.1 Um câncer de mama invasivo visível na imagem ponderada em T1 em virtude da gordura circundante.

 

O papel da RM na detecção de câncer de mama e na avaliação de lesões mamárias está mais bem definido. Grandes avanços na tecnologia de RM e nas técnicas de obtenção de imagens, associados ao maior interesse no desenvolvimento de meios de complementar a mamografia para detecção de câncer de mama precoce, além da esperança de ser capaz de diferenciar entre lesões benignas e malignas de maneira não-invasiva, resultaram em grande volume de pesquisas durante a última década que utilizaram a RM da mama para detecção e diagnóstico de câncer de mama. Entretanto, o custo do exame e a dificuldade de acesso a equipamentos clínicos sobrecarregados, além da carência de scanners dedicados à pesquisa no diagnóstico por imagem da mama, infelizmente têm prejudicado o desenvolvimento da RM da mama.

 

ADMINISTRAÇÃO INTRAVENOSA DE CONTRASTE É NECESSÁRIA

Com a exceção da análise de um implante para detectar ruptura, a RM da mama requer o uso de agente de contraste intravenoso (IV) para definir as áreas de possível malignidade. Quase todos os cânceres de mama invasivos demonstram captação de contraste após a administração de gadolínio. Em geral, aceita-se que a captação decorra da formação de neovasculatura tumoral. Como seria esperado, as características morfológicas de cânceres de mama, definidas pela RM, também são importantes para diagnóstico por imagem da mama com RM. A diferenciação de lesões baseada em seus formatos é semelhante à utilização de achados morfológicos que foram definidos na mamografia e na ultra-sonografia. O formato irregular da maioria dos cânceres de mama e até mesmo espiculação muitas vezes podem ser visualizados na RM, embora ainda não com a resolução espacial evidente na mamografia. A exemplo da mamografia, contudo, as características morfológicas não conseguem distinguir entre lesões benignas e malignas de maneira fidedigna. Uma vantagem da RM é que se pode avaliar a dinâmica do fluxo de gadolínio através de uma lesão, e alguns dados sugerem que as características da dinâmica do contraste também podem ajudar a diferenciar entre lesões benignas e malignas. Em conseqüência, a avaliação por RM de lesões mamárias desenvolveu um método de análise de suas características morfológicas e do padrão de captação de contraste ao longo do tempo após a injeção de um bolo de material de contraste.

Talvez a vantagem mais importante da RM da mama atualmente é que o realce pelo contraste faz as lesões sobressaírem dos tecidos circundantes (sinal hiperintenso em relação ao fundo). Ao contrário da mamografia e do ultra-som, em que o sinal gerado por um câncer pode ser semelhante aos tecidos de fundo, o que dificulta ou mesmo impossibilita a visualização da lesão nesses exames, a RM com contraste realça cânceres contra os tecidos normais menos captantes. Cânceres que são indistinguíveis de tecido normal na RM sem contraste são “iluminados” pelo contraste da RM, em geral tornando-os facilmente visíveis.

Fig. 20.2 Na RM, este cisto exibia sinal tipicamente hipointenso (preto) na imagem ponderada em T1 (A) e hiperintenso (branco) na imagem ponderada em T2 (B).

 

Embora a captação de contraste facilite a detecção e o delineamento do câncer, a exemplo da maioria dos exames há superposição entre câncer e lesões benignas e tecidos normais. Assim como cânceres captam contraste, o tecido normal e muitas lesões benignas também podem captá-lo na RM. A dinâmica da captação de contraste foi apenas parcialmente explorada. As informações mais úteis após a injeção IV de contraste provavelmente provêm no primeiro minuto após a injeção do bolo à medida que o contraste percorre a lesão pela primeira vez. Infelizmente, o exame de rotina ainda não permite simultaneamente a obtenção de imagens de alta resolução e a aquisição rápida de imagens para avaliar plenamente essa fase precoce do contraste quando toda a mama é incluída no exame. Exploramos o uso de imagens ecoplanares, que permitem a aquisição rápida de imagens porém em detrimento da resolução espacial. Não conheço um único radiologista que esteja usando imagens ecoplanares para avaliar a mama atualmente. Contudo, a tecnologia continua a progredir, e técnicas mais rápidas de obtenção de imagens de alta resolução devem tornar-se possíveis no futuro.

 

INTRODUÇÃO À RM DA MAMA

Os detalhes da física da RM são complicados e fogem ao escopo deste livro. Ademais, o equipamento apresenta variações que muitas vezes são patenteadas e mudam com razoável rapidez, e portanto não irei descrever equipamentos específicos. Prefiro tentar compreender a física em um nível relativamente simplista que funciona bem para a avaliação de imagens clínicas.

Nos termos mais simples, a RM funciona da seguinte maneira. Os núcleos de certos átomos como hidrogênio, fósforo e sódio possuem propriedades magnéticas. Eles podem ser vistos como pequenos ímãs em forma de barra girando como um pião infantil, com o seu próprio campo magnético alinhado com o eixo do pião (átomo). Se tais átomos forem colocados em um campo magnético externo, seus eixos, que normalmente seguem orientação aleatória, alinham-se com o campo magnético assim como a agulha de uma bússola se alinha com o campo magnético da Terra. Então, se energia de radiofreqüência (RF) for aplicada na direção apropriada, pode-se usá-la para desviar os ímãs atômicos (piões) para fora do alinhamento. Ao se realinharem com o campo magnético, eles devolvem sinais de RF que podem ser captados por antenas e usados para gerar imagens dos tecidos onde residem.

Não é qualquer quantidade de energia que desvia o eixo do átomo. A quantidade de energia de RF necessária é específica para o tipo de átomo e a potência do campo magnético no qual ele está. A freqüência necessária denomina-se freqüência de Larmor (ver adiante), também conhecida como freqüência de ressonância. A analogia com um pião se mantém quando o átomo é desviado por ondas de rádio da freqüência correta. Assim como um pião que está começando a cair, o átomo continua a girar, mas agora ele “precessa” além de girar, como se a sua ponta estivesse fixada e a parte superior balançasse em um círculo no campo magnético (Fig. 20.3). O átomo em precessão é influenciado pelo campo magnético e pelos outros átomos e moléculas na sua vizinhança. Quando o pulso de rádio que o está desviando termina, os átomos em precessão começam a se realinhar no campo magnético. Os movimentos dos átomos dentro do campo magnético geram sinais de retorno que são detectáveis por antenas no equipamento de RM e registrados para formar imagens.

Mostra a porção superior girando enquanto começa a cair, com sua ponta permanecendo no mesmo lugar enquanto ocorre precessão em torno da ponta

Fig. 20.3 Prótons “precessam” em um campo magnético. Quando são desviados do alinhamento no campo magnético, os prótons atuam como piões que estão começando a cair e balançam no campo magnético à medida que se realinham. Quando eles se deslocam no campo, geram energia de RF que é a base da imagem por RM.

 

Um dos desafios inerentes à produção de imagens com RM é identificar o local de origem dos sinais que retornam. Isto é realizado ajustando-se o campo magnético e utilizando-se seqüências de energia variáveis para alterar a fase dos sinais que provêm de diferentes volumes teciduais. O campo magnético pode ser ajustado para ser mais forte em um extremo do que no outro. Podem-se gerar campos magnéticos secundários por meio de diferentes bobinas que produzem “gradientes” magnéticos dentro do campo principal. Utilizam-se essas diferenças para identificar a localização e a força dos sinais que são gerados dentro de um volume de tecido para definir a localização tridimensional dos átomos que geraram os sinais de retorno.

 

EFEITOS TECIDUAIS NA RM

A precessão dos prótons é afetada não apenas pelo campo magnético como também pelos átomos vizinhos, pelo tipo de molécula na qual o átomo reside e pela organização das moléculas nos tecidos. No início, os prótons desviados precessam sincronicamente, mas logo eles começam a perder energia entre si e perdem sua sincronia. Os átomos tornam-se defasados uns com os outros. Os sinais que eles retornam começam a cancelar uns aos outros. Ao mesmo tempo, os prótons são influenciados pelo campo magnético e também estão oscilando de volta e se realinhando no campo magnético. Podem-se usar os diversos componentes do realinhamento, da precessão e da dessincronização para gerar imagens baseadas na intensidade dos sinais. Os sinais de retorno podem ser empregados para identificar e caracterizar o tecido que os produziu e a sua localização.

 

ESPECTROSCOPIA POR RM

Em campos de potência muito alta, podem-se estudar outros núcleos, que revelam a composição molecular dos tecidos. Os núcleos de fósforo, por exemplo, podem ser identificados. Uma das moléculas que são ricas em fósforo é a colina, molécula que é nutricionalmente importante porque é essencial para formar os fosfolipídios que compõem as membranas celulares. Com campos magnéticos muito intensos, é possível medir as concentrações de colina em volumes específicos de tecido. As células do câncer de mama parecem gerar até 10 vezes mais colina do que células

normais, e a espectroscopia por RM é uma das áreas de pesquisas ativas (1). Porém, dadas as vastas quantidades de hidrogênio no corpo, o sinal dos prótons de hidrogênio sobrepuja o sinal das demais fontes, e por isso os sinais dos núcleos de hidrogênio constituem a imagem básica da RM. Como o corpo se compõe principalmente de tecidos contendo água e gordura, é o comportamento dos prótons que formam os núcleos de hidrogênio nesses tecidos que dá origem à imagem de RM. A espectroscopia por RM de outros núcleos continua a ser uma técnica altamente experimental que não será descrita aqui porque atualmente não tem aplicação clínica. Contudo, à medida que os equipamentos de 3 Tesla se tornarem mais disponíveis, a espectroscopia pode adquirir utilidade clínica.

 

RESSONÂNCIA MAGNÉTICA

Prótons podem continuar a precessar em um campo magnético se sua precessão for continuamente reforçada por pulsos da energia de RF correta. Essa é a razão pela qual a freqüência dos pulsos denomina-se freqüência de ressonância. A freqüência de ressonância é definida pela equação de Larmor, que estabelece que a freqüência de ressonância do próton é igual à potência do campo magnético multiplicada pela constante giromagnética do próton. A constante giromagnética é influenciada pelo modo como os prótons são organizados em moléculas. Os prótons na gordura possuem uma constante giromagnética diferente daqueles na água. Esse “chemical shift” pode ser usado para realçar vários aspectos de uma imagem de RM. Quando um único pulso é fornecido com a quantidade de energia correta, os prótons são desviados em determinado ângulo. Se eles forem desviados por 90 graus em relação à direção do campo magnético principal, isto maximizará a quantidade de sinal que eles enviam à medida que precessam de volta para o alinhamento. Esse realinhamento denomina-se “decaimento por indução livre” (FID).

 

T1 e T2

Existem dois sinais básicos que são gerados pelos prótons que estão voltando para o seu alinhamento no campo magnético: tempo 1 e tempo 2, ou T1 e T2. O próton é desviado para fora do alinhamento por um pulso de RF. Ele pode ser desviado em qualquer ângulo em relação ao campo magnético, mas criará seu sinal de retorno mais forte quando o eixo do seu “momento magnético” estiver desviado em 90 graus (perpendicular) ao eixo do campo magnético principal. Um próton gera seu sinal eletromagnético mais alto quando precessa em ângulos retos através do campo magnético. O sinal esmaece à medida que o próton desviado oscila de volta e realinha-se com o campo magnético principal. Há dois mecanismos pelos quais o próton desviado perde sinal. O tempo que leva para que o eixo do próton volte a alinhar-se no campo magnético foi denominado T1 (na verdade, T1 é 63% do tempo total, mas por simplicidade considere-o “o tempo”) de relaxamento “spin lattice”.

Conforme mencionado, enquanto isto está ocorrendo, se os prótons forem deixados sozinhos, eles começam a precessar em diferentes ritmos, pois cada um sofre a ação de forças diferentes geradas por seu ambiente local e a influência de outros átomos vizinhos (relaxamento spin-spin). À medida que os prótons se defasam, seus sinais começam a cancelar uns aos outros, pois eles precessam em ritmos distintos, de modo que se deixados sozinhos há um ponto no tempo em que eles estão totalmente defasados e não há mais um sinal resultante dos prótons. Esse tempo é medido como T2.

 

Sinais da Gordura

Usam-se pulsos de RF para “excitar” os prótons, removendo-os do alinhamento com o campo magnético principal (“pulsos de excitação”). Existem duas medidas principais que são obtidas na geração de imagens de RM. O sinal T1 baseia-se no tempo necessário para que os prótons “relaxem” e voltem ao seu alinhamento no campo magnético principal. Esse relaxamento pode demorar até 3 segundos. Prótons em moléculas mais estreitamente dispostas como gordura exibem tempos de relaxamento mais rápidos (maior interação entre as moléculas), de modo que seu sinal T1 é mais curto que o da água pura; assim, a gordura possui o tempo de relaxamento T1 mais curto. Por convenção, tecidos com T1 curto são apresentados como sinais brilhantes (hiperintensos) nas imagens em T1.

 

Sinais da Água

Quando os prótons voltam ao alinhamento, existem dois tipos principais de água que geram sinais distintos. A “água livre” é, como o nome sugere, o líquido como aquele nos cistos mamários. As moléculas e os núcleos de hidrogênio na água livre são separados e não interagem rapidamente com suas moléculas vizinhas; em conseqüência, perdem sua energia em menor taxa e se defasam uns dos outros durante um período de tempo mais longo. Assim, a água em cistos mamários retorna um sinal mais lentamente. Possui T1 longo e T2 longo. Por convenção, tecidos com T2 longo são apresentados como sinais hiperintensos em imagens ponderadas em T2. Portanto, cistos (que contêm líquido) com T1 longo são hipointensos em imagens ponderadas em T1 e aqueles com T2 longo são hiperintensos nas imagens ponderadas em T2. Tecidos fibroglandulares, embora constituídos primariamente de água, contêm “água ligada”. Há maior interação das moléculas, de modo que elas perdem sua energia mais rapidamente entre si (sinal de T2 curto), e esses tecidos geram um sinal relativamente baixo (hipointenso) nas imagens em T2.

 

LOCALIZAÇÃO TRIDIMENSIONAL

Uma das complexidades da RM é determinar o local de origem dos vários sinais nos tecidos que estão sendo examinados. A localização dos sinais é realizada de diversas maneiras. Variando-se a potência do campo magnético ao longo do volume a ser examinado, a freqüência de ressonância dos mesmos prótons pode ser aumentada ou reduzida. Isto pode ser usado para determinar onde no volume tecidual o sinal dos prótons se origina. Prótons semelhantes em um extremo do campo giram mais rápido do que aqueles no outro extremo do campo magnético gradual, com níveis proporcionais no meio. Usam-se gradientes para reduzir gradualmente o campo magnético e obter a localização espacial para identificar a origem dos sinais. Também se utiliza a fase dos pulsos para definir a origem de um sinal. Os gradientes magnéticos e os pulsos de RF são usados para criar a imagem de RM. Os sinais de RM formam ondas de freqüência e amplitude variáveis com base nas seqüências de pulsos empregadas. Isto fornece um volume de dados conhecido como espaço K. Os sinais no espaço K não são interpretáveis, mas, através da transformação de Fourier, as informações do espaço K são convertidas em um “espaço físico” tridimensional que pode ser interpretado pelo radiologista.

 

TECNOLOGIA BÁSICA DE RM

O equipamento básico de RM compõe-se de um campo magnético principal, campos de gradientes, geradores de pulsos de RF, antenas de radiofreqüência para receber os sinais que retornam dos tecidos e sistemas computadorizados que controlam o equipamento e convertem as informações em imagens legíveis. Como as intensidades dos sinais de retorno estão sujeitas a muitos fatores, o valor absoluto dos sinais não é muito útil, mas os valores relativos dos sinais em uma imagem fornecem informações proveitosas.

 

CAMPOS MAGNÉTICOS

Para obter imagens do corpo, o campo magnético deve ser potente o bastante. Para obter imagens da mama, nossa experiência sugere que o campo magnético deve ter potência mínima de 1,5 Tesla. Um ímã de 1 Tesla gera um campo de 10.000 Gauss. O campo magnético da Terra é de apenas 0,5 Gauss, e portanto um ímã de 1 Tesla é 20.000 vezes mais potente que o campo magnético da Terra. Um equipamento de RM contém um ímã principal para gerar o campo principal. Dentro do ímã principal existem bobinas de gradientes que alteram o campo magnético de maneira cuidadosamente controlada, permitindo que o sistema determine os locais de origem dos sinais nos tecidos corporais e participando dos vários pulsos utilizados nas “seqüências de pulsos”. No seu interior estão as bobinas de RF, que emitem a energia de RF para começar uma seqüência de pulsos e antenas para registrar os sinais que retornam dos tecidos. Todos esses elementos estão sob controle do computador para garantir que as várias funções ocorram na ordem apropriada.

 

IMAGENS SPIN-ECO

O relaxamento de T2 ocorre mais rapidamente que o retorno dos prótons ao alinhamento no campo magnético, e por isso T2 sempre é mais curto que T1 (se o próton não estiver desviado, não pode haver sinal em T2, pois é a precessão no campo que gera o sinal de RF). Se deixado sozinho, T2 passa de um número alto para um número menor à medida que os prótons se tornam defasados e seus sinais cancelam uns aos outros. Para gerar um sinal, pode-se reverter o processo de dessincronização. Isto é realizado por meio de um pulso de “refocalização”. Os sinais que estão precessando em diferentes ritmos podem ser revertidos de modo que as forças que os tornaram defasados podem ser usadas em reverso para fazê-los realinhar e ressincronizar, e assim seu sinal de retorno passa de fraco a forte. Isto foi comparado a ver o filme de uma corrida de 100 metros. Os corredores começam juntos na linha de partida (considere-a como o pulso de 90 graus). À medida que os atletas correm em diferentes velocidades, alguns se afastam mais rápido do que outros; eles não estão mais alinhados, mas em distâncias variáveis da linha de partida. Se parássemos o filme e o apresentássemos de trás para a frente, os corredores pareceriam convergir de volta para a linha de partida, quando então estariam de novo alinhados (sincronizados). Esse é o princípio por trás do “spin-eco”. Os prótons são primeiro deslocados em 90 graus, e seu sinal começa forte e então começa a enfraquecer à medida que os prótons precessam em diferentes ritmos. Aplica-se um pulso de “180 graus”, e isto tem o efeito de voltar o filme de trás para a frente. Reverte a dessincronização dos prótons e eles ressincronizam, produzindo um sinal forte quando eles são “refocados” e gerando um “eco” do sinal original. Pode-se obter refocalização semelhante variando-se os gradientes do campo magnético. Essa é a base das imagens “gradiente-eco”. As seqüências podem ser obtidas mais rapidamente se os prótons não forem desviados por todo o ângulo de 90 graus. Esse ângulo de desvio (flip angle) variável é definido pela “seqüência de pulsos”.

 

SEQÜÊNCIAS DE RM

Durante uma seqüência típica de aquisição de imagens, o processo básico de deslocamento e refocalização dos prótons e captação dos sinais de retorno é repetido centenas de vezes. A quantidade de sinais que retornam dos tecidos pode ser alterada modificando-se o tempo de repetição (TR 5 tempo entre pulsos sucessivos de 90 graus) e o tempo de eco (TE). Pode-se fazê-lo para aumentar o sinal de T1 (ponderação em T1) ou o sinal de T2 (ponderação em T2). Se um tempo de eco (TE) longo for usado, isso aumentará as informações de T2 (imagens ponderadas em T2). Por exemplo, a água possui T2 longo e leva mais tempo para decair do que a gordura e os tecidos fibrosos, que perdem seu sinal em T2 mais rápido. Lesões com valores de T2 longos produzem sinal por mais tempo e, assim, permanecem mais hiperintensas nas imagens ponderadas em T2 do que outros tecidos. É por isso que cistos são hiperintensos nas imagens em T2.

O contraste em T1 é controlado pelo tempo entre repetições dos pulsos (TR). Os tecidos que levam um longo tempo para retornar ao alinhamento de equilíbrio no campo magnético (T1 longo) são hipointensos nas imagens ponderadas em T1, enquanto aqueles que retornam rapidamente (possuem T1 curto) são hiperintensos nas imagens ponderadas em T1. A gordura mamária é um exemplo de tecido com T1 curto: é hiperintensa nas imagens ponderadas em T1. Como a água leva um longo tempo para que seus átomos se realinhem (T1 longo), um TR curto não lhe concede tempo para produzir um sinal, e assim a água aparece hipointensa nas imagens ponderadas em T1.

Pode-se demonstrar a densidade dos prótons nos tecidos escolhendo-se TR e TE para minimizar a ponderação em T1 e T2 (Quadro 20.1).

 

IMAGENS GRADIENTE-ECO

A obtenção de imagens spin-eco pode ser relativamente lenta. Em vez de utilizar o pulso de RF para refocar os spins dos prótons, a refocalização é realizada por meio de gradientes (campos magnéticos ajustáveis que diferem do campo magnético principal). Em vez de usar pulsos de RF para produzir imagens spin-eco, usam-se gradientes para primeiro sacudir os prótons e então se procede à refocalização revertendo a direção do gradiente magnético (o que elimina a necessidade de um pulso de RF de 180 graus). As imagens em gradiente-eco permitem seqüências ponderadas em T1 rápidas por meio de um TR curto. Isto é vantajoso quando se empregam agentes de contraste. Outra modificação que acelera o tempo de obtenção de imagens é o uso de ângulos de desvio menores que 90 graus.

QUADRO 20.1

VALORES DE TR E TE

TR curto e TE curto _ imagem ponderada em T1. Tecidos com T1 curto serão hiperintensos nas imagens ponderadas em T1. TR longo e TE longo _ imagem ponderada em T2. Tecidos com T2 longo serão hiperintensos nas imagens ponderadas em T2. TR longo e TE curto _ imagem ponderada em densidade protônica.

 

Contraste IV É Necessário para Distinguir entre Lesões e Tecido Mamário Apesar de Variações de T1 e T2

Pode-se utilizar a força dos sinais em T1 e T2 para avaliar algumas doenças diretamente. Contudo, observou-se que na mama tais sinais não são suficientes para distinguir lesões malignas de tecido mamário normal e de lesões benignas. Como em outros sistemas orgânicos, contraste IV (atualmente, gadolínio) é essencial para diferenciar entre cânceres e tecido mamário de fundo. Existem duas maneiras de avaliar lesões mamárias por RM. Assim como qualquer outro exame de imagem, as características morfológicas das lesões visualizadas podem ser analisadas. Ademais, como contraste é administrado e o exame pode ser prolongado, pode-se utilizar a dinâmica da captação de contraste e sua eliminação ao longo do tempo para avaliar os achados de RM.

 

BOBINAS PARA MAMA E POSICIONAMENTO DA PACIENTE

Quanto mais distante a antena que recebe os sinais de RM estiver do seu ponto de origem, mais fraco é o sinal. Logo, a relação sinal/ruído é aumentada quando se aproximam as antenas de RF o máximo possível dos tecidos que serão examinados. A experiência demonstrou que a RM da mama exige o uso de bobinas exclusivas para mama. Muitos equipamentos iniciais para obtenção de imagens da mama usavam uma bobina única e apenas uma mama era examinada de cada vez. Isto era problemático, uma vez que o agente de contraste IV fornecido para obter imagens de uma mama impossibilitava a obtenção de imagens da outra mama no mesmo dia, e as pacientes precisavam retornar depois de terem eliminado o gadolínio para que um segundo bolo fosse administrado, em geral um dia ou mais depois, a fim de examinar a segunda mama. Sempre preferimos uma bobina dupla que permitisse a obtenção de imagens bilaterais simultâneas porque ela permitia a comparação direta entre as duas mamas. Tivemos de sacrificar alguma intensidade do sinal e a resolução espacial, mas, assim como na mamografia, a simetria dos tecidos, ou mais especificamente a ausência de simetria, pode ser significativa na detecção de câncer.

Bobinas de mama são desenhadas para que a paciente faça o exame na posição em decúbito ventral. Ela é apoiada acima da mesa de modo que as mamas pendem. A estrutura que apóia a paciente e circunda as mamas contém a bobina. A paciente deita-se com as mamas em poços de modo que a bobina envolve as mamas (outras configurações têm sido usadas a fim de que a bobina se aproxime ainda mais da mama). A posição pendente reduz os artefatos de movimento da respiração e permite que a gravidade tracione e separe as estruturas mamárias e, ao mesmo tempo, mantém uma orientação anatômica e uma configuração que facilita a interpretação.

Antes de posicionar a paciente na bobina, insere-se um cateter IV no braço da paciente. O acesso IV é mantido com solução salina diluída 1:1 com um conector. Este é conectado a uma bomba injetora preparada com Gd-DTPA. Se uma bomba injetora não estiver disponível, a segunda via é conectada a uma seringa preenchida com Gd-DTPA. Obviamente, é importante instalar o acesso IV antes de começar o exame para reduzir a chance de haver mudança de posição da paciente entre a série de imagens pré- e pós-contraste. Também diminui o período de tempo em que a paciente permanece dentro do scanner. Acredito que subtração de contraste é a melhor forma de realizar RM da mama. É bem mais fácil identificar uma lesão captante por meio da subtração de contraste do que com qualquer outro método. Um registro excelente é necessário para utilizar subtração de contraste. Qualquer movimento da paciente compromete a exatidão do registro das imagens pré- e pós-contraste, e assim a redução (eliminação) de movimentos da paciente é muito importante.

A dose ideal de Gd-DTPA varia de 0,1 a 0,2 mmol por kg de peso corporal, de acordo com a seqüência de imagens selecionada. Doses mais altas foram sugeridas. Heywang-Koebrunner et al. observaram que era

possível obter imagens melhores com a dose de 0,16 mmol/kg (2). Contudo, Weinreb e Newstead especularam que o resultado pode ter decorrido da

técnica e da seqüência de pulsos utilizadas pelos autores (24). Utilizamos 0,1 mmol. Se uma bomba injetora for empregada, a taxa pode variar até 3 mL por segundo.

Podem-se utilizar diversas seqüências de RM após a administração de contraste. Estas incluem obtenção de imagens 3D, como 3D FLASH (fast low-angle shot), FISP (fast imaging with steady precession), FATSS (fast adiabatic trajectory in a steady state) e GRASS (gradient-recalled acquisition in a steady state) (3–7). A mesma seqüência é adotada antes e após a injeção de Gd-DTPA. Essas seqüências permitem cobertura volumétrica das mamas, gerando cortes finos e contíguos (1 a 2 mm).

Lesões pequenas são mais bem detectadas com seqüências 3D do que com técnicas 2D porque as últimas contêm lacunas entre os cortes que podem deixar passar uma lesão pequena. Nosso protocolo usa imagens sagitais ponderadas em T1 para localização. Então, obtemos imagens ponderadas em T2 fast spin-eco axiais e imagens axiais 3D ponderadas em T1 gradiente-eco de alta resolução. Obtemos uma seqüência ponderada em T2 antes das seqüências pré- e pós-contraste. A seqüência em T2 ajuda a definir estruturas que contêm líquidos como cistos (Fig. 20.4A) e a diferenciar entre produtos sanguíneos e líquido ou fibrose. As imagens ponderadas em T1 são obtidas antes da administração de contraste e, então, repetidas três vezes após a injeção de IV de gadolínio. A seqüência em T1 pré-injeção e a seqüência em T2 ajudam a distinguir produtos sanguíneos de líquido ou fibrose (ver Fig. 20.4B). Embora utilizemos supressão de gordura, raramente analiso essas imagens, pois a subtração computadorizada das imagens pré- e pós-contraste facilita a interpretação das imagens e elimina qualquer confusão que possa advir do sinal hiperintenso de gordura.

 

SUPRESSÃO DE GORDURA AUXILIA A INTERPRETAÇÃO DE CAPTAÇÃO DE CONTRASTE

Se o registro preciso de imagens pré- e pós-injeção de contraste não for confiável, o radiologista tem de analisar as imagens pré-contraste, compará-las com as imagens pós-contraste e tentar definir quais tecidos captaram contraste. Em razão do sinal hiperintenso da gordura nas imagens em T1, muitas vezes é difícil delinear lesões captantes em imagens gradiente-eco do sinal hiperintenso produzido pela gordura nas imagens ponderadas em T1. Em conseqüência, criaram-se métodos que eliminam o sinal hiperintenso da gordura de modo que os tecidos que são realçados após a administração de contraste sejam percebidos mais facilmente (Fig. 20.5). A maioria dos protocolos de RM inclui seqüências que suprimem o sinal de gordura. A fim de otimizar as técnicas de supressão de gordura e chemical-shift, é necessário maximizar a homogeneidade do campo do volume examinado. O processo de shimming antes de obter imagens é essencial para reduzir as heterogeneidades do campo que comumente ocorrem em exames da mama. Se isso não for realizado corretamente, pode ser impossível interpretar o exame subseqüente. Shimming automatizado está disponível. Um método eficaz de supressão de gordura que é adotado no equipamento de RM exclusivo para mama utiliza a seqüência de pulsos RODEO (rotating delivery of excitation off-resonance) (8–10). Essa seqüência requer uma bobina transmissora-receptora.

Fig. 20.4 Cistos são hiperintensos em T2. Nesta mamografia da mama direita (A), os tecidos densos obscurecem os cistos que são vistos facilmente na RM ponderada em T2 (B).

 

SUBTRAÇÃO DE CONTRASTE

O método que eu prefiro para determinar quais tecidos captam contraste é o uso de subtração nas imagens. Isto é idêntico à subtração de contraste na angiografia. As imagens pré-injeção (pré-contraste) são subtraídas das imagens pós-contraste, deixando as imagens da distribuição do contraste (9–13). Prefiro utilizar a subtração desde que constatei que é bem mais fácil identificar a captação de contraste em imagens com subtração do que com supressão de gordura (Fig. 20.6). Como a gordura não é muito captante após a injeção IV de contraste, pode-se usar subtração das imagens pré-contraste daquelas obtidas após o contraste para essencialmente eliminar o sinal da gordura. Somente tecidos que contêm o agente de contraste são evidentes nas imagens com subtração. Contudo, para que a subtração funcione, o alinhamento dos dois conjuntos de imagens deve ser muito preciso. Qualquer movimento da paciente pode comprometer o método. Algoritmos de subtração freqüentemente apenas subtraem um corte do outro; isto impossibilita a tentativa de registrar as imagens se o movimento deslocar os cortes. Temos utilizado um algoritmo de registro 3D das imagens pré- e pós-contraste por meio de um software desenvolvido no David Sarnoff/National Information Display Laboratories em Princeton, Nova Jérsei. Esta é a tecnologia de registro mais poderosa que conhecemos. Nossas subtrações são realizadas rotineiramente com excelente registro. Este método facilita a revisão de uma grande quantidade de dados em minutos. Nosso software permite subtração 3D. Isto produz imagens que podem ser apresentadas por meio de projeção de intensidade máxima (MIP) 3D da distribuição de contraste (Fig. 20.7). As duas mamas são vistas simultaneamente, e mediante rotação da MIP o radiologista tem ao seu alcance uma representação 3D clara dos padrões de captação de contraste. Contudo, é impossível depender apenas da MIP, pois algumas informações são suprimidas pela técnica (lesões não captantes e estruturas expansivas como implantes podem passar despercebidas nas imagens MIP), mas a MIP com subtração fornece uma representação clara das principais áreas de captação e da distribuição 3D da captação (ver Fig. 20.7A).

Fig. 20.5 Supressão da gordura facilita a detecção de lesões. A gordura é hipointensa nesta imagem ponderada em T1 com saturação de gordura (A) antes da administração IV de contraste. O câncer na mama esquerda é mais evidente no primeiro conjunto saturado de gordura de imagens após a injeção de contraste (B). A lesão é mais evidente nesta imagem em 3D com subtração de contraste de intensidade máxima (C) e nesta imagem subtraída em corte único (D).

 

Fig. 20.6 Subtração precisa facilita a interpretação. A massa captante de contraste foi comprovada como HPAE. É evidente na imagem com supressão de gordura após injeção de gadolínio (A), porém mais evidente nas imagens subtraídas (B).

 

Após a representação da MIP, revejo as imagens 2D com subtração (corte a corte). Estas fornecem uma avaliação mais detalhada das estruturas captantes que não são limitadas pela supressão de parte do sinal que pode ocorrer nas imagens MIP. Por fim, avalio as imagens ponderadas em T2 à procura de cistos e qualquer outra coleção líquida. Imagens em T2 também propiciam a definição mais clara da anatomia mamária e da pele. Uma alteração pós-cirúrgica pode ser óbvia e marcante nas imagens em T2 (ver Fig. 20.7C). Uma cicatriz pós-cirúrgica não capta contraste, e por isso ela pode não ser vista nas imagens pós-contraste.

Se a paciente tiver descarga mamilar sanguínea, sangue pode ser evidente dentro de um ducto como sinal hiperintenso nas imagens em T1 pré-contraste (Fig. 20.8). O sangue passa por diversos estágios. Sangramento agudo é hiperintenso nas imagens em T1 e T2. À medida que hemossiderina se acumula, sangramento subagudo é hiperintenso em T1 mas hipointenso em T2, e sangue “antigo” é hipointenso em T1 e T2. Mucina é hiperintensa nas imagens em T1 e T2.

Quando os dados são apresentados na ordem descrita, imagens por RM da mama podem ser revistas de maneira rápida, eficiente e precisa.

Fig. 20.7 A imagem de subtração 3D em intensidade máxima fornece uma visão geral das informações da RM. A captação segmentar e a distribuição 3D do câncer são facilmente observadas nesta imagem de intensidade máxima (A) produzida depois que as imagens pré- e pós-contraste foram subtraídas e vistas a partir do pé do leito da paciente. A imagem pode ser girada em um monitor de modo que esta segunda imagem é vista como se estivéssemos olhando através da paciente por trás (B). Vêem-se detalhes finos nos cortes individuais, dos quais (C) é representativo.

 

 

Fig. 20.8 Sangue nos ductos pode ser hiperintenso em T1. Esta paciente tinha descarga mamilar sanguínea à direita. O sangue no ducto é hiperintenso na imagem em T1 pré-contraste.

 

DINÂMICA DA CAPTAÇÃO DE CONTRASTE

A administração IV de um bolo do agente de contraste gadolínio-DTPA na dose de 0,1 mmol/kg tornou-se padrão no diagnóstico por imagem da mama. O gadolínio percorre o sistema vascular e difunde-se para fora da microvasculatura, entrando no espaço extravascular dos tecidos mamários normais e anormais. Tumores produzem vasos sanguíneos novos (neovasculatura) que não são normais. Esses vasos são mal formados e tendem a “extravasar”. Como tumores desenvolvem um ninho de vasos sanguíneos novos (ver Fig. 20.7B), o volume de gadolínio é maior na rede de vasos tumorais do que nos tecidos normalmente vascularizados, e, como os vasos extravasam, o gadolínio move-se mais rapidamente para o espaço extracelular de tumores do que em tecido mamário normal e na maioria das lesões benignas. Essa provavelmente também é pela qual ele é “eliminado” mais rápido do que nos tecidos normais.

O gadolínio também altera as características magnéticas dos tecidos nos quais ele se difunde. O sinal em T1 é encurtado pela presença do gadolínio, por isso ele produz um sinal hiperintenso nas imagens ponderadas em T1. Assim, a maioria dos cânceres é “iluminada” após a administração IV de gadolínio.

Se o gadolínio for administrado como um bolo IV e as mamas forem examinadas diversas vezes durante vários minutos, é possível comparar as intensidades dos sinais dos tecidos mamários e das lesões mamárias de uma imagem com a próxima e calcular as alterações do sinal de RM ao longo do período de tempo em que o agente de contraste percorre a mama e difunde-se para os tecidos mamários e lesões na mama. Pode-se registrar em gráfico a dinâmica da captação de contraste ao longo do tempo para qualquer região de interesse na mama. Com os modernos equipamentos de 1,5 T, as mamas podem ser rastreadas a cada 1 ou 2 minutos, e as intensidades dos sinais são registradas em gráfico (Fig. 20.9). Criou-se um software que mede alterações do contraste ao longo do tempo para cada voxel no exame da mama. Pode-se usar o computador para identificar as regiões de captação (tempo e quantidade) que satisfazem limiares definidos pelo usuário para identificar automaticamente as regiões com um dos três tipos de dinâmica.

 

Fig. 20.9 Diferentes padrões de eliminação (washout) após administração IV de contraste durante a RM da mama. Se o fluxo de contraste for medido (por meio de alterações na intensidade do sinal) ao longo do tempo, tecido mamário normal capta de maneira leve e lenta. Lesões benignas como os fibroadenomas tendem a captar rapidamente e continuam a fazê-lo durante vários minutos. Cânceres de mama tendem a captar rapidamente e então atingem um platô, ou eliminam o contraste, rapidamente. Embora esses padrões às vezes ajudem na avaliação de uma lesão, há superposição significativa, e portanto padrões de captação de contraste não podem ser usados de maneira independente para diferenciar precisamente lesões benignas de malignas.

 

Em tecidos mamários normais e em muitas lesões benignas, a captação de contraste permanece baixa mas continua a aumentar constantemente durante muitos minutos. A maioria dos cânceres de mama capta rapidamente (no primeiro minuto) após injeção IV de bolo de gadolínio. Em geral, a captação aumenta rapidamente em lesões malignas e, então, se estabiliza em um platô ou começa a ser eliminada da lesão. Kuhl et al.

definiram esses três padrões (14). Eles avaliaram 266 lesões mamárias e definiram níveis de intensidade do contraste ao longo do tempo. Eles chamaram a captação constante de tipo I. A captação do tipo II é o padrão de aumento rápido seguido de platô. O tipo III é o padrão de aumento rápido seguido de eliminação rápida. Dentre as lesões que eles avaliaram, 38% eram malignas e 62% benignas. Dentre os cânceres de mama, 8,9% apresentaram um padrão de captação do tipo I (geralmente benigno). O maior número (57,4%) mostrou um padrão do tipo III, e 33,6% tiveram um padrão do tipo II (platô). Nas lesões benignas, 83% tiveram um padrão do tipo I, 11,5% um padrão do tipo II e 5,5% um padrão do tipo III, os quais são significativamente diferentes dos padrões das lesões malignas (p, 0,001). Os autores concluíram que tais diferenças tornam a avaliação da dinâmica da captação de contraste um componente importante da análise de lesões mamárias pela RM.

Contudo, como muitas vezes é o caso, os primeiros pesquisadores de

um novo exame tendem a ter os melhores resultados. Siegmann et al. (15) consideraram que os padrões da dinâmica não foram úteis. Porém eles avaliaram apenas 51 pacientes (19 cânceres e 32 lesões benignas), e 36 foram examinados com um equipamento de 1,0 T, enquanto apenas 15 realizaram o exame em equipamento de 1,5 T. Os pequenos números e os tempos de exame provavelmente mais lentos podem ter prejudicado seus resultados.

Ainda que as diferenças significativas encontradas por Kuhl et al. sejam reproduzíveis, é difícil saber como utilizar a dinâmica do contraste. Como biopsia de mama é bastante segura e os riscos de deixar passar um câncer são muito altos, seria difícil evitar uma biopsia ao se decidir que uma lesão é benigna simplesmente porque mostra captação do tipo I. Até mesmo os melhores dados mostraram que quase 9% dos cânceres tiveram um padrão de captação do tipo I. Esse percentual é razoavelmente alto, e seria difícil abrir mão da biopsia com base nessas estatísticas. Em conseqüência, não vejo como a avaliação da dinâmica do contraste isoladamente, tal como é compreendida atualmente, possa alterar a assistência das pacientes.

 

MORFOLOGIA DAS LESÕES E ANÁLISE DO PADRÃO DE CAPTAÇÃO

A exemplo de mamografia e ultra-sonografia, pode-se usar a morfologia de lesões encontrada na RM para deduzir sua histologia. Assim como o formato e a ecotextura de uma lesão vista no ultra-som são úteis na avaliação das lesões, o formato de uma lesão e a textura da sua captação de contraste na RM também ajudam sua análise.

Formato e Margens

Como lesões histologicamente benignas tendem a ser redondas, ovais ou regularmente lobuladas, com demarcação nítida entre a massa e os tecidos circundantes, não é surpreendente que lesões vistas na RM com aspecto redondo, ovóide ou regularmente lobulado e margens nitidamente definidas tendam a ser benignas (Fig. 20.10), enquanto aquelas de formato irregular ou de margens espiculadas ou mal definidas tendam a ser malignas (Fig. 20.11).

 

Fig. 20.10 Fibroadenomas geralmente são redondos ou ovais, com margens bem definidas, na RM com contraste. A massa intensamente captante na mama esquerda foi comprovada como um fibroadenoma na biopsia. Há outros nódulos captantes inespecíficos bilateralmente que nós chamamos de “fisiológicos”.

Fig. 20.11 Massa espiculada na RM. A morfologia dos cânceres na RM é semelhante ao que é visto na mamografia. A margem espiculada deste carcinoma ductal invasivo é claramente evidente na imagem 2D de subtração pós-contraste (A). É ainda mais evidente na imagem 3D pós-subtração de intensidade máxima (B).

 

Fig. 20.12 Lesões benignas tendem a exibir captação uniforme. A massa uniformemente captante na mama esquerda nesta imagem de subtração de intensidade máxima foi diagnosticada como hiperplasia pseudo-angiomatosa do estroma.

Fig. 20.13 Fibroadenomas podem ter septações não captantes na RM. A massa captante hiperintensa na mama esquerda vista a partir do pé do leito (A) mostra septações não captantes quando a imagem é ampliada (B). Foi diagnosticada como fibroadenoma benigno.

 

Padrões de Captação de Contraste das Lesões

Massas benignas tendem a ter captação uniforme (Fig. 20.12). Nunes et al. sugeriram que uma lesão redonda ou oval que tenha septações não captantes

(sinal hipointenso) (Fig. 20.13) quase sempre é um fibroadenoma (16). A dificuldade em aplicar essa última observação é que os autores dispunham de recursos de muito alta resolução que não estão disponíveis em muitos equipamentos de RM da mama. Quando septações não captantes são claramente evidentes, acreditamos que o achado é bastante preciso para fibroadenomas, porém às vezes é difícil distinguir entre septações não captantes e a captação heterogênea vista em lesões malignas pequenas. Se uma lesão for evidente mas não mostrar captação, trata-se provavelmente de um cisto. Isto pode ser verificado por meio da imagem ponderada em T2, na qual o líquido cístico produz sinal hiperintenso (ver Fig. 20.13A).

Captação heterogênea é mais comum em lesões malignas (Fig. 20.14), porém nem todas as massas de formato irregular e captação heterogênea são malignas (Fig. 20.15).

 

Fig. 20.14 Cânceres de mama geralmente exibem formato irregular e captação heterogênea na RM. Este câncer muito grande na mama esquerda mostra irregularidade acentuada de seu formato e suas margens neste corte único da imagem subtraída pós-gadolínio (A). A extensão e a irregularidade são mais óbvias na imagem 3D de intensidade máxima (B) observada a partir do pé do leito e por trás da paciente (C).

 

Fig. 20.15 Nem tudo que realça como câncer é câncer. A imagem 3D pós-subtração de intensidade máxima a partir do pé do leito mostra uma massa captante de formato irregular com 2,5 cm (A). A lesão é vista nesta imagem de intensidade máxima como se o observador estivesse por trás da paciente (B). A lesão foi excisada (desapareceu na RM subseqüente) e comprovada como uma lesão benigna vascular.

 

Uma série de lesões malignas exibem captação mais intensa na sua periferia, o que hoje é chamado de margem de realce (Fig. 20.16). Orel et

al. encontraram esse padrão em 5 de 16 lesões malignas (17). É razoavelmente raro que uma lesão benigna mostre esse padrão. Cistos inflamados podem ter margem de realce (Fig. 20.17A), mas sua captação geralmente é mais estreita que a observada no câncer. Além disso, cânceres geram sinal hipointenso nas imagens em T2, e o cisto, com sua parede captante, demonstra sinal hiperintenso nas imagens em T2 (ver Fig. 20.17B).

Dada a superposição entre lesões benignas e malignas considerando-se os critérios morfológicos, é difícil evitar biopsia de uma lesão captante com base apenas nesses critérios. Nunes et al. tentaram combinar os critérios morfológicos com os padrões de captação de contraste para auxiliar a

interpretação da RM (18), mas de novo é difícil evitar biopsiar uma lesão captante se a chance de ela ser maligna for superior a 2% (2% é o risco de câncer aceito para classificar as lesões como “provavelmente benignas” por meio de mamografia e dos critérios BI-RADS). Essa também é a conclusão do Technology Assessment Center que aconselha a seguradora Blue Cross

and Blue Shield (19).

 

Fig. 20.16 Margem de realce. Se as imagens forem obtidas com rapidez suficiente, muitos cânceres mostram realce da sua periferia logo após a administração IV de contraste, conforme visto neste carcinoma ductal invasivo. Com o tempo, a maioria dessas lesões realça completamente. Esse achado provavelmente decorre da concentração de neovasculatura na borda em crescimento da lesão.

Fig. 20.17 Às vezes, lesões com margem de realce são cistos. Como tem um T2 longo, o líquido cístico é hiperintenso nas imagens ponderadas em T2. A lesão com margem de realce vista nesta imagem ponderada em T1 (A) após a administração IV de contraste e subtração da imagem pré-contraste é claramente um cisto, pois seu interior é hiperintenso no corte correspondente da imagem ponderada em T2 (B). Presume-se que isto decorra de inflamação na parede do cisto, pois a maioria dos cistos não exibe margem de realce.

 

RM DA MAMA É SENSÍVEL MAS NÃO ESPECÍFICA

Como a maioria dos cânceres capta contraste, RM é bastante sensível para a presença de câncer de mama, porém a especificidade da técnica é relativamente baixa. A baixa especificidade é complicada pelo fato de que biopsias orientadas por RM são razoavelmente complicadas, porque devem ser realizadas na presença do forte campo magnético e há espaço limitado dentro do equipamento, de modo que a paciente precisa ser deslocada para fora e para dentro do scanner durante o procedimento. Isto, combinado com o alto custo da RM nos Estados Unidos, tem minorado a introdução da RM no arsenal geral do diagnóstico por imagem da mama.

 

RM DA MAMA E LESÕES MAMÁRIAS

 

Introdução

Estudos iniciais demonstraram que a RM da mama não ajudava a diferenciar tecido mamário normal de lesões benignas ou malignas em virtude de baixa resolução espacial, da superposição na morfologia das lesões e de intensidades dos sinais usando os valores de T1 e T2 de tecidos

normais (21). RM sem contraste distinguia facilmente entre cistos e produtos sanguíneos com base nos seus valores de T1 e T2 (Quadro 20.2) e comportamento na RM, mas a capacidade de detectar ou auxiliar no diagnóstico de câncer de mama era deficiente. Heywang et al. estavam entre os primeiros a demonstrar que o agente de contraste IV ajudava a distinguir uma anormalidade do parênquima mamário normal nas imagens

de RM (21,22). Desde essa época, a experiência com o uso da captação de Gd-DTPA sugere que a maioria dos cânceres exibe captação de contraste. Infelizmente, algumas lesões benignas também captam. O emprego de contraste para separar o normal do anormal é um pouco complicado pelo fato de que parênquima mamário normal também capta contraste. Felizmente, o grau de captação pelo parênquima normal é bem inferior ao de cânceres. Infelizmente, algumas lesões benignas também demonstram intensa captação de contraste no período inicial após injeção de bolo IV.

 

QUADRO 20.2

INTENSIDADES RELATIVAS DO SINAL DE SILICONE, GORDURA E ÁGUA NA RM DA MAMA

Seqüência de Pulsos Silicone Gordura Água Fast spin-eco ponderada em T2 (TR/TE, 5.000/200) Alta Intermediária Muito alta Fast spin-eco com supressão da água Alta Intermediária Baixa Fast spin-eco com recuperação da inversão (TR/TE, Alta Baixa Muito alta

5.000/90; T1, 140)