06-02 Localización de espines con gradientes de campo

En adquisición de imagen no nos interesa la información relacionada con el desplazamiento químico, sino que se requiere la información espacial – queremos saber dónde se origina una cierta señal dentro de nuestra muestra.

En la Figura 06-03 se examinan tres muestras pequeñas de agua colocadas en diferentes posiciones a lo largo del eje x. Sin el gradiente de campo magnético, aplicando un pulso de RF se obtiene una señal que consta de una sola frecuencia; de manera que la transformada de Fourier de esta señal proporciona un espectro con un solo pico.

Figura 06-03: Las señales y los espectros de tres muestras de agua en diferentes posiciones a lo largo del eje x con y sin la aplicación de un gradiente de campo magnético. En presencia del gradiente se resuelven las posiciones de las señales procedentes de las tres muestras, con la separación de las señales dependiendo de su separación espacial en la dirección x y de la intensidad del gradiente de campo magnético (FT = transformada de Fourier).

Si se aplica un gradiente de campo magnético cuando se mide la señal, la señal consta de tres frecuencias diferentes que corresponden a cada una de las tres posiciones. Como se ha indicado, la frecuencia de Larmor es proporcional a la intensidad del campo magnético. Si se varía la frecuencia de la señal al cambiar el campo magnético linealmente a través de la muestra, las frecuencias en diferentes posiciones también variarán linealmente.

Esta técnica se conoce como la aplicación de un gradiente de campo. Hoy en día, todas las técnicas de RM utilizan dichos gradientes de campo magnético (Figura 06-04) para la codificación espacial.

Figura 06-04:
Efecto de los gradientes de campo: el rango de frecuencias aumenta. En este caso el gradiente sigue la dirección del eje x. La frecuencia en el centro corresponde a la frecuencia de resonancia "exacta".

Fourier-transforming the signal gives a spectrum of three peaks corresponding to the three different sample positions. The frequency differences between the samples depend on their physical separation and the strength of the magnetic field gradient. At the center of the magnet, the resonance frequency is unchanged since the gradient has no effect at the center. On either side, the resonance frequency will be either higher or lower depending on the polarity of the gradient (Figure 06-05).

Figura 06-05: Magnetic gradient fields are superimposed upon the static magnetic field. Different parts of the sample experience different magnetic field strengths. Only in the center of the sample is there no change of the static magnetic field, and thus of the resonance frequency ν0.

The (magnetic) field gradients are generated by a set of coils positioned within the magnet. They can produce fields which vary uniformly along each of the three main axes (x, y, z). These linear field gradients have a strength of up to 30 milli-Tesla per meter (mT/m) in standard clinical systems, but much stronger gradients can be obtained by using smaller gradient coils or in specialized imaging methods.

Although the frequency variations produced by the gradients are very small compared to the resonance frequency, the range of resonance frequencies created is sufficient for high-resolution MR imaging. For example, to produce a frequency distribution of 25 kHz over a distance of 30 cm requires a gradient of only 2 mT/m.

The principle of the generation of a field gradient and the shape of gradient coils in a whole-body imaging system have been explained in Figure 01-04 and Figure 03-08.

Figure 06-06 shows how a pulsed magnetic field gradient is usually depicted in pulse sequence diagrams. In this case the gradient pulse is positive. Because there are three gradient directions x, y, and z, one can find gradients depicted in three "electronic channels" in pulse sequence diagrams. Gradient pulses can consist of several different components.

Figura 06-06: Schematic representation of a pulsed field gradient used for pulse sequence diagrams.

The amplitude of the gradient is determined by the current flowing in the gradient coils. Shortening the rise time requires a faster rate of change of the voltage in the gradient coils.