Φυσική της απεικόνισης μαγνητικού συντονισμού

Η φυσική της απεικόνισης μαγνητικού συντονισμού (MRI) αφορά θεμελιώδεις φυσικές θεωρήσεις των τεχνικών MRI και τεχνολογικές πτυχές των συσκευών MRI. Η μαγνητική τομογραφία είναι μια τεχνική ιατρικής απεικόνισης που χρησιμοποιείται κυρίως στην ακτινολογία και την πυρηνική ιατρική για τη διερεύνηση της ανατομίας και της φυσιολογίας του σώματος και για την ανίχνευση παθολογιών, συμπεριλαμβανομένων όγκων, φλεγμονών, νευρολογικών καταστάσεων όπως το εγκεφαλικό επεισόδιο, διαταραχών των μυών και των αρθρώσεων και ανωμαλιών στην καρδιά και τα αιμοφόρα αγγεία μεταξύ άλλων. Οι παράγοντες αντίθεσης μπορούν να εγχυθούν ενδοφλεβίως ή σε μια άρθρωση για την ενίσχυση της εικόνας και τη διευκόλυνση της διάγνωσης. Σε αντίθεση με την αξονική τομογραφία και τις ακτίνες Χ, η μαγνητική τομογραφία δεν χρησιμοποιεί ιονίζουσα ακτινοβολία και, ως εκ τούτου, είναι μια ασφαλής διαδικασία κατάλληλη για διάγνωση σε παιδιά και επαναλαμβανόμενα τρεξίματα. Ασθενείς με συγκεκριμένα μη σιδηρομαγνητικά μεταλλικά εμφυτεύματα, κοχλιακά εμφυτεύματα και καρδιακούς βηματοδότες μπορούν σήμερα να υποβληθούν επίσης σε μαγνητική τομογραφία παρά τις επιδράσεις των ισχυρών μαγνητικών πεδίων. Αυτό δεν ισχύει για παλαιότερες συσκευές, λεπτομέρειες για τους επαγγελματίες υγείας παρέχονται από τον κατασκευαστή της συσκευής. Ορισμένοι ατομικοί πυρήνες είναι σε θέση να απορροφούν και να εκπέμπουν ενέργεια ραδιοσυχνοτήτων όταν τοποθετούνται σε εξωτερικό μαγνητικό πεδίο. Στην κλινική και ερευνητική μαγνητική τομογραφία, τα άτομα υδρογόνου χρησιμοποιούνται συχνότερα για τη δημιουργία ανιχνεύσιμου σήματος ραδιοσυχνοτήτων το οποίο λαμβάνεται από κεραίες που βρίσκονται σε κοντινή απόσταση από την ανατομία που εξετάζεται. Τα άτομα υδρογόνου είναι φυσικά άφθονα στους ανθρώπους και σε άλλους βιολογικούς οργανισμούς, ιδίως στο νερό και στο λίπος. Για το λόγο αυτό, οι περισσότερες μαγνητικές τομογραφίες ουσιαστικά χαρτογραφούν τη θέση του νερού και του λίπους στο σώμα. Οι παλμοί ραδιοκυμάτων διεγείρουν τη μετάβαση της πυρηνικής ενέργειας σπιν και οι κλίσεις του μαγνητικού πεδίου εντοπίζουν το σήμα στο χώρο. Μεταβάλλοντας τις παραμέτρους της ακολουθίας παλμών, μπορούν να δημιουργηθούν διαφορετικές αντιθέσεις μεταξύ των ιστών με βάση τις ιδιότητες χαλάρωσης των ατόμων υδρογόνου σε αυτούς. Όταν βρίσκονται εντός του μαγνητικού πεδίου (Β0) του σαρωτή, οι μαγνητικές ροπές των πρωτονίων ευθυγραμμίζονται ώστε να είναι είτε παράλληλες είτε αντιπαράλληλες προς τη διεύθυνση του πεδίου. Ενώ κάθε μεμονωμένο πρωτόνιο μπορεί να έχει μόνο μία από τις δύο ευθυγραμμίσεις, η συλλογή των πρωτονίων φαίνεται να συμπεριφέρεται σαν να μπορεί να έχει οποιαδήποτε ευθυγράμμιση. Τα περισσότερα πρωτόνια ευθυγραμμίζονται παράλληλα προς το Β0, καθώς πρόκειται για μια κατάσταση χαμηλότερης ενέργειας. Στη συνέχεια εφαρμόζεται ένας παλμός ραδιοσυχνότητας, ο οποίος μπορεί να διεγείρει τα πρωτόνια από την παράλληλη στην αντιπαράλληλη ευθυγράμμιση, μόνο η τελευταία έχει σημασία για την υπόλοιπη συζήτηση. Σε απόκριση της δύναμης που τα επαναφέρει στον προσανατολισμό ισορροπίας τους, τα πρωτόνια υποβάλλονται σε περιστροφική κίνηση (μετάπτωση), όπως ένας περιστρεφόμενος τροχός υπό την επίδραση της βαρύτητας. Τα πρωτόνια θα επιστρέψουν στην κατάσταση χαμηλής ενέργειας μέσω της διαδικασίας χαλάρωσης του πλέγματος σπιν. Αυτό εμφανίζεται ως μαγνητική ροή, η οποία αποδίδει μια μεταβαλλόμενη τάση στα πηνία του δέκτη για να δώσει το σήμα. Η συχνότητα με την οποία συντονίζεται ένα πρωτόνιο ή μια ομάδα πρωτονίων σε ένα voxel εξαρτάται από την ένταση του τοπικού μαγνητικού πεδίου γύρω από το πρωτόνιο ή την ομάδα πρωτονίων, ένα ισχυρότερο πεδίο αντιστοιχεί σε μεγαλύτερη ενεργειακή διαφορά και σε φωτόνια υψηλότερης συχνότητας. Εφαρμόζοντας πρόσθετα μαγνητικά πεδία (κλίσεις) που μεταβάλλονται γραμμικά στο χώρο, μπορούν να επιλεγούν συγκεκριμένες τομές προς απεικόνιση και να ληφθεί μια εικόνα με τη λήψη του δισδιάστατου μετασχηματισμού Fourier των χωρικών συχνοτήτων του σήματος (k-space). Λόγω της μαγνητικής δύναμης Lorentz από το B0 στο ρεύμα που ρέει στα πηνία βαθμίδας, τα πηνία βαθμίδας θα προσπαθήσουν να κινηθούν παράγοντας δυνατούς ήχους κτυπήματος, για τους οποίους οι ασθενείς χρειάζονται προστασία ακοής.

 Ο μαγνητικός τομογράφος αναπτύχθηκε από το 1975 έως το 1977 στο Πανεπιστήμιο του Νότιγχαμ από τον καθηγητή Raymond Andrew FRS FRSE σε συνέχεια της έρευνάς του στον πυρηνικό μαγνητικό συντονισμό. Ο σαρωτής ολόκληρου του σώματος δημιουργήθηκε το 1978. Τα υποατομικά σωματίδια έχουν την κβαντομηχανική ιδιότητα του σπιν. Ορισμένοι πυρήνες, όπως οι 1H (πρωτόνια), 2H, 3He, 23Na ή 31P, έχουν μη μηδενικό σπιν και επομένως μαγνητική ροπή. Στην περίπτωση των λεγόμενων spin-1⁄2 πυρήνων, όπως ο 1H, υπάρχουν δύο καταστάσεις spin, που μερικές φορές αναφέρονται ως up και down. Πυρήνες όπως ο 12C δεν έχουν ασύζευκτα νετρόνια ή πρωτόνια και δεν έχουν καθαρό σπιν- ωστόσο, το ισότοπο 13C έχει. Όταν αυτά τα σπιν τοποθετούνται σε ισχυρό εξωτερικό μαγνητικό πεδίο, στρέφονται γύρω από έναν άξονα κατά μήκος της διεύθυνσης του πεδίου. Τα πρωτόνια ευθυγραμμίζονται σε δύο ενεργειακές ιδιοκαταστάσεις (φαινόμενο Zeeman): μία χαμηλής ενέργειας και μία υψηλής ενέργειας, οι οποίες διαχωρίζονται από μια πολύ μικρή ενέργεια διάσπασης. Η κβαντομηχανική απαιτείται για την ακριβή μοντελοποίηση της συμπεριφοράς ενός μεμονωμένου πρωτονίου, ωστόσο η κλασική μηχανική μπορεί να χρησιμοποιηθεί για την επαρκή περιγραφή της συμπεριφοράς του συνόλου των πρωτονίων. Όπως και με άλλα σωματίδια με σπιν {\displaystyle 1/2}1/2, κάθε φορά που μετράται το σπιν ενός μεμονωμένου πρωτονίου μπορεί να έχει μόνο ένα από τα δύο αποτελέσματα που συνήθως ονομάζονται παράλληλο και αντιπαράλληλο. Όταν συζητάμε για την κατάσταση ενός πρωτονίου ή πρωτονίων αναφερόμαστε στην κυματοσυνάρτηση αυτού του πρωτονίου η οποία είναι ένας γραμμικός συνδυασμός των παράλληλων και αντιπαράλληλων καταστάσεων. Με την παρουσία του μαγνητικού πεδίου, Β0, τα πρωτόνια θα φανούν να προελαύνουν στη συχνότητα Larmor που καθορίζεται από τον γυρομαγνητικό λόγο του σωματιδίου και την ένταση του πεδίου. Τα στατικά πεδία που χρησιμοποιούνται συνηθέστερα στη μαγνητική τομογραφία προκαλούν μετάπτωση η οποία αντιστοιχεί σε ένα φωτόνιο ραδιοσυχνότητας (RF). Η καθαρή διαμήκης μαγνήτιση στη θερμοδυναμική ισορροπία οφείλεται σε μια μικροσκοπική περίσσεια πρωτονίων στην κατάσταση χαμηλότερης ενέργειας. Αυτό δίνει μια καθαρή πόλωση που είναι παράλληλη προς το εξωτερικό πεδίο. Η εφαρμογή ενός παλμού RF μπορεί να ανατρέψει αυτό το καθαρό διάνυσμα πόλωσης προς τα πλάγια (με, δηλαδή, έναν λεγόμενο παλμό 90°), ή ακόμη και να το αντιστρέψει (με έναν λεγόμενο παλμό 180°). Τα πρωτόνια θα έρθουν σε φάση με τον παλμό RF και επομένως μεταξύ τους. Η ανάκτηση της διαμήκους μαγνήτισης ονομάζεται διαμήκης ή Τ1 χαλάρωση και συμβαίνει εκθετικά με χρονική σταθερά Τ1. Η απώλεια της συνοχής φάσης στο εγκάρσιο επίπεδο ονομάζεται εγκάρσια ή χαλάρωση Τ2. Το Τ1 συνδέεται έτσι με την ενθαλπία του συστήματος σπιν ή με τον αριθμό των πυρήνων με παράλληλο έναντι του αντιπαράλληλου σπιν. Το Τ2 από την άλλη πλευρά σχετίζεται με την εντροπία του συστήματος, ή τον αριθμό των πυρήνων σε φάση. Όταν ο παλμός ραδιοσυχνότητας απενεργοποιείται, η συνιστώσα του εγκάρσιου διανύσματος παράγει ένα ταλαντούμενο μαγνητικό πεδίο το οποίο επάγει ένα μικρό ρεύμα στο πηνίο του δέκτη. Το σήμα αυτό ονομάζεται ελεύθερη επαγωγική διάσπαση (FID). Σε ένα εξιδανικευμένο πείραμα πυρηνικού μαγνητικού συντονισμού, το FID διασπάται περίπου εκθετικά με χρονική σταθερά T2. Ωστόσο, στην πρακτική μαγνητική τομογραφία υπάρχουν μικρές διαφορές στο στατικό μαγνητικό πεδίο σε διαφορετικές χωρικές θέσεις ("ανομοιογένειες") που προκαλούν μεταβολή της συχνότητας Larmor σε όλο το σώμα. Αυτό δημιουργεί καταστροφικές παρεμβολές, οι οποίες συντομεύουν το FID. Η χρονική σταθερά για την παρατηρούμενη μείωση της FID ονομάζεται T* 2 και είναι πάντα μικρότερη από το Τ2. Ταυτόχρονα, η διαμήκης μαγνήτιση αρχίζει να ανακάμπτει εκθετικά με χρονική σταθερά Τ1 η οποία είναι πολύ μεγαλύτερη από την Τ2 (βλ. παρακάτω). Στη μαγνητική τομογραφία, το στατικό μαγνητικό πεδίο ενισχύεται από ένα πηνίο βαθμίδας πεδίου για να μεταβάλλεται σε όλη την περιοχή που σαρώνεται, έτσι ώστε διαφορετικές χωρικές θέσεις να συνδέονται με διαφορετικές συχνότητες μετάπτωσης. Μόνο οι περιοχές στις οποίες το πεδίο είναι τέτοιο ώστε οι συχνότητες μετάπτωσης να ταιριάζουν με τη συχνότητα RF θα εμφανίσουν διέγερση. Συνήθως, αυτές οι κλίσεις πεδίου διαμορφώνονται έτσι ώστε να σαρώνουν την προς σάρωση περιοχή, και η σχεδόν άπειρη ποικιλία ακολουθιών παλμών RF και κλίσεων είναι αυτή που προσδίδει στη μαγνητική τομογραφία την ευελιξία της. Η αλλαγή της κλίσης του πεδίου διασπείρει το σήμα του αποκρινόμενου FID στο πεδίο της συχνότητας, αλλά αυτό μπορεί να ανακτηθεί και να μετρηθεί με μια κλίση επανατοποθέτησης (για να δημιουργηθεί η λεγόμενη "ηχώ κλίσης"), ή με έναν παλμό ραδιοσυχνότητας (για να δημιουργηθεί η λεγόμενη "spin-echo"), ή με ψηφιακή μετεπεξεργασία του εξαπλωμένου σήματος. Η όλη διαδικασία μπορεί να επαναληφθεί όταν έχει επέλθει κάποια χαλάρωση Τ1 και η θερμική ισορροπία των σπιν έχει λίγο πολύ αποκατασταθεί. Ο χρόνος επανάληψης (TR) είναι ο χρόνος μεταξύ δύο διαδοχικών διεγέρσεων της ίδιας φέτας. Τυπικά, στους μαλακούς ιστούς ο Τ1 είναι περίπου ένα δευτερόλεπτο, ενώ οι Τ2 και Τ* 2 είναι μερικές δεκάδες χιλιοστά του δευτερολέπτου. Ωστόσο, οι τιμές αυτές μπορεί να διαφέρουν σημαντικά μεταξύ διαφορετικών ιστών, καθώς και μεταξύ διαφορετικών εξωτερικών μαγνητικών πεδίων. Αυτή η συμπεριφορά είναι ένας παράγοντας που προσδίδει στη μαγνητική τομογραφία την τεράστια αντίθεση των μαλακών ιστών. Οι παράγοντες αντίθεσης της μαγνητικής τομογραφίας, όπως αυτοί που περιέχουν γαδολίνιο (III), λειτουργούν μεταβάλλοντας (συντομεύοντας) τις παραμέτρους χαλάρωσης, ιδίως την Τ1. Έχουν επινοηθεί διάφορα σχήματα για το συνδυασμό κλίσεων πεδίου και διέγερσης ραδιοσυχνοτήτων για τη δημιουργία εικόνας: 2D ή 3D ανακατασκευή από προβολές, όπως στην υπολογιστική τομογραφία. Κατασκευή της εικόνας σημείο προς σημείο ή γραμμή προς γραμμή. Βαθμίδες στο πεδίο RF και όχι στο στατικό πεδίο. Αν και καθένα από αυτά τα σχήματα χρησιμοποιείται περιστασιακά σε εξειδικευμένες εφαρμογές, η πλειονότητα των εικόνων μαγνητικής τομογραφίας σήμερα δημιουργείται είτε με την τεχνική του δισδιάστατου μετασχηματισμού Fourier (2DFT) με επιλογή τομής, είτε με την τεχνική του τρισδιάστατου μετασχηματισμού Fourier (3DFT). Μια άλλη ονομασία του 2DFT είναι spin-warp. Ακολουθεί περιγραφή της τεχνικής 2DFT με επιλογή φέτας. Η τεχνική 3DFT είναι μάλλον παρόμοια με τη διαφορά ότι δεν υπάρχει επιλογή φέτας και η κωδικοποίηση φάσης πραγματοποιείται σε δύο ξεχωριστές κατευθύνσεις. Ένα άλλο σχήμα που χρησιμοποιείται μερικές φορές, ιδίως στη σάρωση εγκεφάλου ή όταν οι εικόνες χρειάζονται πολύ γρήγορα, ονομάζεται ηχοεπίπεδη απεικόνιση (EPI): Στην περίπτωση αυτή, κάθε διέγερση RF ακολουθείται από μια σειρά ηχοβολισμών βαθμίδας με διαφορετική χωρική κωδικοποίηση. Η πολυπλεγμένη-EPI είναι ακόμη ταχύτερη, π.χ. για fMRI ολόκληρου του εγκεφάλου ή για MRI διάχυσης. Η αντίθεση εικόνας δημιουργείται από διαφορές στην ισχύ του σήματος NMR που ανακτάται από διαφορετικές θέσεις εντός του δείγματος. Αυτό εξαρτάται από τη σχετική πυκνότητα των διεγερμένων πυρήνων (συνήθως πρωτόνια νερού), από τις διαφορές στους χρόνους χαλάρωσης (Τ1, Τ2 και Τ* 2) αυτών των πυρήνων μετά την ακολουθία παλμών, και συχνά από άλλες παραμέτρους που συζητούνται στην ενότητα εξειδικευμένες σαρώσεις μαγνητικής τομογραφίας. Η αντίθεση στις περισσότερες εικόνες μαγνητικής τομογραφίας είναι στην πραγματικότητα ένα μείγμα όλων αυτών των φαινομένων, αλλά ο προσεκτικός σχεδιασμός της ακολουθίας παλμών απεικόνισης επιτρέπει την έμφαση σε έναν μηχανισμό αντίθεσης, ενώ οι άλλοι ελαχιστοποιούνται. Η δυνατότητα επιλογής διαφορετικών μηχανισμών αντίθεσης προσδίδει στη μαγνητική τομογραφία τεράστια ευελιξία. Στον εγκέφαλο, η στάθμιση Τ1 κάνει τις νευρικές συνδέσεις της λευκής ουσίας να εμφανίζονται λευκές και τις συγκεντρώσεις των νευρώνων της φαιάς ουσίας να εμφανίζονται γκρίζες, ενώ το εγκεφαλονωτιαίο υγρό (ΕΝΥ) εμφανίζεται σκούρο. Η αντίθεση της λευκής ουσίας, της φαιάς ουσίας και του εγκεφαλονωτιαίου υγρού αντιστρέφεται με τη χρήση Τ2 ή Τ* 2 απεικόνισης, ενώ η απεικόνιση με βάρος πυκνότητας πρωτονίων παρέχει μικρή αντίθεση σε υγιή άτομα. Επιπλέον, οι λειτουργικές παράμετροι, όπως η εγκεφαλική ροή αίματος (CBF), ο όγκος εγκεφαλικού αίματος (CBV) ή η οξυγόνωση του αίματος, μπορούν να επηρεάσουν την T1, T2 και T* 2 και έτσι μπορούν να κωδικοποιηθούν με κατάλληλες ακολουθίες παλμών. Σε ορισμένες περιπτώσεις δεν είναι δυνατόν να δημιουργηθεί αρκετή αντίθεση εικόνας ώστε να αναδειχθεί επαρκώς η ανατομία ή η παθολογία ενδιαφέροντος μόνο με τη ρύθμιση των παραμέτρων απεικόνισης, οπότε μπορεί να χορηγηθεί σκιαγραφικός παράγοντας. Αυτό μπορεί να είναι τόσο απλό όσο το νερό, που λαμβάνεται από το στόμα, για την απεικόνιση του στομάχου και του λεπτού εντέρου. Ωστόσο, οι περισσότεροι σκιαγραφικοί παράγοντες που χρησιμοποιούνται στη μαγνητική τομογραφία επιλέγονται για τις συγκεκριμένες μαγνητικές τους ιδιότητες. Συνηθέστερα, χορηγείται ένας παραμαγνητικός σκιαγραφικός παράγοντας (συνήθως μια ένωση γαδολινίου). Οι ενισχυμένοι με γαδολίνιο ιστοί και τα υγρά εμφανίζονται εξαιρετικά φωτεινά στις εικόνες με βάρος Τ1. Αυτό παρέχει υψηλή ευαισθησία για την ανίχνευση αγγειακών ιστών (π.χ. όγκων) και επιτρέπει την αξιολόγηση της αιμάτωσης του εγκεφάλου (π.χ. σε εγκεφαλικό επεισόδιο). Πρόσφατα εκφράστηκαν ανησυχίες σχετικά με την τοξικότητα των σκιαγραφικών παραγόντων με βάση το γαδολίνιο και τις επιπτώσεις τους σε άτομα με μειωμένη νεφρική λειτουργία. (Βλέπε Ασφάλεια/αντιθετικοί παράγοντες παρακάτω). Πιο πρόσφατα, έχουν γίνει διαθέσιμοι υπερπαραμαγνητικοί σκιαγραφικοί παράγοντες, π.χ. νανοσωματίδια οξειδίου του σιδήρου. Αυτοί οι παράγοντες εμφανίζονται πολύ σκούροι στην T* 2-weighted εικόνες και μπορούν να χρησιμοποιηθούν για την απεικόνιση του ήπατος, καθώς ο φυσιολογικός ηπατικός ιστός συγκρατεί τον παράγοντα, αλλά οι μη φυσιολογικές περιοχές (π.χ. ουλές, όγκοι) όχι. Μπορούν επίσης να λαμβάνονται από το στόμα, για τη βελτίωση της απεικόνισης του γαστρεντερικού σωλήνα και για την αποφυγή της απόκρυψης άλλων οργάνων (π.χ. του παγκρέατος) από το νερό του γαστρεντερικού σωλήνα. Διαμαγνητικοί παράγοντες όπως το θειικό βάριο έχουν επίσης μελετηθεί για πιθανή χρήση στον γαστρεντερικό σωλήνα, αλλά χρησιμοποιούνται λιγότερο συχνά. Τα κύρια συστατικά ενός σαρωτή μαγνητικής τομογραφίας είναι: ο κύριος μαγνήτης, ο οποίος πολώνει το δείγμα, τα πηνία διαχωρισμού για τη διόρθωση των ανομοιογενειών στο κύριο μαγνητικό πεδίο, το σύστημα βαθμίδας που χρησιμοποιείται για τον εντοπισμό του σήματος μαγνητικής τομογραφίας και το σύστημα RF, το οποίο διεγείρει το δείγμα και ανιχνεύει το προκύπτον σήμα NMR. Το όλο σύστημα ελέγχεται από έναν ή περισσότερους υπολογιστές. Ο μαγνήτης είναι το μεγαλύτερο και ακριβότερο εξάρτημα του σαρωτή και το υπόλοιπο τμήμα του σαρωτή είναι κατασκευασμένο γύρω από αυτόν. Η ισχύς του μαγνήτη μετράται σε teslas (T). Οι κλινικοί μαγνήτες έχουν γενικά ένταση πεδίου στην περιοχή 0,1-3,0 Τ, ενώ τα ερευνητικά συστήματα διατίθενται έως 9,4 Τ για ανθρώπινη χρήση και 21 Τ για συστήματα για ζώα. Στις Ηνωμένες Πολιτείες, η ένταση πεδίου έως 4 Τ έχει εγκριθεί από τον FDA για κλινική χρήση. Εξίσου σημαντική με την ισχύ του κύριου μαγνήτη είναι και η ακρίβειά του. Η ευθυγράμμιση των μαγνητικών γραμμών εντός του κέντρου (ή, όπως είναι τεχνικά γνωστό, του ισοκέντρου) του μαγνήτη πρέπει να είναι σχεδόν τέλεια. Αυτό είναι γνωστό ως ομοιογένεια. Οι διακυμάνσεις (ανομοιογένειες στην ένταση του πεδίου) εντός της περιοχής σάρωσης πρέπει να είναι μικρότερες από τρία μέρη ανά εκατομμύριο (3 ppm). Έχουν χρησιμοποιηθεί τρεις τύποι μαγνητών: Μόνιμος μαγνήτης: Συμβατικοί μαγνήτες κατασκευασμένοι από σιδηρομαγνητικά υλικά (π.χ. κράματα χάλυβα που περιέχουν στοιχεία σπάνιων γαιών όπως το νεοδύμιο) μπορούν να χρησιμοποιηθούν για την παροχή του στατικού μαγνητικού πεδίου. Ένας μόνιμος μαγνήτης που είναι αρκετά ισχυρός για να χρησιμοποιηθεί σε μια μαγνητική τομογραφία θα είναι εξαιρετικά μεγάλος και ογκώδης- μπορεί να ζυγίζει πάνω από 100 τόνους. Οι μαγνητικοί τομογράφοι με μόνιμο μαγνήτη είναι πολύ φθηνοί στη συντήρηση- αυτό δεν μπορεί να ειπωθεί για τους άλλους τύπους μαγνητών μαγνητικής τομογραφίας, αλλά υπάρχουν σημαντικά μειονεκτήματα στη χρήση μόνιμων μαγνητών. Μπορούν να επιτύχουν μόνο μικρές εντάσεις πεδίου σε σύγκριση με άλλους μαγνήτες μαγνητικής τομογραφίας (συνήθως λιγότερο από 0,4 Τ) και έχουν περιορισμένη ακρίβεια και σταθερότητα. Οι μόνιμοι μαγνήτες παρουσιάζουν επίσης ειδικά ζητήματα ασφάλειας- δεδομένου ότι τα μαγνητικά τους πεδία δεν μπορούν να "απενεργοποιηθούν", τα σιδηρομαγνητικά αντικείμενα είναι πρακτικά αδύνατο να απομακρυνθούν από αυτούς μόλις έρθουν σε άμεση επαφή. Οι μόνιμοι μαγνήτες απαιτούν επίσης ιδιαίτερη προσοχή όταν μεταφέρονται στον τόπο εγκατάστασής τους. Ηλεκτρομαγνήτης αντίστασης: Ένας ηλεκτρομαγνήτης τυλιγμένος από χάλκινο σύρμα είναι μια εναλλακτική λύση για έναν μόνιμο μαγνήτη. Πλεονέκτημα είναι το χαμηλό αρχικό κόστος, αλλά η ισχύς και η σταθερότητα του πεδίου είναι περιορισμένες. Ο ηλεκτρομαγνήτης απαιτεί σημαντική ηλεκτρική ενέργεια κατά τη λειτουργία του, γεγονός που μπορεί να καταστήσει τη λειτουργία του δαπανηρή. Ο σχεδιασμός αυτός είναι ουσιαστικά απαρχαιωμένος. Υπεραγώγιμος ηλεκτρομαγνήτης: Όταν ένα κράμα νιόβιου-τιτανίου ή νιόβιου-κασσιτέρου ψύχεται από υγρό ήλιο στους 4 Κ (-269 °C, -452 °F) γίνεται υπεραγωγός, χάνοντας την αντίστασή του στη ροή του ηλεκτρικού ρεύματος. Ένας ηλεκτρομαγνήτης κατασκευασμένος με υπεραγωγούς μπορεί να έχει εξαιρετικά υψηλές εντάσεις πεδίου, με πολύ υψηλή σταθερότητα. Η κατασκευή τέτοιων μαγνητών είναι εξαιρετικά δαπανηρή, ενώ το κρυογενικό ήλιο είναι ακριβό και δύσκολο στη διαχείρισή του. Ωστόσο, παρά το κόστος τους, οι ψυχόμενοι με ήλιο υπεραγώγιμοι μαγνήτες είναι ο πιο συνηθισμένος τύπος που συναντάται σήμερα στους μαγνητικούς τομογράφους.Οι περισσότεροι υπεραγώγιμοι μαγνήτες έχουν τα πηνία υπεραγώγιμου σύρματος βυθισμένα σε υγρό ήλιο, μέσα σε ένα δοχείο που ονομάζεται κρυοστάτης. Παρά τη θερμική μόνωση, που μερικές φορές περιλαμβάνει έναν δεύτερο κρυοστάτη που περιέχει υγρό άζωτο, η θερμότητα του περιβάλλοντος προκαλεί αργή βράση του ηλίου. Επομένως, οι μαγνήτες αυτοί απαιτούν τακτική συμπλήρωση με υγρό ήλιο. Γενικά χρησιμοποιείται ένας κρυοψύκτης, επίσης γνωστός ως ψυκτική κεφαλή, για την επανασυμπύκνωση κάποιων ατμών ηλίου πίσω στο λουτρό υγρού ηλίου. Αρκετοί κατασκευαστές προσφέρουν τώρα σαρωτές "χωρίς κρυογόνο", όπου αντί να βυθίζονται σε υγρό ήλιο, το σύρμα του μαγνήτη ψύχεται απευθείας από έναν κρυοψύκτη. Εναλλακτικά, ο μαγνήτης μπορεί να ψύχεται με προσεκτική τοποθέτηση υγρού ηλίου σε στρατηγικά σημεία, μειώνοντας δραματικά την ποσότητα του υγρού ηλίου που χρησιμοποιείται, ή, αντί αυτού, μπορούν να χρησιμοποιηθούν υπεραγωγοί υψηλής θερμοκρασίας. Οι μαγνήτες διατίθενται σε διάφορα σχήματα. Ωστόσο, οι µόνιµοι µαγνήτες έχουν συχνότερα το σχήµα "C" και οι υπεραγώγιµοι µαγνήτες συχνότερα κυλινδρικό σχήµα. Έχουν επίσης χρησιμοποιηθεί υπεραγώγιμοι μαγνήτες σχήματος C και μόνιμοι μαγνήτες σχήματος κουτιού. Η ένταση του μαγνητικού πεδίου είναι σημαντικός παράγοντας για τον καθορισμό της ποιότητας της εικόνας. Τα υψηλότερα μαγνητικά πεδία αυξάνουν τον λόγο σήματος προς θόρυβο, επιτρέποντας υψηλότερη ανάλυση ή ταχύτερη σάρωση. Ωστόσο, οι υψηλότερες εντάσεις πεδίου απαιτούν πιο δαπανηρούς μαγνήτες με υψηλότερο κόστος συντήρησης και έχουν αυξημένες ανησυχίες για την ασφάλεια. Μια ένταση πεδίου 1,0-1,5 Τ είναι ένας καλός συμβιβασμός μεταξύ κόστους και απόδοσης για γενική ιατρική χρήση. Ωστόσο, για ορισμένες εξειδικευμένες χρήσεις (π.χ. απεικόνιση εγκεφάλου) είναι επιθυμητές υψηλότερες εντάσεις πεδίου, με ορισμένα νοσοκομεία να χρησιμοποιούν πλέον σαρωτές 3,0 Τ. Όταν ο μαγνητικός τομογράφος τοποθετείται στο νοσοκομείο ή την κλινική, το κύριο μαγνητικό πεδίο του απέχει πολύ από το να είναι αρκετά ομοιογενές ώστε να μπορεί να χρησιμοποιηθεί για σάρωση. Για το λόγο αυτό, πριν από τη λεπτομερή ρύθμιση του πεδίου με τη χρήση ενός δείγματος, το μαγνητικό πεδίο του μαγνήτη πρέπει να μετρηθεί και να ρυθμιστεί. Μετά την τοποθέτηση ενός δείγματος στον σαρωτή, το κύριο μαγνητικό πεδίο παραμορφώνεται από τα όρια επιδεκτικότητας εντός του δείγματος, προκαλώντας διακοπή σήματος (περιοχές που δεν εμφανίζουν σήμα) και χωρικές παραμορφώσεις στις εικόνες που λαμβάνονται. Για τους ανθρώπους ή τα ζώα το φαινόμενο είναι ιδιαίτερα έντονο στα όρια αέρα- ιστού, όπως τα ιγμόρεια (λόγω του παραμαγνητικού οξυγόνου στον αέρα), καθιστώντας, για παράδειγμα, δύσκολο να απεικονιστούν οι μετωπιαίοι λοβοί του εγκεφάλου. Για να αποκατασταθεί η ομοιογένεια του πεδίου, ο σαρωτής περιλαμβάνει μια σειρά πηνίων shim. Πρόκειται για πηνία αντίστασης, συνήθως σε θερμοκρασία δωματίου, ικανά να παράγουν διορθώσεις πεδίου που κατανέμονται ως αρκετές τάξεις σφαιρικών αρμονικών. Μετά την τοποθέτηση του δείγματος στον σαρωτή, το πεδίο B0 "διαμορφώνεται" με τη ρύθμιση των ρευμάτων στα πηνία διαμόρφωσης. Η ομοιογένεια του πεδίου μετράται με την εξέταση ενός σήματος FID απουσία κλίσεων πεδίου. Το FID από ένα ανεπαρκώς ρυθμισμένο δείγμα θα εμφανίζει μια πολύπλοκη περιβάλλουσα αποσύνθεσης, συχνά με πολλές καμπύλες. Στη συνέχεια, τα ρεύματα shim ρυθμίζονται έτσι ώστε να παράγουν ένα FID μεγάλου πλάτους με εκθετική πτώση, που υποδεικνύει ένα ομοιογενές πεδίο B0. Η διαδικασία είναι συνήθως αυτοματοποιημένη. Τα πηνία κλίσης χρησιμοποιούνται για τη χωρική κωδικοποίηση των θέσεων των πρωτονίων με τη γραμμική μεταβολή του μαγνητικού πεδίου σε όλο τον όγκο απεικόνισης. Η συχνότητα Larmor μεταβάλλεται τότε ως συνάρτηση της θέσης στους άξονες x, y και z. Τα πηνία κλίσης είναι συνήθως ηλεκτρομαγνήτες αντίστασης που τροφοδοτούνται από εξελιγμένους ενισχυτές οι οποίοι επιτρέπουν γρήγορες και ακριβείς ρυθμίσεις της έντασης και της κατεύθυνσης του πεδίου τους. Τα τυπικά συστήματα βαθμίδας είναι ικανά να παράγουν βαθμίδες από 20-100 mT/m (π.χ., σε έναν μαγνήτη 1,5 Τ, όταν εφαρμόζεται μέγιστη βαθμίδα στον άξονα z, η ένταση του πεδίου μπορεί να είναι 1,45 Τ στο ένα άκρο μιας οπής μήκους 1 m και 1,55 Τ στο άλλο άκρο). Οι μαγνητικές κλίσεις είναι αυτές που καθορίζουν το επίπεδο απεικόνισης - επειδή οι ορθογώνιες κλίσεις μπορούν να συνδυαστούν ελεύθερα, μπορεί να επιλεγεί οποιοδήποτε επίπεδο για την απεικόνιση. Η ταχύτητα σάρωσης εξαρτάται από την απόδοση του συστήματος βαθμίδων. Οι ισχυρότερες κλίσεις επιτρέπουν ταχύτερη απεικόνιση ή υψηλότερη ανάλυση- ομοίως, τα συστήματα κλίσεων με δυνατότητα ταχύτερης εναλλαγής μπορούν επίσης να επιτρέψουν ταχύτερη σάρωση. Ωστόσο, η απόδοση των βαθμίδων περιορίζεται από τις ανησυχίες για την ασφάλεια σχετικά με τη διέγερση των νεύρων. Ορισμένα σημαντικά χαρακτηριστικά των ενισχυτών βαθμίδας και των πηνίων βαθμίδας είναι ο ρυθμός στροφής και η ισχύς της βαθμίδας. Όπως αναφέρθηκε προηγουμένως, ένα πηνίο βαθμίδας δημιουργεί ένα πρόσθετο, γραμμικά μεταβαλλόμενο μαγνητικό πεδίο που προσθέτει ή αφαιρεί από το κύριο μαγνητικό πεδίο. Αυτό το πρόσθετο μαγνητικό πεδίο θα έχει συνιστώσες και στις 3 κατευθύνσεις, δηλαδή x, y και z. Ωστόσο, μόνο η συνιστώσα κατά μήκος του μαγνητικού πεδίου (που συνήθως ονομάζεται άξονας z, γι' αυτό και συμβολίζεται Gz) είναι χρήσιμη για την απεικόνιση. Κατά μήκος οποιουδήποτε άξονα, η κλίση θα προσθέσει στο μαγνητικό πεδίο στη μία πλευρά της μηδενικής θέσης και θα αφαιρέσει από αυτό στην άλλη πλευρά. Δεδομένου ότι το πρόσθετο πεδίο είναι μια κλίση, έχει μονάδες gauss ανά εκατοστό ή millitesla ανά μέτρο (mT/m). Τα πηνία βαθμίδας υψηλής απόδοσης που χρησιμοποιούνται στη μαγνητική τομογραφία είναι συνήθως ικανά να παράγουν βαθμιδωτό μαγνητικό πεδίο περίπου 30 mT/m ή υψηλότερα για μαγνητική τομογραφία 1,5 Τ. Ο ρυθμός στροφής ενός συστήματος βαθμίδας είναι ένα μέτρο του πόσο γρήγορα μπορούν να ενεργοποιηθούν ή να απενεργοποιηθούν οι βαθμίδες. Οι τυπικές κλίσεις υψηλότερης απόδοσης έχουν ρυθμό μετατόπισης έως και 100-200 T-m-1-s-1. Ο ρυθμός κύλισης εξαρτάται τόσο από το πηνίο βαθμίδας (χρειάζεται περισσότερος χρόνος για να ανεβεί ή να κατέβει ένα μεγάλο πηνίο από ό,τι ένα μικρό πηνίο) όσο και από την απόδοση του ενισχυτή βαθμίδας (χρειάζεται μεγάλη τάση για να ξεπεραστεί η επαγωγή του πηνίου) και επηρεάζει σημαντικά την ποιότητα της εικόνας. Το σύστημα μετάδοσης ραδιοσυχνοτήτων (RF) αποτελείται από συνθέτη RF, ενισχυτή ισχύος και πηνίο εκπομπής. Αυτό το πηνίο είναι συνήθως ενσωματωμένο στο σώμα του σαρωτή. Η ισχύς του πομπού είναι μεταβλητή, αλλά οι σαρωτές ολικού σώματος υψηλών προδιαγραφών μπορεί να έχουν μέγιστη ισχύ εξόδου έως και 35 kW και να είναι ικανοί να διατηρούν μέση ισχύ 1 kW. Παρόλο που αυτά τα ηλεκτρομαγνητικά πεδία βρίσκονται στην περιοχή RF των δεκάδων megahertz (συχνά στο ραδιοφωνικό τμήμα βραχέων κυμάτων του ηλεκτρομαγνητικού φάσματος) με ισχύ που συνήθως υπερβαίνει τις υψηλότερες ισχύς που χρησιμοποιούνται από το ερασιτεχνικό ραδιόφωνο, υπάρχουν πολύ λίγες παρεμβολές RF που παράγονται από το μηχάνημα μαγνητικής τομογραφίας. Ο λόγος γι' αυτό είναι ότι ο μαγνητικός τομογράφος δεν είναι ραδιοπομπός. Το ηλεκτρομαγνητικό πεδίο συχνότητας RF που παράγεται στο "πηνίο εκπομπής" είναι ένα μαγνητικό κοντινό πεδίο με πολύ μικρή σχετική μεταβαλλόμενη συνιστώσα ηλεκτρικού πεδίου (όπως έχουν όλες οι συμβατικές εκπομπές ραδιοκυμάτων). Έτσι, το ηλεκτρομαγνητικό πεδίο υψηλής ισχύος που παράγεται στο πηνίο πομπού της μαγνητικής τομογραφίας δεν παράγει πολλή ηλεκτρομαγνητική ακτινοβολία στη συχνότητα RF, και η ισχύς περιορίζεται στο χώρο του πηνίου και δεν εκπέμπεται ως "ραδιοκύματα". Έτσι, το πηνίο εκπομπής είναι ένας καλός πομπός ηλεκτρομαγνητικού πεδίου στη ραδιοσυχνότητα, αλλά ένας φτωχός πομπός ηλεκτρομαγνητικής ακτινοβολίας στη ραδιοσυχνότητα. Ο δέκτης αποτελείται από το πηνίο, τον προενισχυτή και το σύστημα επεξεργασίας σήματος. Η ηλεκτρομαγνητική ακτινοβολία RF που παράγεται από την πυρηνική χαλάρωση στο εσωτερικό του εξεταζόμενου είναι πραγματική ΗΜ ακτινοβολία (ραδιοκύματα), και αυτές φεύγουν από το εξεταζόμενο ως ακτινοβολία RF, αλλά είναι τόσο χαμηλής ισχύος ώστε να μην προκαλούν επίσης αξιοσημείωτες παρεμβολές RF που μπορούν να ληφθούν από κοντινούς ραδιοφωνικούς δέκτες (επιπλέον, οι μαγνητικοί τομογράφοι βρίσκονται γενικά σε χώρους με επένδυση από μεταλλικό πλέγμα, οι οποίοι λειτουργούν ως κλωβοί Faraday). Αν και είναι δυνατή η σάρωση με τη χρήση του ενσωματωμένου πηνίου για τη μετάδοση RF και τη λήψη σήματος MR, εάν απεικονίζεται μια μικρή περιοχή, τότε επιτυγχάνεται καλύτερη ποιότητα εικόνας (δηλ. υψηλότερος λόγος σήματος προς θόρυβο) με τη χρήση ενός μικρότερου πηνίου στενής εφαρμογής. Διατίθενται διάφορα πηνία που προσαρμόζονται στενά γύρω από μέρη του σώματος, όπως το κεφάλι, το γόνατο, ο καρπός, ο μαστός ή εσωτερικά, π.χ. το ορθό. Μια πρόσφατη εξέλιξη στην τεχνολογία της μαγνητικής τομογραφίας ήταν η ανάπτυξη εξελιγμένων πηνίων πολλαπλών στοιχείων φασικής συστοιχίας, τα οποία είναι ικανά να λαμβάνουν παράλληλα πολλαπλά κανάλια δεδομένων. Αυτή η τεχνική "παράλληλης απεικόνισης" χρησιμοποιεί μοναδικά συστήματα λήψης που επιτρέπουν την επιτάχυνση της απεικόνισης, αντικαθιστώντας μέρος της χωρικής κωδικοποίησης που προέρχεται από τις μαγνητικές κλίσεις με τη χωρική ευαισθησία των διαφόρων στοιχείων του πηνίου. Ωστόσο, η αυξημένη επιτάχυνση μειώνει επίσης τον λόγο σήματος προς θόρυβο και μπορεί να δημιουργήσει υπολειμματικά τεχνουργήματα στην ανακατασκευή της εικόνας. Δύο συχνά χρησιμοποιούμενα σχήματα παράλληλης λήψης και ανακατασκευής είναι γνωστά ως SENSE και GRAPPA. Μια λεπτομερής ανασκόπηση των τεχνικών παράλληλης απεικόνισης μπορείτε να βρείτε εδώ: Μαγνητική τομογραφία Καρατόπης Α. , Κανδαράκης Ι., Απεικόνιση Μαγνητικού Συντονισμού, Πανεπιστημιακές εκδόσεις Αράκυνθος, 2007, ISBN 978-960-91034-9-7 Pykett, Ian L. (1 May 1982). «NMR Imaging in Medicine». Scientific American 246 (5): 78–88. doi:10.1038/scientificamerican0582-78. PMID 7079720. Bibcode: 1982SciAm.246e..78P. Αρχειοθετήθηκε από το πρωτότυπο στις 2016-03-10. https://web.archive.org/web/20160310035223/http://www.fis.cinvestav.mx/~lmontano/sciam/NMR-scam0582-78-91.pdf. Ανακτήθηκε στις 2021-11-06. Sprawls, Perry (2000). Magnetic Resonance Imaging: Principles, Methods, and Techniques. Medical Physics Publishing. ISBN 978-0-944838-97-6. Haacke, E Mark· Brown, Robert F· Thompson, Michael· Venkatesan, Ramesh (1999). Magnetic resonance imaging: Physical principles and sequence design. New York: J. Wiley & Sons. ISBN 978-0-471-35128-3. Mansfield P (1982). NMR Imaging in Biomedicine: Supplement 2 Advances in Magnetic Resonance. Elsevier. ISBN 978-0-323-15406-2. Fukushima, Eiichi (1989). NMR in Biomedicine: The Physical Basis. Springer Science & Business Media. ISBN 978-0-88318-609-1. Blümich, Bernhard· Kuhn, Winfried (1992). Magnetic Resonance Microscopy: Methods and Applications in Materials Science, Agriculture and Biomedicine. Wiley. ISBN 978-3-527-28403-0. Blümer, Peter (1998). Blümler, Peter· Blümich, Bernhard· Botto, Robert E.· Fukushima, Eiichi, επιμ. Spatially Resolved Magnetic Resonance: Methods, Materials, Medicine, Biology, Rheology, Geology, Ecology, Hardware. Wiley-VCH. ISBN 978-3-527-29637-8. Liang, Zhi-Pei· Lauterbur, Paul C. (1999). Principles of Magnetic Resonance Imaging: A Signal Processing Perspective. Wiley. ISBN 978-0-7803-4723-6. Schmitt, Franz· Stehling, Michael K.· Turner, Robert (1998). Echo-Planar Imaging: Theory, Technique and Application. Springer Berlin Heidelberg. ISBN 978-3-540-63194-1. Kuperman, Vadim (2000). Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Applications. Academic Press. ISBN 978-0-08-053570-8. Blümich, Bernhard (2000). NMR Imaging of Materials. Clarendon Press. ISBN 978-0-19-850683-6. Jin, Jianming (1998). Electromagnetic Analysis and Design in Magnetic Resonance Imaging. CRC Press. ISBN 978-0-8493-9693-9.