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PRINCÍPIOS FÍSICOS DAS IMAGENS DE RESSONÂNCIA MAGNÉTICA
NUCLEAR
As imagens de Ressonância Magnética Nuclear (RMN) tornaram-se, na última década, na mais rigorosa, sofisticada e promissora técnica de diagnóstico clínico. Esta constatação deve-se, fundamentalmente, à excelente resolução e contraste que estas imagens exibem e às recentes possibilidades de obtenção de imagens funcionais e espectroscópicas. Em seguida, ir-se-ão abordar os princípios físicos que subjazem a este método, enfatizando os parâmetros dos quais depende a imagem, as suas aplicações clínicas e algumas notas sobre a realização de imagens funcionais.
- Princípios físicos Os princípios físicos que permitem a formação de imagens de RMN são importados da Física Nuclear, nomeadamente, das teorias quânticas que explicam o comportamento dos spins nucleares. No entanto, a abordagem clássica deste tema é, a este nível, suficiente para compreender o mecanismo de obtenção das imagens. De modo que será esta a abordagem aqui explanada.
Magnetização dos tecidos na presença de um campo magnético - De um modo análogo ao efeito de Zeeman nos electrões 1 , também os núcleos com spin diferente de zero só adquirem valores distintos de energia, se estiverem na presença de um campo magnético. Classicamente, aceita-se que um spin pode ser compreendido como um momento magnético que precessa em torno de um eixo (ver figura 1.1).
Fig. 1.1 – Aproximação de um spin a um íman (momento magnético que gira em torno de um eixo). (adapt. R.B. Lufkin, 1990)
Concentremo-nos nos núcleos com spin ±1/2. Quando estes não estão sujeitos a qualquer campo magnético, o eixo ao redor do qual o spin precessa é completamente aleatório, de modo que a magnetização total é nula (ver figura 1.2).
Fig. 1.2 – Spins na ausência de campo magnético externo (adapt. R.B. Lufkin, 1990).
(^1) Os dois electrões que podem povoar uma orbital atómica possuem a mesma energia quer estejam no
estado de spin +1/2, quer estejam no estado de spin –1/2. A sua energia só é diferenciada quando se sujeita o átomo a um campo magnético exterior.
No entanto, quando um campo magnético é aplicado, os spins passam a rodar em torno do eixo do campo paralela (estado de energia mais baixa – spin +1/2) ou antiparalelamente (estado de energia mais alta – spin –1/2) (ver figura 1.3).
Fig. 1.3 – Spins num meio onde se estabeleceu um campo magnético B 0. M 0 tem o significado de magnetização total do meio (adapt. R.B. Lufkin, 1990).
Devido à diferença de energias dos dois estados, a população no estado de energia mais baixa é mais povoado do que o estado de energia mais alta 2. Por este motivo, a magnetização total deixa de ser nula e passa a ter a direcção do campo z , (ver figura 1.4), pois os spins, embora façam com o eixo do campo magnético externo um determinado ângulo, não estão em fase, encontrando-se aleatoriamente distribuídos sobre um cone, pelo que a sua componente xy se anula, sobrevivendo, apenas, a componente segundo z.
Fig. 1.4 – Representação de spins a precessarem em torno de um campo magnético externo (Bo ) e magnetização total do meio (Mo ) (adapt. R.B. Lufkin, 1990).
Tendo em conta o que foi dito, uma das exigências para a utilização desta técnica é que os núcleos em estudo apresentem spin diferente de zero e, de preferência, com spin ±1/2, visto que são os mais simples de interpretar. Na verdade, em imagens médicas, os núcleos utilizados são os de hidrogénio (protões), uma vez que cumprem estas condições e são muito abundantes, o que permite obter um sinal de grande amplitude.
Aplicação de um campo de rádio-frequência: noção de ressonância Mantendo presente o modelo clássico, é possível definir a frequência à qual os núcleos giram (também chamada frequência de Larmor) como sendo proporcional a
(^2) Note-se, no entanto, que a diferença é muito pequena (aproximadamente dois spins em cada milhão).
Com base no que até aqui foi exposto, facilmente se compreende que o sinal medido seja proporcional à densidade protónica do meio (é de relembrar que os núcleos utilizados são os de hidrogénio). Concentrando-nos no instante em que o impulso de rádio-frequência é aplicado, o sinal medido será tanto maior quanto maior for o número de spins presentes no meio em estudo (ver figura 1.7). Assim, este será, logo à partida, um parâmetro de diferenciação dos tecidos: o sinal será mais ou menos intenso, consoante a maior ou menor concentração de hidrogénio (voltar-se-á a este assunto mais adiante). A este respeito deve ter-se em conta que os tecidos biológicos não diferem significativamente quanto à concentração de átomos de hidrogénio, pelo que, embora este seja um factor a considerar, não é o principal responsável pelo excelente contraste revelado por esta técnica.
Fig. 1.7 – Dependência da magnetização total com o número de protões. Quanto maior for o número de protões, maior será a magnetização total (adapt. R.B. Lufkin, 1990).
Noção de tempo de relaxação spin/spin (T 2 ) e spin/rede (T 1 ) Retome-se a sequência de acontecimentos: após a aplicação de um campo magnético estático, responsável pelo aparecimento de uma magnetização segundo a sua direcção; aplica-se um campo magnético oscilatório (na gama das rádio-frequências), que roda a magnetização de um determinado ângulo (por exemplo, de 90º), devido ao facto de alterar (igualado, no caso do impulso de 90º) as populações dos spins de +1/2 e de –1/2 e os pôr a rodar em fase. Logo após o impulso de rádio-frequência ter deixado de actuar, a tendência natural do sistema é regressar ao estado inicial. Ou seja, haver reorganização do povoamento dos spins e a desfasagem dos mesmos. Na realidade estes dois processos são independentes e correspondem a diferentes fenómenos de relaxação. Concentremo-nos no mecanismo de desfasagem dos spins. Repare-se que se a frequência de cada spin fosse exactamente a mesma, estes manter-se-iam em fase. Mas o que se verifica é que as frequências de precessão de cada spin vão ser ligeiramente diferentes. Esta circunstância deve-se, por um lado, ao facto de o campo magnético estático imposto não ser perfeitamente uniforme, apresentando heterogeneidades no espaço; por outro, o próprio meio onde os spins estão inseridos apresenta campos locais que são gerados pela presença de outros spins. Por este motivo, os spins vão-se desfasar, a magnetização no plano xy vai tornando-se menor, o que corresponde a um decaimento no sinal medido (FID – Free Induction Decay ) (ver figuras 1.8 e 1.9).
Fig. 1.8 – Mecanismo de desfasagem dos spins, com consequente decaimento do sinal (adapt. R.B. Lufkin, 1990).
Fig. 1.9 – Esquema do decaimento provocado pela desfasagem dos spins (adapt. R.B. Lufkin, 1990).
Verifica-se que este decaimento do sinal medido é exponencial. E, por conseguinte, é caracterizado por uma constante de tempo. A esta constante de tempo dá-se o nome de T2*^ e é definida como o tempo necessário para que o sinal (magnetização transversal – perpendicular ao campo magnético estático) decaia para 37% do seu valor máximo (atingido aquando da aplicação do impulso de rádio-frequência). Observe-se, uma vez mais, que a grandeza T 2 *^ contém informação sobre as interacções spin/spin (que é a que nos interessa, uma vez que está relacionada com a estrutura do tecido), mas está contaminada com as heterogeneidades do campo magnético estático, cujos efeitos são muito maiores do que os referentes aos campos locais, devido à presença dos spins vizinhos. Um pouco mais adiante, será referido um procedimento que nos permite separar estas duas componentes.
Como já foi anteriormente mencionado, existe ainda um outro mecanismo de relaxação que envolve troca de energia com o exterior, no sentido de repor as populações iniciais respeitantes aos níveis energéticos de spin. Enquanto o impulso de rádio-frequência actua existe excitação de spins que se encontravam no nível de energia mais baixo (paralelo com o campo magnético estático) para o estado de energia mais alto (anti-paralelo). A partir do momento que o impulso cessa as populações tendem a reassumir a situação inicial, ou seja, a magnetização longitudinal (segundo o campo magnético estático) retoma o valor inicial (ver figura 1.10). Este mecanismo ocorre através de libertação de energia para o meio e é caracterizado por uma constante de tempo T 1 , à qual se dá o nome de tempo de relaxação spin/rede. T (^1) é, analogamente a T 2 *^ , o tempo que demora a magnetização longitudinal a recuperar 63% do seu valor máximo. Como facilmente se compreende, também este parâmetro contém informação sobre os tecidos, uma vez que a maior ou menor facilidade com que os spins libertam energia para o meio, terá necessariamente que estar relacionada
Fig. 2.1 – Esquema da evolução da magnetização transversal com o comportamento dos spins, em resposta a um impulso de 180º (adapt. R.B. Lufkin, 1990).
À constante de tempo que caracteriza este decaimento dá-se o nome de tempo de relaxação spin/spin e tem o símbolo T 2. Este é, a par da densidade protónica e do tempo de relaxação spin/rede T 1 , um dos parâmetro responsáveis pela distinção entre os tecidos.
Fig. 2.2 – Esquema explicativo sobre como, através da técnica de ecos de spin, é possível obter um sinal que é dependente apenas das interacções entre os spins e não considera as heterogeneidades do campo magnético estático (adapt. R.B. Lufkin, 1990).
Actualmente, a formação de imagens de RMN implica sequências de diversos impulsos que enfatizem os parâmetros que mais nos interessam. Uma destas sequências que terá sido amplamente utilizada e que, devido à sua simplicidade, continua a merecer menção, corresponde à repetição sequencial de um impulso de 90º, seguido de vários de 180º. Nesta sequência dá-se o nome de T (^) E ao tempo entre dois impulsos de 180º e de TR a dois impulsos consecutivos de 90º.
Intensidade do sinal Nos subcapítulos anteriores foram introduzidos os três parâmetros através dos quais as imagens são construídas. Vejamos, neste ponto, de que maneira é que cada um deles influencia a intensidade do sinal. Já anteriormente se referiu que o sinal medido em imagens de RMN é a magnetização transversal total dos tecidos. Seja, então, I a intensidade desse sinal e observe-se que:
- A intensidade do sinal é tanto mais intensa quanto maior for a densidade protónica ( n ). I α n (2.1)
- A intensidade do sinal depende de T 2 segundo a expressão (ver figura 2.3): I f(e-TE^ /T^2 ) (2.2)
- A intensidade do sinal depende de T 1 segundo a expressão (ver figura 2.3): I f( 1 -e-TR^ /T^1 ) (2.3)
Fig. 2.3 – Esquema explicativo do comportamento da magnetização devido a T 2 e devido a T 1 (adapt. R.B. Lufkin, 1990).
Uma forma simples de compreender o comportamento da magnetização devido a T1 e a T 2 é imaginando os casos limite em que T 1 >> T 2 e T1 << T2. No primeiro caso o vector magnetização começaria por rodar do plano xy para o eixo z direcção do campo magnético estático e, seguidamente, aumentaria a sua amplitude (figura 2.4), enquanto que no segundo, o módulo da magnetização aumentaria e só depois sofreria rotação (figura 2.5).
Fig. 2.4 – Esquema simplificado do comportamento da magnetização no caso em que T 1 >> T 2.
Fig. 2.5 – Esquema simplificado do comportamento da magnetização no caso em que T 1 << T 2.
Refira-se, a este propósito, que a gama de valores de T 1 e T 2 em tecidos biológicos são, respectivamente, [200 ms,2000 ms] e [50 ms, 500 ms].
Imagens com contraste em densidade protónica, T 1 e T 2.
Fig. 2.7 – Gráfico da intensidade do sinal em função do tempo para dois tecidos caracterizados por tempos de relaxação spin/spin diferentes (adapt. R.B. Lufkin, 1990).
O valor de T 1 depende, como já foi descrito, da maior ou menor facilidade que o tecido tem de receber energia na gama das rádio-frequências adequada. Verifica-se que, enquanto a água apresenta um T 1 longo, o colestrol, por exemplo, apresenta um T 1 curto. Esta observação deve-se, fundamentalmente, ao facto de os movimentos no colestrol serem mais lento e, por isso, mais próximos da frequência de Larmor dos átomos de Hidrogénio. É interessante observar que, em muitas situações, a água que se encontra livre nos tecidos se liga (ainda que por ligações fracas) às fronteiras de muitas moléculas. Em tecidos em que este mecanismo ocorre, o tempo T 1 da água tende a diminuir. Na tabela 2.1 estão apresentados os valores de T 1 e de T 2 para alguns tecidos orgânicos, considerando uma frequência de 20 MHz. Repare-se que, por exemplo, no sangue, cujo principal constituinte é a água, o tempo de relaxação spin/rede é muito mais baixo do que o da água pura, porque se estabelecem as tais ligações que se referiram anteriormente, entre a água e os restantes constituintes sanguíneos. Deste modo, para imagens com contraste em T 1 aparecem a branco tecidos como a gordura, fluidos com proteínas, moléculas lipídicas, hemorragias subagudas e a melanina. A escuro apresentam-se regiões com neoplasmas, edemas, inflamações, fluidos puros e o líquido céfalo-raquidiano.
T 1 (ms) T 2 (ms) Sangue 900 200 Músculo 500 35 Gordura 200 60 Água 3000 3000
Tabela 2.1 – Valores de T 1 e de T 2 para alguns tecidos biológicos para impulsos de 20 MHz.
Relativamente ao tempo de relaxação spin/spin o factor determinante é a presença de campos magnéticos locais. Desta forma, nos sólidos e nas grandes moléculas, T 2 é, habitualmente, curto, uma vez que estas estruturas apresentam campos magnéticos intrínsecos. No extremo oposto encontram-se os fluidos cujas moléculas apresentam uma grande mobilidade e, por conseguinte, estes campos tendem para zero. Mais uma vez estas observações estão de acordo com a tabela 2.1, onde tecidos como a água e o sangue apresentam T 2 superiores aos dos músculos, caracterizados por uma estrutura mais organizada ou das gorduras, constituídas por grandes moléculas. Assim, nas imagens em T 2 , aparecem a branco os tecidos com uma grande quantidade de água livre: neoplasmas ou inflamações e a escuro as substâncias que contêm ferro.
Na figura 2.8 é possível observar as diferenças obtidas na imagem do mesmo plano cerebral quando o contraste é feito em densidade protónica, em T 1 ou em T 2. Repare-se que esta é umas das grandes vantagens das imagens de RMN comparativamente com as restantes técnicas: uma estrutura que pode não ser visível com um dos contrastes, pode tornar-se extremamente nítida com outro dos contrastes.
a) b) c) Fig. 2.8 – Comparação entre as imagens de RMN obtidas através de contraste em: a) densidade protónica, b) T 1 e c) T 2. Repare-se que o osso aparece em todas as imagens a escuro (baixa densidade protónica); o líquido céfalo-raquidiano é escuro na imagem a T 1 e branco na imagem em T 2 ; a mielina é branca nas imagens em T 1 e escura nas imagens em T 2.
Agentes de contraste Mesmo apresentando uma enorme potencialidade no tocante ao contraste, a RMN permite ainda a utilização de agentes de contraste que melhoram a visibilidade de determinado tecido. Contam-se como agentes de contraste substâncias que, devido à sua susceptibilidade magnética, interfiram ao nível dos tempos de relaxação. No caso da RMN craniana, uma das substâncias mais utilizadas para este efeito à o gadolíneo. Esta substância, pelo facto de apresentar electrões desemparelhados, contribui de um modo decisivo, para a alteração do tempo de relaxação spin/spin (T 1 ), visto que cria campos magnéticos locais fortes.
a) b) Fig. 2.9 – Comparação entre as imagens de RMN obtidas através de um cérebro com um glioma, utilizando: a) contraste em T 1 e b) contraste em T 1 com administração de gadolíneo. Nota-se que com o agente de contraste o glioma se torna mais nítido.
Na figura 2.9 é possível observar as diferenças entre uma imagem obtida com contraste em T1 e uma em que esse contraste é enfatizado devido à administração de gadolíneo.
Figura 2.13 - Selecção de uma linha de tecidos a partir da aplicação conjunta de um gradiente de campo segundo y e segundo z. (Curry elt al, 1990).
Figura 2.14 - Selecção de um voxel de tecidos a partir dos gradientes de campo segundo x , y e z. (Curry elt al, 1990).
um campo de intensidade B 0 + 2B e assim sucessivamente, até cobrir todo o corpo segundo essa direcção 7. Certamente se compreende que, nestas condições, os protões dos átomos de hidrogénio (que são os que interessam nesta discussão) adquirem, em cada plano perpendicular ao eixo z , uma determinada frequência. Este facto implica que, quando se aplica um campo RF com uma frequência específica, este actua apenas sobre os spins que precessam com essa frequência (ver figura 2.12). Ou seja, apenas os spins pertencentes a uma determinada fatia são responsáveis pela magnetização transversal medida. É ainda fácil de compreender que, tendo em conta este mecanismo, a espessura de cada fatia seja estabelecida a partir da gama de frequências contidas no impulso de radiofrequência. A este respeito deve referir-se que, uma vez que existe uma dificuldade prática em estabelecer limites muito rígidos na gama de frequências presentes no impulso RF, se fossem consideradas fatias adjacentes, os sinais medidos não corresponderiam apenas a uma única fatia. Por este motivo, opta-se por deixar uma espessura neutra entre duas fatias. I.e. uma porção de tecido sobre a qual não se obtém informação. Uma vez seleccionada a fatia, o passo seguinte passa por escolher uma linha dessa fatia. Após a aplicação do impulso de radiofrequência, aplica-se um gradiente segundo y. A aplicação desse gradiente implica que os spins do plano escolhido, que anteriormente se encontravam em fase, adquirem frequências diferentes. Se o gradiente segundo y estiver apenas activo por breves instantes, o resultado da sua aplicação é o aparecimento de uma diferença de fase em cada linha da fatia considerada (ver figura 2.13). Deste modo, quando o gradiente segundo y cessa, os spins dessa fatia rodam todos com a mesma velocidade, mas, em cada linha, encontram-se numa fase distinta. Resta, pois, escolher um ponto em cada linha, para se obter informação tridimensional. Para tanto, será utilizado um gradiente de campo segundo x. Neste caso, ir-se-á impor diferentes frequências a cada ponto de cada linha (ver figura 2.14). Assim, a cada linha corresponde uma fase (codificação em fase) e a cada coluna corresponde uma frequência (codificação em frequência). Em consonância com o que foi descrito, na figura 2.15 poder-se-á observar uma sequência completa de impulsos responsáveis pela obtenção do sinal referente a uma fatia. Após a aplicação do impulso de RF, apenas uma fatia é responsável pelo sinal, pelo que esta fica automaticamente seleccionada. Além disso, o sinal medido contém informação sobre a fase e a frequência, as quais podem ser acedidas através da análise
(^7) Os gradientes utilizados apresentam, tipicamente, valores entre 2 x 10 -5 (^) e 1 x 10 -4 (^) T/cm. O que
significa que, para o valor mais elevado desta gama, para um campo estático de 1 T e para uma distância de 30 cm, o campo magnético apresenta valores entre 0,9985 T e 1,0015 T. É, pois, de extrema importância garantir um grande rigor no valor do campo, para que diferenças tão diminutas sejam, efectivamente, significativas.
de Fourier. O sinal é, por esta via, dividido em várias componentes, cada uma das quais correspondendo a uma determinada frequência e fase; ou seja, cada uma contendo informação sobre um determinado elemento de volume ( voxel ).
Figura 2.15 - Representação de uma sequência completa de sinais com vista à obtenção de informação referente a uma fatia. (Curry elt al, 1990).
3 Aplicações clínicas As aplicações clínicas das imagens de RMN são muito diversas. Neste capítulo pretende-se dar apenas alguns exemplos de como estas são úteis no diagnóstico e caracterização de diversas doenças, sem a pretensão de enumerar exaustivamente as suas potencialidades. A neurologia é uma das áreas em que as imagens de RMN são mais utilizadas. Na figura 2.9 é ilustrado o interesse da utilização destas imagens no diagnóstico de tumores, mas existem muitas outras aplicações como sejam as doenças degenerativas, inflamatórias ou cardiovasculares (ver, por exemplo, na figura 3.1 imagens de uma hemorragia cerebral). Ainda no âmbito da neurologia, as imagens da coluna vertebral são também amplamente utilizadas, podendo ser visíveis tumores, compressões ou qualquer má formação da coluna. Na figura 3.2 encontra-se uma imagem de RMN de um indivíduo paraplégico onde se observa claramente uma região da espinal medula que se encontra danificada (a escuro).
a) b) c) Fig. 3.1 – Imagens de RMN de uma hemorragia cerebral com contraste em: a) densidade protónica, b) T 1 e c) T 2.
4 Imagens de Espectroscopia A técnica de imagens de espectroscopia corresponde a uma modalidade das imagens de RMN na qual se acede à concentração de determinadas substâncias num volume seleccionado. Na verdade, a técnica de espectroscopia de RMN não só é muito utilizada em química orgânica para análise de amostras, como terá sido a percursora das IRMN, uma vez que é baseada nos mesmos modelos físicos. Assim, neste capítulo, iremos explanar, brevemente, os princípios subjacentes à espectroscopia de RMN, por forma a melhor se compreender as imagens obtidas com a mesma técnica.
Vizinhança do núcleo e desvio químico Como já se terá referido em capítulos anteriores, a frequência de precessão dos núcleos depende do campo magnético ao qual ficam sujeitos. Deste modo, a frequência do sinal medido em RMN vai depender do campo magnético estático imposto pelo equipamento, do núcleo em estudo, mas também dos campos magnéticos locais existentes na vizinhança desses mesmos núcleos. A existência de electrões na proximidade dos núcleos é, indubitavelmente, uma fonte de campos magnéticos. Para simplicidade do texto, ir-se-á referir apenas a espectroscopia protónica, embora seja possível realizar-se espectroscopia de isótopos como o 13 C, o (^19) F ou o 31 P (que apresentam igualmente spin ½) 8. Ou seja, restringir-se-á o estudo a
núcleos de hidrogénio (à semelhança do que anteriormente se fez, no estudo das imagens estruturais), assumindo-se, portanto, que é o sinal proveniente destes núcleos que fornece informação acerca do ambiente em que estes se encontram. Imaginando um composto orgânico como uma estrutura tridimensional rígida 9 , facilmente se compreende que os campos locais sentidos pelos núcleos são característicos dessa mesma estrutura. Aliás, é também simples aceitar que os primeiros responsáveis por esses campos locais sejam os electrões mais próximos do núcleo 10. Ora o efeito que estes electrões exercem sobre o núcleo é no sentido de o blindarem. Ou seja, no sentido de diminuírem o campo magnético externo que está aplicado sobre o núcleo. A consequência imediata é que a frequência de Larmor do núcleo diminui e, consequentemente, o impulso de rádiofrequência utilizado para ‘entrar em ressonância’ com os núcleos terá, necessariamente, que possuir uma frequência menor. Assim, os núcleos de hidrogénio presentes numa determinada espécie química dão origem a um sinal que se localiza numa frequência específica. Na figura 30 encontram-se representados sinais respeitantes a diferentes espécies químicas. Uma das questões que é ressaltada nessa figura é o facto de a ordenada poder ter diferentes interpretações: da esquerda para a direita pode corresponder a um aumento da intensidade do campo magnético estático, para uma frequência fixa, ou ao aumento do efeito de blindagem provocado pela presença de electrões; da direita para a esquerda pode ser interpretada como um aumento da frequência de Larmor, para um campo magnético estático fixo. De qualquer das formas, o significado mais comummente atribuído exige uma referência e corresponde à razão entre a diferença dos campos
(^8) Referem-se estes pelo seu elevado interesse do ponto de vista biológico, sendo de enfatizar também
aqueles que, apesar de terem um enorme potencial no que respeita ao significado biológico, não podem ser utilizados em espectroscopia de RMN, uma vez que não apresentam spin, como sejam o 12 C, o 16 O ou o 32 S. (^9) Repare-se que, embora esta aproximação não seja de todo válida, também é verdade que os
compostos apresentam átomos em posições que se podem considerar, em média, bem definidas. (^10) Note-se que os electrões são, eles próprios, partículas carregadas e, por isso mesmo, afectadas
também pela presença do campo magnético externo. De tal forma que o seu movimento cria um campo magnético que se opõe ao estabelecido inicialmente.
magnéticos estáticos e o campo magnético da referência. Ou, o que é o mesmo, a razão entre a diferença entre as frequências e a frequência de referência 11. Uma vez que essa razão é da ordem de 10 -6^ a unidade utilizada é, habitualmente, a de partes por milhão (ppm) e à grandeza dá-se o nome de desvio químico e representa-se por: .
Fig. 4.1 – Espectro de RMN de diversas espécies químicas. No eixo horizontal encontra-se representado o desvio químico em unidades de ppm - partes por milhão. (adapt. de http://www.cem.msu.edu/~reusch/VirtualText/Spectrpy/nmr/nmr1.htm, a 27/10/2006)
A figura 4.1 pode, ainda, ser explorada segundo alguns outros aspectos. Nomeadamente, no que respeita ao uso do composto tetrametilsilano ((CH 3 ) 4 Si), como referência. Na verdade, este é o padrão mais utilizado nos espectros de RMN, uma vez que cumpre os requisitos necessários para essa função: 1) deve ser quimicamente inactivo; 2) deve ser facilmente removido da amostra; 3) deve fornecer um único pico bem definido e 4) este deve ocorrer a uma frequência notoriamente diferente das frequências habitualmente observadas. Há ainda dois outros aspectos dignos de nota: o primeiro corresponde ao efeito da electronegatividade dos átomos que se encontram ligados ao hidrogénio e o outro corresponde à estrutura tridimensional das espécies químicas representadas na figura
Se compararmos os dois últimos compostos do gráfico, verifica-se que apenas diferem no átomo central que é, num dos casos, carbono e, no outro, silício. Como facilmente se confirmará, a electronegatividade do carbono é superior à do silício e, portanto, tende a atrair os electrões na sua direcção, afastando-os da influência dos núcleos de hidrogénio. Deste modo, os núcleos de hidrogénio encontram-se mais blindados no caso do TMS do que no 2,2-dimetilpropano (C 5 H 12 ), correspondendo, assim, a um pico de menor frequência. Quanto à estrutura tridimensional dos compostos químicos apresentados é fácil verificar que todos os átomos de hidrogénio são estruturalmente equivalentes. Ou seja,
(^11) As duas abordagens são equivalentes, devido à proporcionalidade directa entre a frequência de
Larmor e a intensidade do campo magnético externo.
A outra questão está relacionada com a tendência para alguns compostos formarem ligações de ponte de hidrogénio entre as suas cadeias. Nessas circunstâncias, os desvios químicos associados a esses núcleos de hidrogénio tornam-se maiores. Esta observação não é estranha, uma vez que o estabelecimento de uma ligação por ponte de hidrogénio reduzirá a influência do átomo de hidrogénio sobre o seu electrão, desta forma, a blindagem torna-se menor e, portanto, a frequência será maior.
Desdobramento das riscas e interacções spin/spin Um exemplo de como a interpretação dos espectros de RMN pode ser complexa, é o efeito associado às interacções entre spins do mesmo composto orgânico. Verifica-se que existem interacções entre spins próximos que condicionam a resposta dos spins em estudo. Observe-se os espectros da figura 4.3. No espectro da esquerda, respeitante ao composto 1,2-dicloro etano é visível um único pico bem definido com desvio químico de 3.73 ppm. Repare-se que, neste caso, os quatro hidrogénios presentes no composto são estruturalmente equivalentes. Já no espectro da direita, encontram-se os picos obtidos com uma solução de 1,1-dicloro etano e são observados dois picos (um a 2.06 ppm) e outro a 5.89 ppm) que se desdobram, respectivamente em dois e 4 picos que apresentam pequenos desvios entre eles. Os dois picos justificam-se, como anteriormente já o fizemos, tendo em conta que nesse composto existem três átomos de hidrogénio equivalentes do ponto de vista estrutural e um diferente. Quanto aos desdobramentos dos picos, a justificação é um pouco mais subtil. Como afirmámos, no início deste capítulo, a compreensão deste fenómeno passa pelas interacções existentes entre spins cujo desvio químico seja diferente e estão relacionadas com a orientação que os spins podem adquirir na presença de um campo magnético. Assim, no que respeita aos três núcleos de hidrogénio estruturalmente equivalentes (assinalados a vermelho), estes irão sofrer a interacção do restante podendo observar-se uma de duas situações: ou o spin do outro núcleo de hidrogénio tem o sentido do campo magnético, ou tem sentido contrário. A cada uma destas situações corresponde um tipo de interacção e, consequentemente, um pico no espectro. Daí o pico a 2.06 ppm, correspondente aos três hidrogénios estruturalmente equivalentes, ter sido desdobrado em dois.
Fig. 4.3 – Espectros de RMN dos núcleos de hidrogénio (espectro protónico) dos compostos 1,2-dicloro etano e 1,1-dicloro etano. (adapt. de http://www.cem.msu.edu/~reusch/VirtualText/Spectrpy/nmr/nmr1.htm, a 27/10/2006)
Já no que toca ao desdobramento do pico a 5.89 há a considerar que o átomo de hidrogénio a laranja (estruturalmente não equivalente aos restantes) fica sujeito a interacções que poderão corresponder a quatro situações distintas: 1) todos os
restantes três hidrogénios se encontram em estados de spin com o mesmo sentido do campo magnético; 2) todos eles se encontram em estados com sentido contrário ao do campo magnético; 3) um deles encontra-se num estado com spin com o mesmo sentido do campo magnético e os restantes dois com spins em sentidos contrários; 4) dois deles encontram-se num estado com spin com o mesmo sentido do campo magnético e o restante com spin em sentido contrário. Assim, os picos mais pequenos estarão relacionados com as duas primeiras situações e os dois centrais, mais amplos, corresponderão às situações 3 e 4. Repare-se que as diferenças de alturas dos picos reflectem a probabilidade de ocorrência de cada uma das situações que é, evidentemente, de 3:1.
Construção de imagens de espectroscopia de RMN Actualmente, a maior parte dos equipamentos de imagens de RMN permite a construção de imagens de espectroscopia, sendo, uma vez mais, o núcleo mais comum o de hidrogénio. Os compostos que melhor se estudam com esta técnica são a creatina, a colina e o N-acetilaspartato (importante neurotransmissor do sistema nervoso). Algumas outras substâncias, como o glutamato, a glutamina ou o citrato, porém, muitas outras continuam a não ser observadas por esta técnica quer por existirem em concentrações demasiado baixas para o seu sinal ser mensurável, quer por apresentarem tempos de relaxação demasiado curtos, quer por apresentarem interacções demasiado fortes que dificultam em demasia a interpretação do sinal. No que respeita ao conhecimento da distribuição tridimensional destas substâncias, existem essencialmente duas técnicas a considerar: a espectroscopia de voxel único (SVS - do inglês, Single Voxel Spectroscopy ) e as imagens de desvio químico (CSI - do inglês Chemical Shift Images ). No primeiro caso, embora exista mais do que uma abordagem, a mais simples de explicar é aquela onde o voxel em estudo é escolhido através de uma sequência que consiste num impulso de 90º, seguido de dois impulsos de 180º. Em simultâneo com cada um dos impulsos é imposto um gradiente de campo em cada uma das direcções o que permite seleccionar um pequeno cubo do espaço (ver figura 4.4). O sinal proveniente desse volume é analisado em termos espectroscópios, sendo possível conhecer a sua composição.
Fig. 4.4 – Esquema da selecção de um cubo utilizando uma sequência conhecida por PRESS (do inglês, Point-REsolved Spectroscopy Sequence), (adapt. de Luigi et al, 2005).
