Texto Completo - Apresentação - Unifra

CENTRO UNIVERSITÁRIO FRANCISCANO
PRÓ-REITORIA DE PÓS-GRADUAÇÃO, PESQUISA E EXTENSÃO
ÁREA DE CIÊNCIAS TECNOLÓGICAS
Curso de Mestrado em Nanociências
VALNIR DE PAULA
BIODISTRIBUIÇÃO DE NANOPARTÍCULAS MAGNÉTICAS
UTILIZANDO CAMPO MAGNÉTICO EM RATOS
Santa Maria, RS
2011

VALNIR DE PAULA
BIODISTRIBUIÇÃO DE NANOPARTÍCULAS MAGNÉTICAS
UTILIZANDO CAMPO MAGNÉTICO EM RATOS
Dissertação de Mestrado, apresentada ao
Programa de Pós-Graduação em Nanociências
do Centro Universitário de Santa Maria, como
requisito parcial para obtenção do título de
Mestre em Nanociências.
Orientadora: Prof a Drª SOLANGE BINOTTO FAGAN
Co-orientadora: Prof a Drª SOLANGE C. S. M. HOELZEL
Santa Maria, RS
2011
ii

P324b Paula, Valnir de
Biodistribuição de nanopartículas magnéticas utilizando
campo magnético em ratos / Valnir de Paula ; orientação
Solange Binotto Fagan ; co-orientação Solange C. S. M.
Hoelzel – Santa Maria : Centro Universitário Franciscano,
2011.
62 f. : il.
Dissertação (Mestrado em Nanociências) – Centro
Universitário Franciscano, 2011
1. Ressonância magnética nuclear 2. Agentes de contraste
3. Sistema fagocitário I. Fagan, Solange Binotto
II. Hoelzel,Solange C. S. M. III. Título
CDU 537.635:62-181.4
iii

AGRADECIMENTOS
Acima de tudo, agradeço fervorosamente a Deus, por me abençoar com saúde e
permitir que eu esteja inserido em um meio científico, cercado por profissionais de alto grau
de capacitação, dos quais me orgulho muito.
À minha esposa Ana e aos meus filhos Isadora e Leonardo, que compreenderam e
me apoiaram em todos os momentos, inclusive naqueles em que a minha presença junto a eles
não era possível, pelo inevitável envolvimento com o trabalho.
Ao Dr José Knoll Palma, médico radiologista do serviço de radiologia do Hospital
de Caridade Dr Astrogildo de Azevedo, de Santa Maria que, ao incentivar o desenvolvimento
deste trabalho, permitiu que o equipamento de ressonância magnética fosse utilizado e prestou
inestimável auxílio ao participar da análise das imagens.
À minha amiga e colega de mestrado, Francine Rodrigues Ianiski, que por inúmeras
vezes emprestou-me a sua experiência com cobaias para auxiliar na manipulação das mesmas
durante os experimentos.
Ao meu colega e amigo José Carlos Gama, que participou diretamente de todas as
etapas do experimento, prestando grande ajuda na obtenção das imagens durante muitas
madrugadas, horário em que o equipamento estava disponível a este trabalho.
Ao professor Sergio Roberto Mortari, pelo apoio e caracterização das amostras de
nanopartículas na Universidade Federal de Santa Maria.
Ao professor Luis Otávio de Souza Bulhões, pelo trabalho de caracterização das
amostras de nanopartículas no Laboratório de Nanociências da Unifra.
À professora Eliana Martins Lima, da Universidade Federal de Goiás, pela
grandiosa contribuição, determinante para a viabilização do trabalho, fornecendo as
nanopartículas magnéticas utilizadas.
Á professora Solange Hoelzel, minha co-orientadora, pelo empenho despendido e
importantes orientações prestadas do decorrer dos experimentos.
Finalmente, agradeço à professora Solange Binotto Fagan, minha orientadora,
primeiramente pela proposição do tema e pelas valiosas orientações, mas principalmente por
sua constante motivação na busca pelo conhecimento e desenvolvimento científico, que
transcende do seu perfil e afeta muito positivamente seus alunos.
v

RESUMO
A utilização de produtos de escala nanométrica nas mais diversas áreas, inclusive na
medicina, é uma realidade crescente. As nanopartículas magnéticas (NPMs), por serem
capazes de apresentar efeito expressivo de magnetização quando expostas a um campo
magnético externo, têm sido foco de vários estudos e, entre as suas aplicações está o uso
como agente de contraste em imagens de ressonância magnética nuclear. Esta técnica fornece
imagens baseadas no comportamento nuclear dos átomos das estruturas anatômicas, as quais
podem ser melhor destacadas pelo uso de agentes de contraste. As NPMs representam uma
classe alternativa aos atuais agentes de contraste, paramagnéticos, com vantagens do ponto de
vista físico, pois destacam ainda mais o comportamento magnético dos prótons de diferentes
tecidos. Isto é mais evidente no fígado, baço e sistema linfático, cujas células de defesa
endocitam estas NPMs, tornando o parênquima sadio escuro (hipossinal), de forma que
eventuais lesões se sobressaeam nas imagens, facilitando a sua identificação.
O objetivo deste trabalho foi avaliar o grau de contrastação dos órgãos do sistema
fagocitário, injetando-se doses de NPMs que variaram de 0,46 a 7,2 mg/Kg em ratos, por via
endovenosa caudal e submetendo-os a imageamento por ressonância magnética nuclear. As
NPMs foram divididas em 2 grupos, ambos com núcleo de magnetita, variando-se o
revestimento, que no grupo 1 foi de dextrana e o do grupo 2, de ácido oléico. O efeito
desejado foi que os órgãos do sistema fagocitário apresentassem algum grau de perda de sinal
nas imagens, indicando que as NPMs foram internalizadas pelas células desses órgãos. Com o
agente de contraste usual, paramagnético, que não entra nas células, o efeito é de hiperssinal
no sistema vascular e em órgãos hipervascularizados. Comparou-se as imagens obtidas de
sequências T1 TSE e T2 TSE com as de controle, obtidas antes da injeção. Os resultados
obtidos evidenciaram que, tanto as NPMs revestidas com dextrana, quanto às revestidas com
ácido oléico causaram efeito de hipossinal nas imagens, que variaram de fraco a acentuado,
dependendo da dose administrada, principalmente em sequências T2 TSE. As NPMs
revestidas com dextrana apresentaram maior eficiência, considerando que os efeitos de
hipossinal ocorreram com doses menores do que as revestidas com ácido oléico. Pode-se
concluir, considerando o evidente efeito de hipossinal apresentado pelos órgãos do sistema
fagocitário, que há potencial de aplicação destas NPMs como agente de contraste em estudos
de ressonância magnética.
Palavras chave: Ressonância magnética nuclear, agentes de contraste, sistema fagocitário
vi

ABSTRACT
The use of nanoscale products in several areas, including medicine, is a growing
reality. The magnetic nanoparticles (MNPs) for being able to present a significant effect of
magnetization when exposed to an external magnetic field, have been the focus of several
studies, and among their applications is their use as contrast agent in magnetic resonance
images. This technique provides images based on the nuclear behavior of the atoms of
anatomical structures, which can be best highlighted by the use of contrast agents, usually
paramagnetic.
The MNPs represent an alternative to the current class of paramagnetic contrast agents
for nuclear magnetic resonance, used for a long time, with advantages from a physical point
of view, because they highlight even more the magnetic behavior of protons in different
tissues, especially liver, spleen and lymphatic system, whose defense cells endocyte these
MNPs, making healthy parenchyma dark (hyposignal), so that any injuries stand out in the
images, facilitating their identification.
This study has aimed to assess the contrast degree of the organs of the phagocyte
system, injecting NPMs doses ranging from 0.46 to 7.2 mg/kg in rats, by caudal intravenous
flow and subjecting them to nuclear magnetic resonance imaging. The MNPs was divided into
two groups, both with a core of magnetite, varying the coating, which has been dextran in
group 1, and oleic acid in group 2. The expected effect was that the organs of the phagocyte
system would have some degree of signal loss in the images, indicating that the NPMs were
internalized by the cells of these organs. With the usual contrast agent, paramagnetic, which
does not enter cells, the effect is the hypersignal in the vascular system and in
hypervascularized organs. We have compared the images obtained from T1 TSE and T2 TSE
sequences with the control obtained before injection.
The results have shown that both dextran coated MNPs and the ones coated with oleic
acid have caused the hyposignal effect in the images, ranging from weak to strong, depending
on the administered dose, especially in T2 TSE sequences. The dextran coated MNPs have
shown higher efficiency, considering that the hyposignal effects have occurred with lowers
doses, compared to the effects caused by NPMs coated with oleic acid. It can be concluded,
given the evident hyposignal effect presented by the organs of the phagocyte system, the
potential application of MNPs as a contrast agent in magnetic resonance studies.
Keywords: Magnetic resonance imaging, contrast agents, phagocyte system
vii

LISTA DE FIGURAS
Figura 1 Magneto em barra mostrando os polos norte e sul e suas linhas de campo.
Figura 2 Comportamento dos momentos magnéticos dos átomos em materiais diversos.
Figura 3 Monodomínios magnéticos em um material ferromagnético.
Figura 4 Gráfico demonstrativo da curva de histerese dos materiais ferromagnéticos e
superparamagnéticos quando sujeitos a um campo externo H.
Figura 5 Estrutura espinélio inversa de magnetita.
Figura 6 Estrutura química da Dextrana.
Figura 7 Diagrama qualitativo relacionando o tempo de residência no sangue com o
tamanho da partícula.
Figura 8 Geração de um dipolo magnético a partir do próton do hidrogênio.
Figura 9 Magnetização resultante da aplicação de um campo magnético externo sobre
uma população de núcleos de hidrogênio.
Figura 10 Representação da curva de recuperação T1 e curva de declínio T2.
Figura 11 Corte axial do abdômen ao nível hepático, de sequência ponderada em T1.
Figura 12 Corte axial do abdômen ao nível hepático, de sequência ponderada em T2.
Figura 13 Esquema representando a localização das bobinas de gradiente no interior do
equipamento de RM.
Figura 14 Utilização de bobinas receptoras em exames de RM.
Figura 15 Imagens axiais comparativas, de seqüência T1 TSE, ao nível do fígado, antes e
10 min pós injeção de 1,3mg/Kg de NPMs.
Figura 16 Imagens axiais comparativas, ao nível do fígado, antes e 10 min após a injeção
de 1,3 mg/Kg de NPMs.
Figura 17 Imagens em seqüência T2 TSE no plano coronal, antes e após 10 min após a
injeção de 1,3 mg/Kg de NPMs.
Figura 18 Imagens axiais comparativas em seqüência T2, ao nível do fígado, antes e 10
min após a injeção de 0,6 mg/Kg de NPMs.
Figura 19 Imagens axiais comparativas, do mesmo experimento, ao nível do baço (setas).
Figura 20 Imagens axiais comparativas, ao nível do fígado, 20 min após a injeção de 0,6
mg/Kg de NPMs e 40 min após a injeção.
Figura 21 Imagens axiais comparativas, ao nível do fígado, sem agente de contraste e 10
min após a injeção de 0,3 mg/Kg de NPMs .
viii

Figura 22 Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do fígado, sem agente de
contraste e 10 min após a injeção de 1,3 mg/Kg de NPMs .
Figura 23 Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do baço, sem agente de contraste
e 10 min após a injeção de 1,3 mg/Kg de NPMs .
Figura 24 Imagens comparativas em T2, no plano coronal, sem agente de contraste e 10
min após a injeção de 1,3 mg/Kg de NPMs .
Figura 25 Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do fígado. A: sem agente de
contraste e B: 10 min após a injeção de 2,6 mg/Kg de NPMs .
Figura 26 Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do baço, sem agente de contraste
e 10 min após a injeção de 2,6 mg/Kg de NPMs
Figura 27 Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do fígado, sem agente de
contraste e 10 min após a injeção de 2,6 mg/Kg de NPMs
Figura 28 Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do baço, sem agente de contraste
e 10 min após a injeção de 2,6 mg/Kg de NPMs
Figura 29 Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do fígado, sem agente de
contraste e 10 min após a injeção de 5,2 mg/Kg de NPMs
Figura 30 Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do baço, sem agente de contraste
e 10 min após a injeção de 5,2 mg/Kg de NPMs
Figura 31 Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do fígado, sem agente de
contraste e 10 min após a injeção de 5,2 mg/Kg de NPMs .
Figura 32 Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do baço, sem agente de contraste
e 10 min após a injeção de 5,2 mg/Kg de NPMs .
ix

LISTA DE ABREVIATURAS
IRM Imagem por ressonância magnética
NP Nanopartículas
NPMs Nanopartículas magnéticas
NPSPMs Nanopartículas superparamagnéticas
PNS Stimulation of peripheral nerves
RF Radiofrequência
RMN Ressonância magnética nuclear
SAR Specific absortion rate
SMF Sistema mononuclear fagocitário
SPIO Superparamagnetic Iron Oxide
SER Sistema Reticuloendotelial
Tc
Temperatura de Curie
TE Tempo de Eco
TR Tempo de relaxação
TSE Turbo spin eco
USPIO Ultra small particle iron oxide
VME Vetor de magnetização efetiva
x

LISTA DE TABELAS
Tabela 1 Classificação dos materiais quanto aos valores de susceptibilidade e
permeabilidade magnéticas
Tabela 2: Agentes de contraste baseados em NPMs, disponíveis no mercado americano ou
em fase de estudo
Tabela 3: Parâmetros de aquisição e reconstrução das sequências de imagens
Tabela 4: Níveis de perda de sinal em fígado e baço em relação às doses injetadas de
NPMs revestidas com dextrana
Tabela 5: Níveis de perda de sinal em fígado e baço em relação às doses injetadas de
NPMs revestidas com ácido oléico
xi

SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO.......................................................................................................... 1
2 REFERENCIAL TEÓRICO....................................................................................... 4
2.1 Fundamentos do magnetismo............................................................................ 4
2.2 Nanopartículas Magnéticas (NPMs).................................................................. 10
2.2.1 Técnicas de obtenção de NPMs................................................................ 11
2.2.2 Revestimentos........................................................................................... 12
2.2.3 Caracterização das NPMs......................................................................... 14
2.2.4 Aplicações das NPMs na medicina........................................................... 15
2.2.5 Mecanismos de interação biológica.......................................................... 16
2.2.6 Toxicidade................................................................................................ 18
2.2.7 Excreção celular........................................................................................ 19
2.3 Princípios Físicos da Imagem por Ressonância Magnética............................... 19
2.3.1 Relação do Hidrogênio com um campo magnético externo..................... 20
2.3.2 Formação do contraste de imagem de RMN............................................ 21
2.3.3 Localização espacial e recepção do sinal de RF....................................... 24
2.3.4 Sequências de pulso e tempos de repetição e de eco................................ 25
2.3.5 Fatores de segurança em RMN................................................................. 26
2.4 Uso de Agentes de Contraste em Ressonância Magnética................................ 27
2.4.1 Agentes de contraste paramagnéticos....................................................... 27
2.4.2 Agentes de contraste superparamagnéticos.............................................. 28
3 METODOLOGIA...................................................................................................... 30
4 RESULTADOS E DISCUSSÕES.............................................................................. 33
4.1 Administração de NPMs revestidas com dextrana............................................ 33
4.2 Administração de NPMs revestidas com ácido oléico...................................... 37
5 CONCLUSÕES.......................................................................................................... 43
6 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS....................................................................... 44
ANEXO A
ANEXO B
ANEXO C
xii

1 INTRODUÇÃO
O interesse por materiais em escala nanométrica cresce extraordinariamente, em
decorrência do seu potencial de aplicação nas mais diversas áreas da ciência e tecnologia. Os
pesquisadores têm adquirido a habilidade de trabalhar a nível molecular, de forma a criar
estruturas complexas, com controle de sua organização (FAGAN et al, 2007).
Na medicina, a aplicação desta tecnologia em sistemas de distribuição de fármacos,
com base na utilização de nano e micropartículas, decorre de vantagens significativas, tais
como a capacidade de segmentar locais específicos do corpo, a redução da quantidade de
medicamento necessária para atingir uma determinada concentração na proximidade do alvo e
a redução da concentração do fármaco nos locais onde a sua presença não é desejada,
minimizando os efeitos colaterais. Todos esses benefícios justificam o crescimento
exponencial do número de publicações relacionadas à entrega de fármacos utilizando
nanopartículas (AMTENBRINK, RECHENBERG e HOFMANN, 2009).
As propriedades das nanopartículas magnéticas (NPMs) permitem que elas sejam
utilizadas em diversas aplicações na área médica, que podem ser classificadas em diferentes
grupos. O primeiro grupo a ser considerado é o de agentes magnéticos de contraste em
imagem por ressonância magnética. Um segundo grupo engloba agentes de hipertermia, onde
as partículas magnéticas são aquecidas seletivamente através da aplicação de um campo
magnético de alta freqüência, que podem agir realizando a ablação térmica de tumores. Um
terceiro grupo abrange ainda vetores magnéticos, que podem ser dirigidos por meio de um
gradiente de campo magnético externo para um determinado local, como no caso da entrega
de fármacos em locais pré-estabelecidos do organismo (ARRUEBO et al, 2007).
Entre o vasto leque de materiais em nanoescala sendo investigados para uso
biomédico, as NPMs ganharam grande atenção devido às suas propriedades magnéticas
intrínsecas, que permitem o acompanhamento através de imagem por ressonância magnética
(IRM). Nesta classe de nanopartículas incluem-se o óxido de ferro metálico, bimetálico e
nanopartículas superparamagnéticas (NPSPMs). Esta última classe possui como
características o seu baixo perfil de toxicidade e superfície reativa, que pode ser facilmente
modificada com revestimentos biocompatíveis (VEISEH et al, 2009).
O controle da biocompatibilidade depende da manipulação das propriedades físicas,
químicas e bioquímicas da superfície das nanopartículas (NPs), que constituem questões
importantes nos projetos de dispositivos biomédicos.

O presente trabalho visou integrar a tecnologia existente de campos magnéticos
potentes, utilizados no diagnóstico por imagem, à nanociência, ramo do conhecimento em
ampla expansão, cujas aplicações aumentam a cada dia.
A ressonância magnética nuclear, que é um método de imagem baseado no
comportamento diferente da magnetização dos prótons de diferentes tecidos, tem assumido
grande importância em relação a outras técnicas de obtenção de imagem. Esta técnica fornece
imagens baseadas no comportamento das estruturas anatômicas, as quais podem ser melhor
destacadas pelo uso de agentes de contraste, em geral paramagnéticos, que alteram o
comportamento dos prótons, realçando estas estruturas. As NPMs, especialmente as menores
que 10 nm, representam uma classe alternativa aos agentes de contraste paramagnéticos para
ressonância magnética nuclear, com vantagens do ponto de vista físico, pois destacam ainda
mais o comportamento magnético dos prótons de diferentes tecidos (BERRY e CURTIS,
2003).
Como os estudos ainda são incipientes nesta área, utilizou-se nanopartículas com
propriedades superparamagnéticas, ou seja, aquelas cujas propriedades são potencializadas em
função de seus diminutos sítios magnéticos. Com revestimento biocompatível adequado, elas
foram utilizadas para estudar a sua eficiência no realce de estruturas anatômicas. Este objetivo
foi alcançado através da administração de NPMs em ratos, com a posterior submissão destes
à imageamento por ressonância magnética.
Como características desejáveis, um agente de contraste endovascular deve
apresentar um pequeno volume de distribuição e uma intensidade de sinal alto e estável no
sistema vascular para a duração do procedimento de imagem. Após o diagnóstico, o agente
deve deixar o corpo. Sua concentração no sangue deve diminuir ao longo do tempo,
caracterizado por uma meia-vida curta (WEINMANN, 2002).
Neste trabalho, optou-se pelo núcleo das NPMs de óxido de ferro, especificamente a
magnetita (Fe3O4), tendo em vista a sua alta susceptibilidade magnética. A dextrana e o ácido
oléico foram os materiais de escolha a serem utilizados como revestimento biocompatível das
NPMs. A dextrana, por ser capaz de solubilizar-se em meio aquoso e ao mesmo tempo
encapsular moléculas hidrofóbicas no seu interior (CUNHA e BARRETO, 2007).
Considerando a disponibilidade também de NPMs com revestimento de ácido oléico, estas
também foram utilizadas no trabalho, com o objetivo de comparar seus efeitos com as
primeiras.
Com isto, foi avaliado o comportamento das NPMs no organismo, identificando os
seus sítios de fixação, através do realce nas imagens de RM, possibilitando a análise das suas
2

potenciais aplicações em imagenologia, assim como na vetorização de fármacos, em função
dos órgãos alvo identificados.
Como forma de atingir este objetivo, as principais etapas realizadas no decorrer do
trabalho foram: (i) administração das nanopartículas magnéticas nos ratos por via endovenosa
caudal; (ii) submissão dos ratos, antes e após a administração das nanopartículas, a gradientes
de campo magnético, por meio de ressonância magnética; (iii) avaliação da aplicação das
NPMs como meio de contraste para a obtenção de imagens por ressonância magnética; (iv)
avaliação das imagens obtidas dos ratos cujas nanopartículas foram administradas, por
médicos radiologistas; (v) determinação dos órgãos-alvo das nanopartículas magnéticas para
possíveis aplicações clínicas e (vi) a comparação dos resultados obtidos com os dados da
literatura.
A utilização de nanopartículas magnéticas como agentes de contraste para imagem
por ressonância magnética ainda é incipiente e poucos trabalhos relatam este tipo de aplicação
(ARRUEBO, 2007; BERRY, 2003; COROT, 2006; DI MARCO, 2007; OGHABIAN,
2010). Essa linha de estudos merece atenção especial, considerando que a ênfase de
contrastação dos tecidos é diferente daquela obtida pelos agentes de contraste tradicionais.
O desenvolvimento deste projeto justifica-se, portanto, pela possibilidade de
utilização da nanotecnologia na obtenção imagens diagnósticas mais elucidativas. Com o
conhecimento das propriedades das nanopartículas magnéticas e do seu comportamento no
meio biológico, podem surgir várias condições em que o seu uso, além das aplicações em
imagem, torne os tratamentos mais independentes dos efeitos adversos, ocasionados pela
forma tradicional de distribuição de fármacos no organismo.
Considerando-se que o trabalho apresentado depende diretamente das propriedades
magnéticas e físico-químicas, do comportamento decorrente da escala nanométrica das
partículas utilizadas, assim como a sua interação com o meio biológico, fica evidente o caráter
interdisciplinar das áreas do conhecimento envolvidas.
Nos capítulos seguintes, abordaremos os tópicos diretamente relacionados com o
desenvolvimento deste trabalho. No capítulo 2, abordaremos os princípios de campo
magnético, nanopartículas magnéticas e imageamento por ressonância magnética. No capítulo
3 estão descritos os recursos materiais e a metodologia utilizada. No capítulo 4 são
apresentados os resultados e discussões e, no capítulo 5, as conclusões.
3

2 REFERENCIAL TEÓRICO
2.1 FUNDAMENTOS DO MAGNETISMO
Os primeiros relatos de fenômenos magnéticos remontam da antiguidade. Em uma
região da Ásia Menor, chamada Magnésia, pastores observaram que um tipo de rocha, hoje
conhecida como magnetita (Fe3O4), atraía fragmentos de ferro. A primeira grande aplicação
tecnológica do magnetismo foi a bússola, instrumento de orientação fundamental na época
dos grandes descobrimentos (MACHADO, 2002). O primeiro tratado, De Magnete, datado de
1600, foi escrito por Gilbert, considerado o pai do magnetismo. Ele foi o primeiro a dizer que
a Terra era um grande magneto (NOVAK, 2000).
O surgimento do método científico e a substituição da metafísica pela matemática,
entre 1600 e 1700 (Galileu, Newton e outros), além do estabelecimento da teoria da
Eletricidade (Coulomb, 1750), fez nascer a eletrodinâmica, com Oersted (~1800) e depois
Biot, Savart, Arago, Weber e Ampere. Ampere introduziu a noção de campo magnético e
sugeriu que o magnetismo era devido a correntes microscópicas. No final do século XIX,
Faraday, um físico experimental, foi o primeiro a utilizar o termo campo magnético. Sua
principal contribuição foi a sua lei da indução. Maxwell, que era um físico teórico, formulou
matematicamente as observações de Faraday e forneceu toda a base da eletrodinâmica com
suas equações (NOVAK, 2000).
O campo magnético é produzido por cargas elétricas em movimento. O compor-
tamento de um campo magnético gerado por uma carga em movimento está contido na lei de
Biot-Savart, relacionada aos dois cientistas franceses, cujo estudo resultou na equação 1, que
descreve essa lei:
0
qvsen
B
2
4 r
onde r é a distância à partir da carga, θ é o ângulo formado entre v e r e μ0 a constante de
permeabilidade magnética, cujo valor é μ0 = 1,257x10 -6 N/A 2 .
A unidade do campo magnético é o Tesla (T); o Sistema Internacional de Unidades
define T como sendo a indução magnética uniforme que produz uma força constante de 1
N/m 2 em um condutor retilíneo, situado no vácuo e percorrido por uma corrente elétrica
invariável de 1 A, sendo perpendiculares entre si as direções da indução magnética, da força e
da corrente.
4
(1)

Qualquer magneto constitui sempre um dipolo, ou seja, um de seus lados ou extremi-
dades terá um comportamento magnético de atração ou de repulsão, chamados pólos norte e
pólo sul (Figura 1). Mesmo que se divida o magneto ao meio, as extremidades resultantes
passarão a conter também dois pólos. Por mais que continuemos a dividir cada fragmento
restante em dois, os pólos norte e sul sempre estarão presentes. Este fato mostra que não
existem monopolos magnéticos, assim como não existe uma carga magnética, como acontece
na eletricidade. Esta afirmação é descrita matematicamente na equação 2, pela 3ª lei de
Maxwell para o magnetismo.
. B
0
, (2)
cuja interpretação mostra que o divergente do campo magnético é nulo porque todas as linhas
de campo que entram em uma superfície gaussiana também saem dela. Na forma integral,
temos:
B. nˆ
da 0
Figura 1: Magneto em barra mostrando os pólos norte e sul e suas linhas de campo (HEWITT,
2002).
Cargas elétricas em rotação também dão origem a campos magnéticos. A fonte mais
simples de campo magnético é o chamado dipolo magnético. Se uma corrente I circula em
torno de uma área A, gera-se um vetor, chamado momento magnético:
IA
5
(3)
(4)
em que A é um vetor de módulo igual à área A, orientado perpendicularmente à superfície. O
elétron possui, além da sua carga elétrica, um momento de dipolo magnético bem determina-

do, chamado de spin. O valor desse momento é chamado de magnéton de Bohr, que é a uni-
dade fundamental de momento magnético e vale, em unidades do SI, μB=9,27.10 -24 Am 2 .
A soma dos momentos magnéticos de dipolo em um volume V, dividida por esse
volume, nos leva a outra importante grandeza, a magnetização:
1
M i
V
i
A grandeza que caracteriza um material magnético segundo sua resposta a um campo
magnético aplicado chama-se susceptibilidade magnética (χ). Muitas vezes, os materiais
apresentam uma resposta não linear, de modo que deve-se tomar o limite nulo da excitação
(campo aplicado). A susceptibilidade magnética depende da temperatura, do campo e da
posição da amostra. De acordo com a susceptibilidade magnética e, em conseqüência, da
resposta que os materiais apresentam ao serem expostos a um campo magnético, eles podem
ser classificados em diamagnéticos, paramagnéticos, ferrimagnéticos, ferromagnéticos ou
antiferromagnéticos, conforme demonstrado na Tabela 1.
Nos materiais diamagnéticos, aqueles cujos átomos ou íons não possuem momento
dipolar atômico, a ação de um campo magnético externo provoca uma alteração nas correntes
eletrônicas, o que faz aparecer um pequeno momento magnético de polaridade contrária à do
campo magnético aplicado, acabando por repelir as suas linhas de força. Quando a aplicação
do campo cessa, o material deixa de possuir esse momento provisório (FEYNMAN,
LEIGHTON e SANDS, 1963).
Tabela 1: Classificação dos materiais quanto aos valores de susceptibilidade (χ),
permeabilidade (μ) e momentos magnéticos ( )
Material χ μ (Am 2 )
Diamagnético ˂ 0 (n) ˂ 1 opostos a B
Paramagnético ˃ 0 (f) ˃ 1 aleatórios
Ferromagnético ˃˃ 0 ˃˃ 1 paralelos
Ferrimagnético ˃˃ 0 ˃˃ 1 antiparalelos
Antiferromagnético ˃ 0 ˃1 antiparalelos
Os materiais paramagnéticos, que possuem momentos magnéticos atômicos que não
interagem entre si, são fracamente atraídos por campos magnéticos externos e tornam-se
magnéticos apenas enquanto estiverem sob a ação desse campo. Alguns exemplos da tabela
periódica são o magnésio, o molibdênio, o lítio e o tântalo.
O ferrimagnetismo surge em alguns materiais cerâmicos em que os íons têm
diferentes momentos magnéticos, de forma que surge um momento magnético resultante. Os
6
(5)

materiais ferrimagnéticos naturais são conhecidos genericamente por ferritas, sendo a
magnetita, a mais conhecida, uma vez que é um mineral nativo em muitas regiões do planeta.
Os materiais que são fortemente atraídos por um imã são classificados como
ferromagnéticos, tais como ferro, cobalto e quase todos os tipos de aço. O ferromagnetismo é
o mais evidente dos fenômenos magnéticos. Representa a orientação dos dipolos magnéticos
(domínios magnéticos) em relação a um campo magnético externo, e mantém esta orientação
mesmo quando o campo magnético é retirado. Por esta propriedade de reter orientação
magnética, eles se tornam imantados e são muito usados para gravação de memória
magnética, motores, fabricação de imãs permanentes, etc. Os sólidos ferromagnéticos
apresentam susceptibilidade magnética muito superior a 1 (χ >>1). Contudo, as flutuações de
origem térmica tendem a desalinhar aleatoriamente seus domínios magnéticos, enfraquecendo
a sua interação e, desta forma, os materiais ferromagnéticos só o são abaixo de uma
determinada temperatura crítica (KNIGHT, 2009).
O antiferromagnetismo é o ordenamento magnético de todos os momentos
magnéticos de um material na mesma direção mas, em sentido inverso. Para um material ser
descrito como antiferromagnético, este efeito tem que percorrer todo o material. Existe uma
propriedade semelhante a dos materiais ferromagnéticos no que diz respeito a altas
temperaturas, relacionada ao ponto no qual o antiferromagnetismo perde suas propriedades e
se torna paramagnético, que é chamada de temperatura de Néel. Ao submeter um material
antiferromagnético a um campo magnético intenso, alguns de seus domínios se alinham
paralelamente a ele, mas ao mesmo tempo que se alinham em paralelo com os domínios
vizinhos. A Figura 2 mostra o esquema do comportamento dos momentos magnéticos de
alguns destes materiais (KOROLEVA e KHAPAEVA, 2009).
Figura 2: Comportamento dos momentos magnéticos dos átomos em materiais (A)
diamagnéticos, (B) paramagnéticos, (C) anti-ferromagnéticos, (D) ferrimagnéticos e (E)
ferromagnéticos.
Geralmente é necessário um campo magnético muito intenso para alinhar o momento
magnético em todo o material. Em alguns casos, pode até haver imantação devido a um
7

campo magnético muito forte. Alguns exemplos de materiais antiferromagnéticos são o cromo
e o manganês (REITZ, MILFORD E CHRISTY, 1982).
Uma característica importante sobre os materiais magnéticos é que, acima de uma
determinada temperatura, eles perdem suas propriedades magnéticas, pois o calor provoca um
desordenamento na disposição das suas partículas. Esta temperatura, que é constante para
cada substância, é denominada temperatura de Curie (Tc) ou ponto de Curie. Esta transição é
reversível através do resfriamento do material. Quando T

magnetizada. Nesse estado de magnetização permanente, o momento magnético total é a
soma vetorial de todos os momentos atômicos, resultando em um momento magnético gigante
(EYRE, 2006).
Pequenas partículas magnéticas exibem fenômenos únicos, tais como tunelamento
quântico da magnetização, ocasionando o superparamagnetismo, que é um dos principais
fenômenos observados na nanoescala. Quando um material ferromagnético é fragmentado até
uma nanopartícula, a curva de histerese típica desaparece e o sistema entra em um regime
pelo qual a magnetização é totalmente reversível (SOUZA FILHO e FAGAN, 2011).
Quando o campo magnético aplicado em um material ferromagnético for aumentado
até a saturação e em seguida for diminuído, a densidade de fluxo B (weber/m 2 ) não diminui
tão rapidamente quanto o campo H (weber/m 2 ). Dessa forma, quando H chega a zero, ainda
existe uma densidade de fluxo remanescente, Br. Para que B chegue a zero, é necessário
aplicar um campo negativo, chamado de força coercitiva. Se H continuar aumentando no
sentido negativo, o material é magnetizado com polaridade oposta. A redução do campo
novamente a zero deixa uma densidade de fluxo remanescente, -Br, e, para reduzir B a zero,
deve-se aplicar uma força coercitiva no sentido positivo. Aumentando-se mais ainda o campo,
o material fica novamente saturado, com a polaridade inicial. Esse fenômeno que causa o
atraso entre densidade de fluxo e campo magnético é chamado de histerese magnética,
enquanto que o ciclo traçado pela curva de magnetização é chamado de ciclo de histerese
(Figura 4). A histerese magnética não ocorre com materiais paramagnéticos. Nesse caso, ao
retirar o campo externo aplicado, a magnetização retorna ao estado inicial. No caso de
materiais superparamagnéticos, o comportamento da magnetização é semelhante, porém, com
uma resposta de magnetização muito superior à dos materiais paramagnéticos.
Figura 4: Curvas de histerese dos materiais ferromagnéticos e das respostas diferentes da
magnetização (B) dos materiais para e superparamagnéticos quando sujeitos a um campo
externo H. As unidades das duas grandezas é o Tesla.
9

2.2 NANOPARTÍCULAS MAGNÉTICAS (NPMS)
A nanotecnologia, por definição, está relacionada à manipulação da matéria em
uma escala em que os materiais revelam características exclusivas, ou seja, não encontradas
quando o mesmo material é analisado em escala macroscópica. A origem das propriedades de
induzida pelo tamanho em nanomateriais depende basicamente dos fenômenos de superfície
e efeitos de confinamento quântico. A razão superfície vs volume aumenta rapidamente
quando o tamanho das partículas diminui. Quando um determinado material tem pelo menos
uma dimensão reduzida a nanoescala, os vetores de onda eletrônica tornam-se quantizados e
o sistema apresenta seu níveis de energia discretos (SOUZA FILHO e FAGAN, 2011).
Tais mudanças traduzem-se pela apresentação de tolerância à temperatura, variedade
de cores, alterações da reatividade química, da condutividade elétrica, ou por exibir
interações de intensidade extraordinária. Em geral, tais peculiaridades ocorrem quando as
dimensões das partículas não ultrapassam os 100 nanometros. Estas características justificam
o interesse tecnológico em relação aos nanomateriais, que já são fabricados em escala
comercial para emprego em vários produtos como cosméticos, tintas, revestimentos, tecidos,
catalisadores ou para proporcionar mais resistência aos materiais (AMTENBRINK,
HOFMANN e MONTET, 2010).
As NPMs apresentam características que as tornam um importante recurso em
potencial na área médica. Primeiro, elas possuem tamanhos controláveis, que variam de
alguns nanometros até dezenas de nanometros, o que as coloca em dimensões que são
menores ou comparáveis a uma célula (10 a 100 μm), um vírus (20 a 450 nm), uma proteína
(5-50 nm) ou um gene (2 nm de largura 1-100 nm de comprimento). Isto significa que elas se
equivalem em tamanho a uma entidade biológica de interesse. Na verdade, elas podem ser
revestidas com moléculas biológicas para que possam interagir com ou se vincular a uma
entidade biológica e assim fornecer um meio controlado de marcá-lo ou abordá-lo
(PANKHURST, CONNOLLY e JONE 2003).
Com revestimento de superfície adequado, as NPMs podem permanecer dispersas
em solventes apropriados, formando suspensões homogêneas, chamado fluidos magnéticos.
Fluidos magnéticos podem ser submetidos a um campo magnético externo, possibilitando a
aquisição de imagens por ressonância magnética para o diagnóstico médico (LIU, 2011).
A magnetita, que é o material constituinte do núcleo das NPMs utilizada no presente
trabalho, tem a particularidade de conter tanto íons Fe 2+ quanto Fe 3+ , dentro de uma estrutura
espinélio inversa. Trinta e dois ânions de oxigênio formam uma célula unitária cúbica,
centrada na face, com um comprimento da aresta de 0,839 nm. Nesta célula unitária, íons de
10

ferro estão localizados em 8 sítios tetraédricos, cercados por 4 íons de oxigênio, e 16 sítios
octaédricos, rodeados por 8 íons de oxigênio. Os sítios tetraédricos são ocupados
exclusivamente por íons Fe 3+ , enquanto íons Fe 2+ e Fe 3+ ocupam alternadamente posições
octaédricas (Figura 5).
Figura 5: Estrutura espinélio inversa de magnetita. (a) Ilustração da parte frontal de uma
célula unitária cúbica. (b) Organização ferrimagnética da magnetita (Extraído de GOSSUIN,
2009).
Esta organização é, por vezes, expressa na fórmula para magnetita Fe 3+ [Fe 2+ Fe 3+ ]O4
e maghemita Fe 3+ [(Fe 3+ )5/3 V1/3]O4, onde V representa uma vacância de cátion (GOSSUIN,
2009). No tópico seguinte são discutidas as técnicas de síntese das nanopartículas.
2.2.1 Técnicas de Obtenção de NPMs
A produção das NPMs ocorre a partir de metais de ferro e cobalto puro e ligas de
CoPt3, FePt, FeZn, e de óxidos de ferro, incluindo a magnetita (Fe3O4) e maghemita (γ-
Fe2O3). Os óxidos de ferro também podem ser dopados para aumentar suas propriedades
magnéticas para formar MFe2O4, onde M é um cátion bivalente, tais como íons de Mn 2+ ,
Fe 2+ , Co 2+ ou Ni 2+ (VEISEH et al, 2009). Quando o núcleo destas nanoestruturas possui
dimensão menor que 25 nm, a NPM adquire característica superparamagnética, estado em que
ela somente apresenta magnetização quando submetida a um campo magnético externo.
Vários métodos de síntese de nanopartículas magnéticas têm sido relatados. A
metodologia mais utilizada envolve a co-precipitação alcalina de íons ferrosos e férricos em
solução aquosa, na presença de um agente estabilizador (como dextrana, por exemplo). Uma
boa estabilização da magnetização também pode ser atingida após a síntese através da
11

adsorção única na superfície destes agentes. No entanto, em se tratando de síntese química,
ainda é um desafio obter partículas magnéticas com uma população monodispersa em grande
escala para usos clínicos (DI MARCO, 2007).
A síntese de nanopartículas superparamagnéticas é um processo complexo, devido à
sua natureza coloidal. O primeiro desafio na obtenção do produto químico principal consiste
na definição de condições experimentais, levando a uma população monodispersa de grãos
magnéticos de tamanho adequado. O segundo ponto crítico é a escolha de um processo
reprodutível, podendo ser industrializado, sem qualquer processo complexo de purificação.
Vários processos foram adaptadas para a produção de nanopartículas magnéticas a partir de
técnicas de solução ou de aerossol ou em fase de vapor (COROT et al, 2006)
Novos processos também devem fornecer o óxido de ferro caracterizado por um
elevado grau de cristalinidade e, conseqüentemente, uma alta magnetização de saturação. O
revestimento precisa ser otimizado para simplificar o processo e prevenir de forma eficaz a
qualquer agregação e sedimentação das nanopartículas superparamagnéticas para fornecer
uma solução estável para injecção ou um pó liofilizado que é fácil de reconstituir.
A decomposição de ferro (III) acetilacetonato em éter dibenzil na presença de ácido
oléico tem sido usada para sintetizar nanopartículas de óxido de ferro monodispersas.
(GUARDIA et al, 2009).
2.2.2 Revestimentos
O uso in vivo das nanopartículas exige que elas sejam revestidas, para minimizar os
efeitos indesejados com o meio biológico (LACAVA e MORAIS, 2004). Estes revestimentos
de superfície, geralmente compostos por pequenas moléculas orgânicas e polímeros, servem
para evitar aglomeração de óxido de ferro dos núcleos, possibilitar a manipulação química
para viabilizar vetorização de fármacos e limitar a interação de células não-específicas. Para
atender a essas funções de revestimento, um grupo diversificado de polímeros têm sido
investigados, incluindo polietilenoglicol (PEG), dextrana, ciclodextrina, quitosana
(polissacarídeo catiônico), polietilenoimina (PEI) e outros (VEISEH et al, 2009).
As dextranas são formadas a partir da sacarose, através do crescimento de bactérias
pertencentes aos gêneros Leuconostoc, Streptococcus e Lactobacillus. No entanto, a maioria
das dextranas é sintetizada pela bactéria da espécie Leuconostoc mesenteroides. Assim como
a maioria dos polímeros solúveis em água, as moléculas administradas com baixo peso
molecular (menor que 10 kDa) são eliminados do organismo por filtração glomerular. Para as
dextranas com massas molares superiores a 40 kDa, a sua metabolização ocorre pela ação da
12

enzima dextranase (dextrano 1,6-glucosidase, presente em órgãos como o fígado, baço, rins e
cólons) que os degrada em glicose (BELDER, 2003).
As dextranas, cuja estrutura molecular está apresentada na Figura 6, são muito
utilizadas em aplicações biomédicas devido à sua biocompatibilidade, baixo custo e
facilidade na sua modificação. Dentro destas aplicações destacam-se o desenvolvimento de
agentes de contraste para imaginologia médica, sobretudo com o objetivo de aumentar o
tempo de retenção destes compostos na circulação. Estudos sobre a estabilidade química de
dextranas clínicas em pH 4,5 a 7, quando armazenado por vários anos em temperaturas entre
4° a 40 °C, revelou que a dextrana tem excelente estabilidade (BELDER, 2003).
Figura 6: Estrutura química da dextrana (adaptado de BELDER, 2003).
Outra substância, a ciclodextrina (CD) constitui uma classe de excipientes
farmacêuticos compostos por unidades de D-glucopiranose, que unidas originam estruturas
cíclicas troncocônicas. A estrutura espacial cônica e a orientação dos grupos hidroxílicos para
o exterior conferem a estes açúcares cíclicos propriedades físico-químicas únicas, sendo
capazes de solubilizar-se em meio aquoso e ao mesmo tempo encapsular no interior da sua
cavidade moléculas hidrofóbicas. Na área farmacêutica, este excipiente tem sido explorado
principalmente no incremento da solubilidade, estabilidade e biodisponibilidade de
medicamentos (HILDEBRAND et al, 2006 e MESSNER et al, 2010).
O mecanismo de fixação de superfície do revestimento polimérico ou monomérico
deve ser investigado através de técnicas de caracterização de superfície para descrever a
natureza e a força da superfície vinculativa (hidrogênio, pseudo-covalentes, iônicas). As
propriedades físico-químicas de superfície das NPMs muito pequenas (diâmetros menores que
15 nm, ou USPIOs, do inglês, ultra small superparamagnetic iron oxide) interferem
fortemente na sua capacidade de ser internalizadas pelos macrófagos e outras células
fagocíticas após a administração intravenosa. Portanto, a presença do revestimento é
13

fundamental para modular o destino das USPIOs, controlando suas propriedades elétricas de
superfície (ARIAS et al, 2006).
Em geral, os agentes de revestimento que são adsorvidos fisicamente (por interações
eletrostáticas ou delimitação pelo hidrogênio) mostram estabilidade limitada em comparação
com os agentes de revestimento que são adsorvidos quimicamente. A estabilidade do
revestimento também depende da quantidade de interações químicas que cada molécula
individual ou macromolécula pode estabelecer com a superfície das nanopartículas. Como
resultado, cada interação entre o revestimento e a superfície de óxido de metal tem que ser
analisada e discutida em uma base individual (DI MARCO et al, 2007).
2.2.3. Caracterização de NPMs
A metodologia mais importante de caracterização da estrutura das nanopartículas é a
difração de raios X, com as duas fontes de radiação: síncrotron e convencional. A análise
térmica, Mossbauer e espectroscopia de infravermelho fornecem informações adicionais úteis
(DI MARCO et al, 2007).
A maioria destas técnicas requer a secagem das amostras que, para aplicações
biológicas, precisam estar dispersas em um líquido. A secagem da amostra ou a sua
colocação em uma superfície úmida pode induzir mudanças significativas sobre as
características físico-químicas das USPIOs, como a ocorrência de agregação irreversível das
partículas. Assim, os resultados obtidos podem não refletir com precisão a natureza das
espécies na dispersão do líquido. As nanopartículas podem ser caracterizadas como uma
suspensão líquida, principalmente por pequenos ângulos de espalhamento de raios X ou de
nêutrons (DI MARCO et al, 2007).
O potencial zeta desempenha um papel importante na caracterização eletrocinética
das interfaces sólido-líquido, sendo definido como o potencial elétrico no plano de
cisalhamento, também conhecido como plano de escorregamento. O potencial zeta também
pode ser descrito como uma função da densidade superficial de carga, no plano local de
cisalhamento, e a estrutura de superfície e é um parâmetro muito importante no que diz
respeito a muitas características de materiais dispersos.
Uma propriedade fundamental das superfícies de óxido de metal é a sua tendência
para construir uma carga de superfície quando em contato com a água. Isso vai induzir efeitos
eletrostáticos nas vizinhanças da partícula carregada. Em solução, a presença de uma carga
líquida sobre uma partícula afeta a distribuição de íons circundantes, resultando em um
aumento na concentração de contra-íons (íons de carga oposta à partícula) nas proximidades
14

da partícula. Isto implica que a dupla camada é determinada pela força iônica da solução.
Assim, há dificuldade para diferenciar a mudança no plano de corte de medidas de potencial
zeta em diferentes condições de concentração de eletrólitos. Como conseqüência, potencial
zeta (ζ) não pode ser medido diretamente, e sim calculado a partir de técnicas experimentais
(fluxo atual ou potencial, mobilidade eletroforética e a condutividade elétrica) com a ajuda de
abordagens teóricas. Existe um método alternativo baseado no ultra-som que está rapidamente
se tornando importante. O método de ultra-som tem uma grande vantagem sobre as técnicas
tradicionais baseadas na luz, porque é capaz de caracterizar os sistemas concentrados, sem
diluição. Na verdade, os métodos baseados em luz exigem, em geral, as suspensões de
diluição extrema, a fim de tornar a amostra suficientemente transparente para a medição.
2.2.4 Aplicações das NPMs na Medicina
As nanopartículas magnéticas obedecem às leis de Maxwell e podem ser
manipuladas por um gradiente de campo magnético externo. Esta ação à distância, combinada
com a intrínseca penetrabilidade de campos magnéticos em tecidos humanos, abre muitas
aplicações que envolvem o transporte e/ou imobilização de nanopartículas magnéticas, ou de
marcar magneticamente entidades biológicas. Dessa forma, isto pode ser feito para entregar
um pacote, como um fármaco anticâncer ou um grupo de átomos de radionuclídeos, em uma
região-alvo do corpo, como um tumor.
As NPMs podem também ser usadas para responder a um campo magnético variável
no tempo, com resultados relacionados a transferência de energia do campo de excitação.
Neste caso, a partícula pode ser usada para aquecer, o que leva à sua utilização como agentes
de hipertermia, fornecendo quantidades tóxicas de energia térmica para quimioterapia aos
órgãos-alvo, tais como tumores, ou como radioterapia e agentes de reforço, onde um
moderado grau de aquecimento dos tecidos resulta na destruição mais eficaz das células
malignas (PANKHURST, CONNOLLY e JONE, 2003).
Outra aplicação ainda incipiente de NPMs está relacionada à sua utilização como
agente de contraste de imagem no método de ressonância magnética. As NPMs têm em
comum a sua absorção específica do sistema fagocitário e, se elas não são inteiramente
capturadas pelo fígado e baço, podem ser amplamente avaliadas como marcadores de
ressonância magnética para o diagnóstico de doenças inflamatórias e degenerativas associadas
à alta atividade fagocítica dos macrófagos (COROT et al, 2006).
Estas e muitas outras aplicações potenciais estão disponíveis na biomedicina, como
resultado das propriedades físicas especiais das NPMs.
15

2.2.5 Mecanismos de interação biológica
A farmacocinética e a captação celular in vivo das NPMs, incluindo a sua
capacidade de interagir com as barreiras biológicas, estão em grande parte relacionados com
as suas propriedades físico-químicas, incluindo a morfologia, tamanho, hidrofobicidade, carga
e outras propriedades de superfície. Essas propriedades são determinadas pelos tipos,
estruturas e orientações dos materiais que as compõem (VEISEH et al, 2009).
Uma vez que uma NP entra na corrente sanguínea, processos opositores ativam o
sistema mononuclear fagocitário (SMF) de resposta. Dependendo da biodegradabilidade e
tamanho, algumas das NPs presentes nas vesículas lisossômicas em células de Kupffer, no
fígado, podem ser incorporadas à bile e removidas nas fezes. Outras NPs serão filtradas pelos
rins e eliminadas na urina. Em geral, as NPs menores estão sujeitas a rápida eliminação renal,
ao passo que as maiores mostram captação pelo fígado, baço, e medula óssea (Figura 7 ).
Partículas grandes são removidas pelas células capazes de fagocitose, ou seja, macrófagos ou
células dendríticas, enquanto pequenas partículas podem ser removidas por células capazes de
endocitose (Linfócitos B e T). Se as NPs magnéticas são biodegradáveis, os produtos de
decomposição podem ser tomados por qualquer célula por meio de pinocitose (ARRUEBO et
al, 2007).
Partículas magnéticas menores do que 4 nm são removidas pelas células do SMF,
principalmente no fígado (60-90%) e baço (3-10%). Partículas maiores que 200 nm são
geralmente filtradas pelo baço, cujo ponto de corte se estende até 250 nm, enquanto que as
partículas maiores que 100 nm são fagocitadas por células principalmente do fígado.
Em geral, quanto maiores as partículas, mais curta é a sua meia vida no plasma. Este
clearance de partículas pelas células de Kupffer podem ser, por outro lado, útil para o
tratamento de doenças do fígado, como câncer ou leishmania, tuberculose, listeriose,
hanseníase, etc, embora seja importante considerar que, simultaneamente, implica na
destruição de um número significativo de células de defesa do paciente (KIM et al, 2007).
16

Figura 7: Diagrama qualitativo relacionando o tempo de residência no sangue com o tamanho
da partícula (adaptado de ARRUEBO et al, 2007).
Para nanopartículas de óxido de ferro, sua meia-vida no sangue é dose-dependente.
Essa característica já foi demonstrada por vários sistemas de nanopartículas e está relacionada
a uma saturação progressiva do consumo de macrófagos no fígado ou outros órgãos ricos em
macrófagos, como o baço e a medula óssea. No entanto, o ligeiro aumento da meia-vida
encontrada no intervalo de doses clínicas não causa impacto relevante em termos de imagens
clínicas em função do perfil global da farmacocinética dos compostos. A meia-vida das
USPIO no sangue é geralmente maior nos seres humanos do que em animais. Por exemplo,
em doses de 30 ou 45 μmol Fe/kg, a meia-vida no sangue de ferumoxtran-10 é de 2 a 3 horas
em ratos e de 24 a 36 horas em seres humanos. Uma vez que o acesso das USPIOs aos órgãos
é facilitado por um tempo prolongado de permanência no sangue, experimentos com imagens
de animais, geralmente são feitos usando altas doses de USPIO (200-1000 μmol Fe / kg) em
comparação com a dose clínica humana de 45 μmol Fe / kg (COROT et al, 2006).
A principal indicação clínica para as nanopartículas de óxido de ferro foi de imagem
hepática. Depois da injeção intravenosa, SPIOs são rapidamente fagocitadas por macrófagos
hepáticos especializados, as células de Kupffer, resultando em uma queda na intensidade do
sinal de ressonância magnética e, portanto, gerando imagens com sinal hipointenso,
principalmente por causa de um efeito de susceptibilidade. A magnitude da diminuição da
17

intensidade do sinal é determinada por uma variedade de parâmetros, incluindo a dose
administrada e a seqüência de pulso (COROT et al, 2006).
Como as células de Kupffer estão exclusivamente no parênquima hepático saudável,
as SPIOs aumentam o contraste entre tecidos saudáveis e doentes, desprovidos destas células.
Portanto, tumores não demonstram uma redução permanente da intensidade do sinal após a
administração de óxido de ferro, pois estão desprovidas de macrófagos. As diferenças em
contraste também pode ser devido à atividade suprimida de células de Kupffer como
resultado do crescimento do tumor. Tumores de fígado ou metástases muito pequenas, da
ordem de 2 a 3 mm podem ser detectadas (SEMELKA, 2001)
2.2.6 Toxicidade
Para administração endovenosa de NPMs, a regra geral é que elas sejam não
tóxicas, não imunogênicas e de um tamanho que evita a embolização dos ductos capilares.
Embora a mudança no foco do desenvolvimento de partículas de micro a nanoescala seja
essencial para os avanços na biologia moderna, medicina e produção industrial,
ele carrega um potencial nocivo sobre os organismos e o ambiente (KIM et al, 2006). A falta
de informação sobre a toxicidade de nanopartículas pode resultar em sérios problemas. Por
isso, é necessário que especialistas e pesquisadores em toxicologia, química e outros campos
estejam conscientes da importância de analisar os aspectos positivos dos nanomateriais,
evitando seus potenciais efeitos tóxicos (OBERDORSTER, G., OBERDORSTER, E. e
OBERDORSTER, J., 2005). Várias técnicas de encapsulamento de partículas magnéticas
estão em desenvolvimento, de forma que os sistemas obtidos tornem-se efetivos carreadores
de drogas, com especificidade tumoral para a liberação controlada de agentes. Além de apre-
sentar baixos níveis de toxicidade, as nanopartículas devem também possuir um elevado
momento de saturação, que permita minimizar as doses requeridas (CASTRO et al, 2010).
Até o momento, a importante ligação entre a concentração intracelular de
nanopartículas e os efeitos citotóxicos não foi completamente analisada, e esses são muitas
vezes expressos em termos da quantidade de nanomaterial presente no meio de incubação.
Para a maioria das aplicações biomédicas, a concentração intracelular de nanopartículas é de
importância primordial.
Os efeitos tóxicos das nanopartículas devem ser medidos em momentos nos quais as
células contêm partículas intactas, partículas parcialmente degradadas e completamente
degradadas. Também é importante relatar que quando nanopartículas interagem com as
células, sítios de ligação polivalentes na sua superfície podem provocar ligações cruzadas das
18

proteínas da superfície celular e, assim, interferir com os processos biológicos normais. Os
locais polivalentes de ligação também pode resultar em um aumento da afinidade de ligação
(avidez) para receptores da superfície celular. Assim, as interações multivalentes devido à
ligação de ligantes a nanopartículas podem aumentar a avidez em até 4 vezes (IVERSEN,
SKOTLAND e SANDVIG, 2011).
2.2.7 Excreção celular
Todos os trabalhos que envolvem a excreção de nanopartículas pelas células
concluem que a sua exocitose é muito mais lenta do que endocitose. Considerando que a taxa
de endocitose parece ser mais rápida para as partículas de 20-50 nm, a taxa de exocitose
diminui com o aumento de tamanho de partículas (IVERSEN, SKOTLAND e SANDVIG,
2011). A fração de nanopartículas endocitadas varia para diferentes linhagens celulares. O
percentual de nanopartículas celulares sendo exocitadas em de 1 h em células HeLa foi de
aproximadamente 35, 10 e 5% para as nanopartículas de 14, 50 e 74 nm, respectivamente
(CHITHRANI e CHAN, 2006). Uma questão em aberto é também o que acontece com as
nanopartículas liberadas a partir de células que foram mortas, por exemplo, aquelas que
sofreram interação com nanopartículas contendo fármacos (IVERSEN, SKOTLAND e
SANDVIG, 2011).
2.3 PRINCÍPIOS FÍSICOS DA IMAGEM POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA (IRM)
Compreender os princípios físicos envolvidos na formação da imagem por
ressonância magnética implica na abordagem de fenômenos que ocorrem em escala
subatômica. Um átomo com número de massa ímpar, ou seja, número de prótons diferente do
número de nêutrons, apresenta um movimento de giro do seu núcleo em torno do próprio
eixo. As leis do eletromagnetismo determinam a relação entre a carga elétrica em movimento
e a indução de um campo magnético (Figura 8). Pode-se assim associar ao momento
magnético um vetor de magnetização efetiva (VME), possibilitando um tratamento
matemático apropriado (WESTBROOK e KAUT, 2000).
19

Figura 8. Representação da geração de um dipolo magnético a partir do próton do hidrogênio,
que é carregado positivamente e gira em torno de seu próprio eixo, com um momento
magnético associado (adaptado de MAZZOLA, 2009).
Embora o embasamento físico da RMN já tenha sido descrito em 1946, apenas à
partir da década de 70 é que o desenvolvimento tecnológico permitiu a sua aplicação na área
médica. O método de imagem por ressonância magnética (IRM) surgiu em 1973, utilizando-
se algoritmos de reconstrução de imagens desenvolvidos para a tomografia computadorizada
por raios X. Em 1975, são estabelecidas as bases da RMN, empregadas por métodos de
codificação de fase e freqüência em conjunto com a Transformada de Fourier.
2.3.1 Relação do hidrogênio com um campo magnético externo
A IRM é o resultado da interação do forte campo magnético produzido pelo
equipamento com os prótons de hidrogênio do tecido humano, criando uma condição para que
possamos enviar um pulso de radiofreqüência (RF) e, após, coletar a RF modificada, através
de uma bobina ou antena receptora. Este sinal coletado é processado e convertido numa
imagem ou informação. Os principais átomos que compõem o tecido humano são: hidrogênio,
oxigênio, carbono, fósforo, cálcio, flúor, sódio, potássio e nitrogênio. Estes átomos, exceto o
hidrogênio, possuem no núcleo atômico prótons e nêutrons. Apesar de outros núcleos
possuírem propriedades que permitam a utilização em IRM, o hidrogênio é o escolhido por
três importantes motivos: (i) é o mais abundante no corpo humano, (ii) as características de
ressonância magnética nuclear se diferem bastante entre o hidrogênio presente no tecido
normal e no tecido patológico e (iii) o próton do hidrogênio possui o maior momento mag-
nético e, portanto, a maior sensibilidade a RMN (MAZZOLA, 2009 e CABAL et al, 2009).
As propriedades de ressonância magnética têm origem na interação entre um átomo e
um campo magnético externo. É um fenômeno em que partículas contendo momento angular
e momento magnético exibem um movimento de precessão quando estão sob ação de um
20

campo magnético (B0). A influência do campo magnético externo B0 faz com que apareça
uma oscilação adicional em torno do eixo de rotação do próton, denominado como
movimento de precessão, o que faz com que os momentos magnéticos descrevam um
movimento circular em torno do eixo de B0. O percurso de oscilação é chamado trajetória de
precessão e a velocidade com que o VME oscila em torno de B0 é definida como freqüência
de precessão. O valor da freqüência de precessão é descrito pela equação de Larmor:
ω = B0 . γ (6)
onde B0 é a potência do campo magnético em Tesla e γ é a razão giromagnética, que por sua
vez expressa a relação entre o momento angular e o momento magnético de cada núcleo ativo
em RM (WESTBROOK e KAUT, 2000).
A energia necessária para causar movimento de precessão no próton de hidrogênio
corresponde à faixa de radiofreqüência (RF) do espectro eletromagnético. Para que ocorra a
ressonância, é necessário que seja aplicado um pulso de energia RF exatamente com a
freqüência de Larmor do VME do hidrogênio (Figura 9B). A energia da onda de
radiofreqüência aos núcleos traduz-se por uma oscilação da magnetização total M em relação
à sua posição inicial. O valor do ângulo de oscilação é uma função da amplitude e da duração
do pulso de excitação. Chamamos de pulso de 30°, 90° ou 180° uma onda de radiofreqüência
de intensidade e duração tais que, imediatamente após o pulso, a magnetização M forme um
ângulo de 30°, 90° ou 180°com o campo B0. Outros núcleos ativos não entram em RM por
não possuírem a mesma freqüência de precessão do hidrogênio (DOYON e CABANIS,
2000).
A B
Figura 9: Em A está está representada a magnetização resultante da aplicação de uma campo
magnético externo sobre uma população de núcleos de hidrogênio. Em B, com a aplicação
adicional de um pulso de RF, o eixo de precessão é forçado a se distanciar do alinhamento
original.
21

2.3.2 Formação do contraste da imagem de RMN
Quando o pulso de RF é removido, os núcleos de hidrogênio "relaxam" de volta ao
seu estado original. Este processo pode ser medido por sua relaxação longitudinal (T1) ou
relaxação transversal (T2), ambas podendo gerar uma imagem de RM. A variação do
relaxamento corresponde às taxas de contraste da imagem, permitindo a discriminação entre
os tipos de tecido (VEISEH, 2009).
Durante o relaxamento, o VME libera a energia de RF absorvida e retorna o seu
alinhamento com B0. O relaxamento leva a recuperação da magnetização no plano
longitudinal e ao declínio da magnetização no plano transverso (xy).
O contraste das imagens de RMN é, portanto, conseqüência principalmente dos
mecanismos de recuperação T1 e declínio T2. No tecido adiposo, por exemplo, os momentos
magnéticos dos núcleos lipídicos relaxam e recuperam rapidamente sua magnetização
longitudinal. Desta forma, o tempo T1 do tecido adiposo é curto e sua imagem característica é
hiperintensa em T1. Ao contrário, na água os momentos magnéticos demoram mais para
relaxar e recuperar a magnetização longitudinal e, portanto, o tempo T1 da água é longo e sua
característica é de imagem hipointensa em T1. Da mesma forma, o declínio T2 do tecido
adiposo é curto, e o tempo T2 da água é longo, mostrando imagens hipointensas e
hiperintensas, respectivamente.
Figura 10: Representação da curva de recuperação T1 (A) e curva de declínio T2 (B).
A recuperação T1 é causada pela liberação da energia dos núcleos em suas
vizinhanças. Com a energia liberada, os núcleos recuperam a sua magnetização longitudinal.
A razão de recuperação é um processo exponencial. T1 é o tempo necessário para a
recuperação de 63% da magnetização longitudinal do tecido (Figura 10A). O declínio T2 é
causado pela troca de energia entre os núcleos vizinhos, devido à interação dos campos
magnéticos dos núcleos entre si. É também denominada relaxamento spin-spin e acarreta o
declínio da magnetização no plano transverso, cuja razão também é um processo exponencial.
22

T2 é o tempo necessário para a perda de 63% da magnetização transversa (Figura 10B)
(WESTBROOK e KAUT, 2000).
Resumindo, o tecido adiposo tem um tempo T1 e T2 curtos e a água tem tempos T1
e T2 longos. Para se obter imagens com sinais intensos, deve haver um grande componente de
magnetização transversal, para que este possa induzir um forte sinal na bobina receptora. Um
componente de magnetização transversal pequeno produz um sinal fraco na bobina receptora;
as imagens ponderadas em T1 apresentam tecido adiposo hiperintenso (brilhante) e a água
hipointensa (escura); as imagens ponderadas em T2 mostram tecido adiposo hipointenso
(escuro) e a água hiperintensa (brilhante). Os tecidos de sinais intermediários devem ficar
com T1 ou T2 entre os sinais do tecido adiposo e da água. Uma imagem ponderada em T1
(Figura 11) é aquela em que o contraste depende predominantemente das diferenças entre os
tempos T1 do tecido gorduroso e da água, enquanto que uma imagem ponderada em T2
(Figura 12) é aquela em que o contraste depende predominantemente das diferenças entre os
tempos T2 do tecido adiposo e da água (WESTBROOK e KAUT, 2000).
Figura 11: Corte axial do abdômen ao nível hepático, de sequência ponderada em T1 (cortesia
de DIX, Diagnóstico por Imagem, Santa Maria - RS).
Figura 12: Corte axial do abdômen ao nível hepático, de sequência ponderada em T2 (cortesia
de DIX, Diagnóstico por Imagem, Santa Maria - RS).
23

2.3.3 Localização espacial e recepção do sinal de RF
A localização espacial de um elemento de volume da imagem de RM é feita por meio
de gradientes de campo magnético aplicados por bobinas localizadas nos três eixos
cartesianos, em composição com o campo magnético principal. Há três deles no scanner,
chamados de magnetos de gradiente X, Y e Z (Figura 13), cada um orientado ao longo de um
plano diferente. Estes magnetos são bem menos potentes do que o magneto principal, mas são
responsáveis pela precisão das imagens da região anatômica estudada, que são geradas em
cortes. Eles modificam o campo magnético em pontos muito específicos e trabalham em
conjunto com os pulsos de RF, produzindo as imagens através da codificação da distribuição
espacial dos prótons da água. Os planos de corte, de acordo com o magneto gradiente que
estiver ativado, poderão ser axiais (transversais ao corpo) coronais (que dividem o corpo em
regiões anterior e posterior) ou sagitais (que dividem o corpo em regiões direita e esquerda).
Também é possível, através da combinação entre os magnetos de gradiente, gerar as fatias de
imagem em qualquer plano, o que é um dos pontos fortes da RM como ferramenta
diagnóstica (HAAGA et al, 1996).
Figura 13: Esquema representando a localização das bobinas de gradiente no interior do
equipamento de RM (adaptado de http://www.magnet.fsu.edu/education/tutorials/ magneta
cademy/mri/fullarticle.html).
Na avaliação visual das imagens por RM, os sinais observados vão de muito intensos
(branco) até a ausência de sinal (preto), passando por uma gama de sinais intermediários (tons
de cinza). Estes sinais, de tonalidades que variam do branco ao preto, representam diferentes
tipos de tecidos, por exemplo, tecido adiposo, músculo, tecido nervoso, etc. que possuem
24

VME individuais. Um determinado tecido tem um sinal muito forte, caso possua um grande
componente transverso de magnetização, capaz de gerar um grande sinal na bobina receptora.
A detecção da magnetização nuclear é efetuada ao colocarmos no plano
perpendicular a B0, chamado plano de medida, uma bobina de detecção ou antena. O
movimento de rotação da magnetização transversal dá origem, na antena, a uma corrente
elétrica induzida, que podemos medir após amplificação e que constitui o sinal da RM.
Um tecido envia um sinal fraco à bobina receptora quando ele possui um
componente transverso de magnetização de pequena amplitude. Já a densidade de spin de
hidrogênio (H) é um parâmetro que descreve a quantidade relativa de hidrogênio detectável
em cada elemento de volume. As densidades de spin de hidrogênio de fluidos, tais como
líquido cefalorraquidiano e urina, são mais elevados, seguidos das densidades de spin de H
nos tecidos moles, que são 60 a 90% daquela verificada nos fluidos. As densidades de spin de
osso cortical e do ar são praticamente zero.
Em geral, a região anatômica em estudo fica envolvida ou muito próxima de uma
bobina de recepção (Figura 14), cujo papel principal é melhorar a captação do sinal de RF
emitido pelos núcleos de hidrogênio (DOYON e CABANIS, 2000).
A B
Figura 14: Utilização de bobinas receptoras em exames de RM. A: Exame de RM de joelho,
B: Exame de crânio (retirado de documentação publicitária de Philips Medical Systems)
2.3.4 Sequências de pulso e tempos de repetição e de eco
Um evento físico importante para a coleta do sinal que gera a imagem de RM é a
formação de ecos. Este fenômeno é a base para as sequências de pulso. Se os prótons forem
excitados com um pulso de RF inicial e, após um determinado tempo t, for enviado um
25

segundo pulso, além do surgimento de sinal na bobina após o primeiro pulso, haverá o
surgimento de um segundo sinal. Este segundo sinal é um eco do primeiro e aparece na
bobina num tempo igual a 2 t. O surgimento do eco é um processo natural e ocorre devido a
refasagem dos momentos magnéticos, induzida pelo segundo pulso de RF. O momento em
que o eco irá surgir pode ser controlado através dos tempos e de aplicação dos pulsos, porém
a defasagem e refasagem será dependente dos tipos de tecido em questão (MAZZOLA, 2009).
A seqüência de pulso mais comumente usada em exames clínicos de RM é a de
spin-eco. A seqüência spin-eco forma um sinal mensurável pela aplicação de um pulso de
180º a meio caminho entre o pulso inicial de 90º e o centro de medição de sinal (o spin eco).
Este pulso elmina os efeitos de não homogeneidade do campo magnético em cada voxel,
tornando a defasagem transversal entre excitação e medição de sinal dependente apenas do
declínio T2 (HENDRICK, 1994).
Sendo o intervalo de tempo t entre a aplicação de dois pulsos irá determinar o
surgimento do eco em 2 t. O tempo de eco (TE) é o intervalo de tempo entre a aplicação do
pulso inicial de RF de 90º e o pico do eco. O tempo entre sucessivos pulsos de RF de 90º é
chamado de TR, ou tempo de repetição. Enquanto o TE determina o quanto de relaxação no
plano longitudinal estará presente no eco, o TR estabelece o quanto de magnetização longitu-
dinal se recuperou entre sucessivos pulsos de 90º (MAZZOLA, 2009).
Para coletar dados suficientes para formar uma imagem planar, a seqüência de pulso
spin-eco deve ser repetida muitas vezes, cada uma com uma quantidade diferente de
codificação de fase. O número mínimo de repetições é determinado pelo número de voxels
distintos na direção desejada da codificação de fase. Uma característica a destacar é como a
recuperação T1 afeta o sinal medido em spin-eco de imagem (HENDRICK, 1994).
2.3.5 Fatores de segurança em RMN
O uso de comutação rápida e gradientes elevados pode levar à estimulação de nervos
periféricos (PNS) durante o escaneamento. A posição e a natureza do PNS difere para cada
indivíduo e pode causar uma sensação de formigamento ou de contração superficial. O nível
de PNS esperado é exibido como um dos parâmetros do protocolo de cada exame e é expresso
como uma porcentagem do nível de limiar médio para a sua ocorrência, calculado pelo
sistema para a seqüência preparada para o paciente (PHILIPS, 2007).
Os procedimentos de RM sempre envolvem a emissão de energia de radiofreqüência
(RF) e isso pode aquecer o paciente, o que implica em respeitar um nível seguro para a
imposição da chamada taxa de absorção específica (SAR). SAR é a energia de RF absorvida
26

pelo paciente por unidade de massa, expressa em watts por kg (W/kg). Recomenda-se usar
níveis elevados de SAR (acima de 2,5 W/kg) somente se for absolutamente necessário. No
painel do equipamento, é exibida uma porcentagem que se refere ao quanto do limiar para o
início de sintomas de aquecimento do paciente para um determinado protocolo de
escaneamento.
2.4 USO DE AGENTES DE CONTRASTE EM RESSONÂNCIA MAGNÉTICA
Assim como na radiologia convencional e na tomografia computadorizada, o método
de imagem por RM utiliza, dependendo do estudo que estiver sendo realizado, um agente
adicional de contrastação das estruturas anatômicas de interesse, administrado por via
endovenosa. A grande diferença entre os meios de contraste utilizados em métodos de
imagem que utilizam radiação ionizante (raios-x) e a IRM é que os primeiros possuem a
função de aumentar a densidade física do sangue, enquanto que no segundo caso, o agente de
contraste interfere na magnetização das moléculas localizadas em determinados tipos de
tecido. O uso de agentes de contraste tem constituído uma parte importante da prática clínica
estabelecida há mais de 20 anos (SEMELKA e HELMBERGER, 2001).
2.4.1 Agentes de contraste paramagnéticos
Os agentes de contraste para ressonância magnética atualmente em uso são os
quelatos paramagnéticos (átomos de gadolínio quelatado). A interação localizada desses
agentes com os prótons das moléculas de água potencializa o contraste da imagem, reduzindo
os tempos de relaxação T1 ou T2. Em geral, estes agentes são substâncias que alteram as
propriedades magnéticas de tecidos vizinhos, células ou moléculas. Os agentes exógenos de
contraste mais usados são o gadolínio-dietileno ácido triamina pentaacetic e gadolínio-1,
4,7,10 tetraazaciclododecano ácido 1,4,7,0 triacetic (Gd (DTPA) e Gd (DOTA),
respectivamente). A utilidade do uso de agente de contraste exógeno está na necessidade de
alcançar uma alta concentração na área de interesse, mantendo a concentração mais baixa
possível, em áreas não relacionadas. Os ligantes coordenados com o íon paramagnético reduz
sua toxicidade e aumenta a sua meia-vida no sangue, aumentando significativamente o
contraste. A conjugação destes ligantes de baixo peso molecular de polímeros biocompatíveis,
tais como poliamidas, polissacarídeos e albuminas geralmente melhoram as suas
características biofísicas e farmacológicas (KIM et al, 2007).
O gadolínio (Gd-DTPA) é considerado um agente paramagnético e diminui o tempo
de relaxamento T1 e T2. Em geral, o Gd-DTPA acelera a velocidade com que os prótons da
27

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 ao meio intravascular por um período de
tempo, exceto se a BHC tiver sido lesada por processos patológicos. O Gd-DTPA geralmente
é usado com seqüências de pulso ponderadas em T1 (HAAGA, 1996). Normalmente o meio
de contraste paramagnético é administrado por via intravenosa, freqüentemente em ―bolus‖ e
seguido ou não por injeção de solução salina. A dose administrada varia entre 0,1 mmol/kg e
0,2 mmol/kg (LEOPOLDINO et al, 2005)
O gadolínio tem comportamento farmacológico semelhante ao meio de contraste
iodado, utilizado em tomografia, ou seja, atua como um agente extracelular, difundindo-se
rapidamente do compartimento intravascular para o espaço intersticial. Cerca de 80% da dose
deixa o compartimento vascular nos cinco primeiros minutos após a injeção. Por esse motivo,
a aquisição das imagens de RM contrastada deve ser rápida, quando o objetivo do estudo é
vascular. O gadolínio não entra nas células nem é metabolizado pelo organismo, sendo
excretado por filtração glomerular, com meia-vida biológica de aproximadamente 90 minutos
(CALDANA et al, 2004).
2.4.2 Agentes de contraste superparamagnéticos
NPSPMs são tipicamente mais eficazes ao diminuir o tempo de relaxamento T2 e
não T1. Esta técnica pode oferecer uma resolução espacial de 10-100 μm, sem limitações de
imagens de profundidade (FRULLANO e MEADE, 2007).
Os agentes de contraste constituídos de partículas de óxido de ferro são
seletivamente absorvidos pelas células sistema retículo-endotelial (SRE) no fígado, baço e
medula óssea e resulta em perda de sinal em sequências de imagem T2, devido aos efeitos de
susceptibilidade do ferro. Esta classe de agente de contraste é também denominado óxido de
ferro superparamagnético. Lesões que contêm um número insignificante de células do SRE
permanecem em grande parte sem ser afetadas pelo agente, enquanto o fígado normal
apresenta baixo sinal em T2. Isto proporciona um aumento da detecção de lesões, em
comparação com imagens sem o uso do agente (SEMELKA e HELMBERGER, 2001).
O estudo de NPMs para uso em ambiente clínico é estudado há um longo tempo. O
produto Feridex, produzido pela empresa Bayer HealthCare Pharmaceuticals Inc., que é
constituído de NPMs de primeira geração, foi aprovado pelo FDA para a detecção de doenças
de fígado em 1993. Estudos relatam ter usado estas NPMs com diâmetro entre 100 e 250 nm,
para detecção de doenças hepáticas (TANIMOTO, MUKAI e KURIBAYASHI, 2006).
28

Uma nova geração de NPMs oferece vantagens significativamente maiores do que
seus antecessores, como o fato delas possuirem revestimentos de polímero complexo e
permanecerem monodispersas em solução. Além disso, elas possuem uma meia-vida longa na
corrente sanguínea, distribuição de tamanho uniforme, de 30 a 50 nm e maior relaxatividade
(OGHABIAN e FARAHBAKHSH, 2010).
Segundo a empresa Bayer HealthCare Pharmaceuticals Inc, que produz o agente de
contraste Feridex, estudos de imagem em ratos mostraram uma importante redução da
intensidade do sinal de RM do fígado, nas primeiras 24 horas após a administração, seguido
por um retorno gradual ao normal ao longo de 7 dias. Estes estudos também mostraram que o
ferro contido no fluido tornou-se parte do ferro contido no organismo. Estudos histológicos
nos ratos mostraram que o ferro estava no SRE, tendo desaparecido entre 7 a 14 dias. Em
estudos clínicos humanos, não houve diferença na perda de intensidade de sinal em imagens
obtidas entre 0 e 3,5 horas após a infusão. O retorno do sinal de intensidade normal ocorreu
entre 1 e 2 dias (BAYER, 2007). Na Tabela 2 estão apresentados alguns exemplos de agentes
de contraste, relacionando a sua situação de uso comercial e o respectivo tamanho das NPMs.
Tabela 2: Agentes de contraste baseados em NPMs, disponíveis no mercado americano ou em
fase de estudo (adaptado de OGHABIAN e FARAHBAKHSH, 2010).
Nome Situação Tamanho da partícula
Lumirem, Gastromark, Ferumoxsil Aprovado > 300 nm
Feridex, Endoren, Ferumoxide Aprovado 80 – 150 nm
Resovist (Ferrixan) Fase III 62 nm
Sinerem, Combidex, Ferumoxtran Fase III 20 – 40 nm
Clariscan Descontinuado na fase II 20 nm
Outro agente de contraste, o Resovist, foi concebido para ser utilizado para a
detecção de lesões focais em imagens de ressonância magnética. Este composto possui núcleo
de ferro, com uma concentração de 0,5 mmol/ml. O diâmetro hidrodinâmico das partículas
revestidas, estão na faixa entre 45 e 60 nm. Os ingredientes ativos são partículas de óxido de
ferro superparamagnéticas, revestidas com carboxidextrana. Um estudo feito na Alemanha
comparou a eficiência de internalização celular do Resovist com outras NPMs, combinados
com diferentes revestimentos (SCHLORF et al, 2011). Este agente de contraste apresentou
forte absorção, comparado aos demais produtos estudados.
29

3 METODOLOGIA
A execução das etapas experimentais do trabalho envolveu o uso de cobaias, que
foram anestesiadas e submetidas a imageamento em um equipamento de ressonância
magnética, antes e após a injeção venosa de diferentes doses de NPMs. As imagens obtidas
foram analisadas com o objetivo de avaliar o nível de contrastação para cada dose.
As cobaias utilizadas foram ratos machos adultos, da linhagem Wistar, com peso
variando de 350 a 500g, obtidos no biotério do curso de medicina veterinária da Universidade
Federal de Santa Maria. Os animais foram mantidos em uma sala separada, em ciclo de
claro/escuro de 12 h, a uma temperatura ambiente de 22(±2) ºC, umidade relativa do ar entre
30 e 50%, com livre acesso a comida e água. Estes animais foram usados de acordo com a lei
no 11.794, de 8 de outubro de 2008, que regulamenta o inciso vii do § 1o do art. 225 da
constituição federal, estabelecendo procedimentos para o uso científico de animais (BRASIL,
2008).
Foram utilizadas, como agente de contraste de imagem, NPMs, obtidas junto
Laboratório de Nanotecnologia Farmacêutica e Sistemas de Liberação de Fármacos
da Faculdade de Farmácia da Universidade Federal de Goiás (ANEXO C). Estas NPMs
possuem núcleo de magnetita (Fe3O4) e foram divididas em dois lotes. Um dos lotes possui
revestimento de dextrana, cujo diâmetro médio, medido no Laboratório do Centro
Universitário Franciscano, é de 76,1 nm. O outro lote possui revestimento de dupla camada de
ácido oléico e um diâmetro polimodal de 48 nm (40,7%), 98,2 nm (34,8%) e 607,7 nm
(24,5%) (Anexo A). A concentração de ferro no fluido magnético foi medida no laboratório
de química da Universidade Federal de Santa Maria, através da técnica de espectrometria de
emissão óptica com plasma indutivamente acoplado (ICP OES, Spectro Ciros CCD, Spectro
Analytical Instruments), utilizando a linha 259,941 nm. A concentração medida de magnetita
da amostra revestida com dextrana foi de 9,02 g/L, enquanto que para a amostra revestida
com ácido oléico, a concentração medida foi de 9,03g/L (Anexo B).
O equipamento de ressonância magnética utilizado, cedido pelo serviço de
radiodiagnóstico do Hospital de Caridade Dr. Astrogildo de Azevedo, Santa Maria, marca
Philips, modelo Achieva, com campo de 1,5 T (Tesla), versão 2.5. A bobina receptora de
sinais utilizada para o estudo é uma Sense wrist 4, normalmente utilizada para realização de
exames de punho de seres humanos.
Numa primeira etapa, executou-se seqüências de imagens experimentais de
ressonância magnética de um rato, para fins de ajuste dos parâmetros técnicos do
equipamento, objetivando a otimização destas imagens. O rato foi anestesiado com uma
30

solução composta por 1mL de cloridrato de cetamina a 10% e 1 mL de cloridrato de xilazina a
2%, diluídos em 8 mL de solução fisiológica. A dose aplicada foi de 5,3 mL da solução por
quilograma, por via intraperitoneal. Após várias séries de imagens adquiridas, foram
otimizadas as sequências em T1 TSE e T2 TSE. Foi estudada a região do abdômen, com
interesse especial para fígado e baço. Para cada protocolo, as imagens foram adquiridas nos
planos de corte axial e coronal.
A etapa seguinte envolveu a administração das NPMs nos ratos, por via endovenosa
intracaudal, e submissão dos mesmos à aquisição das respectivas imagens. Para isso os ratos
foram divididos em 6 grupos, sendo cada grupo composto por de 3 animais. Desta forma,
doses de 0,46 mg/Kg, 0,92 mg/Kg e 1,82 mg/Kg de NPMs revestidas com dextrana foram
administradas em cada grupo de 3 ratos. Essas doses corresponderam a 0,05; 0,1 e 0,2 mL/Kg
respectivamente.
Considerando que a contrastação dos órgãos foi menor quando as NPMs revestidas
com acido oléico, as doses para este lote foram maiores: 1,82 mg/Kg, 3,6 mg/Kg e 7,2
mg/Kg. O número total de ratos utilizados nos experimentos válidos foram de 18 animais.
Para cada rato foram realizadas as seqüências de imagens já descritas, antes e após
10, 20, 30 e 40 minutos após a administração das NPMs. Os principais parâmetros de
protocolo de imagem para as aquisições axiais, ajustados para o objetivo do estudo, são
apresentados na Tabela 3.
Tabela 3: Parâmetros de aquisição e reconstrução das sequências de imagens
Parâmetro Sequência T1 TSE Sequência T2 TSE
Tempo de scan 6:06 min 06:59
Matriz de resolução 236x190 232x189
Campo de visão 70 mm 70 mm
Voxel de reconstrução 0,16/0,16/2 mm 0,2/0,2/2 mm
Tempo de eco (TE) 22 ms 80ms
Tempo de repetição (TR) 473 ms 1.871 ms
Porcentagem de scan 80,7% 81,5%
Espessura de corte 2 mm 2 mm
SAR 1,6W/Kg 3W/Kg
PNS 59% 52%
31

A etapa seguinte do trabalho envolveu a análise das imagens, com a participação de
um médico radiologista com larga experiência em imagem por ressonância magnética,
verificando-se principalmente o grau de contrastação dos órgãos, especialmente fígado e baço.
Nesta etapa, utilizou-se o programa de visualização de imagens médicas Clear Canvas
Workstation, versão 2.0, de propriedade de Clearcanvas Inc. Toronto, Canadá.
32

4 RESULTADOS E DISCUSSÕES
Apresentamos aqui os resultados obtidos através da análise comparativa das
seqüências de imagens adquiridas antes e após a administração de diferentes doses de NPMs
nos dois grupos de ratos: o que recebeu NPMs revestidas com dextrana e outro, que recebeu
NPMs revestidas com ácido oléico.
Buscou-se eleger a seqüência que resultasse num grau de perda de sinal
(escurecimento) adequado à detecção de eventuais focos patológicos. Esta forma de análise
baseia-se no fato de que lesões tumorais são desprovidas de células fagocitárias, o que
siginifica que os tumores não são afetados pelas NPMs e portanto ficariam evidenciados em
relação ao parênquima sadio do fígado e baço.
4.1 ADMINISTRAÇÃO DE NPMs REVESTIDAS COM DEXTRANA
Para a realização de imagens em seqüências T1 TSE, não houve qualquer diferença
na contrastação hepática na aquisição após a injeção de NPMs em relação a seqüência sem a
injeção. Isto pode ser constatado nas imagens comparativas mostradas na Figura 15. Este
resultado não mudou para nenhuma das concentrações de NPMs injetadas. Isto demonstra que
as NPMs não alteraram o tempo de relaxação em T1.
Figura 15: Imagens axiais comparativas, de sequência T1 TSE, ao nível do fígado, antes (A) e
10 min pós injeção de 1,82 mg/Kg de NPMs (B).
As imagens obtidas 10 minutos após a injeção de 1,82 mg/Kg de NPMs
apresentaram acentuado hipossinal em sequência T2 TSE para fígado e baço (Figura 16).
Aparentemente esta dosagem foi excessiva, considerando que o parênquima hepático
praticamente desapareceu. Também verificou-se que os tecidos da parede abdominal,
constituídos basicamente por músculos e gordura, também apresentaram hipointensidade
33

Figura 16: Imagens axiais comparativas, ao nível do fígado, antes (A) e 10 min pós injeção
de 1,82 mg/Kg de NPMs (B). O fígado (seta maior), o músculo (seta menor) e a gordura
(seta pontilhada) apresentaram hipossinal evidenciado na imagem B.
O acentuado efeito de hipossinal para essa dose, também em seqüência T2 TSE,
novamente fica evidente nas imagens obtidas no plano coronal. Pode-se comparar, na Figura
17, que o fígado (setas maiores) e o baço (setas menores) sofreram drástica redução de sinal.
Figura 17: Imagens em seqüência T2 TSE no plano coronal, antes (A) e após 10 min após a
injeção de 1,82 mg/Kg de NPMs (B).
Com a injeção de uma dose de 0,92 mg/Kg, parece ter havido um efeito moderado,
ou seja, hipossinal controlado em fígado e baço, sem saturação. Nas imagens mostradas na
Figura 18, de cortes axiais adquiridos em seqüência T2, observa-se que o fígado apresentou
hipossinal na imagem B em relação à imagem de pré-injeção, mostrada em A.
34

Figura 18: Imagens axiais comparativas em seqüência T2, ao nível do fígado, antes (A) e 10
min pós injeção de 0,92 mg/Kg de NPMs (B).
O efeito de hipossinal para a dose de 0,92 mg/Kg também ocorreu no baço, conforme
pode ser observado na imagem B da Figura 19. Este resultado também era esperado, uma vez
que, assim como o fígado, o baço possui células do sistema de defesa que endocitam as
NPMs.
Figura 19: Imagens axiais comparativas, do mesmo experimento, ao nível do baço (setas).
As seqüências de imagens executadas tardiamente à injeção das NPMs demons-
traram que a meia vida biológica do fluido é longa. Na Figura 20 estão apresentadas as
imagens adquiridas com 20 minutos (imagem A) e 40 minutos (imagem B) após a injeção das
NPMs. Observa-se que praticamente não há variação da aparência do parênquima hepático se
comparadas as seqüências adquiridas nos três tempos pós-injeção (10, 20 e 40 minutos).
35

Figura 20:. Imagens axiais comparativas, ao nível do fígado. A: 20 min após a injeção de
0,92 mg/Kg de NPMs e B: 40 min após a injeção.
Para a dose de 0,46 mg/Kg, o tecido hepático apresentou regiões com moderado
hipossinal em seqüência T2 TSE, executada 10 minutos após a injeção das NPMs,
permanecendo outras regiões sem esse efeito, como pode ser visto na Figura 21. Esta
característica manteve-se nas seqüências tardias de 20, 30 e 40 minutos.
Figura 21:. Imagens axiais comparativas, ao nível do fígado. A: Sem agente de contraste e B:
10 min após a injeção de 0,46 mg/Kg de NPMs .
As ponderações sobre o aspecto e o grau de contrastação das imagens foi endossado
pelo médico radiologista. Os resultados encontrados são indicativos de que o efeito esperado
das NPMs no sistema fagocitário ocorreu.
O fato de ter havido efeito de hipossinal também em músculos e gordura da parede
abdominal ainda deve ser investigado, já que esse efeito ocorre basicamente pela endocitose
das NPMs pelas células de defesa.
36

4.1 ADMINISTRAÇÃO DE NPMs REVESTIDAS COM ÁCIDO OLÉICO
Nas Figuras 22 a 24 estão apresentadas as imagens de seqüências obtidas antes e
após a injeção de 1,82 mg/Kg de NPM revestidas com ácido oléico. Percebe-se que houve
perda de sinal no fígado, após a injeção. Como a perda de sinal não muito acentuada, algumas
estruturas vasculares ainda podem ser identificadas. Entretanto, o baço parece não ter sofrido
o mesmo efeito, ou seja, não apresentou diferença de sinal em relação à seqüência de controle
para essa dosagem.
Figura 22:. Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do fígado. A: sem agente de
contraste e B: 10 min após a injeção de 1,82 mg/Kg de NPMs .
Figura 23. Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do baço (setas). A: sem agente de
contraste e B: 10 min após a injeção de 1,82 mg/Kg de NPMs .
37

Figura 24. Imagens comparativas em T2, no plano coronal. As setas cheias marcam a
imagem do fígado e as setas pontilhadas, a imagem do baço. A: sem agente de contraste e B:
10 min após a injeção de 1,82 mg/Kg de NPMs .
O efeito de perda de sinal do fígado ficou mais acentuado para a dose de 3,6 mg/Kg,
conforme mostrado na Figura 25. Já o baço apresentou efeito moderado de perda de sinal,
nitidamente de forma menos intensa que o tecido hepático (Figura 26).
Figura 25. Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do fígado. A: sem agente de
contraste e B: 10 min após a injeção de 3,6 mg/Kg de NPMs .
Todas as imagens comparativas estão com as janelas de visualização (nível de brilho
e contraste) semelhantes, de forma a não haver comprometimento da análise em decorrência
deste fator.
38

Figura 26. Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do baço (setas). A: sem agente de
contraste e B: 10 min após a injeção de 3,6 mg/Kg de NPMs .
Para a aquisição de imagens em seqüência T1, a dose de 3,6 mg/Kg apresentou o
efeito de realce negativo do fígado (Figura 27). Entretanto, o baço foi apenas levemente
realçado (Figura 28).
Figura 27. Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do fígado (setas). A: sem agente de
contraste e B: 10 min após a injeção de 3,6 mg/Kg de NPMs.
Figura 28. Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do baço (setas). A: Sem agente de
contraste e B: 10 min após a injeção de 3,6 mg/Kg de NPMs.
39

Para a dose de 7,2 mg/Kg, o efeito de perda de sinal tanto hepático quanto esplênico
foram acentuados. O parênquima destes órgãos praticamente desaparece, conforme verificado
nas Figuras 29 (fígado) e 30 (baço).
Figura 29. Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do fígado. A: Sem agente de
contraste e B: 10 min após a injeção de 7,2 mg/Kg de NPMs.
Figura 30. Imagens axiais comparativas em T2, ao nível do baço (setas). A: Sem agente de
contraste e B: 10 min após a injeção de 7,2 mg/Kg de NPMs.
Para a seqüência de imagens adquiridas em T1 TSE, a dose de 5,2 mg/Kg resultou
também na contrastação de fígado e baço, embora de forma menos acentuada que na
seqüência em T2 TSE. A Figura 31 mostra a comparação ao nível hepático para esta
seqüência enquanto que o efeito sobre o baço está evidenciado na Figura 32.
40

Figura 31. Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do fígado. A: Sem agente de
contraste e B: 10 min após a injeção de 7,2 mg/Kg de NPMs .
Figura 32. Imagens axiais comparativas em T1, ao nível do baço (setas). A: Sem agente de
contraste e B: 10 min após a injeção de 7,2 mg/Kg de NPMs.
Conforme observado nas imagens obtidas, as NPMs revestidas com dextrana
resultaram em efeitos de hipossinal nas imagens hepáticas e esplênicas com menor dose
injetada, se estas imagens forem comparadas com o lote revestido com ácido oléico. Um dos
parâmetros que podem ter influenciado nos resultados é que as NPs revestidas com dextrana
são de natureza hidrofílica, enquanto que as NPs revestidas com ácido oléico são
hidrofóbicas. Considerando também que várias características físico-químicas variaram entre
os dois lotes, como PH, diâmetro médio e potencial zeta, é difícil determinar qual ou quais
fatores foram determinantes para as diferenças verificadas.
Os resultados da análise das imagens, realizada em conjunto com um médico
radiologista, com grande experiência em ressonância magnética, está resumido nas Tabelas 4
e 5, apresentadas a seguir.
41

Tabela 4: Níveis de perda de sinal em fígado e baço em relação às doses injetadas de NPMs
revestidas com dextrana
Seqüência de
Dose
Fígado Baço
Imagem
0,46 mg/Kg
0,92 mg/Kg
1,82 mg/Kg
T1 TSE desprezível desprezível
T2 TSE moderado moderado
T1 TSE moderado moderado
T2 TSE acentuado fraco
T1 TSE fraco fraco
T2 TSE acentuado acentuado
Tabela 5: Níveis de perda de sinal em fígado e baço em relação às doses injetadas de NPMs
revestidas com ácido oléico
Dose Seqüência de Imagem Fígado Baço
1,82 mg/Kg
3,6 mg/Kg
7,2 mg/Kg
T1 TSE fraco desprezível
T2 TSE moderado fraco
T1 TSE acentuado fraco
T2 TSE acentuado moderado
T1 TSE acentuado fraco
T2 TSE acentuado acentuado
Não houve uma eleição sobre qual o melhor nível diagnóstico de hipossinal, tendo
em vista que o presente trabalho não envolveu a aplicação de NPMs em animais com lesões a
serem diagnosticadas. Entretanto, as imagens que apresentaram um padrão entre moderado e
acentuado de perda de sinal certamente possuem melhores condições de evidenciá-las.
Em face aos efeitos observados, com evidente eficácia da aplicação de NPMs como
agente de contraste em imagens de ressonância magnética, fica claro que há espaço para que
outros trabalhos possam complementar os resultados deste, explorando aspectos que não
tenham sido contemplados.
42

5 CONCLUSÕES
No decorrer deste trabalho foram avaliados, através de imageamento por ressonância
magnética, os efeitos de perda de sinal de radiofreqüência das imagens dos órgãos do sistema
fagocitário de ratos, após a injeção de NPMs, comparativamente com as imagens obtidas
antes da injeção.
Fígado e baço apresentaram evidente efeito de contraste negativo (hipossinal),
principalmente em sequências T2 TSE, após a administração endovenosa de NPMs. Este
resultado implica que, em havendo lesões tumorais nesses órgãos, estas, por estarem
desprovidas de células fagocitárias, tornar-se-ão mais visíveis nas imagens de ressonância
magnética, facilitando a sua localização e, portanto, o diagnóstico.
Como o lote de NPMs revestido com dextrana apresentou melhor eficiência, ou seja,
produziu o efeito desejado com menor dose injetada, esta opção de revestimento mostra-se
mais favorável às aplicações em imagenologia ou, com as devidas funcionalizações, pode
servir a propósitos terapêuticos, carreando fármacos para os órgãos-alvo citados.
Portanto, ao comprovar a eficácia da aplicação diagnóstica de NPMs, sintetizadas e
caracterizadas em laboratórios nacionais, o presente trabalho evidencia o potencial que as
instituições brasileiras possuem de produzir soluções que hoje são do domínio apenas de
grandes laboratórios de empresas estrangeiras.
Os estudos toxicológicos e a administração das NPMs em ratos após a indução e
tumores hepáticos é um caminho natural a seguir em trabalhos futuros. Se tais estudos
apontarem que as NPMs do tipo que foram utilizadas neste trabalho possam ser aplicadas
também em seres humanos, a criação de um produto comercial poderia ser vislumbrada.
43

6 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS
AMTENBRINK, M. H.; RECHENBERG, B.; HOFMANN, H. Superparamagnetic
nanoparticles for biomedical applications. Nanostructured Materials for Biomedical
Applications. Zurich, Suiça, 2009.
AMTENBRINK, M. H.; HOFMANN, H.; MONTET, X.. Superparamagnetic nanoparticles –
a tool for early diagnostics. Swiss Med Wkly.;140:w13081, 2010.
ARIAS, J. L., GALLARDO, V., LINARES-MOLINERO, F., et al. Preparation and
characterization of carbonyl iron/poly(butylcyanoacrylate) core/shell nanoparticles. J Colloid
Inter Sci, v. 299, p. 599–607, 2006
ARRUEBO M., PACHECO R. F., IBARRA M. R.; SANTAMARÍA J. Magnetic
nanoparticles for drug delivery Nanoscience Institute of Aragon (INA), University of
Zaragoza, Zaragoza, Spain, 2007.
BAYER, HealthCare Pharmaceuticals Inc, Feridex I.V. ® , 2007
BELDER, A. N., Dextran, Handbooks from Amersham Biosciences, AB, 2003.
BERRY, C. C.; CURTIS, A. S. G. Functionalisation of magnetic nanoparticles for
applications in biomedicine. J. Phys. D: Appl. Phys., v. 36, p. R198-R206, 2003.
BRASIL. Lei n. 11.794, de 8 de outubro de 2008. Regulamenta o inciso VII do § 1o do
art. 225 da Constituição Federal, estabelecendo procedimentos para o uso científico de
animais; revoga a Lei no 6.638, de 8 de maio de 1979.
CABAL, C., GONZÁLEZ E., TORNE, Y., ROJAS, A. Micro-magnetic and molecular
magnetic resonance imaging in modern biotechnology and pharmacy. Biotecnología Aplicada
v.26, p. 304-314, 2009.
CALDANA, R. P., BEZERRA, A. S. A., SOARES, A. F. F., D’IPPOLITO. Angiografia por
Ressonância Magnetica: Aspectos Técnicos de um Método de Estudo Vascular não Invasivo
Radiol Bras ; v.37, p.41-50, 2004.
CASTRO. V. F., CELESTINO, J., QUEIROZ, A. A. A., GARCIA F. G., Propriedades
magnéticas e biocompatíveis de nanocompósitos para utilização em magneto-hipertermia,
Revista Brasileira de Física Médica, v. 4, p. 79-82, 2010.
CHITHRANI, D. B, GHAZANI, A. A. CHAN, W. C. W. Determining the Size and Shape,
Dependence of Gold Nanoparticle, Uptake into Mammalian Cells. Nano Letters, v. 6, n. 4, p.
662-668, 2006.
COROT C, ROBERT P, IDEE JM, et al. Recent advances in iron oxide nanocrystal
technology for medical imaging. Adv Drug Deliv Rev, v. 58, p. 471–504, 2006
CUNHA, F. C. M.S.S., BARRETO, S., L.C.L. Utilização de ciclodextrinas na formação de
complexos de inclusão de interesse farmacêutico. Rev. Ciênc. Farm. Básica Apl., v. 28, n.1,
p.1-9, 2007.
44

DI MARCO, M.; SADUN, C.;PORT, M.; GUILBERT, I. COUVREUR, P., DUBERNET, C.
Physicochemical characterization of ultrasmall superparamagnetic iron oxide particles
(USPIO) for biomedical application as MRI contrast agents. International Journal of
Nanomedicine,v. 2, p. 609–622, 2007.
DOYON, D., CABANIS. Diagnóstico por Imagem em Ressonância Magnética Editora
Médica e Científica Ltda. 2ª Edição, 2000.
EYRE, W. Nanoestruturas Magnéticas. Universidade Ferderal de Pernanbuco. 2006. htpp//:
nano.wikispaces.com/file/view/nanomag.pdf . Acesso em 15 Jun 2011.
FAGAN, S. B.; SOUZA FILHO. A. G. Funcionalização de Nanotubos de carbono. Química
Nova, v. 30, p. 1695-1703, 2007.
FEYNMAN, R., LEIGHTON, R., SANDS, M. The Feynman Lectures. Addison-Wesley. v.
II, cap. 36, 1964.
FRULLANO, L.;MEADE, T.J., Multimodal MRI contrast agents, Journal of Biological
Inorganic Chemistry, v. 12, p. 939–949, 2007.
GOSSUIN, Y.; GILLIS, P.; HOCQ, A.; VUONG, Q. L.; ROCH, A. Magnetic resonance
relaxation properties of superparamagnetic particles. Nanomed Nanobiotechnol, v. 1, p. 299–
310, 2009.
GUARDIA, P., PEREZ, N. LABARTA, A., BATLLE, X. Controlled Synthesis of Iron Oxide
Nanoparticles over a Wide Size Range. International Journal of Nanomedicine. v. 2, 2009.
HAAGA, J. R., LANZIERI, C. F., SARTORIS, D. J., ZERHOUNI, E. A. Tomografia
Computadorizada e Ressonância Magnética do Corpo Humano, 3ª Ed, Vol 1. Guanabara
Koogan. Rio de Janeiro. 1996.
HENDRICK, R. E. Basic Physics of MR Imaging: An Introduction. Radiographics. v. 14. p.
829-846. 1994
HEWITT, P. G. Física Conceitual.Ed Bookman. Porto Alegre. 2002.
HILDEBRAND, H. F.; BLANCHEMAIN, N.; MAYER, G.; CHAI, F.; LEFEBVRE, M.;
BOSCHIN, F. Surface coatings for biological activation and functionalization of medical
devices. Surface & Coatings Technology, v. 200, p. 6318-6324, 2006.
IVERSEN, T. G., SKOTLAND T., SANDVIG, K. Endocytosis and intracellular transport of
nanoparticles: Present knowledge and need for future studies. Nano Today ,v. 6, p. 176—
185. 2011.
KIM, J. S., YOON, T., YU, K. N., PARK, S. J., KIM, .H. W, , Toxicity and Tissue
Distribution of Magnetic Nanoparticles in Mice. Toxicological Sciences.v. 89, p.338–347,
2006.
KIM, J., PARK, K. Y., NAM H. Y., LEE S., KIM, K., KWON I. C. Polymers for
bioimaging Prog. Polym. v. 32, p. 1031–1053. 2007.
45

KNIGHT, R. D., Física, uma Abordagem Estratégica, Volume 3. Ed Artmed, 2009. Porto
Alegre.
KOROLEVA, L. I.; KHAPAEVA, A. T. M. Ferromagnetism, Antiferromagnetism and
Superconductivity in Periodic Table of D.I. Mendeleev. Solid State Phenomena. v. 152-153 p.
474-477. 2009
LACAVA, Z. G. M., MORAIS, P. C. Aplicações biomédicas de nanopartículas magnéticas.
2004 http://www.universia.com.br/materia/materia.jsp?id=5285 (acesso em 16/07/10, às
15:00)
LEOPOLDINO, D. D., D’IPPÓLITO, G., BEZERRA, A. S. A., GRACIO, T. S. Aspectos
Técnicos da Ressonância Magnética com Meio de Contraste. Radiol. Bras. v. 38(4), p. 287-
294, 2005.
LIU, G.; HONG, R. Y.; GUO, L.; LI, Y.G; LI, H.Z. Preparation, characterization and MRI
application of carboxymethyl dextran coated magnetic nanoparticles. Applied Surface Science
v. 257, p. 6711–6717. 2011.
MACHADO, K. D. Teoria do Eletromagnetismo Volume 2. Ponta Grossa – PR. Ed UEPG,
2002.
MAZZOLA, A. A. Ressonância magnética: princípios de formação da imagem e aplicações
em imagem funcional. Revista Brasileira de Física Médica.v.3(1), p.117-29. 2009.
MESSNER, M., KURKOV, S.V., JANSOOK, P., LOFTSSON, T. Self-assembled
cyclodextrin aggregates and nanoparticles International Journal of Pharmaceutics, v. 387 p.
199–208, 2010.
NOVAK, M. A., Introdução ao Magnetismo. Revista do Centro Brasileiro de Pesquisas
Físicas – CBPF – UFRJ, 2003.
OBERDORSTER, G., OBERDORSTER, E., OBERDORSTER, J. Nanotoxicology: An
Emerging discipline from studies of ultrafine particles. Environ. Health Perspect. v. 113, p.
823–839, 2005.
OGHABIAN, M. A.; M. FARAHBAKHSH, N. M. Potential Use of Nanoparticle Based
Contrast Agents in MRI to Detect Selected Molecular Targets. Journal of Biomedical
Nanotechnology. v. 6, p. 1–11, 2010
PANKHURST, Q. A., CONNOLLY, J., JONE S. K., Institute of Physics Publishing Journal
of Physics D: Applied Physics Applications of magnetic nanoparticles in biomedicine J. Phys.
D: Appl. Phys, v. 36 . 2003
PHILIPS, Medical Systems Nederland B.V. Manual de Operações mod. Achieva Série
Versão 2.5, 2007.
REITZ, J. R., MILFORD, F. J., CHRISTY, R. W. Fundamentos da Teoria eletromagnética.
Elsevier.Rio de janeiro. 1982.
46

SCHLORF, T.; MEINCKE, M.;KOSSEL, E.; GLÜER, C.C.; JANSEN, O.; MENTLEIN, R.
Biological Properties of Iron Oxide Nanoparticles for Cellular and Molecular Magnetic
Resonance Imaging. Int. J. Mol. Sci., v. 12, p. 12-23, 2011.
SEMELKA, R.C., HELMBERGER T.K., Contrast agents for MR imaging of the liver,
Radiology v. 218, p. 27–38, 2001.
SOUZA FILHO, A. G.; FAGAN, S. B. Nanomaterials Properties. In: Mônica Andrade;
Carlos Bergmann. (Org.). Nanostructured Materials for Engineering Applications. Berlin:
Springer - Verlag, , v. 1, p. 5-22. 2011.
TANIMOTO, A.; MUKAI, M.; KURIBAYASHI S. Evaluation of superparamagnetic iron
oxide for MR imaging of liver injury: Proton relaxation mechanisms and optimal MR imaging
parameters. Magn Reson Med Sci v. 5, p. 89-98, 2006.
VEISEH, O.; GUNN, J. W.; ZHANG, M. Design and fabrication of magnetic nanoparticles
for targeted drug delivery and imaging, Advanced Drug Delivery Reviews, 2009.
WEINMANN, H. J., BAUER, H., GRIESINGER, C., EBERT, W., MISSELWITZ, B.
MÜHLER, A., WILLICH, H. S. Early Distribution Dynamics of Polymeric Magnetic
Resonance Imaging Contrast Agents in Rats. Acad Radiol; 9(suppl 2):S412–S416. 2002
WESTBROOK, C., KAUT, C., Ressonância Magnética Prática. Ed Guanabara Koogan, 2000.
47

ANEXO A
Caracterizações das NPMs efetuadas no laboratório de nanociências do
Centro Universitário Franciscano –UNIFRA.
PARTE 1: NANOPARTÍCULAS MAGNÉTICAS REVESTIDAS COM DEXTRANA
1.1. Potencial Zeta : -8,95 mV (Desvio padrão: 11 mV)
Figura A.1: Gráfico dos valores de potencial zeta
1.2. Índice de polidispersão (PDI): 0,27
1.3. PH: 6,6
1.4. O diâmetro médio, obtido após 3 medidas com 19 amostragens cada, foi de 76,12 nm
48

PARTE 2: NANOPARTÍCULAS MAGNÉTICAS REVESTIDAS COM ÁCIDO OLÉICO
2.1. Potencial zeta: -23,7 mV, com desvio padrão de 15,5 mV
1.5. Índice de polidispersão (PDI): 0,52
1.6. PH: 8,9
1.7. O diâmetro médio, obtido após 3 medidas com 19 amostragens cada, foi polimodal,
apresentando 3 picos com medidas de 48,6 nm, 98,2 nm e 607,7 nm. Essas medidas
corresponderam a 40,7%, 34,8% e 24,5%, respectivamente.
Equipamentos utilizados:
1) PHmetro, marca Digimed, modelo DM-22, fabricado por Digicron Analytical
2) Zetasizer, modelo Nano 2S, fabricado por Malvern Instruments
49

Magnetita com Dextrana:
ANEXO B
Caracterizações das NPMs efetuadas no laboratório de Química da
Universidade Federal de Santa Maria.
Fe = 6.537,4 mg L -1 ou 6,537 g L -1
Magnetita com Ácido Oleico
Fe = 6.461,4 mg L -1 ou 6,461 g L -1
Praticamente a mesma concentração de ferro nos dois.
PROCEDIMENTO:
As amostras foram preparadas da seguinte forma: em tubo de polietileno (Sarsted, 15
mL) foram adicionados 0,05 mL da amostra juntamente com 3 mL de HNO3 com
concentração 5 mol L -1 (MERCK, bidestilado) e aquecido em forno de microondas (5 vezes
de 10 segundos cada, com intervalo de 30 segundos para esfriar). Após as soluções foram
aferidas a 5 mL com água purificada em sistema Milli-Q ® .
A técnica utilizada para a determinação do ferro foi espectrometria de emissão óptica com
plasma indutivamente acoplado (ICP OES, Spectro Ciros CCD, Spectro Analytical
Instruments), utilizando a linha 259,941 nm. A operação do equipamento foi conforme
instruções do fabricante.
50

ANEXO C
Caracterizações das NPMs efetuadas no laboratório de Química da
Universidade Federal Goiás.
- Difratograma de Raio X da PM do FMAO-AO ( antes do revestimento)
Intensity
250 (311)
(Fe O )
2 4
200
150
100
50
0
(220)
(400)
(422)
(511) (440)
20 30 40 50 60 70
(2 ) Degree
- Curva de magnetização do FMAO-AO (Amostras já revestidas feitas em triplicata)
- Espectro de Infra vermelho do FMAO-AO
51