Física de la resonancia magnética.

Artículo de descripción general

Escáner de resonancia magnética clínica moderno de 3 teslas .

La resonancia magnética (MRI) es una técnica de imágenes médicas utilizada principalmente en radiología y medicina nuclear para investigar la anatomía y fisiología del cuerpo y detectar patologías que incluyen tumores , inflamación , afecciones neurológicas como accidentes cerebrovasculares , trastornos de músculos y articulaciones. y anomalías en el corazón y los vasos sanguíneos, entre otros. Se pueden inyectar agentes de contraste por vía intravenosa o en una articulación para mejorar la imagen y facilitar el diagnóstico. A diferencia de la tomografía computarizada y los rayos X , la resonancia magnética no utiliza radiación ionizante y es, por lo tanto, un procedimiento seguro adecuado para el diagnóstico en niños y en ejecuciones repetidas. Hoy en día , los pacientes con determinados implantes metálicos no ferromagnéticos, implantes cocleares y marcapasos cardíacos también pueden someterse a una resonancia magnética a pesar de los efectos de los fuertes campos magnéticos. Esto no se aplica a dispositivos más antiguos y el fabricante del dispositivo proporciona los detalles para los profesionales médicos.

Ciertos núcleos atómicos son capaces de absorber y emitir energía de radiofrecuencia cuando se colocan en un campo magnético externo . En la resonancia magnética clínica y de investigación, los átomos de hidrógeno se utilizan con mayor frecuencia para generar una señal de radiofrecuencia detectable que se recibe mediante antenas cercanas a la anatomía que se examina. Los átomos de hidrógeno son naturalmente abundantes en las personas y otros organismos biológicos, particularmente en el agua y la grasa . Por esta razón, la mayoría de las exploraciones por resonancia magnética esencialmente mapean la ubicación del agua y la grasa en el cuerpo. Los pulsos de ondas de radio excitan la transición de energía del espín nuclear y los gradientes del campo magnético localizan la señal en el espacio. Al variar los parámetros de la secuencia de pulsos , se pueden generar diferentes contrastes entre tejidos en función de las propiedades de relajación de los átomos de hidrógeno que contienen.

Cuando están dentro del campo magnético ( B ₀ ) del escáner, los momentos magnéticos de los protones se alinean para ser paralelos o antiparalelos a la dirección del campo. Si bien cada protón individual sólo puede tener uno de dos alineamientos, el conjunto de protones parece comportarse como si pudiera tener cualquier alineamiento. La mayoría de los protones se alinean paralelos a B ₀ ya que este es un estado de menor energía. Luego se aplica un pulso de radiofrecuencia , que puede excitar protones desde una alineación paralela a una antiparalela; sólo estos últimos son relevantes para el resto de la discusión. En respuesta a la fuerza que los devuelve a su orientación de equilibrio, los protones experimentan un movimiento de rotación ( precesión ), muy parecido a una rueda que gira bajo el efecto de la gravedad. Los protones volverán al estado de baja energía mediante el proceso de relajación de la red de espín . Esto aparece como un flujo magnético , que produce un voltaje cambiante en las bobinas del receptor para dar una señal. La frecuencia a la que resuena un protón o grupo de protones en un vóxel depende de la fuerza del campo magnético local alrededor del protón o grupo de protones; un campo más fuerte corresponde a una mayor diferencia de energía y fotones de mayor frecuencia. Al aplicar campos magnéticos adicionales (gradientes) que varían linealmente en el espacio, se pueden seleccionar sectores específicos de los que se van a obtener imágenes y se obtiene una imagen tomando la transformada de Fourier 2-D de las frecuencias espaciales de la señal ( k -espacio ). Debido a la fuerza magnética de Lorentz de B ₀ sobre la corriente que fluye en las bobinas de gradiente, las bobinas de gradiente intentarán moverse produciendo fuertes golpes, para los cuales los pacientes requieren protección auditiva.

Historia

El escáner de resonancia magnética fue desarrollado entre 1975 y 1977 en la Universidad de Nottingham por el profesor Raymond Andrew FRS FRSE a raíz de su investigación sobre resonancia magnética nuclear . El escáner de cuerpo completo fue creado en 1978. ^[1]

magnetismo nuclear

Las partículas subatómicas tienen la propiedad mecánicocuántica del espín . ^[2] Ciertos núcleos como ^{el 1} H ( protones ), ^{el 2} H, ^{el 3} He , ^{el 23} Na o ^{el 31} P , tienen un espín distinto de cero y, por tanto, un momento magnético . En el caso de los llamados núcleos de espín 1⁄2 , como el 1 ^H , hay dos estados de espín , a veces denominados arriba y abajo . Los núcleos como ^{el 12} C no tienen neutrones ni protones desapareados ni espín neto; sin embargo, el isótopo ¹³ C sí lo hace.

Cuando estos espines se colocan en un fuerte campo magnético externo , precesan alrededor de un eje a lo largo de la dirección del campo. Los protones se alinean en dos estados propios de energía (el efecto Zeeman ): uno de baja energía y otro de alta energía, que están separados por una energía de división muy pequeña.

Resonancia y relajación

Se requiere la mecánica cuántica para modelar con precisión el comportamiento de un solo protón. Sin embargo, la mecánica clásica puede utilizarse para describir adecuadamente el comportamiento de un conjunto de protones. Al igual que con otras partículas de espín, siempre que se mide el espín de un solo protón, solo puede obtener uno de dos resultados comúnmente llamados paralelo y antiparalelo . Cuando hablamos del estado de un protón o protones nos referimos a la función de onda de ese protón, que es una combinación lineal de los estados paralelo y antiparalelo. ^[3] ${\displaystyle 1/2}$

En presencia del campo magnético, B ₀ , los protones parecerán precesar a la frecuencia de Larmor determinada por la relación giromagnética de la partícula y la intensidad del campo . Los campos estáticos utilizados más comúnmente en la resonancia magnética provocan una precesión que corresponde a un fotón de radiofrecuencia (RF) . ^{[ cita necesaria ]}

La magnetización longitudinal neta en equilibrio termodinámico se debe a un pequeño exceso de protones en el estado de menor energía. Esto da una polarización neta paralela al campo externo. La aplicación de un pulso de RF puede inclinar este vector de polarización neta hacia un lado (es decir, con el llamado pulso de 90°), o incluso invertirlo (con el llamado pulso de 180°). Los protones entrarán en fase con el pulso de RF y, por tanto, entre sí. ^{[ cita necesaria ]}

La recuperación de la magnetización longitudinal se llama relajación longitudinal o T ₁ y ocurre exponencialmente con una constante de tiempo T ₁ . La pérdida de coherencia de fase en el plano transversal se denomina relajación transversal o T ₂ . Por tanto, T ₁ está asociado con la entalpía del sistema de espín, o el número de núcleos con espín paralelo versus antiparalelo. T ₂ por otro lado está asociado con la entropía del sistema, o el número de núcleos en fase.

Cuando se apaga el pulso de radiofrecuencia, el componente del vector transversal produce un campo magnético oscilante que induce una pequeña corriente en la bobina del receptor. Esta señal se llama caída de inducción libre (FID). En un experimento idealizado de resonancia magnética nuclear , el FID decae aproximadamente exponencialmente con una constante de tiempo T ₂ . Sin embargo, en la resonancia magnética práctica existen pequeñas diferencias en el campo magnético estático en diferentes ubicaciones espaciales ("inhomogeneidades") que hacen que la frecuencia de Larmor varíe en todo el cuerpo. Esto crea interferencias destructivas , que acortan el FID. La constante de tiempo para la caída observada del FID se llama T^*
₂tiempo de relajación, y siempre es más corto que T ₂ . Al mismo tiempo, la magnetización longitudinal comienza a recuperarse exponencialmente con una constante de tiempo T ₁ que es mucho mayor que T ₂ (ver más abajo).

En la resonancia magnética, el campo magnético estático se aumenta mediante una bobina de gradiente de campo para variar a lo largo de la región escaneada, de modo que diferentes ubicaciones espaciales se asocian con diferentes frecuencias de precesión. Sólo aquellas regiones donde el campo es tal que las frecuencias de precesión coinciden con la frecuencia de RF experimentarán excitación. Por lo general, estos gradientes de campo se modulan para recorrer la región que se va a escanear, y es la variedad casi infinita de secuencias de pulsos de gradiente y RF lo que le da a la resonancia magnética su versatilidad. El cambio de gradiente de campo propaga la señal FID de respuesta en el dominio de la frecuencia, pero esto se puede recuperar y medir mediante un gradiente de reenfoque (para crear el llamado "eco de gradiente"), o mediante un pulso de radiofrecuencia (para crear un llamado "eco de gradiente"). llamado " spin-echo "), o en el posprocesamiento digital de la señal ensanchada. Todo el proceso puede repetirse cuando se haya producido cierta relajación T ₁ y el equilibrio térmico de los espines se haya restablecido más o menos. El tiempo de repetición (TR) es el tiempo entre dos excitaciones sucesivas del mismo corte. ^[4]

Normalmente, en los tejidos blandos, la T ₁ es de alrededor de un segundo, mientras que la T ₂ y la T^*
₂son unas pocas decenas de milisegundos. Sin embargo, estos valores pueden variar ampliamente entre diferentes tejidos, así como entre diferentes campos magnéticos externos. Este comportamiento es un factor que confiere a la resonancia magnética su tremendo contraste con los tejidos blandos.

Los agentes de contraste para resonancia magnética , como los que contienen gadolinio (III), actúan alterando (acortando) los parámetros de relajación, especialmente T ₁ .

Imágenes

Esquemas de imágenes

Se han ideado varios esquemas para combinar gradientes de campo y excitación de radiofrecuencia para crear una imagen:

• Reconstrucción 2D o 3D a partir de proyecciones , como en la tomografía computarizada .
• Construyendo la imagen punto por punto o línea por línea.
• Degradados en el campo de RF en lugar del campo estático.

Aunque cada uno de estos esquemas se utiliza ocasionalmente en aplicaciones especializadas, la mayoría de las imágenes de RM actuales se crean mediante la técnica de transformada de Fourier bidimensional (2DFT) con selección de cortes o mediante la técnica de transformada de Fourier tridimensional (3DFT). Otro nombre para 2DFT es spin-warp. Lo que sigue aquí es una descripción de la técnica 2DFT con selección de cortes.

La técnica 3DFT es bastante similar excepto que no hay selección de corte y la codificación de fase se realiza en dos direcciones separadas.

Imágenes ecoplanares

Otro esquema que se utiliza a veces, especialmente en escaneos cerebrales o cuando se necesitan imágenes muy rápidamente, se llama imágenes ecoplanares (EPI): ^[5] En este caso, cada excitación de RF es seguida por un tren de ecos de gradiente con diferentes patrones espaciales. codificación. La EPI multiplexada es incluso más rápida, por ejemplo, para la resonancia magnética funcional de todo el cerebro (fMRI) o la resonancia magnética de difusión . ^[6]

Contraste de imagen y mejora del contraste.

El contraste de la imagen se crea por diferencias en la intensidad de la señal de RMN recuperada de diferentes ubicaciones dentro de la muestra. Esto depende de la densidad relativa de los núcleos excitados (generalmente protones de agua ), de las diferencias en los tiempos de relajación ( T ₁ , T ₂ y T^*
₂) de esos núcleos después de la secuencia de pulsos y, a menudo, en otros parámetros analizados en exploraciones por resonancia magnética especializadas . El contraste en la mayoría de las imágenes de RM es en realidad una mezcla de todos estos efectos, pero el diseño cuidadoso de la secuencia de pulsos de la imagen permite enfatizar un mecanismo de contraste mientras se minimizan los demás. La capacidad de elegir diferentes mecanismos de contraste proporciona a la resonancia magnética una enorme flexibilidad. En el cerebro, la ponderación T _{1 hace que las conexiones nerviosas de} la materia blanca aparezcan blancas y que las congregaciones de neuronas de la materia gris aparezcan grises, mientras que el líquido cefalorraquídeo (LCR) aparece oscuro. El contraste de la sustancia blanca, la sustancia gris y el líquido cefalorraquídeo se invierte mediante T ₂ o T^*
₂Las imágenes ponderadas por densidad de protones proporcionan poco contraste en sujetos sanos. Además, parámetros funcionales como el flujo sanguíneo cerebral (FSC) , el volumen sanguíneo cerebral (VSC) o la oxigenación de la sangre pueden afectar la T ₁ , la T ₂ y la T.^*
₂y así se puede codificar con secuencias de impulsos adecuadas.

En algunas situaciones, no es posible generar suficiente contraste de imagen para mostrar adecuadamente la anatomía o patología de interés ajustando únicamente los parámetros de imagen, en cuyo caso se puede administrar un agente de contraste . Esto puede ser tan simple como agua , tomada por vía oral, para obtener imágenes del estómago y el intestino delgado. Sin embargo, la mayoría de los agentes de contraste utilizados en la resonancia magnética se seleccionan por sus propiedades magnéticas específicas. Lo más habitual es que se administre un agente de contraste paramagnético (normalmente un compuesto de gadolinio ^{[7] [8]} ). Los tejidos y fluidos realzados con gadolinio aparecen extremadamente brillantes en las imágenes potenciadas _en T1 . Esto proporciona una alta sensibilidad para la detección de tejidos vasculares (por ejemplo, tumores) y permite la evaluación de la perfusión cerebral (por ejemplo, en accidentes cerebrovasculares). Recientemente se han planteado preocupaciones con respecto a la toxicidad de los agentes de contraste a base de gadolinio y su impacto en personas con insuficiencia renal. (Consulte Agentes de seguridad / contraste a continuación).

Más recientemente, se encuentran disponibles agentes de contraste superparamagnéticos , por ejemplo, nanopartículas de óxido de hierro , ^{[9] [10] .} Estos agentes aparecen muy oscuros en T^*
₂-imágenes ponderadas y pueden usarse para imágenes del hígado, ya que el tejido hepático normal retiene el agente, pero las áreas anormales (p. ej., cicatrices, tumores) no. También se pueden tomar por vía oral, para mejorar la visualización del tracto gastrointestinal y para evitar que el agua en el tracto gastrointestinal oscurezca otros órganos (p. ej., el páncreas ). También se ha estudiado el uso potencial de agentes diamagnéticos como el sulfato de bario en el tracto gastrointestinal , pero se utilizan con menos frecuencia.

k -espacio

En 1983, Ljunggren ^[11] y Twieg ^[12] introdujeron de forma independiente el formalismo del espacio k , una técnica que resultó invaluable para unificar diferentes técnicas de imágenes por RM. Demostraron que la señal de RM demodulada S ( t ) generada por la interacción entre un conjunto de espines nucleares en precesión libre en presencia de un gradiente de campo magnético lineal G y una bobina receptora es igual a la transformada de Fourier de la densidad de espín efectiva . Básicamente, la señal se deriva de la ley de inducción de Faraday : ${\displaystyle \rho ({\vec {x}})}$

${\displaystyle S(t)={\tilde {\rho }}_{\mathrm {eff} }\left({\vec {k}}(t)\right)\equiv \int _{-\infty }^{\infty }\mathrm {d} {\vec {x}}\ \rho ({\vec {x}})\cdot e^{2\pi i\ {\vec {k}}(t)\cdot {\vec {x}}}}$

dónde:

${\displaystyle {\vec {k}}(t)\equiv \int _{0}^{t}{\vec {G}}(\tau )\ \mathrm {d} \tau }$

En otras palabras, a medida que avanza el tiempo, la señal traza una trayectoria en el espacio k con el vector de velocidad de la trayectoria proporcional al vector del gradiente del campo magnético aplicado. Por el término densidad de espín efectiva nos referimos a la densidad de espín verdadera corregida por los efectos de la preparación de T _{1 , la desintegración} de T ₂ , el desfase debido a la falta de homogeneidad del campo, el flujo, la difusión, etc. y cualquier otro fenómeno que afecte la cantidad de magnetización transversal disponible para inducir señal en la sonda de RF o su fase con respecto al campo electromagnético de la bobina receptora. ${\displaystyle \rho ({\vec {x}})}$

De la fórmula básica del espacio k , se deduce inmediatamente que reconstruimos una imagen tomando la transformada de Fourier inversa de los datos muestreados, a saber. ${\displaystyle I({\vec {x}})}$

${\displaystyle I\left({\vec {x}}\right)=\int _{-\infty }^{\infty }\mathrm {d} {\vec {k}}\ S\left({\vec {k}}(t)\right)\cdot e^{-2\pi i\ {\vec {k}}(t)\cdot {\vec {x}}}}$

Utilizando el formalismo del espacio k , varias ideas aparentemente complejas se volvieron simples. Por ejemplo, resulta muy fácil (para los físicos , en particular) comprender el papel de la codificación de fase (el llamado método spin-warp). En una exploración de eco de espín estándar o eco de gradiente, donde el gradiente de lectura (o visualización) es constante (p. ej., G ), se explora una sola línea de espacio k por excitación de RF. Cuando el gradiente de codificación de fase es cero, la línea explorada es el eje k _x . Cuando se agrega un pulso de codificación de fase distinto de cero entre la excitación de RF y el comienzo del gradiente de lectura, esta línea se mueve hacia arriba o hacia abajo en el espacio k , es decir, exploramos la línea k _y  = constante.

El formalismo del espacio k también hace que sea muy fácil comparar diferentes técnicas de escaneo. En EPI de disparo único , todo el espacio k se escanea en un solo disparo, siguiendo una trayectoria sinusoidal o en zig-zag. Dado que las líneas alternas del espacio k se escanean en direcciones opuestas, esto debe tenerse en cuenta en la reconstrucción. Las técnicas de EPI de disparo múltiple y eco de espín rápido adquieren solo una parte del espacio k por excitación. En cada plano, se adquiere un segmento intercalado diferente y los planos se repiten hasta que el espacio k esté suficientemente cubierto. Dado que los datos en el centro del espacio k representan frecuencias espaciales más bajas que los datos en los bordes del espacio k , el valor T _E para el centro del espacio k determina el contraste T ₂ de la imagen .

La importancia del centro del espacio k para determinar el contraste de la imagen se puede explotar en técnicas de imagen más avanzadas. Una de esas técnicas es la adquisición en espiral: se aplica un gradiente de campo magnético giratorio , lo que hace que la trayectoria en el espacio k se desplace en espiral desde el centro hasta el borde. Debido a T ₂ y T^*
₂La caída de la señal es mayor al inicio de la adquisición, por lo que adquirir primero el centro del espacio k mejora la relación de contraste a ruido (CNR) en comparación con las adquisiciones en zig-zag convencionales, especialmente en presencia de movimiento rápido.

Dado que y son variables conjugadas (con respecto a la transformada de Fourier), podemos usar el teorema de Nyquist para demostrar que un paso en el espacio k determina el campo de visión de la imagen (frecuencia máxima que se muestrea correctamente) y el valor máximo de k. muestreado determina la resolución; es decir, ${\displaystyle {\vec {x}}}$ ${\displaystyle {\vec {k}}}$

${\displaystyle {\rm {FOV}}\propto {\frac {1}{\Delta k}}\qquad \mathrm {Resolution} \propto |k_{\max }|\ .}$

(Estas relaciones se aplican a cada eje de forma independiente).

Ejemplo de una secuencia de pulsos

Diagrama de tiempos simplificado para la secuencia de pulsos de eco de espín (SE) bidimensional transformada de Fourier (2DFT)

En el diagrama de tiempo , el eje horizontal representa el tiempo. El eje vertical representa: (fila superior) la amplitud de los pulsos de radiofrecuencia; (filas del medio) amplitudes de los tres pulsos de gradiente de campo magnético ortogonales; y (fila inferior) receptor convertidor analógico a digital (ADC). Las frecuencias de radio se transmiten en la frecuencia de Larmor del nucleido del que se van a obtener imágenes. Por ejemplo, para ¹ H en un campo magnético de 1  T , se emplearía una frecuencia de 42,5781  MHz . Los tres gradientes de campo están etiquetados como G _X (normalmente correspondiente a la dirección de izquierda a derecha del paciente y de color rojo en el diagrama), G _Y (normalmente correspondiente a la dirección de adelante hacia atrás del paciente y de color verde en el diagrama) y G _Z (normalmente corresponde a la dirección de la cabeza a los pies del paciente y es de color azul en el diagrama). Cuando se muestran pulsos de gradiente negativos, representan la inversión de la dirección del gradiente, es decir, de derecha a izquierda, de atrás hacia adelante o de punta a cabeza. Para la exploración humana, se emplean intensidades de gradiente de 1 a 100 mT/m: las intensidades de gradiente más altas permiten una mejor resolución y una obtención de imágenes más rápida. La secuencia de pulsos que se muestra aquí produciría una imagen transversal (axial).

La primera parte de la secuencia de pulsos, SS, logra la "selección de corte". Un pulso con forma (que se muestra aquí con una modulación sinc ) provoca una nutación de 90° de magnetización nuclear longitudinal dentro de una losa o corte, creando una magnetización transversal. La segunda parte de la secuencia de pulsos, PE, imparte un cambio de fase a la magnetización nuclear seleccionada en el corte, variando con su ubicación en la dirección Y. La tercera parte de la secuencia de pulsos, otra selección de corte (del mismo corte) utiliza otro pulso con forma para provocar una rotación de 180° de magnetización nuclear transversal dentro del corte. Esta magnetización transversal se reenfoca para formar un eco de espín en un momento T _E . Durante el eco de espín, se aplica una codificación de frecuencia (FE) o un gradiente de lectura, lo que hace que la frecuencia de resonancia de la magnetización nuclear varíe con su ubicación en la dirección X. El ADC muestrea la señal n _FE veces durante este período, como lo representan las líneas verticales. Normalmente se toman n _{FE de entre 128 y 512 muestras.}

Luego se permite que la magnetización longitudinal se recupere un poco y después de un tiempo T _R toda la secuencia se repite n _PE veces, pero con el gradiente de codificación de fase incrementado (indicado por el sombreado horizontal en el bloque de gradiente verde). Normalmente se realizan n _{PE de entre 128 y 512 repeticiones.}

Los lóbulos negativos en G _X y G _Z se imponen para garantizar que, en el momento T _E (el máximo del eco de espín), la fase solo codifique la ubicación espacial en la dirección Y.

Normalmente T _E está entre 5 ms y 100 ms, mientras que T _R está entre 100 ms y 2000 ms.

Después de adquirir la matriz bidimensional (dimensión típica entre 128 × 128 y 512 × 512), produciendo los llamados datos del espacio k , se realiza una transformada inversa de Fourier bidimensional para proporcionar la imagen de RM familiar. Se puede tomar la magnitud o la fase de la transformada de Fourier, siendo la primera mucho más común.

Resumen de secuencias principales

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Esta tabla no incluye secuencias poco comunes y experimentales .

escáner de resonancia magnética

Construcción y operación

Esquema de construcción de un escáner de RM superconductor cilíndrico

Los componentes principales de un escáner de resonancia magnética son: el imán principal, que polariza la muestra, las bobinas de ajuste para corregir las faltas de homogeneidad en el campo magnético principal, el sistema de gradiente que se utiliza para localizar la señal de resonancia magnética y el sistema de RF, que excita la muestra. y detecta la señal de RMN resultante. Todo el sistema está controlado por una o más computadoras.

Imán

Una unidad móvil de resonancia magnética visitando el Centro de Salud de Glebefields, Tipton , Inglaterra

Grabación de audio

Un breve extracto de una sesión de escaneo de 20 minutos, grabado fuera de la unidad anterior.

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El imán es el componente más grande y costoso del escáner, y el resto del escáner se construye alrededor de él. La fuerza del imán se mide en teslas (T) . Los imanes clínicos generalmente tienen una intensidad de campo en el rango de 0,1 a 3,0 T, con sistemas de investigación disponibles de hasta 9,4 T para uso humano y 21 T para sistemas animales. ^[42] En los Estados Unidos, la FDA ha aprobado intensidades de campo de hasta 7 T para uso clínico. ^[43]

Tan importante como la fuerza del imán principal es su precisión. La rectitud de las líneas magnéticas dentro del centro (o, como se conoce técnicamente, el isocentro) del imán debe ser casi perfecta. Esto se conoce como homogeneidad. Las fluctuaciones (faltas de homogeneidad en la intensidad del campo) dentro de la región de exploración deben ser inferiores a tres partes por millón (3 ppm). Se han utilizado tres tipos de imanes:

• Imán permanente: se pueden utilizar imanes convencionales fabricados a partir de materiales ferromagnéticos (por ejemplo, aleaciones de acero que contienen elementos de tierras raras como el neodimio ) para proporcionar el campo magnético estático. Un imán permanente que sea lo suficientemente potente como para usarse en una resonancia magnética será extremadamente grande y voluminoso; pueden pesar más de 100 toneladas. Las resonancias magnéticas de imán permanente son muy económicas de mantener; Esto no se puede decir de los otros tipos de imanes de resonancia magnética, pero el uso de imanes permanentes tiene importantes inconvenientes. Solo son capaces de alcanzar intensidades de campo débiles en comparación con otros imanes de resonancia magnética (generalmente menos de 0,4 T) y tienen una precisión y estabilidad limitadas. Los imanes permanentes también presentan problemas de seguridad especiales; Dado que sus campos magnéticos no se pueden "apagar", los objetos ferromagnéticos son prácticamente imposibles de eliminar una vez que entran en contacto directo. Los imanes permanentes también requieren un cuidado especial cuando se los lleva al lugar de instalación.
• Electroimán resistivo: un solenoide enrollado con alambre de cobre es una alternativa a un imán permanente. Una ventaja es el bajo costo inicial, pero la intensidad del campo y la estabilidad son limitadas. El electroimán requiere una energía eléctrica considerable durante su funcionamiento, lo que puede encarecer su funcionamiento. Este diseño es esencialmente obsoleto.
• Electroimán superconductor : cuando una aleación de niobio-titanio o niobio-estaño se enfría con helio líquido a 4 K (-269 °C, -452 °F), se convierte en un superconductor y pierde resistencia al flujo de corriente eléctrica. Un electroimán construido con superconductores puede tener intensidades de campo extremadamente altas, con una estabilidad muy alta. La construcción de tales imanes es extremadamente costosa y el helio criogénico es caro y difícil de manipular. Sin embargo, a pesar de su costo, los imanes superconductores enfriados con helio son el tipo más común que se encuentra en los escáneres de resonancia magnética en la actualidad.

La mayoría de los imanes superconductores tienen sus bobinas de alambre superconductor sumergidas en helio líquido, dentro de un recipiente llamado criostato . A pesar del aislamiento térmico, que a veces incluye un segundo criostato que contiene nitrógeno líquido , el calor ambiental hace que el helio se evapore lentamente. Por lo tanto, estos imanes requieren un relleno regular con helio líquido. Generalmente se utiliza un refrigerador criogénico , también conocido como cabezal frío, para recondensar parte del vapor de helio nuevamente en el baño de helio líquido. Varios fabricantes ofrecen ahora escáneres "sin criógeno", en los que, en lugar de sumergirse en helio líquido, el cable magnético se enfría directamente mediante un refrigerador criogénico. ^[44] Alternativamente, el imán se puede enfriar colocando cuidadosamente helio líquido en puntos estratégicos, reduciendo drásticamente la cantidad de helio líquido utilizado, ^[45] o, en su lugar, se pueden usar superconductores de alta temperatura . ^{[46] [47]}

Los imanes están disponibles en una variedad de formas. Sin embargo, los imanes permanentes suelen tener forma de C y los imanes superconductores suelen tener forma cilíndrica. También se han utilizado imanes superconductores en forma de C e imanes permanentes en forma de caja.

La intensidad del campo magnético es un factor importante para determinar la calidad de la imagen. Los campos magnéticos más altos aumentan la relación señal-ruido , lo que permite una resolución más alta o un escaneo más rápido. Sin embargo, las intensidades de campo más altas requieren imanes más costosos con mayores costos de mantenimiento y tienen mayores preocupaciones de seguridad. Una intensidad de campo de 1,0 a 1,5 T es un buen equilibrio entre costo y rendimiento para uso médico general. Sin embargo, para ciertos usos especializados (por ejemplo, imágenes cerebrales) son deseables intensidades de campo más altas, y algunos hospitales ahora utilizan escáneres de 3,0 T.

La señal FID de una muestra mal adaptada tiene una envolvente compleja.

Señal FID de una muestra bien adaptada, que muestra una caída exponencial pura.

cuñas

Cuando el escáner de resonancia magnética se coloca en un hospital o clínica, su campo magnético principal dista mucho de ser lo suficientemente homogéneo como para usarse para escanear. Es por eso que antes de realizar un ajuste fino del campo utilizando una muestra, se debe medir y ajustar el campo magnético del imán .

Después de colocar una muestra en el escáner, el campo magnético principal se distorsiona por los límites de susceptibilidad dentro de esa muestra, lo que provoca pérdida de señal (regiones que no muestran señal) y distorsiones espaciales en las imágenes adquiridas. Para humanos o animales, el efecto es particularmente pronunciado en los límites entre el aire y los tejidos, como los senos nasales (debido al oxígeno paramagnético en el aire), lo que hace que, por ejemplo, sea difícil visualizar los lóbulos frontales del cerebro. Para restaurar la homogeneidad del campo, se incluye un juego de bobinas de cuña en el escáner. Se trata de bobinas resistivas, normalmente a temperatura ambiente, capaces de producir correcciones de campo distribuidas en varios órdenes de armónicos esféricos . ^[48]

Después de colocar la muestra en el escáner, el campo B 0 se "cuña" ajustando las corrientes en las bobinas de calce. La homogeneidad del campo se mide examinando una señal FID en ausencia de gradientes de campo. El FID de una muestra mal adaptada mostrará una envolvente de desintegración compleja, a menudo con muchas protuberancias. Luego, las corrientes de calce se ajustan para producir un FID de gran amplitud que decae exponencialmente, lo que indica un campo B _{0 homogéneo.} El proceso suele estar automatizado. ^[49]

Degradados

Las bobinas de gradiente se utilizan para codificar espacialmente las posiciones de los protones variando linealmente el campo magnético a lo largo del volumen de la imagen. La frecuencia de Larmor entonces variará en función de la posición en los ejes x , y y z .

Las bobinas de gradiente suelen ser electroimanes resistivos alimentados por amplificadores sofisticados que permiten ajustes rápidos y precisos de la intensidad y dirección de su campo. Los sistemas de gradiente típicos son capaces de producir gradientes de 20 a 100 mT/m (es decir, en un imán de 1,5 T, cuando se aplica un gradiente máximo en el eje z , la intensidad del campo puede ser de 1,45 T en un extremo de un orificio de 1 m de largo). y 1,55 T en el otro ^[50] ). Son los gradientes magnéticos los que determinan el plano de obtención de imágenes; debido a que los gradientes ortogonales se pueden combinar libremente, se puede seleccionar cualquier plano para la obtención de imágenes.

La velocidad de escaneo depende del rendimiento del sistema de gradiente. Los gradientes más fuertes permiten obtener imágenes más rápidas o una resolución más alta; De manera similar, los sistemas de gradiente capaces de realizar cambios más rápidos también pueden permitir un escaneo más rápido. Sin embargo, el rendimiento del gradiente está limitado por preocupaciones de seguridad sobre la estimulación nerviosa.

Algunas características importantes de los amplificadores de gradiente y las bobinas de gradiente son la velocidad de respuesta y la intensidad del gradiente. Como se mencionó anteriormente, una bobina de gradiente creará un campo magnético adicional que varía linealmente y que se suma o resta del campo magnético principal. Este campo magnético adicional tendrá componentes en las 3 direcciones, a saber. x , y y z ; sin embargo, sólo el componente a lo largo del campo magnético (generalmente llamado eje z , por lo tanto denotado como _Gz ) es útil para obtener imágenes. A lo largo de cualquier eje dado, el gradiente se sumará al campo magnético en un lado de la posición cero y lo restará en el otro lado. Dado que el campo adicional es un gradiente, tiene unidades de gauss por centímetro o militesla por metro (mT/m). Las bobinas de gradiente de alto rendimiento utilizadas en la resonancia magnética suelen ser capaces de producir un campo magnético de gradiente de aproximadamente 30 mT/m o superior para una resonancia magnética de 1,5 T. La velocidad de aceleración de un sistema de gradiente es una medida de la rapidez con la que se pueden activar o desactivar los gradientes. Los gradientes típicos de mayor rendimiento tienen una velocidad de respuesta de hasta 100–200 T·m ⁻¹ ·s ⁻¹ . La velocidad de respuesta depende tanto de la bobina de gradiente (se necesita más tiempo para subir o bajar una bobina grande que para una bobina pequeña) y del rendimiento del amplificador de gradiente (se necesita mucho voltaje para superar la inductancia de la bobina). y tiene una influencia significativa en la calidad de la imagen.

Sistema de radiofrecuencia

El sistema de transmisión de radiofrecuencia (RF) consta de un sintetizador de RF, un amplificador de potencia y una bobina transmisora . Esa bobina suele estar integrada en el cuerpo del escáner. La potencia del transmisor es variable, pero los escáneres de cuerpo entero de alta gama pueden tener una potencia de salida máxima de hasta 35 kW ^[51] y ser capaces de mantener una potencia promedio de 1 kW. Aunque estos campos electromagnéticos están en el rango de RF de decenas de megahercios (a menudo en la porción de radio de onda corta del espectro electromagnético ) en potencias que generalmente exceden las potencias más altas utilizadas por la radioafición , la máquina de resonancia magnética produce muy poca interferencia de RF. La razón es que la resonancia magnética no es un transmisor de radio. El campo electromagnético de frecuencia de RF producido en la "bobina transmisora" es un campo magnético cercano con muy poco componente de campo eléctrico cambiante asociado (como lo tienen todas las transmisiones de ondas de radio convencionales). Por lo tanto, el campo electromagnético de alta potencia producido en la bobina del transmisor de MRI no produce mucha radiación electromagnética en su frecuencia de RF, y la potencia está confinada al espacio de la bobina y no se irradia como "ondas de radio". Por lo tanto, la bobina transmisora ​​es un buen transmisor de campo EM en radiofrecuencia, pero un pobre transmisor de radiación EM en radiofrecuencia.

El receptor consta de una bobina, un preamplificador y un sistema de procesamiento de señales. La radiación electromagnética de RF producida por la relajación nuclear dentro del sujeto es verdadera radiación EM (ondas de radio), y estas salen del sujeto como radiación de RF, pero son de tan baja potencia que tampoco causan interferencias de RF apreciables que puedan ser captadas por sintonizadores de radio cercanos (además, los escáneres de resonancia magnética generalmente están ubicados en habitaciones revestidas con malla metálica que actúan como jaulas de Faraday ).

Si bien es posible escanear usando la bobina integrada para transmisión de RF y recepción de señal de MR, si se está tomando la imagen de una región pequeña, entonces se obtiene una mejor calidad de imagen (es decir, una mayor relación señal-ruido) usando una sonda más pequeña y ajustada. bobina. Hay disponibles una variedad de espirales que se ajustan estrechamente alrededor de partes del cuerpo tales como la cabeza, la rodilla, la muñeca, el pecho o internamente, por ejemplo, el recto.

Un avance reciente en la tecnología de resonancia magnética ha sido el desarrollo de sofisticadas bobinas multielementos en fase ^[52] que son capaces de adquirir múltiples canales de datos en paralelo. Esta técnica de "imágenes paralelas" utiliza esquemas de adquisición únicos que permiten obtener imágenes aceleradas, reemplazando parte de la codificación espacial que se origina a partir de los gradientes magnéticos con la sensibilidad espacial de los diferentes elementos de la bobina. Sin embargo, el aumento de la aceleración también reduce la relación señal-ruido y puede crear artefactos residuales en la reconstrucción de la imagen. Dos esquemas paralelos de adquisición y reconstrucción utilizados con frecuencia se conocen como SENSE ^[53] y GRAPPA. ^[54] Puede encontrar una revisión detallada de las técnicas de imágenes paralelas aquí: ^[55]

Referencias

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