ฟิสิกส์ของการถ่ายภาพด้วยคลื่นแม่เหล็กไฟฟ้า

การถ่ายภาพด้วยคลื่นแม่เหล็กไฟฟ้า (MRI) เป็น เทคนิค การถ่ายภาพทางการแพทย์ที่ใช้กันมากในรังสีวิทยาและเวชศาสตร์นิวเคลียร์เพื่อตรวจสอบกายวิภาคและสรีรวิทยาของร่างกาย และเพื่อตรวจหาพยาธิสภาพต่างๆ รวมถึงเนื้องอกการอักเสบภาวะทางระบบประสาท เช่นโรคหลอดเลือด สมอง ความผิดปกติของกล้ามเนื้อและข้อต่อ และความผิดปกติในหัวใจและหลอดเลือด เป็นต้น^{[ 1 ]} อาจมีการฉีดสารทึบแสงเข้าทางหลอดเลือดดำหรือเข้าข้อต่อเพื่อเพิ่มความคมชัดของภาพและช่วยในการวินิจฉัย แตกต่างจากการสแกน CT และการเอกซเรย์ MRI ไม่ใช้รังสีไอออน จึงถือว่าเป็นวิธีการที่ปลอดภัย เหมาะสำหรับใช้ในเด็กและการตรวจซ้ำ ปัจจุบันผู้ป่วยที่มีโลหะฝังในร่างกายที่ไม่ใช่แม่เหล็ก เช่นเครื่องช่วยฟังและเครื่องกระตุ้นหัวใจ อาจได้รับการตรวจ MRI แม้จะมีผลกระทบจากสนามแม่เหล็กแรงสูง อย่างไรก็ตาม วิธีการนี้ไม่ใช้กับอุปกรณ์รุ่นเก่า และรายละเอียดสำหรับผู้เชี่ยวชาญทางการแพทย์จะมาจากผู้ผลิตอุปกรณ์นั้นๆ

นิวเคลียสของอะตอมบางชนิดสามารถดูดซับและปล่อย พลังงาน คลื่นความถี่วิทยุ ได้ เมื่ออยู่ในสนามแม่เหล็ก ภายนอก ในการตรวจ MRI ทางคลินิกและการวิจัยอะตอมของไฮโดรเจนมักถูกใช้เพื่อสร้างสัญญาณคลื่นความถี่วิทยุที่ตรวจจับได้ ซึ่งรับโดยเสาอากาศที่อยู่ใกล้กับอวัยวะที่กำลังตรวจสอบ อะตอมของไฮโดรเจนมีอยู่มากมายตามธรรมชาติในคนและสิ่งมีชีวิตอื่นๆ โดยเฉพาะในน้ำและไขมันด้วยเหตุนี้ การสแกน MRI ส่วนใหญ่จึงเป็นการสร้างแผนที่แสดงตำแหน่งของน้ำและไขมันในร่างกาย คลื่นวิทยุจะกระตุ้น การเปลี่ยนผ่านพลังงาน สปินของนิวเคลียสและการไล่ระดับสนามแม่เหล็กจะระบุตำแหน่งของสัญญาณในอวกาศ โดยการเปลี่ยนแปลงพารามิเตอร์ของลำดับพัลส์สามารถสร้างความแตกต่างระหว่างเนื้อเยื่อต่างๆ ได้โดยอาศัย คุณสมบัติ การผ่อนคลายของอะตอมไฮโดรเจนในนั้น

เมื่ออยู่ภายในสนามแม่เหล็ก ( B0 ) ของเครื่องสแกน โมเมนต์แม่เหล็กของโปรตอนจะเรียงตัวขนานหรือตรงข้ามกับทิศทางของสนาม แม้ว่าโปรตอนแต่ละตัวจะมีทิศทางการเรียงตัวได้เพียงหนึ่งในสองทิศทางเท่านั้น แต่กลุ่มของโปรตอนดูเหมือนจะประพฤติตัวราวกับว่าพวกมันสามารถเรียงตัวในทิศทางใดก็ได้ โปรตอนส่วนใหญ่จะเรียงตัวขนานกับ_B0 เนื่องจากเป็นสถานะพลังงานต่ำกว่า จากนั้นจะมีการใช้พัลส์ ความถี่วิทยุ ซึ่งสามารถกระตุ้นโปรตอนจากทิศทางขนานไปเป็นทิศทางตรงข้าม _ได้เฉพาะทิศทางตรงข้ามเท่านั้นที่มีความสำคัญต่อการอธิบายในส่วนที่เหลือ เพื่อตอบสนองต่อแรงที่ดึงพวกมันกลับสู่ทิศทางสมดุล โปรตอนจะเคลื่อนที่แบบหมุน ( การหมุนควง ) คล้ายกับล้อที่หมุนภายใต้แรงโน้มถ่วง โปรตอนจะกลับสู่สถานะพลังงานต่ำโดยกระบวนการผ่อนคลายสปิน-แลตติสซึ่งปรากฏเป็นฟลักซ์แม่เหล็กที่เปลี่ยนแปลงไป ทำให้เกิดแรง ดันไฟฟ้าที่เปลี่ยนแปลงในขดลวดรับสัญญาณเพื่อสร้างสัญญาณ ความถี่ที่โปรตอนหรือกลุ่มโปรตอนในว็อกเซลเกิดการสั่นพ้องนั้นขึ้นอยู่กับความแรงของสนามแม่เหล็กเฉพาะที่รอบๆ โปรตอนหรือกลุ่มโปรตอน โดยสนามที่แรงกว่าจะสอดคล้องกับความแตกต่างของพลังงานที่มากขึ้นและโฟตอนที่มีความถี่สูงกว่า การใช้สนามแม่เหล็กเพิ่มเติม (เกรเดียนต์) ที่แปรผันเชิงเส้นตามพื้นที่ จะช่วยให้สามารถเลือกส่วนที่ต้องการถ่ายภาพได้ และจะได้ภาพโดยการแปลงฟูริเยร์ 2 มิติ ของความถี่เชิงพื้นที่ของสัญญาณ ( k -space ) เนื่องจากแรงลอเรนซ์ แม่เหล็ก จากB0 กระทำต่อกระแส _ที่ไหลในขดลวดเกรเดียนต์ ขดลวดเกรเดียนต์จะพยายามเคลื่อนที่ทำให้เกิดเสียงดังคล้ายเสียงเคาะ ซึ่งผู้ป่วยจำเป็นต้องใช้อุปกรณ์ป้องกันหู

เครื่องสแกน MRI ได้รับการพัฒนาระหว่างปี 1975 ถึง 1977 ที่มหาวิทยาลัยนอตติงแฮมโดยศาสตราจารย์Raymond Andrew FRS FRSE จากการวิจัยของเขาเกี่ยวกับนิวเคลียร์แมกเนติกเรโซแนนซ์เครื่องสแกนแบบเต็มตัวถูกสร้างขึ้นในปี 1978 ^{[ 2 ]}

อนุภาคย่อยอะตอมมี คุณสมบัติ ทางกลศาสตร์ควอนตัมของสปิน [ ^{3 ] นิวเคลียส}บางชนิด เช่น¹ H ( โปรตอน ), ² H, ³ He , ²³ Naหรือ³¹ Pมีสปินที่ไม่เป็นศูนย์และดังนั้นจึงมีโมเมนต์แม่เหล็ก ในกรณีของ นิวเคลียสที่เรียกว่าสปิน1/2 เช่น¹ H จะมีสถานะสปิน สอง สถานะซึ่งบางครั้งเรียกว่าขึ้นและลงนิวเคลียสเช่น¹² Cไม่มีนิวตรอนหรือโปรตอนที่ไม่จับคู่ และไม่มีสปินสุทธิ อย่างไรก็ตามไอโซโทป¹³ C มี

เมื่ออนุภาคเหล่านี้อยู่ในสนามแม่เหล็ก ภายนอกที่แรง พวกมันจะหมุนรอบแกนตามทิศทางของสนาม โปรตอนจะเรียงตัวอยู่ในสถานะ พลังงานสองสถานะ ( ปรากฏการณ์ซีแมน ): สถานะพลังงานต่ำและสถานะพลังงานสูง ซึ่งแยกจากกันด้วยพลังงานการแยกที่น้อยมาก

กลศาสตร์ควอนตัมจำเป็นสำหรับการจำลองพฤติกรรมของโปรตอนเดี่ยวอย่างแม่นยำ อย่างไรก็ตามกลศาสตร์คลาสสิกสามารถใช้เพื่ออธิบายพฤติกรรมของกลุ่มโปรตอนได้อย่างเพียงพอ เช่นเดียวกับอนุภาคสปินอื่นๆ เมื่อใดก็ตามที่วัดสปินของโปรตอนเดี่ยว ผลลัพธ์ที่ได้จะมีเพียงหนึ่งในสองแบบเท่านั้น ซึ่งโดยทั่วไปเรียกว่าขนานและตรงข้ามขนานเมื่อเราพูดถึงสถานะของโปรตอนหรือโปรตอนหลายตัว เรากำลังอ้างถึงฟังก์ชันคลื่นของโปรตอนนั้น ซึ่งเป็นการรวมเชิงเส้นของสถานะขนานและตรงข้ามขนาน^{[ 4 ]}${\displaystyle 1/2}$

เมื่อมีสนามแม่เหล็กB₀ _อยู่โปรตอนจะปรากฏว่าเคลื่อนที่แบบพรีเซสชันด้วยความถี่ลาร์มอร์ซึ่งกำหนดโดยอัตราส่วนไจโรแมกเนติกของอนุภาคและความแรงของสนาม สนาม แม่เหล็กสถิตที่ใช้กันทั่วไปใน MRI ทำให้เกิดการเคลื่อนที่แบบพ รี เซสชันซึ่งสอดคล้องกับโฟตอนคลื่นวิทยุ (RF)

การทำให้เป็นแม่เหล็กตามแนวยาวสุทธิในสภาวะสมดุลทางอุณหพลศาสตร์เกิดจากโปรตอนส่วนเกินเล็กน้อยในสถานะพลังงานที่ต่ำกว่า ทำให้เกิดการโพลาไรเซชันสุทธิที่ขนานกับสนามภายนอก การใช้พัลส์ RF สามารถทำให้เวกเตอร์โพลาไรเซชันสุทธินี้เอียงไปด้านข้าง (เช่น ด้วยพัลส์ที่เรียกว่า 90°) หรือแม้กระทั่งกลับทิศทาง (ด้วยพัลส์ที่เรียกว่า 180°) พัลส์ RF สร้างการทำให้เป็นแม่เหล็กตามแนวขวางที่ตรวจจับได้โดยการหมุนเวกเตอร์การทำให้เป็นแม่เหล็กโดยรวมที่มีอยู่ในสภาวะสมดุลทางความร้อน ไม่ใช่โดยการทำให้สปินเข้าสู่เฟสที่สอดคล้องกันดังที่บางครั้งระบุไว้ในเอกสาร^{[ 5 ] [ 6 ]}

การฟื้นตัวของสนามแม่เหล็กตามแนวยาวเรียกว่าการผ่อนคลาย ตามแนวยาวหรือ T1และเกิดขึ้นแบบเอกซ์โปเนนเชียล_{ด้วยค่าคงที่}เวลาT1การสูญเสียความสอดคล้องของเฟสในระนาบขวางเรียกว่าการผ่อนคลาย ตาม _{แนว ขวางหรือ} T2 ดังนั้น T1จึงเกี่ยวข้องกับเอนทาลปีของระบบสปิน หรือจำนวนนิวเคลียสที่มีสปินขนานเทียบกับสปินตรงข้าม ในทาง กลับกัน T2เกี่ยวข้องกับเอนโทรปีของระบบ หรือจำนวนนิวเคลียสที่อยู่ในเฟสเดียวกัน

เมื่อปิดพัลส์ความถี่วิทยุ ส่วนประกอบเวกเตอร์ตามขวางจะสร้างสนามแม่เหล็กที่สั่น ซึ่งเหนี่ยวนำให้เกิดกระแสไฟฟ้าขนาดเล็กในขดลวดรับสัญญาณ สัญญาณนี้เรียกว่าการสลายตัวของการเหนี่ยวนำอิสระ (FID) ใน การทดลอง นิวเคลียร์แมกเนติกเรโซแนนซ์ ในอุดมคติ FID จะลดลงแบบเอกซ์โปเนนเชียลโดยประมาณด้วยค่าคงที่เวลา_T₂ อย่างไรก็ตามใน MRI ในทางปฏิบัติ มีความแตกต่างเล็กน้อยในสนามแม่เหล็กสถิตในตำแหน่งต่างๆ ของร่างกาย ("ความไม่สม่ำเสมอ") ซึ่งทำให้ความถี่ลาร์มอร์แปรผันไปทั่วร่างกาย สิ่งนี้สร้างการรบกวนแบบหักล้างซึ่งทำให้ FID สั้นลง ค่าคงที่เวลาสำหรับการสลายตัวของ FID ที่สังเกตได้เรียกว่าT₁^* _{2เวลาการคลายตัว นั้น}สั้นกว่าT2 เสมอ ในขณะเดียวกัน การทำให้เป็นแม่เหล็กตามแนวยาวจะเริ่มฟื้นตัวแบบเอกซ์โปเนนเชียลด้วยค่าคงที่เวลาT1 ซึ่งมากกว่า T2 มาก ( _{ดู ด้าน ล่าง} )

ใน MRI สนามแม่เหล็กสถิตจะถูกเสริมด้วย ขดลวด สนามเกรเดียนต์เพื่อให้แปรผันไปทั่วบริเวณที่สแกน ทำให้ตำแหน่งเชิงพื้นที่ที่แตกต่างกันสัมพันธ์กับความถี่การหมุนวนที่แตกต่างกัน เฉพาะบริเวณที่สนามมีความถี่การหมุนวนตรงกับความถี่ RF เท่านั้นที่จะได้รับการกระตุ้น โดยปกติแล้ว สนามเกรเดียนต์เหล่านี้จะถูกปรับเปลี่ยนให้กวาดไปทั่วบริเวณที่จะสแกน และความหลากหลายที่แทบจะไม่มีที่สิ้นสุดของลำดับพัลส์ RF และเกรเดียนต์นี่เองที่ทำให้ MRI มีความหลากหลายในการใช้งาน การเปลี่ยนแปลงของสนามเกรเดียนต์จะกระจายสัญญาณ FID ที่ตอบสนองในโดเมนความถี่ แต่สามารถกู้คืนและวัดได้โดยใช้เกรเดียนต์โฟกัสใหม่ (เพื่อสร้างสิ่งที่เรียกว่า "เกรเดียนต์เอคโค") หรือโดยใช้พัลส์ความถี่วิทยุ (เพื่อสร้างสิ่งที่เรียกว่า " สปินเอคโค ") หรือในการประมวลผลดิจิทัลภายหลังของสัญญาณที่กระจาย การกระบวนการทั้งหมดสามารถทำซ้ำได้เมื่อเกิดการผ่อนคลายT1 _{บาง ส่วนและ} สมดุลความร้อนของสปินได้รับการฟื้นฟูมากหรือน้อยแล้ว เวลาการทำซ้ำ (TR) คือเวลาที่อยู่ระหว่างการกระตุ้นสองครั้งติดต่อกันของชิ้นส่วนเดียวกัน^{[ 7 ]}

โดยทั่วไป ในเนื้อเยื่ออ่อน ค่าT1จะอยู่ที่ประมาณหนึ่งวินาที ในขณะที่ค่า T2 _และ T3 จะ_{อยู่ ในช่วงประมาณหนึ่งวินาที}^* ₂โดยทั่วไปแล้วค่าที่ได้จะอยู่ที่ประมาณไม่กี่สิบมิลลิวินาที อย่างไรก็ตาม ค่าเหล่านี้อาจแตกต่างกันอย่างมากในเนื้อเยื่อต่าง ๆ รวมถึงในสนามแม่เหล็กภายนอกที่แตกต่างกัน พฤติกรรมนี้เป็นปัจจัยหนึ่งที่ทำให้ MRI มีความคมชัดของเนื้อเยื่ออ่อนสูงมาก

สารเพิ่มความคมชัดของภาพ MRI _เช่นสารที่มีแกโดลิเนียม (III) ทำงานโดยการเปลี่ยนแปลง (ทำให้สั้นลง) พารามิเตอร์การผ่อนคลาย โดยเฉพาะ T1

มีการคิดค้นวิธีการหลายอย่างเพื่อผสมผสานการไล่ระดับสนามและการกระตุ้นด้วยคลื่นความถี่วิทยุเพื่อสร้างภาพ:

• การสร้างภาพ 2 มิติหรือ3 มิติจากภาพฉายเช่น ในการตรวจเอกซเรย์คอมพิวเตอร์
• สร้างภาพทีละจุดหรือทีละบรรทัด
• เป็นการเปลี่ยนแปลงแบบค่อยเป็นค่อยไปในสนามคลื่นวิทยุ แทนที่จะเป็นสนามสถิต

แม้ว่าแต่ละวิธีการเหล่านี้จะถูกนำมาใช้บ้างในแอปพลิเคชันเฉพาะทาง แต่ภาพ MRI ส่วนใหญ่ในปัจจุบันสร้างขึ้นโดยใช้ เทคนิค การแปลงฟูริเยร์ สองมิติ (2DFT) ร่วมกับการเลือกส่วนตัด หรือโดยเทคนิคการแปลงฟูริเยร์สามมิติ (3DFT) อีกชื่อหนึ่งของ 2DFT คือ spin-warp ต่อไปนี้เป็นคำอธิบายของเทคนิค 2DFT ร่วมกับการเลือกส่วนตัด

เทคนิค 3DFT นั้นค่อนข้างคล้ายกัน ยกเว้นว่าไม่มีการเลือกส่วนตัด และการเข้ารหัสเฟสจะดำเนินการในสองทิศทางที่แยกจากกัน

แผนการอีกแบบหนึ่งซึ่งบางครั้งใช้โดยเฉพาะใน การสแกน สมองหรือในกรณีที่ต้องการภาพอย่างรวดเร็วเรียกว่า การถ่ายภาพแบบเอคโคแพลนาร์ (EPI): ^{[ 8 ]}ในกรณีนี้ การกระตุ้น RF แต่ละครั้งจะตามด้วยชุดของเกรเดียนต์เอคโคที่มีการเข้ารหัสเชิงพื้นที่ที่แตกต่างกัน EPI แบบมัลติเพล็กซ์นั้นเร็วกว่า เช่น สำหรับMRI เชิงฟังก์ชันของสมองทั้งหมด (fMRI)หรือMRI แบบแพร่กระจาย^{[ 9 ]}

ความแตกต่างของภาพเกิดจากความแรงของสัญญาณ NMR ที่ได้จากตำแหน่งต่างๆ ภายในตัวอย่าง ซึ่งขึ้นอยู่กับความหนาแน่นสัมพัทธ์ของนิวเคลียสที่ถูกกระตุ้น (โดยปกติคือ_{โปรตอน}ของน้ำ ) และความแตกต่างของเวลาการคลายตัว ( T1 , T2และT3 ₎^* ₂) ของนิวเคลียสเหล่านั้นหลังจากลำดับพัลส์ และมักจะขึ้นอยู่กับพารามิเตอร์อื่นๆ ที่กล่าวถึงภายใต้การสแกน MRI เฉพาะทางความคมชัดในภาพ MRI ส่วนใหญ่เป็นผลรวมของผลกระทบทั้งหมดเหล่านี้ แต่การออกแบบลำดับพัลส์การถ่ายภาพอย่างระมัดระวังจะช่วยให้สามารถเน้นกลไกความคมชัดหนึ่งอย่างในขณะที่ลดกลไกอื่นๆ ลงได้ ความสามารถในการเลือกกลไกความคมชัดที่แตกต่างกันทำให้ MRI มีความยืดหยุ่นอย่างมาก ในสมอง การถ่วง _{น้ำหนัก}T1ทำให้การเชื่อมต่อของเส้นประสาทในเนื้อขาวปรากฏเป็นสีขาว และกลุ่มเซลล์ประสาทในเนื้อเทาปรากฏเป็นสีเทา ในขณะที่น้ำไขสันหลัง (CSF) ปรากฏ เป็นสีเข้ม ความคมชัดของเนื้อขาว เนื้อเทา และน้ำไขสันหลังจะกลับกันโดยใช้T2หรือ_T3^* _{2การถ่ายภาพด้วยเทคนิค T1 , T2} และ T3 นั้นให้ความคมชัดน้อยกว่าการถ่ายภาพด้วยเทคนิค T3 นอกจากนี้ พารามิเตอร์การทำงาน เช่นการไหลเวียนของเลือดในสมอง (CBF)ปริมาตรเลือดในสมอง (CBV) หรือระดับออกซิเจนในเลือดสามารถส่งผลต่อค่า T1 , T2และT3 ได้^* ₂และสามารถเข้ารหัสได้ด้วยลำดับพัลส์ที่เหมาะสม

ในบางสถานการณ์ การปรับพารามิเตอร์การถ่ายภาพเพียงอย่างเดียวอาจไม่สามารถสร้างความคมชัดของภาพได้เพียงพอที่จะแสดงกายวิภาคหรือพยาธิสภาพ ที่สนใจได้อย่างเหมาะสม ในกรณีเช่นนี้ อาจต้องให้ สารเพิ่มความคมชัดซึ่งอาจเป็นเพียงน้ำที่รับประทานทางปากสำหรับการถ่ายภาพกระเพาะอาหารและลำไส้เล็ก อย่างไรก็ตามสารเพิ่มความคมชัดส่วนใหญ่ที่ใช้ใน MRI นั้นถูกเลือกตามคุณสมบัติทางแม่เหล็กเฉพาะของมัน โดยทั่วไปแล้ว จะใช้สารเพิ่มความคมชัด แบบพาราแมกเนติก (โดยปกติจะ เป็น สารประกอบแกโดลิเนียม^{[ 10 ] [ 11 ]} ) เนื้อเยื่อและของเหลวที่เพิ่มความคมชัดด้วยแกโดลิเนียมจะปรากฏสว่างมากใน ภาพที่ถ่วงน้ำหนักด้วย T ₁ซึ่งให้ความไวสูงสำหรับการตรวจจับเนื้อเยื่อหลอดเลือด (เช่น เนื้องอก) และช่วยให้สามารถประเมินการไหลเวียนของเลือดในสมอง (เช่น ในกรณีของโรคหลอดเลือดสมอง) มีข้อกังวลเกิดขึ้นเมื่อเร็วๆ นี้เกี่ยวกับความเป็นพิษของสารเพิ่มความคมชัดที่มีแกโดลิเนียมเป็นส่วนประกอบและผลกระทบต่อผู้ที่มีการทำงานของไตบกพร่อง (ดูความปลอดภัย / สารเพิ่มความคมชัดด้านล่าง)

เมื่อไม่นานมานี้ สารเพิ่มความคมชัด แบบซูเปอร์พาราแมกเนติกเช่นอนุภาคนาโนเหล็กออกไซด์ [ ^{12 ] [ 13 ] ก็}เริ่มมีจำหน่าย สารเหล่านี้ปรากฏเป็นสีเข้มมากบนT^* ₂ภาพอัลตราซาวนด์แบบถ่วงน้ำหนักอาจใช้สำหรับการถ่ายภาพตับ เนื่องจาก เนื้อเยื่อ ตับ ปกติ จะกักเก็บสารนี้ไว้ แต่บริเวณที่ผิดปกติ (เช่น แผลเป็น เนื้องอก) จะไม่กักเก็บ นอกจากนี้ยังสามารถรับประทานได้ เพื่อปรับปรุงการมองเห็นของระบบทางเดินอาหารและเพื่อป้องกันไม่ให้น้ำในระบบทางเดินอาหารบดบังอวัยวะอื่นๆ (เช่นตับอ่อน ) สารได อะแมกเนติกเช่นแบเรียมซัลเฟตก็ได้รับการศึกษาถึงศักยภาพในการใช้ในระบบทางเดินอาหารเช่น กัน แต่มีการใช้งานน้อยกว่า

ในปี พ.ศ. 2526 Ljunggren ^{[ 14 ]}และ Twieg ^{[ 15 ]}ได้นำเสนอ รูปแบบ k -space อย่างอิสระ ซึ่งเป็นเทคนิคที่พิสูจน์แล้วว่ามีค่าอย่างยิ่งในการรวมเทคนิคการถ่ายภาพ MR ที่แตกต่างกัน พวกเขาแสดงให้เห็นว่าสัญญาณ MR ที่ถูกถอดรหัสS ( t ) ที่สร้างขึ้นโดยปฏิสัมพันธ์ระหว่างกลุ่มของสปินนิวเคลียร์ที่หมุนวนอย่างอิสระในที่ที่มีสนามแม่เหล็กเชิงเส้นGและขดลวดรับสัญญาณ เท่ากับการแปลงฟูริเยร์ของความหนาแน่นสปินที่มีประสิทธิภาพโดยพื้นฐานแล้ว สัญญาณนี้ได้มาจากกฎการเหนี่ยวนำของฟาราเดย์ : ${\displaystyle \rho ({\vec {x}})}$

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

ที่ไหน:

${\displaystyle {\vec {k}}(t)\equiv \int _{0}^{t}{\vec {G}}(\tau )\ \mathrm {d} \tau }$

กล่าวอีกนัยหนึ่ง เมื่อเวลาผ่านไป สัญญาณจะเคลื่อนที่ไปตามเส้นทางในปริภูมิk โดย เวกเตอร์ความเร็วของเส้นทางจะเป็นสัดส่วนกับเวกเตอร์ของความชันของสนามแม่เหล็กที่ใช้ ส่วนคำว่าความหนาแน่นสปินที่มีประสิทธิภาพนั้น หมายถึงความหนาแน่นสปินที่แท้จริงซึ่งได้รับการแก้ไขแล้วสำหรับผลกระทบจากการเตรียมT1 _{การ สลายตัว} ของ T2 _การลดเฟสเนื่องจากความไม่สม่ำเสมอของสนาม การไหล การแพร่กระจาย ฯลฯ และปรากฏการณ์อื่นๆ ที่ส่งผลต่อปริมาณการทำให้เป็นแม่เหล็กตามแนวขวางที่มีอยู่เพื่อเหนี่ยวนำสัญญาณในโพรบ RF หรือเฟสของสัญญาณเมื่อเทียบกับสนามแม่เหล็กไฟฟ้าของขดลวดรับสัญญาณ ${\displaystyle \rho ({\vec {x}})}$

จากสูตร k -space พื้นฐานจะเห็นได้ทันทีว่าเราสร้างภาพขึ้นใหม่โดยการใช้การแปลงฟูริเยร์ผกผันของข้อมูลที่สุ่มมา กล่าวคือ ${\displaystyle I({\vec {x}})}$

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

การใช้ รูปแบบ k -space ทำให้แนวคิดที่ดูซับซ้อนหลายอย่างกลายเป็นเรื่องง่าย ตัวอย่างเช่นการเข้าใจบทบาทของการเข้ารหัสเฟส (หรือที่เรียกว่าวิธี spin-warp) นั้นง่ายขึ้นมาก (โดยเฉพาะ สำหรับ นักฟิสิกส์ ) ในการสแกนแบบ spin echo หรือ gradient echo มาตรฐาน ซึ่ง gradient ของการอ่านค่า (หรือการมองเห็น) มีค่าคงที่ (เช่น G ) จะมีการสแกน k -space เพียงเส้นเดียวต่อการกระตุ้น RF หนึ่งครั้ง เมื่อ gradient ของการเข้ารหัสเฟสเป็นศูนย์ เส้นที่สแกนจะเป็น แกน k _xเมื่อมีการเพิ่มพัลส์การเข้ารหัสเฟสที่ไม่เป็นศูนย์ระหว่างการกระตุ้น RF และการเริ่มต้นของ gradient การอ่านค่า เส้นนี้จะเคลื่อนที่ขึ้นหรือลงในk -space กล่าวคือ เราสแกนเส้นk _y = ค่าคงที่

รูป แบบ k -space ยังทำให้การเปรียบเทียบเทคนิคการสแกนที่แตกต่างกันทำได้ง่ายมาก ใน EPI แบบช็อตเดียว ( single -shot EPI) จะสแกน k -space ทั้งหมดในช็อตเดียว โดยใช้เส้นทางแบบไซน์หรือซิกแซก เนื่องจากมีการสแกนเส้นk -space สลับกันในทิศทางตรงกันข้าม จึงต้องนำสิ่งนี้มาพิจารณาในการสร้างภาพใหม่ เทคนิค EPI แบบหลายช็อต (multi-shot EPI) และเทคนิค fast spin echo จะเก็บข้อมูลk -space เพียงบางส่วนต่อการกระตุ้นแต่ละครั้ง ในแต่ละช็อต จะเก็บข้อมูลส่วนที่สลับกัน และจะทำซ้ำช็อตจนกว่าk -space จะถูกครอบคลุมอย่างเพียงพอ เนื่องจากข้อมูลที่อยู่ตรงกลางของk -space มีความถี่เชิงพื้นที่ต่ำกว่าข้อมูลที่ขอบของk -space ค่า T _Eสำหรับตรงกลางของk -space จึงกำหนด ค่าความคมชัด T ₂ของภาพ

ความสำคัญของจุดศูนย์กลางของk -space ในการกำหนดความคมชัดของภาพสามารถนำไปใช้ประโยชน์ในเทคนิคการถ่ายภาพขั้นสูงได้ เทคนิคหนึ่งคือการได้มาซึ่งภาพแบบเกลียว (spiral acquisition) โดย ใช้ สนามแม่เหล็กแบบหมุนทำให้วิถีการเคลื่อนที่ในk -space หมุนวนออกจากจุดศูนย์กลางไปยังขอบ เนื่องจากT2 _และT^* ₂การลดทอนของสัญญาณจะมากที่สุดในช่วงเริ่มต้นของการเก็บข้อมูล ดังนั้นการเก็บข้อมูลบริเวณกึ่งกลางของk -space ก่อนจะช่วยปรับปรุง อัตราส่วนความคมชัดต่อสัญญาณรบกวน (CNR) เมื่อเปรียบเทียบกับการเก็บข้อมูลแบบซิกแซกทั่วไป โดยเฉพาะอย่างยิ่งในกรณีที่มีการเคลื่อนไหวอย่างรวดเร็ว

เนื่องจากและเป็นตัวแปรคู่ควบ (โดยสัมพันธ์กับการแปลงฟูริเยร์) เราจึงสามารถใช้ทฤษฎีบทของไนควิสต์เพื่อแสดงว่าขั้นตอนใน ปริภูมิ kกำหนดขอบเขตการมองเห็นของภาพ (ความถี่สูงสุดที่ถูกสุ่มตัวอย่างอย่างถูกต้อง) และค่าสูงสุดของ k ที่สุ่มตัวอย่างจะกำหนดความละเอียด กล่าวคือ ${\displaystyle {\vec {x}}}$${\displaystyle {\vec {k}}}$

${\displaystyle {\rm {FOV}}\propto {\frac {1}{\Delta k}}\qquad \mathrm {ความละเอียด} \propto |k_{\max }|\ .}$

(ความสัมพันธ์เหล่านี้ใช้ได้กับแต่ละแกนโดยอิสระ)

ในแผนภาพแสดงเวลา แกนแนวนอนแสดงถึงเวลา แกนแนวตั้งแสดง: (แถวบนสุด) แอมพลิจูดของพัลส์คลื่นความถี่วิทยุ; (แถวกลาง) แอมพลิจูดของพัลส์สนามแม่เหล็กเกรเดียนต์สามทิศทางที่ตั้งฉากกัน; และ (แถวล่างสุด) ตัวแปลงสัญญาณอนาล็อกเป็นดิจิทัล (ADC) ของตัวรับสัญญาณ คลื่นความถี่วิทยุถูกส่งที่ความถี่ลาร์มอร์ของนิวไคลด์ที่จะทำการสร้างภาพ ตัวอย่างเช่น สำหรับ^1Hในสนามแม่เหล็ก 1T  จะใช้ความถี่ 42.5781  MHz สนามแม่เหล็กเกรเดียนต์ทั้งสามทิศทางมีป้ายกำกับว่า G _X (โดยทั่วไปจะสอดคล้องกับทิศทางจากซ้ายไปขวาของผู้ป่วยและมีสีแดงในแผนภาพ), G _Y (โดยทั่วไปจะสอดคล้องกับทิศทางจากด้านหน้าไปด้านหลังของผู้ป่วยและมีสีเขียวในแผนภาพ) และG _Z (โดยทั่วไปจะสอดคล้องกับทิศทางจากศีรษะไปเท้าของผู้ป่วยและมีสีน้ำเงินในแผนภาพ) ในภาพแสดงพัลส์เกรเดียนต์ที่มีค่าเป็นลบ แสดงถึงการกลับทิศทางของเกรเดียนต์ เช่น จากขวาไปซ้าย จากหลังไปหน้า หรือจากปลายเท้าไปศีรษะ สำหรับการสแกนมนุษย์ จะใช้ความแรงของเกรเดียนต์ที่ 1–100 มิลลิเทสลา/เมตร: ความแรงของเกรเดียนต์ที่สูงขึ้นจะให้ความละเอียดที่ดีขึ้นและการถ่ายภาพที่เร็วขึ้น ลำดับพัลส์ที่แสดงในที่นี้จะสร้างภาพตัดขวาง (ภาพตามแนวแกน)

ส่วนแรกของลำดับพัลส์ SS ทำให้เกิด "การเลือกส่วนตัด" พัลส์รูปทรง (แสดงในที่นี้ด้วย การมอดูเลชั่น แบบ sinc ) ทำให้เกิด การหมุน 90° ของสนามแม่เหล็กนิวเคลียร์ตามแนวยาวภายในแผ่นหรือส่วนตัด ทำให้เกิดสนามแม่เหล็กตามแนวขวาง ส่วนที่สองของลำดับพัลส์ PE ทำให้เกิดการเปลี่ยนเฟสของสนามแม่เหล็กนิวเคลียร์ที่เลือกส่วนตัด โดยแปรผันตามตำแหน่งในทิศทาง Y ส่วนที่สามของลำดับพัลส์ การเลือกส่วนตัดอีกครั้ง (ของส่วนตัดเดียวกัน) ใช้พัลส์รูปทรงอีกแบบหนึ่งเพื่อทำให้เกิดการหมุน 180° ของสนามแม่เหล็กนิวเคลียร์ตามแนวขวางภายในส่วนตัด สนามแม่เหล็กตามแนวขวางนี้จะรวมศูนย์ใหม่เพื่อสร้างสปินเอคโคในเวลาT _Eในระหว่างสปินเอคโค จะมีการใช้การเข้ารหัสความถี่ (FE) หรือเกรเดียนต์การอ่านค่า ทำให้ความถี่เรโซแนนซ์ของสนามแม่เหล็กนิวเคลียร์แปรผันตามตำแหน่งในทิศทาง X สัญญาณจะถูกสุ่มตัวอย่างn _FEครั้งโดย ADC ในช่วงเวลานี้ ดังแสดงโดยเส้นแนวตั้ง โดยทั่วไปแล้ว จะมีการเก็บตัวอย่าง n _FEจำนวนระหว่าง 128 ถึง 512 ตัวอย่าง

จากนั้นจะปล่อยให้สนามแม่เหล็กตามแนวยาวกลับคืนสู่สภาพเดิมบ้าง และหลังจากช่วงเวลาT _Rลำดับทั้งหมดจะถูกทำซ้ำn _PEครั้ง แต่เพิ่มค่าความชันของการเข้ารหัสเฟสขึ้น (แสดงโดยเส้นแนวนอนในบล็อกความชันสีเขียว) โดยทั่วไป จะทำซ้ำ n _PEจำนวน 128 ถึง 512 ครั้ง

ส่วนโค้งที่มีค่าเป็นลบในG _XและG _Zถูกกำหนดขึ้นเพื่อให้แน่ใจว่า ณ เวลาT _E (จุดสูงสุดของสปินเอคโค) เฟสจะเข้ารหัสตำแหน่งเชิงพื้นที่ในทิศทาง Y เท่านั้น

โดยทั่วไปT _Eจะอยู่ระหว่าง 5 มิลลิวินาทีถึง 100 มิลลิวินาที ในขณะที่T _Rจะอยู่ระหว่าง 100 มิลลิวินาทีถึง 2000 มิลลิวินาที

หลังจากได้เมทริกซ์สองมิติ (โดยทั่วไปมีขนาดระหว่าง 128 × 128 ถึง 512 × 512) ซึ่งสร้างข้อมูลที่เรียกว่าk -space แล้ว จะทำการแปลงฟูริเยร์ผกผันสองมิติเพื่อให้ได้ภาพ MRI ที่คุ้นเคย โดยสามารถเลือกใช้ขนาดหรือเฟสของการแปลงฟูริเยร์ได้ แต่การใช้ขนาดเป็นที่นิยมมากกว่า

ตารางนี้ไม่รวมลำดับที่ไม่พบเห็นบ่อยและลำดับทดลอง

กลุ่ม	ลำดับ	ตัวย่อ	ฟิสิกส์	ความแตกต่างทางคลินิกที่สำคัญ	ตัวอย่าง
สปินเอคโค	T1 ถ่วงน้ำหนัก	ที1	การวัดการคลายตัวของสปิน-แลตติสโดยใช้เวลาการทำซ้ำ (TR) และเวลาสะท้อน (TE) ที่สั้น	สัญญาณที่ต่ำกว่าสำหรับปริมาณน้ำที่มากขึ้น[ 16 ]เช่นในอาการบวมน้ำเนื้องอกกล้ามเนื้อหัวใจขาดเลือดการอักเสบการติดเชื้อเลือดออกเฉียบพลันหรือเรื้อรัง[ 17 ] สัญญาณสูงสำหรับไขมัน[ 16 ] [ 17 ] สัญญาณสูงสำหรับ สาร พาราแมกเนติกเช่นสารเพิ่มความคมชัดของ MRI [ 17 ] พื้นฐานมาตรฐานและการเปรียบเทียบสำหรับลำดับอื่นๆ
	T2 ถ่วงน้ำหนัก	ที2	การวัดการคลายตัวแบบสปิน-สปินโดยใช้เวลา TR และ TE ที่ยาวนาน	สัญญาณที่สูงขึ้นสำหรับปริมาณน้ำที่มากขึ้น[ 16 ] สัญญาณไขมันต่ำในการตรวจ Spine Echo มาตรฐาน (SE) [ 16 ]แต่ไม่ใช่กับการตรวจ Fast Spin Echo/Turbo Spin Echo (FSE/TSE) FSE/TSE เป็นมาตรฐานการดูแลทางการแพทย์สมัยใหม่เพราะเร็วกว่า ด้วย FSE/TSE ไขมันจะมีสัญญาณสูงเนื่องจากการรบกวนของ การเชื่อมต่อ J-coupling แบบไฮเปอร์ไฟน์ ระหว่างโปรตอนไขมันที่อยู่ติดกัน[ 18 ] สัญญาณต่ำสำหรับสารพาราแมกเนติก[ 17 ] พื้นฐานมาตรฐานและการเปรียบเทียบสำหรับลำดับอื่นๆ
	ความหนาแน่นของโปรตอนถ่วงน้ำหนัก	พีดี	TRยาว(เพื่อลด T1) และTE สั้น (เพื่อลด T2 ให้น้อยที่สุด) [ 19 ]	โรคข้อและการบาดเจ็บ[ 20 ] สัญญาณสูงจาก การฉีก ขาดของกระดูกอ่อนข้อเข่า[ 21 ] (ตามภาพ)
เกรเดียนต์เอโค (GRE)	การหมุนควงอิสระในสภาวะคงที่	เอสเอสเอฟพี	การรักษาสนามแม่เหล็กตกค้างตามขวางให้คงที่ตลอดวงจรต่อเนื่อง[ 22 ]	การสร้าง วิดีโอ MRI หัวใจ (ตามภาพ) [ 22 ]
	T2 ที่มีประสิทธิภาพหรือ "T2-star"	ที2*	เกรเดียนต์รีแชมเบิลเอคโค (GRE) ที่มีเวลาเอคโคยาวและมุมพลิกเล็ก[ 23 ]	สัญญาณต่ำจาก การสะสมของ เฮโมซิเดอริน (ตามภาพ) และการตกเลือด[ 23 ]
	ถ่วงน้ำหนักตามความไวต่อสิ่งเร้า	เอสวีไอ	เกรเดียนต์รีชาแนลเอคโค (GRE) ที่เสียหาย ชดเชยการไหลอย่างสมบูรณ์ เวลาเอคโค่ยาว รวมภาพเฟสกับภาพขนาด[ 24 ]	การตรวจจับปริมาณเลือดออกเล็กน้อย ( ภาพแสดง การบาดเจ็บของแอกซอนแบบกระจาย ) หรือแคลเซียม[ 24 ]
การกู้คืนแบบผกผัน	การฟื้นตัวผกผันเทาแบบสั้น	คน	การระงับไขมันโดยการตั้งเวลาผกผันที่สัญญาณของไขมันเป็นศูนย์[ 25 ]	สัญญาณสูงในอาการบวมเช่น ในกระดูกหักจากความเครียดที่รุนแรงกว่า[ 26 ]ภาพประกอบของอาการปวดหน้าแข้ง :
	การฟื้นตัวแบบผกผันที่ลดทอนด้วยของเหลว	แฟลร์	การระงับของเหลวโดยการกำหนดเวลาผกผันที่ทำให้ของเหลวเป็นศูนย์	สัญญาณสูงในภาวะหลอดเลือดสมองตีบตันแบบเล็ก , คราบพลัคของโรคปลอกประสาทเสื่อมแข็ง (MS) , เลือดออกใต้เยื่อหุ้มสมองและเยื่อหุ้มสมองอักเสบ (ตามภาพ) [ 27 ]
	การกู้คืนแบบผกผันคู่	ผู้กำกับ	การระงับน้ำไขสันหลังและสารสีขาว พร้อมกัน โดยเวลากลับด้านสองครั้ง[ 28 ]	สัญญาณสูงของ แผ่นคราบ โรคปลอกประสาทเสื่อมแข็ง (ตามภาพ) [ 28 ]
ภาพถ่ายรังสีแบบถ่วงน้ำหนักการแพร่กระจาย ( DWI )	ธรรมดา	เมาแล้วขับ	การวัดการเคลื่อนที่แบบบราวน์ของโมเลกุลน้ำ[ 29 ]	สัญญาณสูงภายในไม่กี่นาทีหลังเกิดภาวะสมองขาดเลือด (ตามภาพ) [ 30 ]
	สัมประสิทธิ์การแพร่ที่ปรากฏ	เอดีซี	ลดน้ำหนัก T2 โดยการถ่ายภาพ DWI แบบดั้งเดิมหลายภาพด้วยน้ำหนัก DWI ที่แตกต่างกัน และการเปลี่ยนแปลงจะสอดคล้องกับการแพร่กระจาย[ 31 ]	สัญญาณต่ำไม่กี่นาทีหลังจากเกิดภาวะหลอดเลือดสมองอุดตัน (ตามภาพ) [ 32 ]
	เทนเซอร์การแพร่กระจาย	ดีทีไอ	โดยหลักแล้วเป็นการสร้างภาพเส้นใยประสาท (ตามภาพ) โดยการเคลื่อนที่แบบบราวน์ของโมเลกุลน้ำในทิศทางของเส้นใยประสาท ที่มากกว่าโดยรวม [ 33 ]	การประเมินการเปลี่ยนแปลงรูปร่างของเนื้อขาวโดยเนื้องอก[ 33 ] ค่าแอนไอโซโทรปีเศษส่วนที่ลดลงอาจบ่งชี้ถึงภาวะสมองเสื่อม[ 34 ]
การถ่วงน้ำหนักการไหลเวียน ( PWI )	ความแตกต่างของความไวต่อการเปลี่ยนแปลงแบบไดนามิก	ดีเอสซี	วัดการเปลี่ยนแปลงของการสูญเสียสัญญาณที่เกิดจากความไวต่อการฉีดสารคอนทราสต์แกโดลิเนียม เมื่อเวลาผ่านไป [ 35 ]	ให้ค่าการวัดการไหลเวียนของเลือด ในภาวะสมองขาดเลือดบริเวณแกนกลางที่เกิดภาวะขาดเลือดและบริเวณรอบนอกจะมีปริมาณเลือดไหลเวียนลดลงและสารทึบแสงจะมาถึงช้ากว่าปกติ (ดังภาพ) [ 36 ]
	การติดฉลากสปินของหลอดเลือดแดง	เอเอสแอล	การติดฉลากแม่เหล็กของเลือดแดงใต้แผ่นภาพ ซึ่งต่อมาเข้าสู่บริเวณที่สนใจ[ 37 ]ไม่จำเป็นต้องใช้สารคอนทราสต์แกโดลิเนียม[ 38 ]
	ความคมชัดแบบไดนามิกได้รับการปรับปรุง	ดีซีอี	วัดการเปลี่ยนแปลงตามเวลาในการลดระยะเวลาการผ่อนคลายสปิน-แลตติส (T1) ที่เกิดจากการฉีดสารคอนทราสต์แกโดลิเนียม[ 39 ]	การดูดซับสารคอนทราสต์ Gd ที่เร็วขึ้นพร้อมกับลักษณะอื่นๆ บ่งชี้ถึงมะเร็ง (ตามภาพ) [ 40 ]
การถ่ายภาพด้วยคลื่นแม่เหล็กไฟฟ้าเชิงฟังก์ชัน ( fMRI )	การถ่ายภาพที่ขึ้นอยู่กับระดับออกซิเจนในเลือด	ตัวหนา	การเปลี่ยนแปลงของ ความอิ่มตัว ของออกซิเจนที่ขึ้นอยู่กับความเป็นแม่เหล็กของฮีโมโกลบินสะท้อนถึงกิจกรรมของเนื้อเยื่อ[ 41 ]	การระบุตำแหน่งกิจกรรมของสมองจากการทำภารกิจที่ได้รับมอบหมาย (เช่น การพูด การขยับนิ้ว) ก่อนการผ่าตัด ยังใช้ในการวิจัยด้านการรับรู้ด้วย[ 42 ]
การตรวจหลอดเลือดด้วยคลื่นแม่เหล็กไฟฟ้า ( MRA ) และการตรวจหลอดเลือดดำด้วยคลื่นแม่เหล็กไฟฟ้า	เวลาบิน	ท็อต	เลือดที่ไหลเข้าสู่บริเวณที่ทำการถ่ายภาพยังไม่ถึงจุดอิ่มตัวทางแม่เหล็กทำให้ได้สัญญาณที่สูงกว่ามากเมื่อใช้เวลาสะท้อนสั้นและการชดเชยการไหล	การตรวจหาหลอดเลือดโป่งพองตีบหรือฉีกขาด[ 43 ]
	การถ่ายภาพด้วยคลื่นแม่เหล็กไฟฟ้าแบบคอนทราสต์เฟส	พีซี-เอ็มอาร์เอ	มีการใช้เกรเดียนต์สองตัวที่มีขนาดเท่ากันแต่ทิศทางตรงกันข้ามเพื่อเข้ารหัสการเปลี่ยนแปลงเฟสซึ่งเป็นสัดส่วนกับความเร็วของการหมุน[ 44 ]	การตรวจหาหลอดเลือดโป่งพองหลอดเลือดตีบหรือหลอดเลือดฉีกขาด (ตามภาพ) [ 43 ]	( VIPR )

ส่วนประกอบหลักของเครื่องสแกน MRIได้แก่ แม่เหล็กหลัก ซึ่งทำหน้าที่สร้างสนามแม่เหล็กให้กับตัวอย่าง ขดลวดปรับแต่ง (shim coils) สำหรับแก้ไขความไม่สม่ำเสมอของสนามแม่เหล็กหลัก ระบบไล่ระดับความเข้มสนามแม่เหล็ก (gradient system) ซึ่งใช้ในการระบุตำแหน่งสัญญาณ MR และระบบคลื่นวิทยุ (RF system) ซึ่งกระตุ้นตัวอย่างและตรวจจับสัญญาณ NMR ที่เกิดขึ้น ระบบทั้งหมดนี้ถูกควบคุมโดยคอมพิวเตอร์หนึ่งเครื่องหรือมากกว่านั้น

แม่เหล็กเป็นส่วนประกอบที่ใหญ่ที่สุดและมีราคาแพงที่สุดของเครื่องสแกน และส่วนที่เหลือของเครื่องสแกนจะถูกสร้างขึ้นโดยรอบแม่เหล็ก ความแรงของแม่เหล็กวัดเป็นเทสลา (T)แม่เหล็กที่ใช้ในทางการแพทย์โดยทั่วไปมีความแรงสนามอยู่ในช่วง 0.1–3.0 T โดยมีระบบวิจัยที่มีความแรงสนามสูงสุดถึง 9.4 T สำหรับการใช้งานในมนุษย์ และ 21 T สำหรับระบบสัตว์^{[ 45 ]} ในสหรัฐอเมริกา ความแรงสนามสูงสุดถึง 7 T ได้รับการอนุมัติจาก FDA สำหรับการใช้งานทางคลินิก^{[ 46 ]}

ความแม่นยำมีความสำคัญพอๆ กับความแรงของแม่เหล็กหลัก ความตรงของเส้นแรงแม่เหล็กภายในจุดศูนย์กลาง (หรือที่เรียกทางเทคนิคว่า ไอโซเซ็นเตอร์) ของแม่เหล็กต้องเกือบสมบูรณ์แบบ ซึ่งเรียกว่า ความเป็นเนื้อเดียวกัน ความผันผวน (ความไม่สม่ำเสมอของความแรงสนาม) ภายในบริเวณที่ทำการสแกนควรน้อยกว่าสามส่วนในล้านส่วน (3 ppm) แม่เหล็กที่ใช้มีสามประเภท:

• แม่เหล็กถาวร: แม่เหล็กทั่วไปที่ทำจากวัสดุเฟอร์โรแมกเนติก (เช่น โลหะผสมเหล็กที่มีธาตุหายากเช่นนีโอไดเมียม ) สามารถใช้สร้างสนามแม่เหล็กสถิตได้ แม่เหล็กถาวรที่มีกำลังมากพอที่จะใช้ในเครื่อง MRI จะมีขนาดใหญ่และเทอะทะมาก อาจมีน้ำหนักมากกว่า 100 ตัน เครื่อง MRI ที่ใช้แม่เหล็กถาวรมีค่าใช้จ่ายในการบำรุงรักษาต่ำมาก ซึ่งแตกต่างจากแม่เหล็ก MRI ประเภทอื่นๆ แต่ก็มีข้อเสียที่สำคัญในการใช้แม่เหล็กถาวรเช่นกัน พวกมันสามารถสร้างสนามแม่เหล็กได้อ่อนกว่าแม่เหล็ก MRI ประเภทอื่นๆ (โดยปกติจะน้อยกว่า 0.4 เทสลา) และมีความแม่นยำและเสถียรภาพที่จำกัด แม่เหล็กถาวรยังก่อให้เกิดปัญหาด้านความปลอดภัยเป็นพิเศษ เนื่องจากสนามแม่เหล็กของพวกมันไม่สามารถ "ปิด" ได้ วัตถุเฟอร์โรแมกเนติกจึงแทบเป็นไปไม่ได้ที่จะนำออกจากแม่เหล็กเมื่อสัมผัสโดยตรง นอกจากนี้ แม่เหล็กถาวรยังต้องการความระมัดระวังเป็นพิเศษเมื่อนำไปยังสถานที่ติดตั้ง
• แม่เหล็กไฟฟ้าแบบต้านทาน: ขดลวด โซลินอยด์ที่พันด้วยลวดทองแดงเป็นทางเลือกแทนแม่เหล็กถาวร ข้อดีคือต้นทุนเริ่มต้นต่ำ แต่ความแรงและความเสถียรของสนามแม่เหล็กมีจำกัด แม่เหล็กไฟฟ้าชนิดนี้ต้องการพลังงานไฟฟ้าจำนวนมากในระหว่างการทำงาน ซึ่งอาจทำให้ค่าใช้จ่ายในการใช้งานสูงขึ้น การออกแบบนี้จึงล้าสมัยไปแล้ว
• แม่เหล็กไฟฟ้าตัวนำยิ่งยวด : เมื่อ โลหะผสม ไนโอเบียม-ไทเทเนียมหรือไนโอเบียม-ดีบุกถูกทำให้เย็นลงด้วยฮีเลียมเหลวที่อุณหภูมิ 4 เคลวิน (−269 องศาเซลเซียส, −452 องศาฟาเรนไฮต์) มันจะกลายเป็นตัวนำยิ่งยวด สูญเสียความต้านทานต่อการไหลของกระแสไฟฟ้า แม่เหล็กไฟฟ้าที่สร้างจากตัวนำยิ่งยวดสามารถมีสนามแม่เหล็กแรงสูงมากและมีความเสถียรสูงมาก การสร้างแม่เหล็กดังกล่าวมีต้นทุนสูงมาก และฮีเลียมแช่แข็งก็มีราคาแพงและจัดการได้ยาก อย่างไรก็ตาม แม้จะมีต้นทุนสูง แต่แม่เหล็กตัวนำยิ่งยวดที่ระบายความร้อนด้วยฮีเลียมก็เป็นชนิดที่พบได้บ่อยที่สุดในเครื่องสแกน MRI ในปัจจุบัน

แม่เหล็กตัวนำยิ่งยวดส่วนใหญ่จะมีขดลวดตัวนำยิ่งยวดจุ่มอยู่ในฮีเลียมเหลวภายในภาชนะที่เรียกว่าไครโอสแตทแม้จะมีการหุ้มฉนวนความร้อน ซึ่งบางครั้งอาจรวมถึงไครโอสแตทตัวที่สองที่บรรจุไนโตรเจนเหลวความร้อนจากสภาพแวดล้อมจะทำให้ฮีเลียมค่อยๆ ระเหยออกไป ดังนั้นแม่เหล็กดังกล่าวจึงต้องเติมฮีเลียมเหลวเป็นประจำ โดยทั่วไป จะใช้ ไครโอคูลเลอร์หรือที่เรียกว่าโคลด์เฮด เพื่อควบแน่นไอฮีเลียมบางส่วนกลับเข้าไปในอ่างฮีเลียมเหลว ปัจจุบันผู้ผลิตหลายรายนำเสนอสแกนเนอร์แบบ 'ไร้ไครโอเจน' ซึ่งแทนที่จะจุ่มลงในฮีเลียมเหลว ลวดแม่เหล็กจะถูกทำให้เย็นลงโดยตรงด้วยไครโอคูลเลอร์^{[ 47 ]} หรือ อีกทางหนึ่ง แม่เหล็กอาจถูกทำให้เย็นลงโดยการวางฮีเลียมเหลวอย่างระมัดระวังในจุดที่เหมาะสม ซึ่งช่วยลดปริมาณฮีเลียมเหลวที่ใช้ลงอย่างมาก^{[ 48 ]}หรืออาจใช้ตัวนำยิ่งยวดอุณหภูมิสูง แทน ^{[ 49 ]}

แม่เหล็กมีหลากหลายรูปทรง อย่างไรก็ตาม แม่เหล็กถาวรมักมีรูปทรงตัว C และแม่เหล็กตัวนำยิ่งยวดมักมีรูปทรงกระบอก นอกจากนี้ยังมีการใช้แม่เหล็กตัวนำยิ่งยวดรูปทรงตัว C และแม่เหล็กถาวรรูปทรงกล่องด้วย

ความแรงของสนามแม่เหล็กเป็นปัจจัยสำคัญในการกำหนดคุณภาพของภาพ สนามแม่เหล็กที่สูงขึ้นจะเพิ่มอัตราส่วนสัญญาณต่อสัญญาณรบกวนทำให้ได้ความละเอียดสูงขึ้นหรือสแกนได้เร็วขึ้น อย่างไรก็ตาม ความแรงของสนามแม่เหล็กที่สูงขึ้นจำเป็นต้องใช้แม่เหล็กที่มีราคาแพงกว่า มีค่าบำรุงรักษาที่สูงกว่า และมีข้อกังวลด้านความปลอดภัยเพิ่มขึ้น ความแรงของสนามแม่เหล็ก 1.0–1.5 เทสลา เป็นจุดที่เหมาะสมระหว่างต้นทุนและประสิทธิภาพสำหรับการใช้งานทางการแพทย์ทั่วไป อย่างไรก็ตาม สำหรับการใช้งานเฉพาะทางบางอย่าง (เช่น การถ่ายภาพสมอง) ความแรงของสนามแม่เหล็กที่สูงกว่าเป็นที่ต้องการ โดยปัจจุบันโรงพยาบาลบางแห่งใช้เครื่องสแกน 3.0 เทสลา

เมื่อนำเครื่องสแกน MRI ไปติดตั้งในโรงพยาบาลหรือคลินิก สนามแม่เหล็กหลักของเครื่องจะไม่สม่ำเสมอเพียงพอที่จะใช้ในการสแกนได้ ดังนั้น ก่อนที่จะทำการปรับแต่งสนามแม่เหล็กอย่างละเอียดโดยใช้ตัวอย่าง ต้องทำการวัดและปรับแต่ง สนามแม่เหล็กของแม่เหล็ก ก่อน

หลังจากวางตัวอย่างลงในเครื่องสแกนแล้ว สนามแม่เหล็กหลักจะถูกบิดเบือนโดย ขอบเขต ความไวต่อ สนามแม่เหล็ก ภายในตัวอย่างนั้น ทำให้เกิดการสูญเสียสัญญาณ (บริเวณที่ไม่มีสัญญาณ) และการบิดเบือนเชิงพื้นที่ในภาพที่ได้มา สำหรับมนุษย์หรือสัตว์ ผลกระทบจะเด่นชัดเป็นพิเศษที่ขอบเขตระหว่างอากาศกับเนื้อเยื่อ เช่นโพรงจมูก (เนื่องจาก ออกซิเจน ที่เป็นพาราแมกเนติกในอากาศ) ทำให้การสร้างภาพสมองส่วนหน้าทำได้ยาก ตัวอย่างเช่น เพื่อฟื้นฟูความสม่ำเสมอของสนามแม่เหล็ก จึงมีการรวมขดลวดชิมไว้ในเครื่องสแกน ขดลวดเหล่านี้เป็นขดลวดต้านทาน โดยปกติจะอยู่ที่อุณหภูมิห้อง สามารถสร้างการแก้ไขสนามแม่เหล็กที่กระจายออกเป็นลำดับต่างๆ ของ ฮาร์มอนิ กทรงกลม^{[ 50 ]}

หลังจากวางตัวอย่างในเครื่องสแกนแล้วสนามB ₀จะถูก 'ปรับ' โดยการปรับกระแสในขดลวดปรับสนาม ความสม่ำเสมอของสนามจะถูกวัดโดยการตรวจสอบ สัญญาณ FIDในกรณีที่ไม่มีการไล่ระดับสนาม FID จากตัวอย่างที่ปรับสนามได้ไม่ดีจะแสดงซองการลดลงที่ซับซ้อน ซึ่งมักจะมีเนินหลายเนิน จากนั้นกระแสปรับสนามจะถูกปรับเพื่อให้ได้ FID ที่มีแอมพลิจูดขนาดใหญ่และลดลงแบบเอกซ์โปเนนเชียล ซึ่งบ่งชี้ว่า สนาม B ₀ มีความสม่ำเสมอ กระบวนการนี้มักจะเป็นแบบอัตโนมัติ^{[ 51 ]}

ขดลวดไล่ระดับสนามแม่เหล็กถูกใช้เพื่อเข้ารหัสตำแหน่งของโปรตอนในเชิงพื้นที่โดยการเปลี่ยนแปลงสนามแม่เหล็กแบบเชิงเส้นทั่วปริมาตรการถ่ายภาพ ความถี่ลาร์มอร์จะเปลี่ยนแปลงไปตามตำแหน่งในแกน x , yและz

คอยล์ไล่ระดับมักเป็นแม่เหล็กไฟฟ้าแบบต้านทานที่ขับเคลื่อนด้วยแอมพลิฟายเออร์ ที่ซับซ้อน ซึ่งช่วยให้สามารถปรับความแรงและทิศทางของสนามได้อย่างรวดเร็วและแม่นยำ ระบบไล่ระดับทั่วไปสามารถสร้างไล่ระดับได้ตั้งแต่ 20 ถึง 100 mT/m (เช่น ในแม่เหล็ก 1.5 T เมื่อใช้ไล่ระดับแกนz สูงสุด ความแรงของสนามอาจอยู่ที่ 1.45 T ที่ปลายด้านหนึ่งของรูยาว 1 เมตร (3.3 ฟุต) และ 1.55 T ที่ปลายอีกด้านหนึ่ง ^{[ 52 ]} ) ไล่ระดับแม่เหล็กเป็นตัวกำหนดระนาบของการถ่ายภาพ เนื่องจากสามารถรวมไล่ระดับแบบตั้งฉากได้อย่างอิสระ จึงสามารถเลือกระนาบใดก็ได้สำหรับการถ่ายภาพ

ความเร็วในการสแกนขึ้นอยู่กับประสิทธิภาพของระบบไล่ระดับความเข้มสนามแม่เหล็ก ระบบไล่ระดับความเข้มสนามแม่เหล็กที่แรงกว่าจะช่วยให้ได้ภาพเร็วขึ้นหรือมีความละเอียดสูงขึ้น ในทำนองเดียวกัน ระบบไล่ระดับความเข้มสนามแม่เหล็กที่สามารถสลับการทำงานได้เร็วขึ้นก็จะช่วยให้การสแกนเร็วขึ้นเช่นกัน อย่างไรก็ตาม ประสิทธิภาพของระบบไล่ระดับความเข้มสนามแม่เหล็กนั้นถูกจำกัดด้วยข้อกังวลด้านความปลอดภัยเกี่ยวกับการกระตุ้นเส้นประสาท

ลักษณะสำคัญบางประการของเครื่องขยายสัญญาณเกรเดียนต์และขดลวดเกรเดียนต์ ได้แก่ อัตราการเปลี่ยนแปลง (slew rate) และความแรงของเกรเดียนต์ ดังที่กล่าวไว้ก่อนหน้านี้ ขดลวดเกรเดียนต์จะสร้างสนามแม่เหล็กเพิ่มเติมที่เปลี่ยนแปลงแบบเชิงเส้น ซึ่งจะเสริมหรือหักลบจากสนามแม่เหล็กหลัก สนามแม่เหล็กเพิ่มเติมนี้จะมีส่วนประกอบในทั้ง 3 ทิศทาง ได้แก่x , yและzอย่างไรก็ตาม เฉพาะส่วนประกอบตามแนวสนามแม่เหล็ก (โดยทั่วไปเรียกว่า แกน zดังนั้นจึงใช้สัญลักษณ์Gz ) เท่านั้นที่มีประโยชน์สำหรับการสร้างภาพ ตามแนวแกนใดๆ เก _รเดียนต์จะเสริมสนามแม่เหล็กด้านหนึ่งของตำแหน่งศูนย์และหักลบออกจากอีกด้านหนึ่ง เนื่องจากสนามเพิ่มเติมเป็นเกรเดียนต์ จึงมีหน่วยเป็นเกาส์ต่อเซนติเมตรหรือมิลลิเทสลาต่อเมตร (mT/m) ขดลวดเกรเดียนต์ประสิทธิภาพสูงที่ใช้ใน MRI โดยทั่วไปสามารถสร้างสนามแม่เหล็กเกรเดียนต์ได้ประมาณ 30 mT/m หรือสูงกว่าสำหรับ MRI 1.5 T อัตราการเปลี่ยนแปลง (slew rate) ของระบบเกรเดียนต์คือการวัดว่าเกรเดียนต์สามารถเพิ่มขึ้นหรือลดลงได้เร็วเพียงใด โดยทั่วไปแล้ว เกรเดียนต์ประสิทธิภาพสูงจะมีอัตราการเปลี่ยนแปลงความเข้มสนามแม่เหล็ก (slew rate) สูงถึง 100–200 T·m ⁻¹ ·s ⁻¹อัตราการเปลี่ยนแปลงความเข้มสนามแม่เหล็กนี้ขึ้นอยู่กับทั้งขดลวดเกรเดียนต์ (การเพิ่มหรือลดความเข้มสนามแม่เหล็กของขดลวดขนาดใหญ่ใช้เวลานานกว่าขดลวดขนาดเล็ก) และประสิทธิภาพของเครื่องขยายสัญญาณเกรเดียนต์ (ต้องใช้แรงดันไฟฟ้าสูงมากเพื่อเอาชนะค่าเหนี่ยวนำของขดลวด) และมีผลอย่างมากต่อคุณภาพของภาพ

ระบบส่งสัญญาณความถี่วิทยุ (RF) ประกอบด้วยเครื่องสังเคราะห์ RF เครื่องขยายกำลังและขดลวดส่งสัญญาณขดลวดนั้นมักจะถูกสร้างขึ้นภายในตัวเครื่องสแกน กำลังของตัวส่งสัญญาณนั้นแปรผันได้ แต่เครื่องสแกนทั้งตัวระดับสูงอาจมีกำลังส่งสูงสุดถึง 35 กิโลวัตต์^{[ 53 ]}และสามารถรักษากำลังเฉลี่ยได้ถึง 1 กิโลวัตต์ แม้ว่าสนามแม่เหล็กไฟฟ้า เหล่านี้ จะอยู่ในช่วง RF หลายสิบเมกะเฮิร์ตซ์ (มักอยู่ใน ส่วนของ คลื่นวิทยุคลื่นสั้นของสเปกตรัมแม่เหล็กไฟฟ้า ) ที่กำลังซึ่งมักจะเกินกำลังสูงสุดที่ใช้โดยวิทยุสมัครเล่นแต่เครื่อง MRI ก่อให้เกิดการรบกวน RF น้อยมาก เหตุผลก็คือ MRI ไม่ใช่เครื่องส่งสัญญาณวิทยุ สนามแม่เหล็กไฟฟ้าความถี่ RF ที่ผลิตใน "ขดลวดส่งสัญญาณ" เป็นสนามแม่เหล็กใกล้เคียง ที่มีส่วนประกอบ ของสนามไฟฟ้าที่เปลี่ยนแปลงที่เกี่ยวข้องน้อยมาก(เช่นเดียวกับการส่งสัญญาณคลื่นวิทยุแบบดั้งเดิมทั้งหมด) ดังนั้น สนามแม่เหล็กไฟฟ้ากำลังสูงที่เกิดขึ้นในขดลวดส่งสัญญาณ MRI จึงไม่ก่อให้เกิดการแผ่รังสีแม่เหล็กไฟฟ้า มากนัก ที่ความถี่วิทยุ และพลังงานจะถูกจำกัดอยู่ในพื้นที่ของขดลวด ไม่ได้แผ่กระจายออกมาเป็น "คลื่นวิทยุ" ดังนั้น ขดลวดส่งสัญญาณจึงเป็น ตัวส่ง สนาม แม่เหล็กไฟฟ้าที่ดี ที่ความถี่วิทยุ แต่เป็น ตัวส่ง รังสี แม่เหล็กไฟฟ้าที่ไม่ดี ที่ความถี่วิทยุ

ตัวรับสัญญาณประกอบด้วยขดลวด ตัวขยายสัญญาณล่วงหน้า และระบบประมวลผลสัญญาณรังสีแม่เหล็กไฟฟ้า RF ที่เกิดจากการคลายตัวของนิวเคลียสภายในร่างกายของผู้ป่วยนั้นเป็นรังสีแม่เหล็กไฟฟ้าที่แท้จริง (คลื่นวิทยุ) และรังสีเหล่านี้จะออกจากร่างกายของผู้ป่วยในรูปของรังสี RF แต่มีกำลังต่ำมากจนไม่ก่อให้เกิดการรบกวน RF ที่เครื่องรับวิทยุที่อยู่ใกล้เคียงสามารถรับฟังได้ (นอกจากนี้ เครื่องสแกน MRI โดยทั่วไปจะตั้งอยู่ในห้องที่มีผนังเป็นตาข่ายโลหะซึ่งทำหน้าที่เหมือนกรงฟาราเดย์ )

แม้ว่าจะสามารถทำการสแกนโดยใช้ขดลวดแบบรวมสำหรับการส่งสัญญาณ RF และการรับสัญญาณ MR ได้ แต่หากต้องการถ่ายภาพบริเวณเล็กๆ คุณภาพของภาพที่ดีกว่า (เช่น อัตราส่วนสัญญาณต่อสัญญาณรบกวนที่สูงกว่า) จะได้จากการใช้ขดลวดขนาดเล็กที่แนบสนิทกับบริเวณนั้น ขดลวดหลากหลายชนิดมีให้เลือกใช้ ซึ่งแนบสนิทกับส่วนต่างๆ ของร่างกาย เช่น ศีรษะ หัวเข่า ข้อมือ เต้านม หรือภายใน เช่น ทวารหนัก

การพัฒนาล่าสุดในเทคโนโลยี MRI คือการพัฒนาคอยล์อาร์เรย์เฟสหลายองค์ประกอบที่ซับซ้อน^{[ 54 ]}ซึ่งสามารถเก็บข้อมูลหลายช่องสัญญาณพร้อมกันได้ เทคนิค 'การถ่ายภาพแบบขนาน' นี้ใช้รูปแบบการเก็บข้อมูลที่เป็นเอกลักษณ์ซึ่งช่วยให้การถ่ายภาพเร็วขึ้น โดยการแทนที่การเข้ารหัสเชิงพื้นที่บางส่วนที่มาจากเกรเดียนต์แม่เหล็กด้วยความไวเชิงพื้นที่ขององค์ประกอบคอยล์ที่แตกต่างกัน อย่างไรก็ตาม การเร่งความเร็วที่เพิ่มขึ้นยังลดอัตราส่วนสัญญาณต่อสัญญาณรบกวนและอาจสร้างสิ่งแปลกปลอมตกค้างในการสร้างภาพขึ้นใหม่ รูปแบบการเก็บข้อมูลและการสร้างภาพแบบขนานที่ใช้บ่อยสองแบบคือ SENSE ^{[ 55 ]}และ GRAPPA ^{[ 56 ]}นอกจากนี้ ยังสามารถกระตุ้นได้พร้อมกันถึง 8 สไลซ์ (การถ่ายภาพหลายสไลซ์พร้อมกัน หรือที่เรียกว่ามัลติแบนด์) ซึ่งช่วยลด TR ได้ด้วยการเร่งความเร็ว SMS อย่างไรก็ตาม เมื่อปัจจัยการเร่งความเร็วเกิน 2 พารามิเตอร์การแพร่กระจายเชิงปริมาณจะมีความคลาดเคลื่อน^{[ 57 ]}สามารถดูรีวิวโดยละเอียดของเทคนิคการสร้างภาพแบบขนานได้ที่นี่: ^{[ 58 ]}