Física de la resonancia magnética

Artículo de resumen

Moderno escáner de resonancia magnética clínica de 3 teslas .

La resonancia magnética (RM) es una técnica de diagnóstico por imagen que se utiliza principalmente en radiología y medicina nuclear para investigar la anatomía y fisiología del cuerpo y detectar patologías como tumores , inflamaciones , afecciones neurológicas como accidentes cerebrovasculares , trastornos de músculos y articulaciones y anomalías en el corazón y los vasos sanguíneos, entre otras. 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 RM no utiliza radiación ionizante y, por lo tanto, es un procedimiento seguro adecuado para el diagnóstico en niños y en series repetidas. Los pacientes con implantes de metales no ferromagnéticos específicos, implantes cocleares y marcapasos cardíacos en la actualidad también pueden hacerse una RM a pesar de los efectos de los fuertes campos magnéticos. Esto no se aplica a los 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 es recibida por antenas cercanas a la anatomía que se está examinando. 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 de 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 de 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 los tejidos en función de las propiedades de relajación de los átomos de hidrógeno en ellos.

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 solo puede tener una de dos alineaciones, la colección de protones parece comportarse como si pudiera tener cualquier alineación. La mayoría de los protones se alinean en paralelo a B ₀ ya que este es un estado de energía más bajo. Luego se aplica un pulso de radiofrecuencia , que puede excitar a los protones de una alineación paralela a una antiparalela, solo esta última es relevante para el resto de la discusión. En respuesta a la fuerza que los devuelve a su orientación de equilibrio, los protones experimentan un movimiento giratorio ( precesión ), muy parecido a una rueda girada bajo el efecto de la gravedad. Los protones regresarán al estado de baja energía mediante el proceso de relajación de espín-red . 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 un grupo de protones en un vóxel depende de la fuerza del campo magnético local alrededor del protón o del grupo de protones; un campo más fuerte corresponde a una diferencia de energía mayor y a fotones de mayor frecuencia. Al aplicar campos magnéticos adicionales (gradientes) que varían linealmente en el espacio, se pueden seleccionar cortes específicos para obtener imágenes y se obtiene una imagen tomando la transformada de Fourier 2-D de las frecuencias espaciales de la señal ( espacio k ). 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 ruidos de golpes fuertes, 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 sus investigaciones sobre la resonancia magnética nuclear . El escáner de cuerpo completo se creó en 1978. ^[1]

Magnetismo nuclear

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

Cuando estos espines se colocan en un campo magnético externo intenso , precesan alrededor de un eje que sigue 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

La mecánica cuántica es necesaria para modelar con precisión el comportamiento de un único protón. Sin embargo, la mecánica clásica se puede utilizar 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 único protón, solo puede tener 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 fuerza del campo . Los campos estáticos utilizados con más frecuencia en la resonancia magnética provocan una precesión que corresponde a un fotón de radiofrecuencia (RF) . ^{[ cita requerida ]}

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

La recuperación de la magnetización longitudinal se denomina relajación longitudinal o T ₁ y se produce de forma exponencial 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 asociada a la entalpía del sistema de espín, o al número de núcleos con espín paralelo frente a antiparalelo. T ₂ , por otra parte, está asociada a la entropía del sistema, o al número de núcleos en fase.

Cuando se apaga el pulso de radiofrecuencia, el componente vectorial transversal produce un campo magnético oscilante que induce una pequeña corriente en la bobina receptora. Esta señal se denomina decaimiento por inducción libre (FID). En un experimento de resonancia magnética nuclear idealizado , el FID decae aproximadamente de manera exponencial con una constante de tiempo T ₂ . Sin embargo, en la resonancia magnética práctica hay pequeñas diferencias en el campo magnético estático en diferentes ubicaciones espaciales ("inhomogeneidades") que hacen que la frecuencia de Larmor varíe a lo largo del cuerpo. Esto crea una interferencia destructiva , que acorta el FID. La constante de tiempo para el decaimiento observado del FID se denomina 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 a continuación).

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 las diferentes ubicaciones espaciales se asocien con diferentes frecuencias de precesión. Solo 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 barrer 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 frecuencia, pero esto se puede recuperar y medir mediante un gradiente de reenfoque (para crear un llamado "eco de gradiente"), o mediante un pulso de radiofrecuencia (para crear un llamado " eco de espín "), o en el posprocesamiento digital de la señal propagada. Todo el proceso se puede repetir cuando se ha producido cierta relajación T ₁ y se ha restablecido más o menos el equilibrio térmico de los espines. El tiempo de repetición (TR) es el tiempo entre dos excitaciones sucesivas del mismo corte. ^[4]

Por lo general, en los tejidos blandos, T ₁ es de alrededor de un segundo, mientras que T ₂ y 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 uno de los factores que le da a la resonancia magnética su tremendo contraste de 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.
• Gradientes 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 la 2DFT es spin-warp. A continuación se presenta una descripción de la técnica 2DFT con selección de cortes.

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

Imágenes ecoplanares

Otro esquema que se utiliza a veces, especialmente en la exploración cerebral o cuando se necesitan imágenes muy rápidamente, se denomina imagen ecoplanar (EPI): ^[5] En este caso, cada excitación de RF va seguida de un tren de ecos de gradiente con diferente codificación espacial. La EPI multiplexada es incluso más rápida, por ejemplo, para la resonancia magnética funcional del cerebro completo (fMRI) o la resonancia magnética de difusión . ^[6]

Contraste de imagen y mejora del contraste

El contraste de la imagen se crea por las diferencias en la intensidad de la señal de RMN recuperada de diferentes lugares dentro de la muestra. Esto depende de la densidad relativa de los núcleos excitados (normalmente 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 discutidos en exploraciones de RM 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 imágenes permite enfatizar un mecanismo de contraste mientras se minimizan los demás. La capacidad de elegir diferentes mecanismos de contraste le da a la RM una tremenda flexibilidad. En el cerebro, la ponderación T ₁ hace que las conexiones nerviosas de la materia blanca aparezcan blancas y las congregaciones de neuronas de la materia gris aparezcan grises, mientras que el líquido cefalorraquídeo (LCR) aparece oscuro. El contraste de la materia blanca, la materia gris y el líquido cefalorraquídeo se invierte utilizando T ₂ o T^*
₂Las imágenes ponderadas por densidad de protones proporcionan poco contraste en sujetos sanos. Además, los parámetros funcionales como el flujo sanguíneo cerebral (FSC) , el volumen sanguíneo cerebral (VSC) o la oxigenación de la sangre pueden afectar a T ₁ , T ₂ y T^*
₂y por lo tanto pueden codificarse con secuencias de pulsos 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 RMN se seleccionan por sus propiedades magnéticas específicas. Lo más común es que se administre un agente de contraste paramagnético (generalmente un compuesto de gadolinio ^{[7] [8]} ). Los tejidos y líquidos realzados con gadolinio aparecen extremadamente brillantes en las imágenes ponderadas _en T1 . Esto proporciona una alta sensibilidad para la detección de tejidos vasculares (p. ej., tumores) y permite la evaluación de la perfusión cerebral (p. ej., en caso de accidente cerebrovascular). Recientemente se han planteado inquietudes con respecto a la toxicidad de los agentes de contraste a base de gadolinio y su impacto en personas con deterioro de la función renal. (Ver Seguridad / Agentes de contraste a continuación).

Más recientemente, se han puesto a disposición 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 han estudiado agentes diamagnéticos como el sulfato de bario para su posible uso en el tracto gastrointestinal , pero se usan con menos frecuencia.

a-espacio

En 1983, Ljunggren ^[11] y Twieg ^[12] introdujeron de forma independiente el formalismo del espacio k , una técnica que resultó inestimable para unificar diferentes técnicas de obtención de imágenes por resonancia magnética. Demostraron que la señal de resonancia magnética 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 espines efectiva, . Fundamentalmente, 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 transcurre 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. Con el término densidad de espín efectiva nos referimos a la densidad de espín real corregida por los efectos de la preparación _de T1 , la descomposición _de T2 , el desfase debido a la falta de homogeneidad del campo, el flujo, la difusión, etc. y cualquier otro fenómeno que afecte a la cantidad de magnetización transversal disponible para inducir la 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: ${\displaystyle I({\vec {x}})}$

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

Usando el formalismo del espacio k , varias ideas aparentemente complejas se volvieron simples. Por ejemplo, se vuelve muy fácil (para los físicos , en particular) entender el papel de la codificación de fase (el llamado método spin-warp). En un escaneo de eco de espín estándar o eco de gradiente, donde el gradiente de lectura (o vista) es constante (por ejemplo, G ), se escanea una sola línea del espacio k por cada excitación de RF. Cuando el gradiente de codificación de fase es cero, la línea escaneada 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, escaneamos la línea k _y  = constante.

El formalismo del espacio k también hace que sea muy fácil comparar diferentes técnicas de escaneo. En la EPI de un solo disparo , todo el espacio k se escanea en un solo disparo, siguiendo una trayectoria sinusoidal o en zigzag. 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 múltiples disparos y eco de espín rápido adquieren solo una parte del espacio k por excitación. En cada disparo, se adquiere un segmento intercalado diferente y los disparos se repiten hasta que el espacio k está suficientemente bien 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 aprovechar en técnicas de obtención de imágenes más avanzadas. Una de estas técnicas es la adquisición en espiral: se aplica un gradiente de campo magnético giratorio 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 desintegración de la señal es mayor al comienzo de la adquisición, por lo tanto, adquirir primero el centro del espacio k mejora la relación contraste/ruido (CNR) en comparación con las adquisiciones en zigzag 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 independientemente).

Ejemplo de una secuencia de pulsos

Diagrama de tiempo simplificado para la secuencia de pulsos Spin Echo (SE) de transformada de Fourier bidimensional (2DFT)

En el diagrama de tiempo , el eje horizontal representa el tiempo. El eje vertical representa: (fila superior) amplitud de pulsos de radiofrecuencia; (filas del medio) amplitudes de los tres pulsos de gradiente de campo magnético ortogonales; y (fila inferior) convertidor analógico a digital (ADC) del receptor. Las frecuencias de radio se transmiten a la frecuencia de Larmor del nucleido que se va a visualizar. 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 (que normalmente corresponde a la dirección de izquierda a derecha de un paciente y está coloreado en rojo en el diagrama), G _Y (que normalmente corresponde a la dirección de adelante hacia atrás de un paciente y está coloreado en verde en el diagrama) y G _Z (que normalmente corresponde a la dirección de la cabeza a los pies de un paciente y está coloreado en 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 pies a cabeza. Para el escaneo de personas, se emplean gradientes de intensidad de 1 a 100 mT/m: los gradientes de intensidad más altos 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 rebanada". Un pulso con forma (mostrado aquí con una modulación sinc ) provoca una nutación de 90° de la magnetización nuclear longitudinal dentro de una placa o rebanada, creando una magnetización transversal. La segunda parte de la secuencia de pulsos, PE, imparte un cambio de fase sobre la magnetización nuclear seleccionada por la rebanada, variando con su ubicación en la dirección Y. La tercera parte de la secuencia de pulsos, otra selección de rebanada (de la misma rebanada) utiliza otro pulso con forma para provocar una rotación de 180° de la magnetización nuclear transversal dentro de la rebanada. Esta magnetización transversal se reenfoca para formar un eco de espín en un tiempo T _E . Durante el eco de espín, se aplica una codificación de frecuencia (FE) o gradiente de lectura, haciendo que la frecuencia resonante de la magnetización nuclear varíe con su ubicación en la dirección X. La señal es muestreada n _FE veces por el ADC durante este período, como se representa por las líneas verticales. Normalmente se toman n _{FE de entre 128 y 512 muestras.}

Luego se deja que la magnetización longitudinal se recupere un poco y después de un tiempo T _R toda la secuencia se repite n veces _PE , pero con el gradiente de codificación de fase incrementado (indicado por el rayado 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, TE está entre 5 ms y 100 ms, mientras que _{TR está} entre 100 ms y 2000 ms.

Una vez adquirida la matriz bidimensional (dimensión típica entre 128 × 128 y 512 × 512), que produce los denominados datos del espacio k , se realiza una transformada de Fourier inversa bidimensional para proporcionar la conocida imagen de RM. Se puede tomar la magnitud o la fase de la transformada de Fourier, siendo la primera mucho más común.

Descripción general de las secuencias principales

editar
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 compensación para corregir las inhomogeneidades en el campo magnético principal, el sistema de gradiente que se utiliza para localizar la señal de RMN 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 visita el centro de salud Glebefields, Tipton , Inglaterra

Grabación de audio

Un breve extracto de una sesión de escaneo de 20 minutos, grabada fuera de la unidad mencionada anteriormente.

---

¿Tiene problemas para reproducir este archivo? Consulte la ayuda multimedia .

El imán es el componente más grande y más caro del escáner, y el resto del escáner está construido alrededor de él. La fuerza del imán se mide en teslas (T) . Los imanes clínicos generalmente tienen una fuerza 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 fuerzas 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 lo conoce técnicamente, el isocentro) del imán debe ser casi perfecta. Esto se conoce como homogeneidad. Las fluctuaciones (inhomogeneidades en la intensidad del campo) dentro de la región de escaneo deben ser inferiores a tres partes por millón (3 ppm). Se han utilizado tres tipos de imanes:

• Imán permanente: Los imanes convencionales fabricados con materiales ferromagnéticos (por ejemplo, aleaciones de acero que contienen elementos de tierras raras como el neodimio ) se pueden utilizar 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 con imán permanente son muy económicas de mantener; esto no se puede decir de los otros tipos de imanes de resonancia magnética, pero existen desventajas significativas en el uso de imanes permanentes. Solo son capaces de lograr 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", es prácticamente imposible retirar objetos ferromagnéticos de ellos una vez que entran en contacto directo. Los imanes permanentes también requieren un cuidado especial cuando se llevan a su lugar de instalación.
• Electroimán resistivo: un solenoide bobinado a partir de un cable de cobre es una alternativa a un imán permanente. Una ventaja es su bajo costo inicial, pero la fuerza del campo y la estabilidad son limitadas. El electroimán requiere una energía eléctrica considerable durante su funcionamiento, lo que puede hacer que su funcionamiento sea costoso. 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 que se recarguen regularmente con helio líquido. Generalmente, se utiliza un crioenfriador , también conocido como cabezal frío, para recondensar parte del vapor de helio en el baño de helio líquido. Varios fabricantes ofrecen ahora escáneres "sin criógeno", donde en lugar de sumergirse en helio líquido, el alambre del imán se enfría directamente mediante un crioenfriador. ^[44] Alternativamente, el imán puede enfriarse colocando cuidadosamente helio líquido en puntos estratégicos, lo que reduce drásticamente la cantidad de helio líquido utilizado, ^[45] o, en su lugar, se pueden utilizar superconductores de alta temperatura . ^{[46] [47]}

Los imanes se encuentran disponibles en una variedad de formas. Sin embargo, los imanes permanentes suelen tener forma de C y los imanes superconductores suelen ser cilíndricos. También se han utilizado imanes superconductores con forma de C e imanes permanentes con 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 mayor resolución o una exploración más rápida. Sin embargo, las intensidades de campo más altas requieren imanes más costosos con mayores costos de mantenimiento y plantean mayores problemas de seguridad. Una intensidad de campo de 1,0 a 1,5 T es un buen compromiso entre costo y rendimiento para el 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 ajustada tiene una envolvente compleja.

Señal FID de una muestra bien ajustada, que muestra una descomposición exponencial pura.

Calzas

Cuando el escáner de resonancia magnética se coloca en el hospital o la clínica, su campo magnético principal dista mucho de ser lo suficientemente homogéneo como para ser utilizado para la exploración. Por eso, antes de realizar el ajuste fino del campo utilizando una muestra, se debe medir y calzar 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 la pérdida de señal (regiones que no muestran señal) y distorsiones espaciales en las imágenes adquiridas. En el caso de los seres humanos o los animales, el efecto es particularmente pronunciado en los límites entre el aire y el tejido, como los senos nasales (debido al oxígeno paramagnético del aire), lo que dificulta la obtención de imágenes de los lóbulos frontales del cerebro, por ejemplo. Para restablecer la homogeneidad del campo, se incluye un conjunto de bobinas de compensación 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 "calza" 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 calzada mostrará una envolvente de decaimiento compleja, a menudo con muchas protuberancias. Las corrientes de calce se ajustan luego para producir un FID de gran amplitud que decae exponencialmente, lo que indica un campo B ₀ homogéneo . El proceso suele estar automatizado. ^[49]

Gradientes

Las bobinas de gradiente se utilizan para codificar espacialmente las posiciones de los protones al variar el campo magnético linealmente a lo largo del volumen de la imagen. La frecuencia de Larmor variará entonces 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 su intensidad de campo y dirección. 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 de campo puede ser de 1,45 T en un extremo de un orificio de 1 m de longitud y de 1,55 T en el otro ^[50] ). Son los gradientes magnéticos los que determinan el plano de la formación de imágenes; dado que los gradientes ortogonales se pueden combinar libremente, se puede seleccionar cualquier plano para la formación 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 escaneos más rápidos. Sin embargo, el rendimiento del gradiente está limitado por cuestiones de seguridad relacionadas con la estimulación nerviosa.

Algunas características importantes de los amplificadores de gradiente y las bobinas de gradiente son la velocidad de respuesta y la fuerza del gradiente. Como se mencionó anteriormente, una bobina de gradiente creará un campo magnético adicional, que varía linealmente, que se suma o se resta del campo magnético principal. Este campo magnético adicional tendrá componentes en las 3 direcciones, a saber, x , y y z ; sin embargo, solo el componente a lo largo del campo magnético (generalmente llamado eje z , por lo tanto, denotado G _z ) es útil para la obtención de imágenes. A lo largo de cualquier eje dado, el gradiente se sumará al campo magnético en un lado de la posición cero y se restará de él 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 que se utilizan en la resonancia magnética suelen ser capaces de producir un campo magnético de gradiente de aproximadamente 30 mT/m o más para una resonancia magnética de 1,5 T. La velocidad de respuesta 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 aumentar o disminuir la velocidad de una bobina grande que de una pequeña) como 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 de transmisión . Esa bobina suele estar incorporada 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 media 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 ) a potencias que normalmente superan las potencias más altas utilizadas por la radioafición , hay muy poca interferencia de RF producida por la máquina de MRI. La razón de esto es que la MRI no es un transmisor de radio. El campo electromagnético de frecuencia de RF producido en la "bobina de transmisión" es un campo magnético cercano con muy poco componente de campo eléctrico cambiante asociado (como 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 a su frecuencia de RF, y la potencia se limita 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 la bobina, el preamplificador y el sistema de procesamiento de señales. La radiación electromagnética de RF producida por la relajación nuclear en el interior del sujeto es radiación EM (ondas de radio) real, 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 los sintonizadores de radio cercanos (además, los escáneres de MRI generalmente están situados en habitaciones revestidas de malla metálica que actúan como jaulas de Faraday ).

Si bien es posible realizar exploraciones utilizando la bobina integrada para la transmisión de RF y la recepción de señales de RM, si se está obteniendo una imagen de una región pequeña, se obtiene una mejor calidad de imagen (es decir, una relación señal-ruido más alta) utilizando una bobina más pequeña y ajustada. Hay una variedad de bobinas disponibles que se ajustan perfectamente a partes del cuerpo, como la cabeza, la rodilla, la muñeca, el pecho o internamente, por ejemplo, el recto.

Un desarrollo reciente en la tecnología de resonancia magnética ha sido el desarrollo de sofisticadas bobinas multielemento 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 una obtención de imágenes acelerada, al reemplazar parte de la codificación espacial originada por los gradientes magnéticos con la sensibilidad espacial de los diferentes elementos de la bobina. Sin embargo, la mayor aceleración también reduce la relación señal-ruido y puede crear artefactos residuales en la reconstrucción de la imagen. Dos esquemas de adquisición y reconstrucción en paralelo utilizados con frecuencia se conocen como SENSE ^{[53] y GRAPPA [54]} . Puede encontrar una revisión detallada de las técnicas de obtención de imágenes en paralelo aquí: ^[55]

Referencias

1. Obituario de R. Edward publicado en el periódico Independent el 20 de julio de 2001
2. Callaghan P (1994). Principios de la microscopía de resonancia magnética nuclear . Oxford University Press . ISBN 978-0-19-853997-1.
3. "Filosofía cuántica". Preguntas y respuestas en MRI . Consultado el 1 de junio de 2019 .
4. Página 26 en: Weishaupt D, Koechli VD, Marincek B (2013). ¿Cómo funciona la resonancia magnética?: Introducción a la física y la función de la resonancia magnética . Springer Science & Business Media. ISBN 978-3-662-07805-1.
5. Poustchi-Amin M, Mirowitz SA, Brown JJ, McKinstry RC, Li T (2000). "Principios y aplicaciones de la obtención de imágenes ecoplanares: una revisión para el radiólogo general". Radiographics . 21 (3): 767–79. doi :10.1148/radiographics.21.3.g01ma23767. PMID  11353123.
6. Feinberg DA, Moeller S, Smith SM, Auerbach E, Ramanna S, Gunther M, Glasser MF, Miller KL, Ugurbil K, Yacoub E (diciembre de 2010). "Imágenes ecoplanares multiplexadas para imágenes de difusión rápida y resonancia magnética funcional del cerebro completo en menos de un segundo". PLOS ONE . ​​5 (12): e15710. Bibcode :2010PLoSO...515710F. doi : 10.1371/journal.pone.0015710 . PMC 3004955 . PMID  21187930. 
7. Weinmann HJ, Brasch RC, Press WR, Wesbey GE (marzo de 1984). "Características del complejo gadolinio-DTPA: un potencial agente de contraste de RMN". AJR. American Journal of Roentgenology . 142 (3): 619–24. doi :10.2214/ajr.142.3.619. PMID  6607655.
8. Laniado M, Weinmann HJ, Schörner W, Felix R, Speck U (1984). "Primer uso de GdDTPA/dimeglumina en el hombre". Physiological Chemistry and Physics and Medical NMR . 16 (2): 157–65. PMID  6505042.
9. Widder DJ, Greif WL, Widder KJ, Edelman RR, Brady TJ (febrero de 1987). "Microesferas de albúmina de magnetita: un nuevo material de contraste para RM". AJR. American Journal of Roentgenology . 148 (2): 399–404. doi :10.2214/ajr.148.2.399. PMID  3492120.
10. Weissleder R, Elizondo G, Wittenberg J, Rabito CA, Bengele HH, Josephson L (mayo de 1990). "Óxido de hierro superparamagnético ultrapequeño: caracterización de una nueva clase de agentes de contraste para imágenes por RM". Radiología . 175 (2): 489–93. doi :10.1148/radiology.175.2.2326474. PMID  2326474.
11. Ljunggren S (1983). "Una representación gráfica simple de los métodos de obtención de imágenes basados ​​en Fourier". Journal of Magnetic Resonance . 54 (2): 338–343. Bibcode :1983JMagR..54..338L. doi :10.1016/0022-2364(83)90060-4.
12. Twieg DB (1983). "La formulación de la trayectoria k del proceso de obtención de imágenes por RMN con aplicaciones en el análisis y la síntesis de métodos de obtención de imágenes". Física médica . 10 (5): 610–21. Bibcode :1983MedPh..10..610T. doi :10.1118/1.595331. PMID  6646065.
13. «Imágenes por resonancia magnética». Universidad de Wisconsin . Archivado desde el original el 10 de mayo de 2017. Consultado el 14 de marzo de 2016 .
14. Johnson KA. "Imágenes básicas de resonancia magnética de protones. Características de la señal tisular". Facultad de Medicina de Harvard . Archivado desde el original el 5 de marzo de 2016. Consultado el 14 de marzo de 2016 .
15. "Preguntas sobre resonancia magnética, ecografía de espín rápido". MRIQuestions.com . Consultado el 18 de mayo de 2021 .
16. Graham D, Cloke P, Vosper M (31 de mayo de 2011). Principios y aplicaciones de la física radiológica. Libro electrónico (6.ª edición). Elsevier Health Sciences. pág. 292. ISBN 978-0-7020-4614-8.}
17. du Plessis V, Jones J. "Secuencias de resonancia magnética (descripción general)". Radiopaedia . Consultado el 13 de enero de 2017 .
18. Lefevre N, Naouri JF, Herman S, Gerometta A, Klouche S, Bohu Y (2016). "Una revisión actual de la imagenología del menisco: propuesta de una herramienta útil para su análisis radiológico". Investigación y práctica radiológica . 2016 : 8329296. doi : 10.1155/2016/8329296 . PMC 4766355. PMID  27057352 . 
19. Luijkx T, Weerakkody Y. "Resonancia magnética de precesión libre en estado estacionario". Radiopedia . Consultado el 13 de octubre de 2017 .
20. Chavhan GB, Babyn PS, Thomas B, Shroff MM, Haacke EM (2009). "Principios, técnicas y aplicaciones de la obtención de imágenes por RM basadas en T2* y sus aplicaciones especiales". Radiographics . 29 (5): 1433–49. doi :10.1148/rg.295095034. PMC 2799958 . PMID  19755604. 
21. Di Muzio B, Gaillard F. "Imágenes ponderadas por susceptibilidad" . Consultado el 15 de octubre de 2017 .
22. Sharma R, Taghi Niknejad M. "Recuperación de la inversión de la proteína tau corta". Radiopaedia . Consultado el 13 de octubre de 2017 .
23. Berger F, de Jonge M, Smithuis R, Maas M. "Fracturas por estrés". Asistente de radiología . Sociedad de radiología de los Países Bajos . Consultado el 13 de octubre de 2017 .
24. Hacking C, Taghi Niknejad M, et al. "Recuperación de la inversión de atenuación de fluidos". radiopaedia.org . Consultado el 3 de diciembre de 2015 .
25. Di Muzio B, Abd Rabou A. "Double inversion recovery sequence". Radiopaedia . Consultado el 13 de octubre de 2017 .
26. Lee M, Bashir U. "Imágenes ponderadas por difusión". Radiopedia . Consultado el 13 de octubre de 2017 .
27. Weerakkody Y, Gaillard F. "Accidente cerebrovascular isquémico". Radiopedia . Consultado el 15 de octubre de 2017 .
28. Hammer M. "MRI Physics: Diffusion-Weighted Imaging". XRayPhysics . Consultado el 15 de octubre de 2017 .
29. An H, Ford AL, Vo K, Powers WJ, Lee JM, Lin W (mayo de 2011). "La evolución de la señal y el riesgo de infarto para las lesiones de coeficiente de difusión aparente en el accidente cerebrovascular isquémico agudo dependen tanto del tiempo como de la perfusión". Stroke . 42 (5): 1276–81. doi :10.1161/STROKEAHA.110.610501. PMC 3384724 . PMID  21454821. 
30. Smith D, Bashir U. "Imágenes por tensor de difusión". Radiopedia . Consultado el 13 de octubre de 2017 .
31. Chua TC, Wen W, Slavin MJ, Sachdev PS (febrero de 2008). "Imágenes con tensor de difusión en el deterioro cognitivo leve y la enfermedad de Alzheimer: una revisión". Current Opinion in Neurology . 21 (1): 83–92. doi :10.1097/WCO.0b013e3282f4594b. PMID  18180656. S2CID  24731783.
32. Gaillard F. "Perfusión por RM con contraste de susceptibilidad dinámica (DSC)". Radiopaedia . Consultado el 14 de octubre de 2017 .
33. Chen F, Ni YC (marzo de 2012). "Desajuste de difusión-perfusión por resonancia magnética en el accidente cerebrovascular isquémico agudo: una actualización". Revista mundial de radiología . 4 (3): 63–74. doi : 10.4329/wjr.v4.i3.63 . PMC 3314930 . PMID  22468186. 
34. "Etiquetado de espín arterial". Universidad de Michigan . Consultado el 27 de octubre de 2017 .
35. Gaillard F. "Arterial spin labelling (ASL) MR perfusion" (Marcaje de espín arterial (ASL) en perfusión por RM). Radiopaedia . Consultado el 15 de octubre de 2017 .
36. Gaillard F. "Perfusión por RM con contraste dinámico mejorado (DCE)". Radiopaedia . Consultado el 15 de octubre de 2017 .
37. Turnbull LW (enero de 2009). "Resonancia magnética con contraste dinámico en el diagnóstico y tratamiento del cáncer de mama". RMN en biomedicina . 22 (1): 28–39. doi :10.1002/nbm.1273. PMID  18654999. S2CID  5305422.
38. Chou Ih. «Milestone 19: (1990) Functional MRI» (Hito 19: (1990) Resonancia magnética funcional). Nature . Consultado el 9 de agosto de 2013 .
39. Luijkx T, Gaillard F. "Resonancia magnética funcional". Radiopedia . Consultado el 16 de octubre de 2017 .
40. "Angiografía por resonancia magnética (ARM)". Hospital Johns Hopkins . Consultado el 15 de octubre de 2017 .
41. Keshavamurthy J, Ballinger R y col. "Imágenes de contraste de fases". Radiopedia . Consultado el 15 de octubre de 2017 .
42. Schepkin, Victor D.; Grant, Samuel C.; Cross, Timothy A. "Imágenes por resonancia magnética in vivo a 21,1 T" (PDF) . Archivado desde el original (PDF) el 24 de abril de 2008.
43. "La FDA autoriza el primer dispositivo de resonancia magnética de 7 T" (Comunicado de prensa). Administración de Alimentos y Medicamentos de Estados Unidos. 12 de octubre de 2017. Consultado el 7 de diciembre de 2023 .
44. Obasih KM, Mruzek (1996). "Diseño térmico y análisis de un imán superconductor sin criogenia para terapia de resonancia magnética intervencionista". En Timmerhaus KD (ed.). Actas de la conferencia de ingeniería criogénica de 1995. Nueva York: Plenum Press. págs. 305–312. ISBN 978-0-306-45300-7.
45. "El sistema de resonancia magnética sin helio de Philips combina productividad con imágenes de alta calidad | Medgadget". 12 de septiembre de 2018.
46. Wang, Brian (8 de enero de 2017). "Japón avanza hacia la creación de imanes para resonancia magnética utilizando materiales de alambre superconductores de alta temperatura | NextBigFuture.com". Next Big Future .
47. "Bobinas superconductoras de alta temperatura probadas para el futuro imán RMN - MagLab".
48. Chen CN, Hoult DH (1989). Tecnología de resonancia magnética biomédica . Ciencias médicas. Taylor & Francis . ISBN. 978-0-85274-118-4.
49. Gruetter R (junio de 1993). "Ajuste automático, localizado in vivo de todas las bobinas de calce de primer y segundo orden" (PDF) . Resonancia magnética en medicina . 29 (6): 804–11. doi :10.1002/mrm.1910290613. PMID  8350724. S2CID  41112243.
50. Esto supone, de manera poco realista, que el gradiente es lineal hasta el final del orificio del imán. Si bien esta suposición es válida para fines pedagógicos, en la mayoría de los sistemas de resonancia magnética comerciales el gradiente cae significativamente después de una distancia mucho menor; de hecho, la disminución del campo de gradiente es el principal delimitador del campo de visión útil de un sistema de resonancia magnética comercial moderno.
51. Oppelt A (2006). Sistemas de imágenes para diagnóstico médico: fundamentos, soluciones técnicas y aplicaciones para sistemas que aplican radiación ionizante, resonancia magnética nuclear y ultrasonido . Wiley-VCH . pág. 566. ISBN. 978-3-89578-226-8.
52. Roemer PB , Edelstein WA, Hayes CE, Souza SP, Mueller OM (noviembre de 1990). "El arreglo en fase de RMN". Resonancia magnética en medicina . 16 (2): 192–225. doi :10.1002/mrm.1910160203. PMID  2266841. S2CID  9482029.
53. Pruessmann KP, Weiger M, Scheidegger MB, Boesiger P (noviembre de 1999). "SENSE: codificación de sensibilidad para resonancia magnética rápida". Resonancia magnética en medicina . 42 (5): 952–62. CiteSeerX 10.1.1.139.3032 . doi :10.1002/(SICI)1522-2594(199911)42:5<952::AID-MRM16>3.0.CO;2-S. PMID  10542355. S2CID  16046989. 
54. Griswold MA, Jakob PM, Heidemann RM, Nittka M, Jellus V, Wang J, Kiefer B, Haase A (junio de 2002). "Adquisiciones parcialmente paralelas con autocalibración generalizada (GRAPPA)". Resonancia magnética en medicina . 47 (6): 1202–10. CiteSeerX 10.1.1.462.3159 . doi :10.1002/mrm.10171. PMID  12111967. S2CID  14724155. 
55. Blaimer M, Breuer F, Mueller M, Heidemann RM, Griswold MA, Jakob PM (2004). "SMASH, SENSE, PILS, GRAPPA: Cómo elegir el método óptimo" (PDF) . Temas en imágenes por resonancia magnética . 15 (4): 223–236. doi :10.1097/01.rmr.0000136558.09801.dd. PMID  15548953. S2CID  110429.

Lectura adicional

• Pykett IL (1 de mayo de 1982). "NMR Imaging in Medicine" (PDF) . Scientific American . 246 (5): 78–88. Bibcode :1982SciAm.246e..78P. doi :10.1038/scientificamerican0582-78. PMID  7079720. Archivado desde el original (PDF) el 10 de marzo de 2016.
• Sprawls P (2000). Imágenes por resonancia magnética: principios, métodos y técnicas. Medical Physics Publishing. ISBN 978-0-944838-97-6.
• Haacke EM, Brown RF, Thompson M, Venkatesan R (1999). Imágenes por resonancia magnética: principios físicos y diseño de secuencias . Nueva York: J. Wiley & Sons. ISBN 978-0-471-35128-3.
• Mansfield P (1982). Imágenes por RMN en biomedicina: Suplemento 2 Avances en resonancia magnética . Elsevier. ISBN 978-0-323-15406-2.
• Fukushima E (1989). RMN en biomedicina: la base física . Springer Science & Business Media. ISBN 978-0-88318-609-1.
• Blümich B, Kuhn W (1992). Microscopía de resonancia magnética: métodos y aplicaciones en ciencia de materiales, agricultura y biomedicina . Wiley. ISBN 978-3-527-28403-0.
• Blümer P (1998). Blümler P, Blümich B, Botto RE, Fukushima E (eds.). Resonancia magnética resuelta espacialmente: métodos, materiales, medicina, biología, reología, geología, ecología, hardware . Wiley-VCH. ISBN 978-3-527-29637-8.
• Liang ZP, Lauterbur PC (1999). Principios de la resonancia magnética: una perspectiva de procesamiento de señales . Wiley. ISBN 978-0-7803-4723-6.
• Schmitt F, Stehling MK, Turner R (1998). Imágenes ecoplanares: teoría, técnica y aplicación. Springer Berlin Heidelberg. ISBN 978-3-540-63194-1.
• Kuperman V (2000). Imágenes por resonancia magnética: principios físicos y aplicaciones . Academic Press. ISBN 978-0-08-053570-8.
• Blümich B (2000). Imágenes de materiales por RMN . Clarendon Press. ISBN 978-0-19-850683-6.
• Jin J (1998). Análisis y diseño electromagnético en imágenes por resonancia magnética . CRC Press. ISBN 978-0-8493-9693-9.