Magnetresonantstomograafia füüsika

Magnetresonantstomograafia (MRI) füüsika käsitleb magnetresonantstomograafia meetodite füüsikalisi põhiaspekte ja magnetresonantstomograafiaseadmete tehnoloogilisi aspekte. Magnetresonantstomograafia on meditsiiniline piltdiagnostika meetod, mida kasutatakse peamiselt radioloogias ja nukleaarmeditsiinis, et uurida keha anatoomiat ja füsioloogiat ning tuvastada muu hulgas patoloogiaid, sealhulgas kasvajaid, põletikke, neuroloogilisi haigusi, nagu insult, lihaste ja liigeste häireid ning südame ja veresoonte kõrvalekaldeid. Kontrastaineid võib süstida intravenoosselt või liigesesse, et parandada kujutist ja hõlbustada diagnoosi. Erinevalt kompuutertomograafiast ja röntgenist ei kasutata MRT-s ioniseerivat kiirgust ja seetõttu on see ohutu protseduur, mis sobib diagnoosimiseks lastel ja korduvas perspektiivis. Patsiendid, kellel on spetsiifilised mitteferromagnetilised metalliimplantaadid, sisekõrvaimplantaadid ja südamestimulaatorid, võivad tänapäeval tugevate magnetväljade mõjudest hoolimata samuti MRT-d teha. See ei kehti vanemate seadmete puhul, üksikasjad meditsiinitöötajatele annab seadme tootja. Teatud aatomituumad on võimelised neelama ja kiirgama raadiosagedusenergiat, kui neid asetatakse välisesse magnetvälja. Kliinilises ja teaduslikus magnetresonantstomograafias kasutatakse kõige sagedamini vesiniku aatomeid, et tekitada tuvastatav raadiosagedussignaal, mida võtavad vastu antennid uuritava anatoomia vahetus läheduses. Vesiniku aatomeid leidub looduslikult rohkesti inimestes ja muudes bioloogilistes organismides, eriti vees ja rasvades. Seetõttu kaardistab enamik magnetresonantstomograafilisi uuringuid sisuliselt vee ja rasva asukoha kehas. Raadiolainete impulsid ergutavad tuuma spinni energia üleminekut ja magnetvälja gradiendid lokaliseerivad signaali ruumis. Impulsside järjestuse parameetrite muutmisega saab tekitada kudede vahel erinevaid kontrasti, mis põhinevad nende vesinikuaatomite lõõgastumisomadustel. Skanneri magnetvälja (B0) sees olles joonduvad prootonite magnetmomendid kas paralleelselt või antiparalleelselt välja suunaga. Kuigi iga üksik prooton võib olla ainult üks kahest asendist, näib, et prootonite kogum käitub nii, nagu oleks neil võimalik mis tahes asend. Enamik prootoneid joondub paralleelselt B0-ga, kuna see on madalama energiaga olek. Seejärel rakendatakse raadiosagedusimpulssi, mis võib ergutada prootonid paralleelsest joondusest antiparalleelsesse joondusse, kuid ülejäänud arutelu jaoks on olulised ainult viimased. Vastuseks jõule, mis toob prootonid tagasi tasakaaluorientatsiooni, teevad prootonid läbi pöörleva liikumise (pretsessioon), nagu pöörlev ratas gravitatsiooni mõjul. Prootonid naasevad madala energiaga olekusse spinn-võre lõõgastumise protsessi kaudu. See ilmneb magnetvooluna, mis annab signaali andmiseks muutuva pinge vastuvõtumähistel. Sagedus, millega prooton või prootonite rühm vokselis resoneerib, sõltub kohaliku magnetvälja tugevusest prootoni või prootonite rühma ümber; tugevam väli vastab suuremale energiavahele ja kõrgema sagedusega footonitele. Rakendades täiendavaid magnetvälju (gradiente), mis varieeruvad lineaarselt ruumis, saab valida konkreetsed pildistatavad lõigud ja saada kujutis, võttes signaali ruumiliste sageduste (k-ruumi) 2D Fourier'-transformatsiooni. B0-st tuleneva magnetilise Lorentzi jõu tõttu gradientspiraalides voolavale voolule püüavad gradientspiraalid liikuda, tekitades valju koputusheli, mille tõttu patsiendid vajavad kuulmiskaitset. MRT-skanner töötati välja aastatel 1975–1977 Nottinghami ülikoolis prof Raymond Andrew' juhtimisel pärast tema tuumamagnetresonantsialaseid teadusuuringuid. Täiskehaskanner loodi 1978. aastal. Subatomaarsetel osakestel on kvantmehaaniline omadus spinn. Teatud tuumadel, nagu 1H (prootonid), 2H, 3He, 23Na või 31P, on spinn, mis ei ole null ja seega ka magnetiline moment. Nn spin-1⁄2 tuumade, näiteks 1H, puhul on kaks spinni olekut, mida mõnikord nimetatakse üles- ja allapoole. Tuumadel, nagu 12C, ei ole paaritu neutronid ega prootonid ning neil puudub netospinn; isotoopil 13C aga on. Kui need spinnid asetatakse tugevasse välisesse magnetvälja, siis pöörlevad nad ümber telje, mis kulgeb piki välja suunda. Prootonid joonduvad kahes energiaomadusseisundis (Zeemani efekt): üks madala energiaga ja üks kõrge energiaga, mida lahutab väga väike lõhenemise energia. Ühe prootoni käitumise täpseks modelleerimiseks on vaja kvantmehaanikat, kuid prootonite ansambli käitumise adekvaatseks kirjeldamiseks saab kasutada klassikalist mehaanikat. Nagu ka teiste spinni 1 / 2 {\displaystyle 1/2} osakeste puhul, saab üksiku prootoni spinni mõõtmisel olla ainult üks kahest tulemusest, mida tavaliselt nimetatakse paralleelseks ja antiparalleelseks. Kui me räägime prootoni või prootonite olekust, siis viitame selle prootoni lainefunktsioonile, mis on paralleelsete ja antiparalleelsete olekute lineaarkombinatsioon. Magnetvälja B0 juuresolekul näib, et prootonid pretsesseeruvad Larmori sagedusel, mis on määratud osakese güromagnetilise suhte ja välja tugevuse järgi. MRT-s kõige sagedamini kasutatavad staatilised väljad põhjustavad pretsessiooni, mis vastab raadiosageduslikule (RF) footonile. Termodünaamilise tasakaalu korral on pikisuunaline netomagnetiseerumine tingitud madalama energiaga olekus olevate prootonite pisikesest ülejäägist. See annab netopolarisatsiooni, mis on paralleelne välise väljaga. RF-impulsi rakendamisega saab seda netopolarisatsioonivektorit külgsuunas kallutada (st nn 90° impulsi abil) või isegi ümber pöörata (nn 180° impulsi abil). Prootonid satuvad RF-impulsi ja seega ka üksteisega faasi. Pikisuunalise magnetiseerumise taastumist nimetatakse pikisuunaliseks või T1-relaksatsiooniks ja see toimub eksponentsiaalselt ajakonstandiga T1. Faasikoherentsuse kadumist põikitasandil nimetatakse põik- või T2-relaksatsiooniks. T1 on seega seotud spinsüsteemi entalpiaga ehk paralleelse ja antiparalleelse spinniga tuumade arvuga. T2 seevastu on seotud süsteemi entroopiaga ehk faasis olevate tuumade arvuga. Kui raadiosagedusimpulss lülitatakse välja, tekitab transversaalne vektorkomponent võnkuvat magnetvälja, mis indutseerib vastuvõtumähises väikese voolu. Seda signaali nimetatakse vabaks induktsiooni lagunemiseks (FID). Idealiseeritud tuumamagnetresonantskatses laguneb FID ligikaudu eksponentsiaalselt ajakonstandiga T2. Praktilises magnetresonantstomograafias on aga erinevates ruumilistes kohtades staatilises magnetväljas väikesed erinevused ("inhomogeensused"), mis põhjustavad Larmori sageduse muutumist kogu kehas. See tekitab destruktiivseid häireid, mis lühendab FID-i. FID-i täheldatud lagunemise ajalist konstanti nimetatakse T*. 2 lõõgastumisaeg ja on alati lühem kui T2. Samal ajal hakkab pikisuunaline magnetiseeritus taastuma eksponentsiaalselt ajakonstandiga T1, mis on palju suurem kui T2 (vt allpool). Magnetresonantstomograafias suurendatakse staatilist magnetvälja väligradiendi mähise abil, et see varieeruks kogu skaneeritavas piirkonnas, nii et erinevad ruumilised asukohad muutuvad seostatuks erinevate pretsessioonisagedustega. Ainult need piirkonnad, kus väli on selline, et pretsessioonisagedused vastavad RF-sagedusele, saavad erutuse. Tavaliselt moduleeritakse neid väljagradiente nii, et need läbivad kogu skaneeritavat piirkonda, ning just peaaegu lõputu valik RF- ja gradientimpulsside järjestusi annab MRT-le selle mitmekülgsuse. Välja gradiendi muutumine levitab vastavat FID-signaali sagedusvahemikus, kuid seda saab taastada ja mõõta refokuseeriva gradiendi abil (nn gradientkaja loomiseks) või raadiosagedusimpulsi abil (nn spinn-kaja loomiseks) või levitatud signaali digitaalsel järeltöötlusel. Kogu protsessi võib korrata, kui on toimunud mõningane T1-relaksatsioon ja spinnide termiline tasakaal on enam-vähem taastunud. Kordusaeg (TR) on aeg, mis jääb kahe järjestikuse sama viilu ergastamise vahele. Tavaliselt on pehmete kudede puhul T1 umbes üks sekund, samas kui T2 ja T* 2 on mõned kümned millisekundid. Need väärtused võivad siiski erineda suuresti nii eri kudede kui ka erinevate väliste magnetväljade vahel. Selline käitumine on üks tegur, mis annab MRT-le tohutu kontrastsuse pehmete kudede puhul. MRT kontrastained, näiteks gadoliiniumi(III) sisaldavad ained, toimivad relaksatsiooniparameetrite, eriti T1, muutmise (lühendamise) teel. Pildi loomiseks on välja töötatud mitu skeemi väljagradientide ja raadiosagedusliku ergutuse kombineerimiseks: 2D- või 3D-rekonstruktsioon projektsioonidest (nagu arvutitomograafias); pildi ehitamine punktide või joonte kaupa; RF-välja gradiendid, mitte staatiline väli. Kuigi kõiki neid skeeme kasutatakse aeg-ajalt eriotstarbelistes rakendustes, luuakse enamik MR-pilte tänapäeval kas kahemõõtmelise Fourier'-transformatsiooni (2DFT) tehnikaga koos viilude valikuga või kolmemõõtmelise Fourier'-transformatsiooni (3DFT) tehnikaga. Teine nimetus 2DFT-le on spin-warp. Järgnevalt kirjeldatakse 2DFT-tehnikat koos viilude valikuga. 3DFT-tehnika on üsna sarnane, välja arvatud see, et puudub viilude valik ja faasikodeerimine toimub kahes eraldi suunas. Teine skeem, mida mõnikord kasutatakse, eriti aju skaneerimisel või siis, kui pilte on vaja väga kiiresti, on nn echo-planaarne piltdiagnostika (EPI). Sel juhul järgneb igale RF-ergastusele gradientkaja jada erineva ruumilise kodeeringuga. Multipleksitud EPI on veelgi kiirem, nt kogu aju fMRI või difusioon-MRI puhul. Pildi kontrasti tekitavad erinevused NMR-signaali tugevuses, mis saadakse proovi eri kohtadest. See sõltub ergastatud tuumade (tavaliselt vee prootonid) suhtelisest tihedusest, nende tuumade lõõgastumisaegade (T1, T2 ja T*2) erinevustest pärast impulssjärjestust ning sageli ka muudest parameetritest, mida on käsitletud spetsiaalsete MR-skaneerimiste all. Kontrast enamikul MR-piltidel on tegelikult kõigi nende efektide segu, kuid pildistamisimpulsside järjestuse hoolikas kavandamine võimaldab rõhutada üht kontrastimehhanismi, samal ajal kui teised on minimeeritud. Võimalus valida erinevaid kontrastmehhanisme annab MRT-le tohutu paindlikkuse. Aju puhul põhjustab T1-kaalustamine, et valge aine närviühendused tunduvad valgena ja halli aine neuronite kogunemised tunduvad hallidena, samal ajal kui seljaaju vedelik (CSF) paistab tumedana. Valge aine, halli aine ja tserebrospinaalvedeliku kontrastsus on T2- või T*2-kujutiste abil vastupidine, samas kui prootonitihedusega kaalutud kujutised annavad tervetel isikutel vähe kontrasti. Lisaks sellele võivad funktsionaalsed parameetrid, nagu ajuverevool (CBF), ajuverevoolu maht (CBV) või vere hapnikuga varustatus, mõjutada T1, T2 ja T*2 ning seega saab neid kodeerida sobivate impulssjärjestuste abil. Mõnes olukorras ei ole võimalik luua piisavalt kontrastset kujutist, et näidata piisavalt huvipakkuvat anatoomiat või patoloogiat ainult pildistamisparameetrite kohandamisega, millisel juhul võib manustada kontrastainet. Mao ja peensoole pildistamisel võib see olla nii lihtne kui suu kaudu manustatav vesi. Enamik magnetresonantstomograafias kasutatavaid kontrastaineid valitakse siiski nende spetsiifiliste magnetiliste omaduste järgi. Kõige sagedamini manustatakse paramagnetilist kontrastainet (tavaliselt gadoliiniumiühendit). Gadoliiniumiga võimendatud koed ja vedelikud tunduvad T1-kaaluga kujutistel äärmiselt eredad. See tagab suure tundlikkuse veresoonte (nt kasvajate) avastamiseks ja võimaldab hinnata aju perfusiooni (nt insuldi korral). Viimasel ajal on tõstatatud probleeme seoses gadoliiniumipõhiste kontrastainete toksilisusega ja nende mõjuga neerufunktsiooni kahjustusega inimestele. (Vt allpool "Ohutus/kontrastained"). Viimasel ajal on saanud kättesaadavaks superparamagnetilised kontrastained, näiteks raudoksiidi nanoosakesed. Need ained tunduvad T*2-kaaluga kujutistel väga tumedad ja neid võib kasutada maksa kujutamisel, kuna normaalne maksakude säilitab aine, kuid ebanormaalsed piirkonnad (nt armid, kasvajad) mitte. Neid võib võtta ka suukaudselt, et parandada seedetrakti visualiseerimist ja vältida, et seedetrakti vedelik varjab muid elundeid (nt kõhunääret). Diamagnetilisi aineid, nagu baariumsulfaat, on samuti uuritud nende võimaliku kasutamise kohta seedetraktis, kuid neid kasutatakse harvemini. 1983. aastal tutvustasid Ljunggren ja Twieg sõltumatult k-ruumi formalismi, mis osutus hindamatuks meetodiks erinevate MR-kujutlustehnikate ühendamisel. Nad näitasid, et demoduleeritud MR-signaal S(t), mida tekitavad vabalt edenevad tuumaspiinid lineaarse magnetvälja gradiendi G juuresolekul, on võrdne efektiivse spindi tiheduse Fourier'-transformatsiooniga. Matemaatiliselt: S ( t ) = ρ ~ e f f ( k → ( t ) ) ≡ ∫ − ∞ ∞ d x →   ρ ( x → ) ⋅ e 2 π i   k → ( t ) ⋅ 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}}}} k → ( t ) ≡ ∫ 0 t G → ( τ )   d τ {\displaystyle {\vec {k}}(t)\equiv \int _{0}^{t}{\vec {G}}(\tau )\ \mathrm {d} \tau } Teisisõnu, aja edenedes jälgib signaal k-ruumis trajektoori, mille kiirusvektor on proportsionaalne rakendatud magnetvälja gradiendi vektoriga. Mõiste "efektiivne spinntihedus" all mõistetakse tegelikku spinntihedust ρ ( x → ) {\displaystyle \rho ({\vec {x}})} , mida on korrigeeritud T1 ettevalmistuse, T2 lagunemise, välja inhomogeensusest, voolust, difusioonist jne tuleneva defaasimise ja mis tahes muude nähtuste suhtes, mis mõjutavad signaali indutseerimiseks kättesaadava transversaalse magnetiseerimise hulka RF-sondis või selle faasi suhtes vastuvõtva mähise elektromagnetvälja suhtes. K-ruumi põhivalemist tuleneb kohe, et me rekonstrueerime pildi I ( x → ) {\displaystyle I({\vec {x}})} , võttes proovitud andmete pöörd-fourier'-transformatsiooni, s.t I ( x → ) = ∫ − ∞ ∞ d k →   S ( k → ( t ) ) ⋅ e − 2 π i   k → ( t ) ⋅ 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}}}} Kasutades k-ruumi formalismi, muutusid mitmed näiliselt keerulised ideed lihtsaks. Näiteks muutub (eriti füüsikutele) väga lihtsaks mõista faasikodeerimise rolli (nn spinn-warp meetod). Standardse spinn-kaja või gradientkaja skaneerimise puhul, kus lugemis- (või vaatlus-) gradient on konstantne (nt G), skaneeritakse iga RF-ergutuse kohta üks rida k-ruumi. Kui faasikodeerimise gradient on null, on skaneeritavaks jooneks kx-telg. Kui RF-ergutuse ja lugemisgradiendi alguse vahele lisatakse faasikodeerimisimpulss, mis ei ole null, liigub see joon k-ruumis üles- või allapoole, st skaneeritakse joont ky = konstant. K-ruumi formalismi abil on väga lihtne võrrelda erinevaid skaneerimistehnikaid. Ühe pildi EPI puhul skaneeritakse kogu k-ruumi ühe pildiga, järgides kas sinusoidset või siksakilist trajektoori. Kuna k-ruumi vahelduvad read skaneeritakse vastassuunas, tuleb seda rekonstrueerimisel arvesse võtta. Mitme kaadri EPI ja kiire spinn-kaja meetodid võtavad ainult osa k-ruumist ühe ergutuse kohta. Iga kaadri puhul võetakse eri interleaved segment ja kaadreid korratakse, kuni k-ruum on piisavalt hästi kaetud. Kuna andmed k-ruumi keskosas esindavad madalamaid ruumilisi sagedusi kui andmed k-ruumi servades, määrab k-ruumi keskosa TE väärtus pildi T2-kontrasti. K-ruumi keskme tähtsust pildi kontrasti määramisel saab kasutada ära juba täiuslikemas piltdiagnostikameetodites. Üks selline tehnika on spiraalne pildistamine – rakendatakse pöörlevat magnetvälja gradienti, mis põhjustab k-ruumi trajektoori spiraalse liikumise keskpunktist servade suunas. T2 ja T*2 lagunemise tõttu on signaal suurim akquisitsiooni alguses, seega parandab k-ruumi keskosa pildistamine kõigepealt kontrasti ja müra suhet (CNR) võrreldes tavapäraste siksakiliste akquisitsioonidega, eriti kiire liikumise korral. Kuna x → {\displaystyle {\vec {x}}} ja k → {\displaystyle {\vec {k}}} on konjugeeritud muutujad (Fourier' teisenduse suhtes), saame Nyquisti teoreemi abil näidata, et samm k-ruumis määrab pildi vaatevälja (maksimaalne sagedus, mis on korrektselt võetud) ja k-proovi maksimaalne väärtus määrab lahutusvõime; st, F O V ∝ 1 Δ k R e s o l u t i o n ∝ | k max |   . {\displaystyle {\rm {FOV}}\propto {\frac {1}{\Delta k}}\qquad \mathrm {Resolution} \propto |k_{\max }|\ .} (Need seosed kehtivad iga telje suhtes sõltumatult). Magnetresonantstomograafi peamised komponendid on põhimagnet, mis polariseerib proovi, peamagnetvälja inhomogeensuste korrigeerimiseks mõeldud sirmimähised, gradientsüsteem, mida kasutatakse MR-signaali lokaliseerimiseks, ja RF-süsteem, mis ergutab proovi ja detekteerib saadud NMR-signaali. Kogu süsteemi juhib üks või mitu arvutit. Magnet on skanneri suurim ja kalleim komponent, mille ümber on üles ehitatud kogu ülejäänud skanner. Magneti tugevust mõõdetakse teslades (T). Kliiniliste magnetite väljatugevus on tavaliselt vahemikus 0,1-3,0 T, teadusuuringutes kasutatavad süsteemid on saadaval kuni 9,4 T inimkasutuses ja 21 T loomasüsteemides. Ameerika Ühendriikides on FDA heaks kiitnud kliiniliseks kasutamiseks kuni 4 T väljatugevuse. Sama oluline kui põhimagneti tugevus on ka selle täpsus. Magneti keskmes (või, nagu seda tehniliselt nimetatakse, isokeskmes) asuvate magnetjoonte sirgjooned peavad olema peaaegu perfektsed. Seda nimetatakse homogeensuseks. Fluktuatsioonid (inhomogeensused väljatugevuses) skaneerimispiirkonnas peaksid olema väiksemad kui kolm miljondikosa (3 ppm). Kasutatud on kolme tüüpi magneteid: Püsimagnet. Staatilise magnetvälja tekitamiseks võib kasutada ferromagnetilistest materjalidest (nt terasesulamid, mis sisaldavad haruldasi muldmetalle, näiteks neodüümi) valmistatud tavapäraseid magneteid. Püsimagnet, mis on piisavalt võimas, et seda saaks kasutada magnetresonantstomograafias, on äärmiselt suur ja mahukas; need võivad kaaluda üle 100 tonni. Püsimagnetiga magnetresonantstomograafia on väga odav hooldada; seda ei saa öelda teist tüüpi magnetresonantstomograafia magnetite kohta, kuid püsimagnetite kasutamisel on ka märkimisväärseid puudusi. Võrreldes teiste magnetresonantstomograafia magnetitega on nendega võimalik saavutada vaid nõrku väljatugevusi (tavaliselt alla 0,4 T) ning nende täpsus ja stabiilsus on piiratud. Püsimagnetid tekitavad ka erilisi ohutusprobleeme; kuna nende magnetvälja ei saa "välja lülitada", on ferromagnetilisi esemeid praktiliselt võimatu neist eemaldada, kui nad nendega otseselt kokku puutuvad. Püsimagnetid nõuavad erilist ettevaatust ka siis, kui neid tuuakse nende paigalduskohta. Takistuselektromagnet. Vasest traadist keritud solenoid on alternatiiviks püsimagnetile. Eeliseks on madal alghind, kuid väljatugevus ja stabiilsus on piiratud. Elektromagnet vajab töö ajal märkimisväärset elektrienergiat, mis võib muuta selle kasutamise kalliks. See konstruktsioon on sisuliselt vananenud. Ülijuhtiv elektromagnet. Kui nioobiumi-titaani- või nioobiumi-tinasulam jahutatakse vedela heeliumiga temperatuurini 4 K (–269 °C, –452 °F), muutub see ülijuhiks, kaotades vastupanu elektrivoolule. Ülijuhtidest valmistatud elektromagnetil võib olla väga kõrge väljatugevus ja väga suur stabiilsus. Selliste magnetite ehitamine on äärmiselt kulukas ning krüogeenne heelium on kallis ja raskesti käsitletav. Hoolimata oma maksumusest on heeliumiga jahutatavad ülijuhtivad magnetid siiski kõige levinumad, mida praegu magnetresonantstomograafides kasutatakse. Enamiku ülijuhtivate magnetite ülijuhtiva traadi mähised on kastetud vedelasse heeliumisse, mida nimetatakse krüostaadiks. Hoolimata soojusisolatsioonist, mis mõnikord sisaldab ka teist, vedelat lämmastikku sisaldavat krüostaati, põhjustab ümbritsev soojus heeliumi aeglast keemistumist. Seetõttu tuleb selliseid magneteid regulaarselt täiendada vedela heeliumiga. Üldiselt kasutatakse krüojahutusseadet, mida nimetatakse ka külmapeaks, et kondenseerida osa heeliumiaurust tagasi vedelasse heeliumivanni. Mitmed tootjad pakuvad nüüd nn krüogeenivaba skannerit, kus vedelasse heeliumisse kastmise asemel jahutatakse magnetjuhtmeid otse krüojahoidja abil. Teise võimalusena võib magnetit jahutada, paigutades ettevaatlikult vedelat heeliumi strateegilistesse kohtadesse, mis vähendab oluliselt kasutatava vedela heeliumi kogust, või kasutada selle asemel kõrgtemperatuurseid ülijuhte. Magnetid on saadaval mitmesuguse kujuga. Püsimagnetid on siiski kõige sagedamini C-kujulised ja ülijuhtivad magnetid kõige sagedamini silindrikujulised. On kasutatud ka C-kujulisi ülijuhtivaid magneteid ja kastikujulisi püsimagneteid. Magnetvälja tugevus on oluline tegur pildi kvaliteedi määramisel. Suuremad magnetväljad suurendavad signaali-müra suhet, mis võimaldab suuremat lahutusvõimet või kiiremat skaneerimist. Suurema väljatugevusega magnetväljad nõuavad aga kallimaid ja suuremaid hoolduskulusid ning suurendavad ohutusprobleeme. Väljatugevus 1,0–1,5 T on hea kompromiss hinna ja jõudluse vahel üldises meditsiinikasutuses. Teatavate erialaste kasutusalade puhul (nt aju pildistamine) on siiski soovitav suurem väljatugevus, mõned haiglad kasutavad praegu 3,0 T skannerit. Kui MR-skanner paigutatakse haiglasse või kliinikusse, ei ole selle peamine magnetväli kaugeltki piisavalt homogeenne, et seda saaks kasutada skaneerimiseks. Seepärast tuleb enne proovi abil toimuvat väljade peenhäälestamist magnetvälja mõõta ja šimmida. Pärast proovi asetamist skannerisse moonutavad peamagnetvälja vastuvõtlikkuse piirid selles proovis, mis põhjustab signaali väljalangemist (piirkonnad, kus signaal puudub) ja ruumilisi moonutusi saadud piltidel. Inimeste või loomade puhul on see efekt eriti tugevalt väljendunud õhu ja koe piiridel, nagu näiteks ninaõõned (õhus oleva paramagnetilise hapniku tõttu), mis raskendab näiteks aju eesmiste lülide kujutamist. Välja homogeensuse taastamiseks on skannerisse paigaldatud komplekt shim-mähiseid. Need on tavaliselt toatemperatuuril olevad takistusspiraalid, mis suudavad tekitada väljakorrektsioone, mis on jaotatud mitme sfääriliste harmooniliste korrutistena. Pärast proovi paigutamist skannerisse "ühtlustatakse" B0-välja, reguleerides voolu ühtlustamispoolides. Välja homogeensust mõõdetakse, uurides FID-signaali väljalanguste puudumisel. Halvasti reguleeritud proovi FID näitab keerulist langust, millel on sageli palju kõrgendikke. Seejärel reguleeritakse shim-voolud, et tekitada suure amplituudiga eksponentsiaalselt kahanev FID, mis näitab homogeenset B0-välja. See protsess on tavaliselt automatiseeritud. Gradientspiraale kasutatakse prootonite asukoha ruumiliseks kodeerimiseks, muutes magnetvälja lineaarselt kogu kujutise mahu ulatuses. Larmori sagedus muutub siis x-, y- ja z-telgede asukoha funktsioonina. Gradientspiraalid on tavaliselt resistiivsed elektromagnetid, mida toidavad keerukad võimendid, mis võimaldavad kiiret ja täpset väljatugevuse ja -suuna reguleerimist. Tüüpilised gradiendisüsteemid on võimelised tekitama gradiente vahemikus 20–100 mT/m (st 1,5 T magnetis, kui rakendatakse maksimaalset z-telje gradienti, võib väljatugevus olla 1,45 T 1 m pikkuse puuraugu ühes otsas ja 1,55 T teises otsas). Just magnetilised gradiendid määravad pildistamise tasandi – kuna ortogonaalseid gradiente saab vabalt kombineerida, võib pildistamiseks valida mis tahes tasandi. Skaneerimiskiirus sõltub gradientide süsteemi jõudlusest. Tugevamad gradiendid võimaldavad kiiremat kujutamist või suuremat lahutusvõimet; samamoodi võimaldavad kiiremat lülitamist võimaldavad gradientide süsteemid ka kiiremat skaneerimist. Gradientide jõudlust piirab siiski närvistimulatsiooniga seotud ohutusprobleemid. Gradientvõimendite ja gradientspiraalide mõned olulised omadused on pöörlemiskiirus ja gradientide tugevus. Nagu eespool mainitud, tekitab gradientspiraal täiendava, lineaarselt muutuva magnetvälja, mis lisab või vähendab peamist magnetvälja. Sellel täiendaval magnetväljal on komponendid kõigis kolmes suunas, st x-, y- ja z-suunas, kuid ainult magnetvälja piki magnetvälja kulgev komponent (tavaliselt nimetatakse seda z-teljeks, seega Gz) on pildistamisel kasulik. Piki mis tahes telge lisab gradient magnetväljale ühel pool nullpunkti ja lahutab sellest teisel pool. Kuna täiendav väli on gradient, on selle ühikuks gauss sentimeetri või millitesla meetri kohta (mT/m). MRT-s kasutatavad suure võimsusega gradientspoolid on tavaliselt võimelised tekitama 1,5 T MRT puhul gradientmagnetvälja ligikaudu 30 mT/m või rohkem. Gradiendisüsteemi pöörlemiskiirus näitab, kui kiiresti saab gradienti sisse või välja lülitada. Tüüpiliste kõrgema võimsusega gradientide tõusukiirus on kuni 100–200 T-m-1-s-1. Tõusukiirus sõltub nii gradientspiraalist (suure mähise üles- või mahasõiduks kulub rohkem aega kui väikese mähise puhul) kui ka gradientvõimendi jõudlusest (mähise induktiivsuse ületamiseks on vaja palju pinget) ja mõjutab oluliselt pildi kvaliteeti. Raadiosageduse (RF) edastussüsteem koosneb RF-süntesaatorist, võimsusvõimendist ja saatemähisest. See mähis on tavaliselt sisseehitatud skanneri korpusse. Saatja võimsus on erinev, kuid tippklassi tervikskannerite tippvõimsus võib olla kuni 35 kW ja keskmine võimsus 1 kW. Kuigi need elektromagnetväljad on kümnete megahertside raadiosagedusalas (sageli elektromagnetilise spektri lühilaineradioosas) ja nende võimsus ületab tavaliselt amatöörraadios kasutatavaid kõrgeimaid võimsusi, on magnetresonantstomograafiaseadme tekitatud raadiohäired väga väikesed. Selle põhjuseks on see, et magnetresonantstomograafia ei ole raadiosaatja. "Saatespiraalis" tekkiv elektromagnetväli on magnetiline lähiväli, millega on väga vähe seotud muutuvat elektrivälja komponenti (nagu on kõigil tavapärastel raadiolainete ülekannetes). Seega ei tekita magnetresonantstomograafia saatja mähises tekkiv suure võimsusega elektromagnetväli oma RF-sagedusel palju elektromagnetilist kiirgust ning võimsus piirdub mähise ruumiga ja ei kiirata "raadiolainetena". Seega on saatemähis raadiosagedusel hea elektromagnetvälja saatja, kuid raadiosagedusel kehv elektromagnetilise kiirguse saatja. Vastuvõtja koosneb mähisest, eelvõimendist ja signaalitöötlussüsteemist. Tuumarelaksatsioonist tulenev elektromagnetiline kiirgus on tõeline elektromagnetiline kiirgus (raadiolained), mis väljub uuritavast kui RF-kiirgus, kuid selle võimsus on nii väike, et see ei põhjusta märkimisväärseid RF-häireid, mida lähedalasuvad raadiotuunerid võivad vastu võtta (lisaks sellele asuvad MRT-skannerid tavaliselt metallvõrguga vooderdatud ruumides, mis toimivad Faraday puurina). Kuigi on võimalik skaneerida, kasutades RF-ülekandeks ja MR-signaali vastuvõtuks integreeritud mähist, siis kui pildistatakse väikest piirkonda, siis saab parema pildikvaliteedi (st suurema signaali-müra suhte), kui kasutatakse tihedalt sobivat väiksemat mähist. Saadaval on mitmesuguseid mähiseid, mis sobivad tihedalt ümber kehaosade, näiteks pea, põlve, randme, rinna või sisemiselt, näiteks pärasoole. MRI-tehnoloogia hiljutine areng on olnud keerukate mitmeelemendiliste faasitud massiivi mähiste väljatöötamine, mis on võimelised omandama paralleelselt mitu andmekanalit. See nn paralleelkujutustehnika kasutab unikaalseid pildistamisskeeme, mis võimaldavad kiirendatud pildistamist, asendades osa magnetgradientidest tulenevat ruumilist kodeerimist eri mähiste elementide ruumilise tundlikkusega. Suurenenud kiirendus vähendab siiski ka signaali-müra suhet ja võib tekitada pildi rekonstrueerimisel jääkartefakte. Kaks sageli kasutatavat paralleelset salvestus- ja rekonstrueerimisskeemi on tuntud kui SENSE ja GRAPPA. Funktsionaalne magnetresonantstomograafia Larmori sagedus Magnetresonants Tuumamagnetresonantsspektroskoopia Ljunggren S (1983). "A simple graphical representation of Fourier-based imaging methods". Journal of Magnetic Resonance. 54 (2): 338–343. Bibcode:1983JMagR..54..338L. DOI:10.1016/0022-2364(83)90060-4. Twieg DB (1983). "The k-trajectory formulation of the NMR imaging process with applications in analysis and synthesis of imaging methods". Medical Physics. 10 (5): 610–21. Bibcode:1983MedPh..10..610T. DOI:10.1118/1.595331. PMID 6646065. Pykett IL (1. mai 1982). "NMR Imaging in Medicine" (PDF). Scientific American. 246 (5): 78–88. Bibcode:1982SciAm.246e..78P. DOI:10.1038/scientificamerican0582-78. PMID 7079720. Originaali (PDF) arhiivikoopia seisuga 10. märts 2016. Magnetic Resonance Imaging: Principles, Methods, and Techniques. Medical Physics Publishing. 2000. ISBN 978-0-944838-97-6. {{cite book}}: eiran tundmatut parameetrit |firsT1= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |lasT1= (juhend) Magnetic resonance imaging: Physical principles and sequence design. New York: J. Wiley & Sons. 1999. ISBN 978-0-471-35128-3. {{cite book}}: eiran tundmatut parameetrit |firsT1= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |firsT2= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |lasT1= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |lasT2= (juhend) Mansfield P (1982). NMR Imaging in Biomedicine: Supplement 2 Advances in Magnetic Resonance. Elsevier. ISBN 978-0-323-15406-2. Fukushima E (1989). NMR in Biomedicine: The Physical Basis. Springer Science & Business Media. ISBN 978-0-88318-609-1. Magnetic Resonance Microscopy: Methods and Applications in Materials Science, Agriculture and Biomedicine. Wiley. 1992. ISBN 978-3-527-28403-0. {{cite book}}: eiran tundmatut parameetrit |firsT1= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |firsT2= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |lasT1= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |lasT2= (juhend) Spatially Resolved Magnetic Resonance: Methods, Materials, Medicine, Biology, Rheology, Geology, Ecology, Hardware. Wiley-VCH. 1998. ISBN 978-3-527-29637-8. {{cite book}}: eiran tundmatut parameetrit |editor-firsT1= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |editor-firsT2= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |editor-lasT1= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |editor-lasT2= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |firsT1= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |lasT1= (juhend) Principles of Magnetic Resonance Imaging: A Signal Processing Perspective. Wiley. 1999. ISBN 978-0-7803-4723-6. {{cite book}}: eiran tundmatut parameetrit |firsT1= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |firsT2= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |lasT1= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |lasT2= (juhend) Echo-Planar Imaging: Theory, Technique and Application. Springer Berlin Heidelberg. 1998. ISBN 978-3-540-63194-1. {{cite book}}: eiran tundmatut parameetrit |firsT1= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |firsT2= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |lasT1= (juhend); eiran tundmatut parameetrit |lasT2= (juhend) Kuperman V (2000). Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Applications. Academic Press. ISBN 978-0-08-053570-8. Blümich B (2000). NMR Imaging of Materials. Clarendon Press. ISBN 978-0-19-850683-6. Jin J (1998). Electromagnetic Analysis and Design in Magnetic Resonance Imaging. CRC Press. ISBN 978-0-8493-9693-9.