omo se mencionó anteriormente, la excitación inicial de alta energía de los núcleos atómicos se lleva a cabo mediante un pulso de RF de corta duración, con una frecuencia cercana o igual a la frecuencia de Larmor. Tanto las ondas de radio como los pulsos son generados en la sección de emisión del equipo de resonancia magnética.
La frecuencia deseada se produce con un sintetizador de frecuencias. Los datos de salida del sintetizador son modulados mediante una "envoltura" para proporcionar la forma de pulso requerida para que se dé la excitación por RF.
El receptor, altamente sensible y de bajo ruido, es básicamente un detector de señales en el rango de altas y muy altas frecuencias (HF y VHF). Las señales de resonancia magnética son típicamente de unos pocos micro-voltios de amplitud. En el receptor, la señal se aumenta de 500 a 1.000 veces. Después de este proceso, la señal se convierte de una señal de resonancia de alta frecuencia (MHz) a una señal de frecuencia de audio (kHz).
Nos referimos como bobinas regulares a las bobinas emisoras y receptoras de volumen.
El objeto de estudio, ya sea una muestra de 1 mm³ para análisis químico o el cuerpo de un paciente, se coloca dentro de una antena o bobina. Se debe llenar la bobina tanto como sea posible — la bobina debe tener un factor de relleno superior al 70%.
El factor de relleno va de la mano del factor de calidad (Q), que es dependiente de si la bobina está cargada (con paciente) o no (sin paciente).
En muchos casos el Q de la bobina es el factor dominante de la totalidad del circuito conectado. Q influye sobre la relación de señal-a-ruido porque la señal detectada aumenta proporcionalmente en relación a Q mientras que el ruido es proporcional a la raíz cuadrada de Q.
Para que los espines sean excitados el campo magnético oscilante (B₁) de la bobina de RF tiene que ser perpendicular al campo magnético principal (B₀) generado por el imán.
La configuración más común es que el campo principal esté orientado a lo largo del eje del imán por lo que la bobina debe producir un campo perpendicular al mismo (Figura 03-11).
Figura 03-11:
La dirección del campo magnético principal (B₀) depende de la orientación de las bobinas del imán.
El campo puede ser vertical, como en (a), u horizontal, como en (b). En los sistemas superconductores y en algunos resistivos, generalmente el campo es horizontal y, por lo tanto, paralelo al paciente en el imán.
Las bobinas están formadas por una o varias espirales de alambre de baja resistencia, generalmente de cobre. La geometría de estas espirales, ya sean individuales o múltiples, es crucial para una excitación apropiada y, por lo tanto, una adecuada detección posterior de la señal.
Se pueden utilizar bobinas diferentes para emitir y recibir, pero en la mayoría de los casos se utiliza una sola bobina tanto para la excitación como para la detección (bobina transceptora).
Dado que el pulso de excitación es varias órdenes de magnitud mayor que la señal de respuesta de resonancia magnética emitida por el cuerpo humano, el receptor se puede dañar si se somete a la totalidad o a parte del pulso de RF. Para solventar este problema se utiliza un dispositivo conocido como interruptor emisor/receptor que puede cambiar rápidamente la dirección de la señal.
Existen bobinas de diferentes categorías y para los diferentes tipos de imán. Algunas de las geometrías más comunes de bobina son: el solenoide, la bobina de Helmholtz (en forma de silla de montar), la jaula de pájaro (en inglés birdcage) y el resonador ranurado (en inglés slotted resonator).
Estas bobinas son conocidas como bobinas de volumen. Dado que la bobina solenoide genera un campo magnético oscilante paralelo al eje de la bobina, este debe alinearse al través del imán.
Esto limita la utilización de este tipo de bobina a campos magnéticos que estén orientados perpendicularmente a la mesa del paciente.
La Figura 03-12 ilustra la forma de algunas bobinas comúnmente utilizadas en IRM. Las bobinas de cabeza y cuerpo o las bobinas para el estudio de rodillas o cuello son ejemplos típicos.
Figura 03-12:
Tres tipos diferentes de bobinas:
(a) bobina solenoide;
(b) bobina de Helmholtz (en forma de silla de montar);
(c) jaula de pájaro (birdcage). Su campo magnético oscilante (B₁) debe ser perpendicular al campo magnético principal (B₀). Su campo de RF es uniforme dentro del volumen.
Todas las bobinas, excepto las de superficie, están diseñadas para producir un campo de RF muy homogéneo de modo que toda la muestra objeto de estudio experimente el mismo grado de excitación. Las bobinas de superficie tienen una sensibilidad mucho más alta que las bobinas homogéneas de volumen.
Se utilizan para detectar señales de resonancia magnética de una pequeña región cercana a la bobina cuando se coloca, por ejemplo, en la columna vertebral de un paciente, la órbita o la articulación temporomandibular. La ventaja de utilizar bobinas de superficie es que en el pequeño volumen de tejido cercano a la bobina se puede obtener una mejor relación señal-a-ruido que la obtenida mediante una bobina de RF de volumen estándar.
Sin embargo, las bobinas de superficie reciben una señal alta tan sólo desde un área de morfología aproximadamente esférica inmediatamente subyacente a la bobina, con una profundidad de la mitad de su diámetro (Figura 03-13).
Figura 03-13:
Bobinas de superficie
Arriba: Diagrama de una bobina de superficie simple. Dado que la intensidad del campo de RF varía en relación con la profundidad, el ángulo de pulso también variará en relación con la profundidad a menos que se utilicen pulsos especiales (adiabáticos). Igualmente, la sensibilidad de detección también será menor a mayor profundidad.
Centro: Imágenes potenciadas en T1 y T2 de la columna lumbar adquiridas con bobinas de superficie. La médula y la columna vertebral se aprecian bien pero casi no hay señal proveniente de las partes anteriores de la pelvis.
Abajo: Bobina de superficie envolvente (en inglés wrap-around) o de media silla de montar.
Por lo tanto, los campos de RF y la sensibilidad de detección de una bobina de superficie son muy inhomogéneos lo que se traduce en una excitación dependiente de la posición.
La variación de intensidad de RF en relación con la profundidad hace que el ángulo de inclinación (en inglés flip angle) varíe con la profundidad cuando la bobina de superficie se usa como emisor. Este problema puede resolverse mediante el uso de pulsos de RF especiales o bien emitiendo el pulso de RF desde una bobina de cuerpo estándar y utilizando la bobina de superficie sólo para la detección.
Una variante cada vez más frecuente en el diseño de la bobina estándar es la bobina de cuadratura (o bobina de polarización circular) que utiliza al menos dos campos de RF situados ortogonalmente entre sí y que mejora tanto la eficiencia de la bobina como la relación señal-a-ruido de la señal resultante en √2.
Una disposición en fase (en inglés phased-array) es un grupo de antenas en las cuales las fases relativas de las respectivas señales que alimentan las antenas varían de tal forma que el patrón de radiación efectivo de la disposición es reforzado en la dirección deseada y suprimido en las direcciones no deseadas.
En la IRM, las bobinas en fase (o bobinas de sinergia) están formadas por varias bobinas de superficie pequeñas [⇒ Roemer 1990]. Las señales recibidas por estas bobinas pueden ser recogidas simultáneamente y los datos se pueden combinar para construir una única imagen de la región del cuerpo estudiada.
Comparadas con una bobina de superficie de gran tamaño y mala relación señal-a-ruido, las bobinas en fase tienen la ventaja de una buena relación señal-a-ruido (Figura 03-14). Sin embargo, cada una de las subunidades requiere de su canal receptor lo que hace difícil la reconstrucción de la imagen y aumenta el coste de las bobinas. A pesar de estos inconvenientes las bobinas en fase tuvieron un impacto importante en IRM y abrieron el camino a las técnicas de adquisición en paralelo que combinan las señales de varias bobinas para reconstruir una imagen.
Figura 03-14:
Arriba; Bosquejo de bobinas en fase. Cuatro bobinas de superficie a la izquierda y otras cuatro a la derecha se han colocado en una formación con volúmenes de sensibilidad superpuestos.
Abajo: Bobina en fase transceptora utilizada para obtener imágenes de seno.
La señal analógica procedente de los espines se debe convertir en una señal digital (numérica) adecuada para el almacenamiento y procesamiento en un ordenador. Esta digitalización de la señal se logra mediante el uso de un convertidor analógico-a-digital (ADC). El producto del ADC es una versión digital del FID (decaimiento de inducción libre) para cada punto de datos. A continuación, el FID digitalizado se almacena en un ordenador u otro medio de almacenamiento.
Para el pre-proceso y procesado de los datos en bruto con el fin de transformarlos en imágenes se utiliza un ordenador especializado, el procesador de imagen. La transformada de Fourier de los datos en bruto se puede acelerar considerablemente mediante procesadores de matriz o hardware dedicado.
El servidor (en inglés host computer) se encarga de controlar y supervisar todo el sistema de RM. Se pueden conectar al servidor consolas adicionales para funciones tales como la gestión de pacientes, visualización de datos de la imagen y de los resultados del cálculo, pos-procesamiento de imagen y documentación y almacenamiento.
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