Zobrazovanie magnetickou rezonanciou

Zobrazovanie magnetickou rezonanciou (skr. MR alebo MRI – z anglického „magnetic resonance imaging“) je moderná rádiologická metóda, ktorá umožňuje diagnostikovať patologické zmeny v ľudskom organizme bez toho, aby bolo nutné narušiť jeho integritu (operáciou či inou invazívnou metódou). Pacient je vložený do veľmi silného a homogénneho magnetického poľa, do jeho tela je vyslaný krátky rádiofrekvenčný impulz a po jeho skončení sa sníma slabý signál, ktorý vytvára pacientovo telo, a ktorý sa následne použije na rekonštrukciu samotného obrazu.^[1]

Za prvý priekopnícky článok o zobrazovaní magnetickou rezonanciou sa považuje „Image formation by Induced Local Interaction; Examples Employing Magnetic Resonance“ v marcovom čísle časopisu Nature z 16. marca 1973. Jeho autorom bol Paul Lauterbur.

Ako uznanie za ich objavy a obrovský prínos v uplatnení magnetickej rezonancie v medicíne boli Paul Lauterbur a Sir Peter Mansfield v roku 2003 ocenení Nobelovou cenou za fyziológiu alebo medicínu. Lauterbur objavil, že gradienty v magnetickom poli môžu byť použité na vytvorenie dvojrozmerného obrazu. Mansfield analyzoval gradienty matematicky. Komisia však ignorovala priekopníka v MR zobrazovaní Raymonda V. Damadiana, hoci Nobelove pravidlá dovoľovali rozdeliť ocenenie aj medzi tri osoby. Krátko po vyhlásení si Damadian zaplatil drahú celostranovú inzerciu vo veľkých novinách, a touto formou protestoval proti rozhodnutiu komisie.^[2]

V roku 1974 si Damadian patentoval dizajn a použitie magnetickej rezonancie (US Patent 3,789,832 [2]^{[nefunkčný odkaz]}) na zisťovanie rakoviny. V roku 1980 vytvoril prvý komerčný MR prístroj, no nepodarilo sa mu ho predať a nikdy nebol klinicky použitý.^[3] Jeho patent síce nepopisoval priamo metódu na vytváranie obrazov, no v roku 1997 sa úspešne súdil s firmou General Electric pre jeho porušenie a získal odškodnenie 129 miliónov dolárov. Neskôr dosiahol za ďalšie milióny dolárov mimosúdne vyrovnanie i s ďalšími výrobcami MR prístrojov.

V roku 1996 Mattson a Simon ocenili Damadiana za popis konceptu celotelového zobrazovania magnetickou rezonanciou a za objavenie rozdielov v relaxácii u jednotlivých tkanív, ktoré zobrazenie umožnilo. V roku 2001 mu Lemelson-MIT program udelil svoje Ocenenie za celoživotné dielo ako „mužovi, ktorý vymyslel MR prístroj“. Vo vedeckej komunite sa však jeho osoba dodnes považuje za kontroverznú a názory na jeho prvenstvo a podiel na dnešnej podobe magnetickej rezonancie nie sú jednotné.

Najdôležitejšou časťou prístroja používaného na zobrazovanie pomocou magnetickej rezonancie je samotný zdroj vonkajšieho magnetického poľa – magnet. Sila tohoto poľa sa udáva v jednotkách Tesla (T) a pohybuje sa v rozmedzí 0,2 až 3T (experimentálne prístroje majú až 8T). Pole musí byť veľmi homogénne (bližšie v kapitole Základné fyzikálne fakty) – to je jeden z dôvodov veľkej technickej náročnosti ich výroby a vysokej ceny. Podľa spôsobu, akým sa pole vytvára, sa prístroje delia do troch základných typov:

• prístroje s permanentným magnetom – magnetické pole vytvára trvalo magnetický materiál, na vytvorenie poľa nie je preto v podstate potrebná žiadna ďalšia energia. Nevýhodami sú nízke hodnoty poľa – len do 0,3 T, citlivosť na zmeny teploty a pôvodne aj veľká hmotnosť (až 100 ton). Najnovšie technológie však umožnili konštrukciu špecializovaných prístrojov magnetickej rezonancie s nízkou hmotnosťou (od 1 tony), ktoré sú špecializované na muskuloskeletálny systém.
• prístroje s elektromagnetom – magnetické pole sa vytvára elektrickým prúdom, pretekajúcim vinutou cievkou. Sú magnetické len v prípade, že nimi prechádza elektrický prúd. Tieto prístroje majú veľkú spotrebu energie a potrebujú masívne chladenie. Sú schopné dosiahnuť väčšiu silu poľa ako permanentné magnety. V súčasnosti sa už používajú len málo.
  • prístroje s hybridným magnetom – sú výhodnou kombináciou predchádzajúcich dvoch typov
• prístroje so supravodivým magnetom – v súčasnosti najrýchlejšie sa rozširujúci typ. Magnetické pole je vytvárané vo vodiči, ktorý je ochladený na teplotu −269 °C, a ktorý tak získava supravodivé vlastnosti. Výsledkom je strata jeho elektrického odporu, čo má za následok, že raz doň „vpustený“ elektrický prúd v ňom konštantne prebieha a vytvára magnetické pole bez potreby dodávania ďalšej energie. Na udržanie supravodivosti je však nutné dopĺňať tekuté hélium alebo dusík (staršie typy). Hlavnou výhodou tohoto typu je možnosť dosiahnuť vysokú silu a homogenitu magnetického poľa. Nevýhodou sú znovu pomerne dosť vysoké prevádzkové náklady.

Prístroje možno rozdeliť i podľa sily vonkajšieho magnetického poľa:

0,15 – 1,0 T – prístroje s nízkym poľom 1,0 – 2,0 T – prístroje so stredným poľom 2,0 – 7,0 T – prístroje s vysokým poľom*

• nad 3,0 T – experimentálne prístroje, ktoré sa na štandardné medicínske účely nepoužívajú, ale používajú sa na vedecké štúdie už aj na ľuďoch

Prístroje so slabým i silným poľom majú svoje výhody i nevýhody – nedá sa paušálne povedať, že silnejšie pole je vždy lepšie. Systémy s vysokým poľom umožňujú lepšie priestorové rozlíšenie, rýchle dynamické vyšetrenia a MR spektroskopiu. Naopak prístroje so slabším poľom majú lepší tkanivový kontrast a podstatne nižšie vstupné i prevádzkové náklady.

Samotný magnet musí byť od svojho okolia oddelený, pretože silné magnetické pole môže ovplyvniť citlivé elektronické prístroje v okolí – preto je napríklad vyšetrenie pacienta s kardiostimulátorom veľmi riskantné. Rovnako treba prístroj oddeliť od vplyvov vonkajšieho prostredia, a to najmä od najrôznejšieho rádiofrekvenčného vlnenia, aby sa tak zabránilo rušeniu (interferencii) s rádiofrekvenčným vlnením používaním k samotnému zobrazovaniu. Celý systém je preto uzavretý do tzv. Faradayovej klietky.

Bližšie informácie v hlavnom článku: Cievka_ (elektrická_súčiastka)

Jednou zo základných súčastí MR prístroja sú cievky. Ich účelom je vysielať do tkanív rádiofrekvenčné pulzy a/alebo zaznamenávať prichádzajúce signály. Existuje viacero typov:

• objemové cievky – sú súčasťou každého MR prístroja. Kompletne obklopujú ľudské telo alebo jeho časť. Patrí sem napríklad tzv. hlavová cievka (podobná klietke, ktorá slúži na vyšetrenie hlavy), ale i veľká cievka zabudovaná do samotného tela prístroja, ktorej účelom je vysielanie RF pulzov.
• povrchové cievky – prikladajú sa priamo na povrch tela a majú rôzny tvar podľa miesta určenia. Snímajú signály z povrchových štruktúr tela a slúžia len na príjem signálov.
• „shim“ cievky – slúžia na aktívne vyrovnávanie nehomogenity hlavného vonkajšieho magnetického poľa.
• gradientové cievky – špeciálne cievky upravujúce magnetické pole – umožňujú nastavenie miesta vyšetrenia; vďaka nim je prístroj schopný rozoznať presnú priestorovú polohu prichádzajúcich signálov a správne zrekonštruovať výsledný obraz. Sú tiež príčinou typického hluku, ktorý pri vyšetrovaní prístroj vydáva.

Bližšie informácie v hlavnom článku: Atóm

Atómy sa skladajú z jadra a obalu. Obal atómu je tvorený elektrónmi, ktoré majú negatívny elektrický náboj. V jadre sa nachádzajú neutróny, ale najmä pre MR dôležité protóny. Neutróny sú elektricky neaktívne, naopak protóny majú pozitívny elektrický náboj. Protóny v jadre majú vnútorný (vlastný) moment hybnosti – táto ich vlastnosť sa označuje ako jadrový spin. Rovnako rotuje i ich pozitívny elektrický náboj. Pohybujúci sa elektrický náboj je vlastne elektrický prúd, ktorý indukuje vo svojom okolí magnetické pole. Každý protón tak vo svojom okolí vytvára veľmi slabé magnetické pole, ktoré má svoj smer a pripomína tak malý tyčový magnet. Severný pól tohoto magnetického poľa sa v prítomnosti vonkajšieho magnetického poľa natočí k južnému pólu vonkajšieho magnetu. Na zmenu polarity je nutné dodať energiu z vonkajšieho prostredia. Potrebné vlnové dĺžky týchto energii spadajú do oblasti radiových vĺn. Aby došlo k pohlteniu (rezonancii) radiového impulzu musí mať tento impulz špecifickú energiu. Teda iba určité žiarenie pri určitom magnetickom poli rezonuje s určitým jadrom (a teda je absorbované).

Momentálne magnetická rezonancia k zobrazeniu ľudského tela využíva takmer výhradne atómy vodíka so spinovým číslom I = 1/2. Je to podmienené ich fyzikálnymi vlastnosťami a ich značným podielom v ľudskom tele – napr. voda, tvoriaca viac ako dve tretiny hmotnosti ľudského tela, obsahuje vo svojej molekule dva atómy vodíka. Najrozšírenejší izotop vodíka – prócium – má jadro tvorené len jedným protónom. Preto sa často pod označením protón myslí práve tento izotop. Deutérium má spinové číslo I = 1. Protóny (jadra vodíka – prócia) navyše poskytujú i najsilnejší signál.^[1]

V rámci výskumu sú však snahy o využitie aj iných prvkov a izotopov. Podmienkou je spin a nepárny počet protónov v jadre – spárované magnetické momenty protónov sa totiž vzájomne vyrušia. Najčastejšie sa používajú tieto izotopy: ¹³C (uhlík), ¹⁹F (fluór), ²³Na (sodík), ³¹P (fosfor). Hlavným problémom je slabý výsledný signál, podmienený malým počtom týchto izotopov v ľudskom tele.

Mimo magnetického poľa sú protóny rozmiestnené chaoticky. Po umiestnení do silného vonkajšieho magnetického poľa sa v ňom usporiadajú podobne ako strelky kompasu: smer ich vlastného magnetického poľa sa stane rovnobežným so smerom pôsobenia poľa vonkajšieho. Keďže protóny patria medzi elementárne častice a platia pre nich zákony kvantovej mechaniky, chovajú sa v skutočnosti inak, ako strelka kompasu, ktorá vo vonkajšom magnetickom poli ukazuje vždy jedným smerom. Lokálne magnetické pole protónu môže smerovať paralelne alebo antiparalelne so smerom vonkajšieho magnetického poľa. Paralelné usporiadanie je pre protóny menej energeticky náročné, a preto je väčšie množstvo usporiadané práve týmto smerom. Rozdiel medzi počtom protónov usporiadaných paralelne a antiparalelne je ale napriek tomu veľmi malý a závisí od sily vonkajšieho magnetického poľa.

Protóny vo vonkajšom magnetickom poli okrem toho, že rotujú okolo svojej osi a sú usporiadané paralelne alebo antiparalelne so smerom vonkajšieho magnetického poľa, vykonávajú ďalší pohyb, ktorý sa nazýva precesia (Obr. 1). Podobá sa na pohyb detskej hračky „vĺčka“. Rýchlosť, s akou tento pohyb protóny vykonávajú sa označuje ako frekvencia precesie – hodnota vyjadruje počet „otáčok“ protónu za jednu sekundu. Matematicky ju možno vyjadriť z tzv. Larmorovej rovnice:

Ω₀ je uhlová frekvencia precesie (v rad.s^-1 ), γ je tzv. gyromagnetická konštanta (MHz/T), B je (zjednodušene) hodnota vonkajšieho magnetického poľa v T – Tesla (v skutočnosti hodnota vonkajšieho magnetického poľa v tesnom okolí jadra so zohľadnením tieniacej konštanty – pozri chemický posun).

Pre frekvenciu precesného pohybu (Larmorovu frekvenciu) v Hz potom dostaneme ${\displaystyle \nu _{L}={\frac {\gamma .B}{2\pi }}}$

Z rovnice vyplýva, že frekvencia precesie je priamo úmerná indukcii (sile) vonkajšieho magnetického poľa – čím je silnejšie, tým je vyššia. Gyromagnetická konštanta má odlišnú hodnotu pre rôzne látky – pre protóny (teda atómy vodíka) je to 42,5 MHz/T.

Na popis fyzikálnej podstaty MR zobrazovania a jednotlivých vyšetrovacích sekvencii sa používa zjednodušené grafické zobrazenie: pre lepšiu zrozumiteľnosť a názornosť sa protón nahradzuje vektorom a vkladá do súvzťažnej sústavy xyz (Obr. 2). Vektor zobrazuje smer a veľkosť sily jeho magnetického poľa. Táto vzťažná sústava je umiestnená v silnom vonkajšom magnetickom poli. Na obrázku je modrým kruhom znázornená i trajektória precesie protónu.

Ten istý obrázok možno použiť na ďalšie zjednodušenie. Ako bolo vyššie spomenuté, v silnom vonkajšom magnetickom poli sa protóny „ukladajú“ paralelne alebo antiparalelne voči jeho smeru. Vektory proti sebe smerujúcich protónov sa vzájomne vyrušia. Viac protónov je v menej energetickom paralelnom postavení a vektor na obrázku tak môže znázorňovať i smer a veľkosť magnetickej sily určitého tkaniva v ľudskom tele. Ak by neexistovalo žiadne vonkajšie magnetické pole, tento vektor by bol nulový a tkanivo by nemalo žiadnu vlastnú magnetickú silu.

V skutočnosti takýto sumačný vektor leží na osi y (Obr.3, modrá šípka), teda nie je „vyklonený“, ako je to na obrázku 2. Príčinou je fakt, že sa vzájomne nerušia len vektory nad a pod úrovňou roviny xy. Ako už bolo spomenuté, protóny vykonávajú precesný pohyb. Každý z paralelne postavených protónov, ktorý nebol vyrušený silou svojho antiparalelne postaveného náprotivku, tento pohyb vykonáva. Pohyb je chaotický a každý z protónov môže smerovať svoj vektor sily inam. Konečným výsledkom je to, že v rovine xy neexistuje žiadny sumačný vektor magnetickej sily – neusporiadaná precesia protismerne pôsobiace sily štatisticky vyruší (Obr. 3, žlté šípky).

Výsledkom celého tohoto procesu je fakt, že človek alebo jeho časť, na ktorú pôsobí silné homogénne magnetické pole (je vsunutý do „tunela“ MR prístroja), sa sám stane magnetom a začne produkovať svoje vlastné magnetické pole, ktoré je rovnobežné so smerom pôsobenia vonkajšieho magnetického poľa – označujeme ho preto pojmom longitudinálna magnetizácia. Oproti sile vonkajšieho magnetického poľa je jej veľkosť veľmi slabá, v konečnom dôsledku je však zdrojom signálu, ktorý umožní vidieť dovnútra ľudského tela. Hlavný problém je v tom, že ju nemožno merať priamo – „splýva“ s oveľa silnejším vonkajším magnetickým poľom (majú rovnaký smer).

Do pacienta v MR prístroji sa vysielajú krátke elektromagnetické pulzy, ktorých frekvencia sa pohybuje v oblasti rádiových vĺn. Nazývajú sa rádiofrekvenčné, alebo RF pulzy. Ich účelom je dodať protónom určité množstvo energie (ovplyvniť pomer paralelne a antiparalelne smerovaných protónov) a zmeniť charakter ich precesie.

Aby mohlo dôjsť k prenosu energie, musia mať RF pulzy frekvenciu totožnú s frekvenciou precesie protónov, ktorú udáva Larmorova rovnica (pozri vyššie) – musia byť v rezonancií (odtiaľ názov „magnetická rezonancia“).

Po vyslaní RF pulzu niektoré protóny, usporiadané paralelne (v stave s nižšou energetickou náročnosťou) získajú potrebnú energiu a zmenia svoje usporiadanie na opačné – antiparalelné (Obr.4B). Výsledkom je zníženie, vyrovnanie, alebo až zmena pomeru medzi počtom paralelne a antiparalelne usporiadaných protónov a zníženie, vymiznutie, alebo až obrátenie smeru longitudinálnej magnetizácie.

Ďalším významným efektom RF pulzu je, že protóny, ktorých precesia bola dovtedy chaotická, prestane takou byť – všetky protóny začnú vykonávať precesný pohyb vo fáze (v každom okamihu bude každý protón mieriť rovnakým smerom, obr.4C). Vzniká tak vektor magnetickej sily, ktorý je kolmý na smer priebehu siločiar vonkajšieho magnetického poľa i na vektor longitudinálnej magnetizácie – označuje sa preto ako tranzverzálna magnetizácia. Táto nesmeruje stále rovnakým smerom, ale rotuje s frekvenciou rovnou frekvencií precesie.

RF pulz teda spôsobí zníženie longitudinálnej a vznik tranzverzálnej magnetizácie.

Tým, že sa vektor tranzverzálnej magnetizácie pohybuje, vytvára elektrický prúd. Tento prúd je vlastne MR signál, ktorý má rovnakú frekvenciu ako rotujúce magnetické pole – teda precesnú frekvenciu.

Okamžite po vyslaní RF pulzu je stav nasledovný: longitudinálna magnetizácia je znížená (nulová), naopak vznikla magnetizácia tranzverzálna. RF pulz je krátky a po jeho pôsobení sa systém snaží dostať do rovnovážneho stavu, teda do stavu s najnižšou energetickou náročnosťou – „relaxuje“. Teda longitudinálna magnetizácia sa znovu objavuje (tzv. longitudinálna relaxácia), zatiaľ čo tranzverzálna mizne (tzv. tranzverzálna relaxácia). Tranzverzálna a longitudinálna relaxácia sú dva od seba vzájomne nezávislé fyzikálne deje.

Po ukončení prísunu energie z vonkajšieho prostredia (RF pulzom) sa protóny zbavujú nadbytočnej energie a vracajú sa do paralelného – energeticky menej náročného – postavenia. Dochádza k výmene tepelnej energie. Výsledkom je postupný vzrast longitudinálnej magnetizácie v čase.

Energia sa teda postupne odovzdáva do okolia, ktoré označujeme pojmom mriežka, preto sa tento typ relaxácie označuje aj pojmom „relaxácia spin-mriežka“.

Na Obr.5. je graficky znázornený nárast longitudinálnej relaxácie v čase po ukončení RF pulzu. Táto krivka sa tiež nazýva T1 krivka. Ako T1 sa tiež označuje časová konštanta, ktorá hovorí, za aký dlhý čas určité tkanivo nadobudne 2/3 svojej pôvodnej maximálnej longitudinálnej relaxácie. Nejde o presne určené číslo, skôr vyjadruje rýchlosť, ako k tomu v jednotlivých tkanivách dôjde – podobne ako napr. polčas rozpadu.

Časová konštanta alebo tiež relaxačný čas T1 je 2 až 12-krát dlhší ako časová konštanta resp. relaxačný čas T2 (pozri nižšie). T1 v biologických tkanivách má rozsah 200 – 2000 ms, T2 30 – 150 ms. Hodnota T1 závisí na zložení tkaniva, jeho štruktúre. Výmena energie prebieha rýchlo, keď sa precesná frekvencia protónov blíži precesnej frekvencií okolia – „mriežky“ – teda sú v rezonancií. Napríklad ak je v okolí protónov čistá voda so svojimi malými a rýchlo sa pohybujúcimi molekulami, odovzdávanie energie je ťažké a pomalé – preto má voda dlhý relaxačný čas T1. Ak je „mriežka“ tvorená molekulami strednej veľkosti (väčšina tkanív ľudského tela je zmesou tekutiny a molekúl rôznej veľkosti), energia je odovzdávaná rýchlejšie. Za krátky relaxačný čas tukov sú zodpovedné uhlíkové väzby na konci dlhých reťazcov karboxylových kyselín. Relaxačný čas T1 ďalej závisí od sily vonkajšieho magnetického poľa – čím je táto vyššia, tým je dlhší. V silnejšom magnetickom poli je totiž precesná frekvencia vyššia (vyplýva to z Larmorovej rovnice) a odovzdávanie energie okoliu je ťažšie.

Okamžite po ukončení pôsobenia RF pulzu sa protóny, ktoré dovtedy rotovali precesnou frekvenciou spoločne vo fáze, začnú „rozfázovávať“. Výsledkom je pokles tranzverzálnej magnetizácie v čase. Príčina tohoto procesu je zložitejšia, ako v prípade longitudinálnej magnetizácie. Za prvé: ani v tom najideálnejšom prípade nie je vonkajšie magnetické pole úplne homogénne (nemá rovnakú silu), čo spôsobuje odlišnosti v precesných frekvenciách (vyplýva to z Larmorovej rovnice). Za druhé: každý protón je inak ovplyvňovaný nehomogenitami magnetických polí vo svojom okolí – v samotnom tkanive (rôzna štruktúra, rôzna distribúcia molekúl, rôzne vlastné drobné magnetické polia). Efekt je rovnaký ako v prvom prípade – odlišné precesné frekvencie. Obe tieto príčiny spôsobia, že po ukončení RF pulzu dôjde k veľmi rýchlemu rozfázovaniu protónov a poklesu tranzverzálnej magnetizácie.

Tranzverzálna relaxácia sa preto tiež označuje ako relaxácia spin-spin, vyjadrujúc tak jednu z jej príčin – spinové interakcie.

Tak ako v prípade longitudinálnej magnetizácie, možno jej zmeny znázorniť v čase (Obr.6.) v podobe T2 krivky. A takisto existuje časová konštanta T2, ktorá hovorí, za aký dlhý čas v určitom tkanive klesne tranzverzálna magnetizácia na 1/3 jej pôvodnej maximálnej hodnoty.

Relaxačný čas T2 je 2 až 12-krát kratší ako T1 (30 – 150 ms). Napríklad voda alebo iná tekutina má okrem dlhého relaxačného času T1 dlhý aj čas T2. Rovnako i tkanivá s vyšším obsahom vody majú vyššie relaxačné časy T1 a T2 ako tie, ktoré vody obsahujú málo. Napríklad patologicky zmenené tkanivo má vyšší obsah vody ako okolité zdravé. Dlhší relaxačný čas T2 vody je podmienený tým, že jej malé molekuly sa rýchlo pohybujú, rovnako ako ich malé ale rovnaké lokálne magnetické polia. Tie sa rýchlym pohybom homogenizujú a tak voda nemá žiadne významnejšie lokálne nehomogenity magnetického poľa, ktoré by relaxačný čas T2 skracovali. Zmes vody a organických molekúl rôznej veľkosti vyvoláva väčšie lokálne nehomogenity a hodnota relaxačného času T2 je zreteľne nižšia.

Existujú rôzne typy RF pulzov. Jedným zo základných je tzv. 90° pulz. Dodá protónom také množstvo energie, že longitudinálnu magnetizáciu úplne vynuluje – v tkanive bude rovnaký počet paralelne i antiparalelne usporiadaných protónov. Zároveň vznikne tranzverzálna magnetizácia. Zjednodušene to vyzerá tak, akoby takýto typ RF pulzu „preklopil“ longitudinálnu magnetizáciu o 90° a vytvoril z nej tranzverzálnu (preto ten názov). Existuje mnoho iných druhov – napríklad 180° pulz, ktorý dodá také množstvo energie, že otočí pomer paralelne a antiparalelne usporiadaných protónov a „preklopí“ vektor longitudinálnej magnetizácie o 180°.

T1 i T2 relaxácia po ukončení RF pulzu prebiehajú súčasne, ide však o dva na sebe nezávislé procesy. Ak sa použije 90° pulz, ktorý „preklopí“ longitudinálnu magnetizáciu do tranzverzálnej, po jeho ukončení sa automaticky systém začne vracať do rovnováhy (Obr.7.): tranzverzálna magnetizácia klesá (protóny sa postupne rozfázujú) a longitudinálna stúpa (protóny odovzdávajú nadbytočnú energiu „mriežke“). Oba procesy vytvárajú jeden spoločný vektor, ktorý tvorí celkový magnetický moment tkaniva. Tento vektor nie je statický, ale rotuje precesnou frekvenciou – výsledkom je, že sa jeho „hrot“ špirálovito zdvíha (ako sa skracuje tranzverzálna magnetizácia), zároveň sa zmenšuje jeho uhol voči smeru pôsobenia externého magnetického poľa, a nakoniec splynie s plne obnovenou longitudinálnou magnetizáciou. Pohyb sa podobá špirále na povrchu kužeľa, začínajúcej na báze a končiacej na jeho hrote.

Tým, že tento magnetický vektor rotuje, dokáže v citlivých prijímacích cievkach indukovať elektrický prúd – a indukovať požadovaný signál. Signál má stabilnú frekvenciu, ktorá je rovná frekvencií precesie, no postupne klesajúcu intenzitu, ako sa vektor magnetického momentu „odkláňa“ od tranzverzálnej roviny (Obr.8.). Označuje sa ako FID signál – z anglického „free induction decay“. Intenzita tohoto signálu závisí od veľkosti longitudinálnej a tranzverzálnej magnetizácie. Preto sa často v ďalšom popise T1 a T2 kriviek namiesto termínov „veľkosť magnetizácie“ používa výraz signálová intenzita.

Aby bolo možné jednotlivé tkanivá rozlíšiť, musia sa odlišovať rozdielnou signálovou intenzitou.

Ak sa do ľudského tela, ktoré sa skladá z mnohých typov tkanív, vyšle 90° pulz, dôjde k zániku longitudinálnej a vzniku tranzverzálnej magnetizácie. Ak budeme čakať dostatočne dlhý čas, longitudinálna magnetizácia sa postupne úplne obnoví vo všetkých tkanivách. Ak sa po tomto čase vyšle ďalší 90° pulz, prijatý signál bude zo všetkých tkanív rovnako silný. Čas medzi dvomi RF pulzami sa označuje skratkou TR – z anglického „time to repeat“ (čas do opakovania). Ak bude čas TR medzi RF pulzami tak krátky, že sa nestihne úplne obnoviť longitudinálna magnetizácia vo všetkých tkanivách, po druhom 90° pulze bude signál týchto tkanív slabší – a teda bude možné týmto spôsobom odlíšiť tkanivá podľa ich odlišnosti v longitudinálnej magnetizácií – v T1. Za krátky čas TR sa považuje čas pod 500 ms, za dlhý nad 1 500 ms.

Použitie dvoch a viacerých RF pulzov sa označuje termínom pulzová sekvencia. Existuje ich veľké množstvo, s odlišnými typmi RF pulzov a odlišnými časmi TR. Typ pulzovej sekvencie určuje, aký bude mať signál z tkaniva charakter. Predchádzajúci odsek jednu takú pulzovú sekvenciu popisoval. Skladala sa z dvoch 90° pulzov, ktoré šli za sebou po uplynutí času TR. Ak bol tento čas krátky, podarilo sa odlíšiť typy tkaniva podľa veľkosti ich longitudinálnej magnetizácie – podľa T1. Obraz, ktorý znázorní odlíšenie tkanív podľa T1, sa nazýva T1 vážený obraz. Čím je rozdiel väčší, tým väčší kontrast bude medzi príslušnými typmi tkanív.

Okrem T1 vážených obrazov možno vytvoriť príslušnými pulzovými sekvenciami i T2 vážené a tzv. protón denzitne (PD) vážené obrazy. Cielenými pulzovými sekvenciami sa dajú tieto jednotlivé charakteristiky tkanív – „váženia“ – zvýrazniť alebo potlačiť. Jednotlivé sekvencie si vyberá lekár pri vyšetrení podľa toho, čo je potrebné zobraziť a o akú predpokladanú chorobu ide.

Vznik T2 váženého obrazu vysvetľuje nasledujúca pulzová sekvencia. Začína 90° pulzom. Po ukončení jeho pôsobenia začnú protóny strácať fázovú koherenciu, čo má za následok pokles tranzverzálnej magnetizácie. Po určitom čase, ktorý sa označuje ako čas TE/2, nasleduje ďalší, tentoraz 180° RF pulz. Ten spôsobí, že protóny začnú precesnou frekvenciou vykonávať pohyb presne opačným smerom, ako ho vykonávali pred ním. Následkom je, že po určitom čase, ktorý je rovný času TE/2, dôjde opätovne k sfázovaniu protónov – znovu sa obnoví tranzverzálna magnetizácia. Silný signál, ktorý v tomto okamihu zaznamenajú prijímacie cievky, sa označuje ako echo alebo spinové echo. Potom sa protóny znovu rozfázuju. Možno ich sfázovať ďalším, prípadne niekoľkými ďalšími po sebe nasledujúcimi 180° pulzmi a zaznamenať ďalšie a ďalšie echá. Výslednú krivku znázorňuje obr.9. Je z nej zrejmé, že jednotlivé echá majú postupne čoraz nižšiu a nižšiu signálovú intenzitu. Dôvodom je, že 180° pulz neutralizuje len vplyvy spôsobujúce defázovanie, ktoré sú konštantné – teda len zmeny spôsobené stabilnou nehomogenitou vonkajšieho magnetického poľa. Meniace sa lokálne magnetické polia v samotnom tkanive nie sú týmto typom pulzu neutralizované. Typ krivky na obr.9. sa označuje ako T2 krivka.

Pri použití pulzovej sekvencie zloženej len z jedného 90° a jedného 180° pulzu – a teda len s jedným echom – a vedením krivky len po vrcholoch sínusoidy signálu nad osou x (vyjadrujúcou čas) je výsledkom tzv. T2*-krivka. Vyjadruje pokles tranzverzálnej magnetizácie podmienenej samotnými vlastnosťami lokálnych magnetických polí tkaniva a má veľký význam v rýchlom zobrazovaní magnetickou rezonanciou.

Čas od ukončenia 90° pulzu až po snímanie echa sa označuje ako čas TE (z angl. „time to echo“) a je zložený z dvoch rovnakých časových úsekov TE/2. TE čas je možné zvoliť podľa toho, ako má byť výsledný obraz „vážený“. Čím je tento čas kratší, tým vyššia je intenzita echa. Naopak, čím je TE čas dlhší, tým je echo slabšie – zreteľne to vyplýva z obr.6. a 9. Ak je čas TE príliš krátky, dôjde vo ýslednom obraze k strate kontrastu, pretože za krátky čas sa sa rozdiely v tranzverzálnej magnetizácií nestihnú dostatočne vytvoriť (T2 krivky tkanív sú príliš blízko seba). Ak je príliš dlhý, vzhľadom na slabé echo sa znižuje schopnosť cievok odlíšiť ho od okolitého šumu – obrázok je zrnitý, má nízky odstup signál-šum (bežne sa používa skratka SNR z angl. „signal to noise ratio“).

Sekvencia zložená z 90° a následného jedného alebo viacerých 180° RF pulzov sa nazýva spin-echo sekvencia. Patrí k základným pulzovým sekvenciám, využívaným v zobrazovaní magnetickou rezonanciou. Pomocou nej sa dajú získať nielen T2 ale i T1 a PD vážené obrazy. Na Obr.10 sú znázornené všetky zložky sekvencie i označenia časov.

Obr. 11. poskytuje predstavu, aký sa získa druh „váženého“ obrazu pri príslušných úpravách dĺžky časov TR a TE. Ukazuje, že množstvo longitudinálnej magnetizácie T1 (teda intenzita signálu) je určené dĺžkou času TR. Ten určuje, aké množstvo longitudinálnej magnetizácie bude „preklopené“ 90° RF pulzom a bude tvoriť základ pre tranzverzálnu magnetizáciu T2. Intenzitu signálu T2 potom určuje dĺžka času TE.

• Dlhé TR a krátke TE – Pri dlhom čase TR (2 až 3 s) tkanivá s rozdielnou longitudinálnou relaxáciou – teda s rozdielnym T1 – longitudinálnu magnetizáciu plne obnovia a rozdiely v T1 výsledný obraz nebudú ovplyvňovať. Ak je zároveň zvolený i krátky čas TE, zmeny tranzverzálnej magnetizácie – T2 – jednotlivých tkanív sa za tak krátky čas nie sú schopné dostatočne prejaviť a výsledný obraz preto nebudú ovplyvňovať ani rozdiely v T2. Výsledkom je obraz, ktorého kontrast je ovplyvnený hlavne rozdielom v protónovej hustote – teda tzv. PD vážený obraz.
• Dlhé TR a dlhé TE – pri dlhom čase TR (2 až 3 s) rozdiely v T1 výsledný obraz nebudú ovplyvňovať. Ak je zároveň zvolený dlhý čas TE, majú rozdiely v T2 dostatok času sa prejaviť. Výsledkom je tzv. T2 vážený obraz.
• Krátke TR a krátke TE – pri krátkom čase TR (300 – 800 ms) neobnovia všetky tkanivá svoju longitudinálnu magnetizáciu na maximum – v okamihu ďalšieho 90° RF pulzu teda budú vyjadrené rozdiely v T1. Následne krátke TR zabráni výraznejšiemu prejavu rozdielov v T2. Výsledkom je tzv. T1 vážený obraz. Čas TE má určitý limit v tom, aký môže byť najkratší, pretože je nutný určitý minimálny čas na vyslanie 180° RF pulzu a na to, aby sa jeho účinok prejavil.
• Krátke TR a dlhé TE – takéto nastavenie je možné, ale neúčelné. Krátke alebo veľmi krátke TR poskytne len malú longitudinálnu magnetizáciu. Následné dlhé TE spôsobí, že výsledný, už i tak slabý signál zanikne v šume pozadia. Výsledkom je diagnosticky nepoužiteľný obraz.

Ide o typ pulzových sekvencií, ktoré využívajú čisto 90° RF pulzy. Slovenský preklad ich názvov – „sekvencia s úplným návratom saturácie“ a „sekvencia s čiastočným návratom saturácie“ sa v praxi nepoužíva. Jediný rozdiel medzi nimi je v čase TR. Prvá sekvencia má dlhé TR – dochádza tak k takmer úplnému obnoveniu longitudinálnej magnetizácie pred ďalším 90° pulzom – „saturation recovery“. Výsledný obraz je PD vážený. U druhej je naopak TR krátke a longitudinálna magnetizácia sa kompletne neobnoví – „partial saturation“. Výsledný obraz je T1 vážený.

Ide v podstate o obrátenú sekvenciu spin-echo (SE). Začína 180° RF pulzom, po ktorej nasleduje 90° RF pulz. Prvý, 180° pulz „prevráti“ longitudinálnu magnetizáciu o 180°, teda proti smeru vektora vonkajšieho magnetického poľa. Aby sa dal získať merateľný signál, nastupuje druhý, 90° pulz. Tkanivo s rýchlejším návratom longitudinálnej magnetizácie – teda kratším časom T1 – bude produkovať slabší signál, pretože 90° pulz „preklopí“ tranzverzálne menšiu zostatkovú magnetizáciu.

O tom, aký bude mať obraz charakter, rozhoduje tzv. inverzný čas TI – teda čas medzi 180° a 90° pulzom. Čas TR je čas medzi dvomi 180° pulzami. Tento typ sekvencie produkuje T1 vážené obrazy, ktoré sú „ťažšie vážené“ ako v prípade „partial saturation“ sekvencií – vytvárajú väčší kontrast medzi tkanivami s rôznym časom T1. Umožňuje napríklad veľmi dobré odlíšenie sivej a bielej hmoty mozgu.

Vyššie uvedené sekvencie majú jednu nevýhodu – sú pomalé, majú dlhý tzv. akvizičný čas. Pulzové sekvencie trvajú dlho, slabý signál vyžaduje opakované merania z rovnakej oblasti, aby sa zvýšil odstup signálu od šumu pozadia, akvizičný čas sa predlžuje so zvyšovaním rozlíšenia jednotlivých obrazov (so zmenšovaním veľkosti obrazových prvkov (pixelov)). Vyšetrenie trvá dlho, pacient často nevydrží bez pohybu a následkom sú poruchy obrazu. Navyše človek vykonáva pohyby, ktoré sa nedajú vôbec, alebo dlhodobo vôľou ovplyvniť – napr. dýchanie, pohyb čriev (peristaltika) či srdcová činnosť. Čiastočným riešením tohoto problému sú rýchle zobrazovacie sekvencie, ako napríklad FLASH (z angl. fast low angle shot) alebo GRASS (z angl. gradient recalled acquisition steady state), a mnohé ďalšie, so skratkami, ktoré sa často odlišujú podľa jednotlivých výrobcov MR prístrojov.

V globále sa rýchle sekvencie snažia o skrátenie času TR, ktorý patrí k najväčším „spomaľovačom“ samotného vyšetrenia. Nesie to so sebou množstvo technických problémov – jedným z nich je to, že pri príliš krátkom TR nemožno z časových dôvodov použiť 180° RF pulz na vytvorenie echa, ako je to v SE sekvencií. Ďalším je to, že skrátenie TR so sebou nesie i skrátenie času na regeneráciu longitudinálnej magnetizácie a tým pádom i slabší signál – zostane málo longitudinálnej magnetizácie, ktorú môže nasledujúci pulz preklopiť.

Čo sa týka T2 váženej SE sekvencie, je nepodstatné či TE je 60 alebo 100 ms. Získaný signál je veľmi podobný. Práve viacnásobné echá využívajú TSE alebo FSE techniky na vyplnenie k-priestoru potrebnými informáciami k tvorbe obrazu. Skrátenie času trvania sekvencie je priamo úmerné počtu použitých ech. Čo sa týka T2 vážených obrazov, prakticky úplne nahradili štandardné SE sekvencie. Oproti nim majú totiž len jednu vážnejšiu nevýhodu – sú menej citlivé na krvácanie. Strata menších detailov je nahradená predĺžením TR (zlepšenie kontrastu) a zvýšením priestorového rozlíšenia. T2 vážené TSE/FSE obrazy majú ešte jednu do istej miery nepríjemnú vlastnosť – zvyšujú signálovú intenzitu tukového tkaniva. Na druhej strane zo svojej podstaty využívajú magnetizačný transfer (pozri ďalej), ktorý zlepšuje kontrast výsledného obrazu.

Kombinácia IR sekvencie s TSE/FSE metódami sa nazýva TIR alebo TIRM. Tieto sekvencie sú často používané v nastavení, ktoré potláča signál likvoru alebo tuku (pozri ďalej).

TSE/FSE technika sa kombinuje i s ďalšími metódami na skrátenie času, napríklad s technikami neúplného zberu k-priestoru (pozri ďalej). Takouto kombináciou je sekvencia HASTE. Existujú i sekvencie kombinujúce GE a TSE/FSE.

Namiesto 180° RF pulzu používajú magnetický gradient – k existujúcemu vonkajšiemu magnetickému poľu sa pridá na veľmi krátky čas ďalšie. Výsledkom je riadené zvýšenie jeho nehomogenity a rýchlejší zánik tranzverzálnej magnetizácie – kratší čas T2. Potom sa gradient vypne a krátko nato zapne – v rovnakej sile, ale opačnom smere. Má to v podstate rovnaký účinok ako 180° pulz, ale je to časovo výrazne menej náročný proces. Výsledkom je echo, tentoraz tzv. gradientové echo, a sekvencie, ktoré tento systém používajú sa označujú ako sekvencie gradientového echa, alebo častejšie skratkou GE. Čím je čas TE dlhší, tým je výsledný obraz viac T2* vážený (gradient totiž ovplyvňuje aj vnútorné nehomogenity magnetického poľa). Namiesto 90° RF pulzu, ktorý spôsobí kompletné vymiznutie longitudinálnej magnetizácie, používajú 10 – 30° RF pulz – „nespotrebuje“ sa celá longitudinálna magnetizácia a zostane jej dosť aj pre nasledujúce série pulzov, a to i v prípade veľmi krátkeho času TR. Zároveň je samotný RF pulz kratší. Čím má tento pulz vyšší uhol, tým je výsledný obraz viac T1 vážený.
Typickým prípadom zobrazovacej sekvencie, ktorá využíva takéto riešenia, je FLASH (skratka je z anglického „fast low angle shot“), ktorá patrí k najpoužívanejším rýchlym GE sekvenciám a umožňuje i objemové (3D) zobrazovanie.

Ich veľkou výhodou je vysoká citlivosť k degradačným produktom hemoglobínu, látkam, ktoré majú schopnosť lokálne narušiť magnetické pole – používajú sa teda často napríklad k diagnostike krvácania (najmä staršieho) do mozgového tkaniva. Táto citlivosť je však i na škodu: tento typ sekvencií má problémy zobraziť rozhrania kosť-tkanivo alebo vzduch-tkanivo.

Ide o rozšírenie konceptu FLASH techniky, pri ktorých sa využíva iba časť longitudinálnej magnetizácie (RF pulzy menšie ako 90°). Zjednodušene ide o použitie tak malých uhlov RF pulzov, pri ktorých dôjde k úplnému obnoveniu longitudinálnej magnetizácie ešte pred ďalšou excitáciou – nastane rovnovážny stav. Minimalizuje sa vplyv T1, a naopak sa zvýrazňuje vplyv T2* relaxácie a to i napriek krátkemu TR. Obraz je T2* vážený.
Do tejto skupiny patria sekvencie trueFISP, FISP, PSIF, CISS, DESS a ďalšie, väčšinou používané v zobrazovaní kĺbov.

Sú do istej miery podobné IR sekvenciám. Na zvýraznenie požadovaného kontrastu sa pred zberom dát tiež používa inverzný pulz. Rozdiel je v tom, že IR sekvencia ho používa pri každom jednotlivom meraní, zatiaľ čo v tomto prípade je to pulz preparačný (preto skratka MP, z anglického „magnetization prepared“), pred zberom dát z celej oblasti záujmu. Podobne ako IR sekvencia zvýrazňujú rozdiely v T1.
Typickým príkladom je tzv. turboFLASH sekvencia, ktorá sa dnes využíva napríklad v dynamických štúdiách distribúcie kontrastnej látky v tkanivách. Z 3D techník do tejto skupiny patrí MP-RAGE, ktorá má dokonca lepší kontrast ako T1 SE sekvencia.

Ďalším zo spôsobov, ako sa vysporiadať s dlhým časom TR je tzv. „multislice“ technika. Dlhý čas TR umožňuje s určitým vzájomným časovým posunom snímať signály z viacerých vrstiev z oblasti záujmu. Analyzuje sa teda v čase TR nie jeden, ale niekoľko výsledných obrazov/rezov naraz.

Podstata je v spojení viacerých samostatných cievok s vysokou lokálnou citlivosťou a nízkym odstupom signál-šum. Každá je pripojená na samostatný prijímač signálu (až 128-kanálov), ktorý sníma paralelne s ďalšími okolitými cievkami, a každá vytvára samostatný, vysoko kvalitný obraz, ktorý sa následne skombinuje do konečnej podoby. Výsledkom je vysoko kvalitné zobrazenie, ktoré by tradičným spôsobom bolo podstatne časovo náročnejšie.

Časovo najnáročnejšou časťou pri konvenčných SE alebo GE sekvenciách je „plnenie“ k-priestoru v smere fázu kódujúceho gradientu. Preto sa vyvinuli postupy, ktoré sa snažia tento čas rôznymi spôsobmi skrátiť – napríklad sa meria len každý druhý „riadok“ a chýbajúce dáta sa interpolujú; napríklad sa za ne dosadia nulové hodnoty. Výsledkom je skrátenie času sekvencie, mierna strata ostrosti, no zlepšenie odstupu signál-šum. Tento postup je možné uplatniť v 2D i 3D zobrazovaní. K 3D sekvenciám, ktoré ho využívajú, patria tzv. VIBE a turboMRA.

Ďalšou možnosťou, ako „oklamať“ k-priestor spočíva v jeho ďalšej zaujímavej vlastnosti: „dolná“ polovica je akoby „zrkadlovým odrazom“ hornej a k-priestor tak obsahuje nadbytočné informácie, ktoré nie sú k tvorbe obrazu nutné. V praxi ale nie je tento „odraz“ absolútny, a preto sa plní o niečo viac ako 50% Fourierovho k-priestoru. Pri použití tejto techniky dochádza k zníženiu odstupu signál-šum, pretože naplnenie kompletného k-priestoru má podobný efekt ako kontrolné alebo dvojité meranie. Sekvencia využívajúca túto techniku je napríklad HASTE (z anglického „half-Fourier acquired single-shot turbo spin-echo“).

Tento termín je vyhradený technikám echo-planárneho zobrazovania (EPI). Vytvorenie jedného obrazu trvá 80 – 120 ms. Klasický typ používa jeden excitačný pulz a viacpočetné fázu kódujúce echá. V obraze sa objavujú artefakty z veľkého počtu ech a z rozhraní kosť/tkanivo a vzduch/tkanivo. Nutnosťou je dokonalé potlačenie signálu tuku, nevýhodou obmedzené priestorové rozlíšenie. Napriek všetkému dnes existujú viaceré aplikácie, ktoré by bez tejto techniky neboli možné – sú nevyhnutnou súčasťou difúzne váženého zobrazovania (DWI) pri včasnej diagnostike mozgového infarktu; umožňujú rýchle zobrazenie veľkých objemov tkanív, ktoré je nutné pri funkčnom MR zobrazovaní (fMRI) a zobrazení cievneho zásobenia srdca.^[4]

Aby zo signálu, ktorý sa získa z ľudského tela, vznikol skutočný obraz, je potrebné presne vedieť, odkiaľ z ľudského tela prichádza. Princíp je relatívne jednoduchý – pacient v skutočnosti neleží v magnetickom poli, ktoré má v celom rozsahu rovnakú silu, ale toto pole sa plynule mení – napr. je najslabšie pri hlave a plynule sa zosilňuje smerom k nohám. Toto prídavné magnetické pole sa nazýva gradientové pole a vytvárajú ho tzv. gradientové cievky. Výsledkom je rôzna sila vonkajšieho magnetického poľa v každom z ľubovoľných rezov pacientom, ktoré si rádiológ vyberie. Preto protóny v jednom priečnom reze majú inú precesnú frekvenciu (vyplýva to z Larmorovej rovnice) ako protóny v reze inom – takže aj ich signál má inú frekvenciu. Stačí teda vyslať RF pulz s frekvenciou, ktorá zodpovedá napríklad frekvencií protónov z priečneho rezu hlavy, dôjde k ich rezonancií (protóny v okolitých vrstvách majú iné frekvencie a preto u nich k prenosu energie nedôjde) a výsledkom je signál z požadovanej vrstvy.

Hrúbka želanej vrstvy sa dá ovplyvniť dvomi spôsobmi. Prvým je to, že sa do pacienta nevyšle RF pulz s jednou určitou frekvenciou, ale s určitou šírkou frekvenčného pásma (angl. bandwidth), napríklad 42 až 42,5 MHz. Čím bude rozpätie väčšie, tým bude vrstva hrubšia, pretože prenos energie bude možný vo väčšom rozsahu precesných frekvencií protónov. Druhý spôsob spočíva v možnosti meniť strmosť gradientového poľa. Ak je toto pole strmšie – rozdiel sily vonkajšieho magnetického poľa napr. pri nohách je oproti poľu pri hlave vysoký – precesné frekvencie sa s jednotkou vzdialenosti odlišujú výraznejšie. Teda ak sa strmosť gradientového poľa zväčší na dvojnásobok, pričom RF pulz bude mať rovnakú šírku frekvenčného pásma, hrúbka vrstvy bude polovičná. Pôsobiaci gradient sa nazýva vrstvu kódujúci gradient.

Vrstvu určujúci gradient sa zapína len počas trvania RF pulzu.

Po určení miesta a hrúbky rezu je ďalej potrebné zistiť, odkiaľ presne z neho prichádzajú jednotlivé signály a tie potom priradiť jednotlivým pixelom v konečnom obraze. Na to sa využívajú znovu magnetické gradienty.

Po RF pulze všetky protóny vo vrstve majú rovnakú precesnú frekvenciu. Ak sa zapne ďalší magnetický gradient v smere vrstvy (napr. sprava doľava), jednotlivé „stĺpce“ protónov začnú precedovať inou frekvenciou a signály z týchto stĺpcov budú mať rovnako špecifickú frekvenciu – čo umožní ich príslušné zaradenie. Pôsobiaci gradient sa nazýva frekvenciu kódujúci gradient. Šírka pásma, ktorá takto kóduje jednotlivé stĺpce sa označuje anglickým výrazom „bandwidth“. Obraz tvorený napríklad z 256 stĺpcov, bude mať každý stĺpec kódovaný určitým pásmom frekvencií. Celá šírka pásma sa označuje ako „bandwidth merania“, šírka pre jednotlivý stĺpec ako „pixel bandwidth“.
Bandwidth sekvencie určuje jej trvanie a ovplyvňuje i odstup signálu od šumu (SNR). Široký skracuje čas na zber signálu, ale negatívom je nižšie SNR. Úzky snímanie naopak predlžuje (čo zvyšuje citlivosť na artefakty), ale poskytuje lepšie SNR.

V súvislosti s kódovaním frekvencie sa stretávame zo zaujímavým artefaktom – tzv. artefaktom chemického posunu. Ako bolo už v predchádzajúcom texte spomenuté, protóny viazané vo vode a v mastných kyselinách majú odlišné fyzikálno-chemické vlastnosti, čo má za následok rozdiel v ich rezonančnej frekvencií. Ten má v magnetickom poli 1,5 T hodnotu 217 Hz. Keďže je táto frekvencia použitá i na kódovanie polohy signálu v priestore, signál tuku a signál vody dáva mierne odlišnú priestorovú informáciu, než je skutočnosť. Pre pixel bandwidth 130 Hz je to posun o 1 – 2 pixely. Výsledkom sú hypointenzné a hyperinenzné arteficiálne línie v miestach hraníc voda-tuk.

Ďalším krokom je určenie polohy signálu v rámci stĺpca. Na krátky čas sa zapne ďalší magnetický gradient v smere stĺpcov (kolmý na predchádzajúci). Výsledkom je rozfázovanie dovtedy vo fáze precedujúcich protónov v stĺpci – protóny, kde je gradient najsilnejší, začnú precedovať rýchlejšie ako tam, kde sa gradient postupne zoslabuje. Gradient pôsobí veľmi krátko, po vypnutí sa frekvencia protónov vracia k pôvodným hodnotám, no ich rozfázovanie pretrvá. Preto sa pôsobiaci gradient nazýva fázu kódujúci gradient. V skutočnosti sa tento typ gradientu zapína pred frekvenciu kódujúcim gradientom.
Táto časť je jedným z veľkých problémov MR zobrazovania. Aby sa totiž dali odlíšiť jednotlivé susediace riadky, gradient musí mať také vlastnosti, aby fázu v jednom riadku otočil o 180° voči susednému. Výsledkom ale je, že každý druhý riadok má rovnakú fázu a nedá sa preto vzájomne odlíšiť. Aby to bolo možné, je nutné fázu kódujúci gradient znovu zapnúť s odlišnou amplitúdou, pričom týchto meraní s odlišnými amplitúdami gradientu treba urobiť toľko, koľko je v obraze riadkov. A to je časovo veľmi náročná časť pulzovej sekvencie.

Vďaka týmto prídavným gradientom je možné následné spracovanie signálov, ktoré už obsahujú informáciu o svojej polohe vo vrstve. Matematickým procesom, ktorý sa nazýva Fourierova transformácia sa následne zrekonštruuje celý obraz, kde svetlejšie body predstavujú silnejší a tmavšie slabší signál.

Obrazy sú v odtieňoch sivej. Ak je na obraze nejaký útvar svetlejší ako jeho okolie, označuje sa ako hyperintenzný. Ak je tmavší ako okolie, označuje sa ako hypointenzný. Ak sa odtieň od okolia nelíši, je izointenzný.

T1 vážený rez mozgom – mozgová kôra je tmavšia ako biela hmota, tekutina je tmavá – likvor.

PD vážený rez mozgom – mozgová kôra je svetlejšia ako biela hmota (obsahuje viac protónov), tekutina je tmavšia, nie však tak tmavá, ako pri T1 váženom obraze.

T2 vážený rez mozgom – mozgová kôra je svetlejšia ako biela hmota, tekutina je biela.

Uvedené pravidlá sú len orientačné, u rôznych typov sekvencií sa môžu odtiene jednotlivých štruktúr meniť podľa nastavenia a potreby diagnostiky.

Hlavný problém spočíva v tom, že krv je v ľudskom tele v neustálom pohybe. Ak sa do určitej oblasti vyšle RF pulz, ktorý odovzdá svoju energiu protónom a dôjde k príslušným zmenám v longitudinálnej a tranzverzálnej magnetizácií, nastane situácia, pri ktorej z oblasti záujmu takto ovplyvnená krv odtečie a naopak do nej pritečie krv nová, neovplyvnená RF pulzom. Preto sa z oblasti cievy nezíska žiaden signál a na obraze sa zobrazí ako veľmi tmavá štruktúra. Tento fenomén sa označuje anglickým pojmom „flow void“.

Na druhej strane môže byť ale prierez cievy aj biely. Napríklad v prípade, že krátko po sebe nasledujú dva 90° RF pulzy, ktorých účelom je odlíšiť tkanivá s rozdielnym T1. Prvý pulz „zruší“ longitudinálnu magnetizáciu vo vrstve, druhý nasleduje krátko po prvom, kedy je longitudinálna relaxácia tkanív rôzna (nestihne sa kompletne a rovnako obnoviť). Do meranej vrstvy medzitým pritečie krv, ktorá ju má maximálnu, lebo sa „vyhla“ prvému pulzu – výsledkom je silný signál z cievy.

Je to však ešte oveľa komplikovanejšie. Pri moderných rýchlych sekvenciách signál závisí i na smere toku krvi, jeho rýchlosti a charaktere prúdenia. Tieto efekty sa využívajú v zobrazovaní ciev magnetickou rezonanciou – tzv. MR angiografií.

Aby sa pulzová sekvencia stala necitlivou na tok a pohyb, sú použité rôzne špeciálne nastavenia magnetických gradientov, napríklad kompenzácia toku alebo gradientové zrefázovanie pohybu (GMR, z angl. „gradient motion rephasing“).

V súvislosti so signálovou intenzitou tkanív je potrebné sa zmieniť o jednom zvláštnom efekte, ktorý sa označuje ako chemický posun. Je spôsobený odlišnými fyzikálno-chemickými vlastnosťami protónov, ktoré sú viazané v molekulách vody, a protónov, ktoré sú súčasťou chemickej štruktúry mastných kyselín. V molekule vody je elektrón protónu viazaný atómom kyslíka a protón tak obrazne „stráca svoj štít“. Na druhej strane elektróny protónov, ktoré sú vo väzbe s atómami uhlíka v mastných kyselinách, nie sú vyviazané a preto „poskytujú protónom lepší štít“ – majú preto menšie lokálne magnetické pole ako protóny v molekule vody. Konečným efektom je to, že precesné frekvencie protónov voľných mastných kyselín sú nižšie ako frekvencie protónov vody – efekt, ktorý sa označuje ako chemický posun. Rozdiely vo vzájomnej precesnej frekvencií sú vyššie v silnejších vonkajších magnetických poliach. Molekuly obsahujúce „mastné“ protóny majú strednú veľkosť a ich pohyby sú blízke precesnej frekvencií – výsledkom je krátky T1-relaxačný čas. Tuk je preto v T1 vážených obrazoch svetlý. Zároveň má tukové tkanivo len málo „statických“ súčasti, ktoré by umožňovali rýchle rozfázovanie počas T2 relaxácie – tuk je preto svetlý i na T2 vážených obrazoch. Je tak jediným tkanivom, pri ktorom dlhý T2 relaxačný čas nie je spojený s predĺženým T1 relaxačným časom. Efekt chemického posunu má veľký význam v určitých typoch pulzových frekvencií, pri ktorých sa potláča práve signál tukového tkaniva.

Chemický posun je teda spôsobený znížením indukcie vonkajšieho magnetického poľa magnetu B₀ účinkom magnetického poľa okolitých elektrónov, ktorých pole pôsobí v opačnom smere. Toto tienenie charakterizuje tieniaca konštanta σ, pričom výsledné magnetické pole v tesnom okolí jadra je B=B₀(1-σ), ak B⁰ je pôvodné magnetické pole magnetu.

Schopnosť molekúl vody vykonávať chaotický náhodný pohyb v danom tkanive je možné definovať tzv. koeficientom difúzie. Krátkodobé pôsobenie magnetického gradientu spôsobí prechodnú zmenu v rezonančných frekvenciách, následné rozfázovanie protónov a pokles tranzverzálnej magnetizácie. Pôsobením rovnakého gradientu, ale v opačnom smere, spôsobí „sfázovanie“ a nárast tranzverzálnej magnetizácie – ale len pre stacionárne tkanivo. Pre molekuly, ktoré medzitým zmenili svoju polohu, bude opätovné sfázovanie neúplné. Tkanivá alebo oblasti tkanív so zvýšenou difúziou budú preto v difúziou vážených obrazoch (DWI) hypointenzné. Zobrazovanie difúzie vyžaduje veľké prídavné magnetické gradienty k tým, ktoré sa používajú na priestorové kódovanie signálu. Difúziou vážený obraz, pri ktorom intenzita signálu nezávisí od smeru difúzie sa tiež označuje ako „trace-weighted“ alebo izotropickou difúziou vážený obraz.

Molekuly vody v blízkosti makromolekúl sú určitým spôsobom „viazané“, nemôžu sa voľne pohybovať a majú veľmi krátky T2 relaxačný čas. Príčinou je veľký rozdiel v rezonančných frekvanciách, ktorý spôsobuje rýchle rozfázovanie tranzverzálnej magnetizácie. Tieto molekuly vody sa nedajú priamo zobraziť, no majú veľmi široké spektrum rezonančných frekvencií. Použitím rádiofrekvenčného saturačného pulzu dôjde k nasledovnému efektu: Pretože tieto molekuly „komunikujú“ s voľnými molekulami vody cez tzv. magnetizačný transfer, má saturačný pulz pomerne výrazný efekt na kontrast výsledného obrazu. Technika sa označuje ako saturácia magnetizačného transferu (z anglického „magnetization transfer saturation“ (MTS)). Dôležité uplatnenie MTS pulzov je v MR angiografií, kde sa týmto spôsobom potláča signál nepohyblivých tkanív.

Tukové tkanivo má vysokú signálovú intenzitu v PD, T1 i T2 vážení. Pri určitých ochoreniach a v určitých oblastiach môže byť veľkou pomocou možnosť tento signál potlačiť. Existujú na to v podstate 2 základné metódy:

• Spektrálne potlačenie signálu tuku – hlavnú úlohu tu zohráva „chemický posun“. Frekvencia precesie protónov mastných kyselín je o 217 Hz (1,5 T) alebo 147 Hz (1 T) nižšia ako precesná frekvencia protónov vody. Použitím samostatného saturačného pulzu pred pulzovou sekvenciou je možné vďaka tomuto efektu potlačiť signál tukového tkaniva. Pri tomto spôsobe je nevyhnutná veľmi vysoká homogenita poľa v celom vyšetrovanom objeme. Ak by sa tak nestalo, signál tuku nemusí byť na okraji obrazu dostatočne potlačený a paradoxne sa môže potlačiť signál vody. Magnety preto majú možnosť aktívne homogenizovať vonkajšie magnetické pole pomocou tzv. shim cievok. Niekedy však ani táto možnosť nepomôže a nezriedka sa stáva, že signál tuku sa nepodarí homogénne potlačiť – typicky v oblastiach s mnohými rôznorodými tkanivami a malým objemom (napríklad krčná oblasť).
• Na relaxácií závislé potlačenie signálu tuku – metóda využíva rozdiely v relaxačných časoch rôznych typov tkanív. Tuk má veľmi krátky T1 relaxačný čas. Použitím inverzného, 180° pulzu pred samotným meraním je možné použiť excitačný pulz zobrazovacej sekvencie v čase, kedy obnovujúca sa longitudinálna magnetizácia tukového tkaniva prechádza tranzverzálnou rovinou (osou x). V tomto prípade tuk nebude excitovaný a jeho signál bude rovný alebo veľmi blízky nule. Táto technika sa označuje skratkou STIR (z anglického „short tau inversion recovery“) a často sa používa v spojení s rýchlejšími zobrazovacími sekvenciami. Jej nevýhodou je to, že inverzný pulz ovplyvňuje všetky tkanivá a často znižuje pomerne výrazne odstup signálu od šumu. STIR techniku nie je vhodné používať po podaní kontrastnej látky, pretože väčšina z nich znižuje T1 relaxáciu a ich signál by mohol byť tiež potlačený.

Na tomto mieste treba ešte spomenúť jednu zvláštnu vlastnosť v spojitosti so sekvenciami typu gradient-echo (GE) – tzv. stav fáza-protifáza (anglický termín „in-phase/opposed-phase situation“). Má znovu spojitosť s chemickým posunom – rozdielnymi rezonančnými frekvenciami protónov vody a mastných kyselín. Po excitácií je precesná frekvencia vody o niečo rýchlejšia. Pri sekvenciách typu spin-echo (SE) to nie je problém, pretože 180° pulz ich rozdielnu precesiu znovu sfázuje a zostane len samotný chemický posun. Tento pulz sa však pri GE sekvenciách nepoužíva a defázovanie preto pokračuje. V závislosti na dĺžke TE môže nastať situácia, kedy tranzverzálna magnetizácia vody i tuku mieri rovnakým smerom – sú vo fáze ("in-phase"); alebo mieria presne opačným smerom – sú v „protifáze“ ("opposed phase"). V závislosti od pomeru tuku a vody vo voxeli (najmenšia priestorová jednotka, ktorá na obraze tvorí jeden pixel a reprezentuje ju jeden signál), zvyšková magnetizácia z tuku a vody môže byť nulová a viesť k chýbaniu signálu. Takto upravené sekvencie je možné využiť na diagnostické účely – napríklad pri diagnostike adenómu nadobličky.

Princíp je rovnaký, ako pri na relaxácií závislom potlačení signálu tuku, len excitačný pulz zobrazovacej frekvencie sa spúšťa vtedy, keď tranzverzálnou rovinou prechádza obnovujúca sa longitudinálna relaxácia likvoru. Táto technika je veľmi užitočná pri hľadaní ložísk v bielej hmote mozgu, ktoré sa nachádzajú tesne pri mozgových komorách – tie sú totiž často „ukryté“ za výrazným signálom likvoru. Označuje sa skratkou FLAIR (z anglického „fluid-attenuated inversion recovery“).

Bližšie informácie v hlavnom článku: Kontrastná látka

Kontrastné látky používané v zobrazovaní magnetickou rezonanciou sú paramagnetické substancie – teda látky, ktoré vytvárajú vlastné lokálne magnetické pole, spôsobujúce skrátenie relaxačných časov okolitých protónov. Klasickým príkladom je vzácna zemina gadolínium, ktorá je súčasťou dvoch u nás najpoužívanejších kontrastov – Magnevist (Gd-DTPA, Berlex Laboratories Inc.) a Omniscan (gadodiamid, Amersham Health Inc.). Ide o relatívne veľmi bezpečné látky, ktoré sa podávajú pacientom vnútrožilovo. Skracujú T1 i T2 relaxáciu. Výsledkom je, že pri rovnakom čase TR je z daného tkaniva silnejší T1 signál a slabší T2 signál (posun T1 a T2 krivky doľava). Poskytujú teda možnosť zvýšiť kontrast medzi dvoma tkanivami s rozdielnym obsahom kontrastnej látky. Keďže pre ľudské oko je podstatne lepšie spozorovateľný nárast signálu (zosvetlenie) ako jeho strata (stmavnutie) na výslednom obraze, používajú sa po podaní kontrastnej látky najmä T1 vážené sekvencie. Typicky výrazne viac kontrastnej látky vychytávajú bohato cievne zásobené štruktúry, napríklad nádory. Gadolínium tiež prechádza len poškodenou cerebrovaskulárnou bariérou, teda bariérou medzi cievnym riečiskom a samotným mozgovým tkanivom. Použitie kontrastných látok teda v určitých prípadoch zlepšuje zobrazenie a teda i diagnostiku niektorých chorôb.

Ako „in vitro“ spektroskopia sa používala roky (od konca 40. rokov 20. storočia) predtým, než bol objavený princíp zobrazovania pomocou magnetickej rezonancie. Slúžila (a slúži) ako analytická metóda na určovanie štruktúry a jej zmien vo vzorkách bez nutnosti ich deštrukcie.

V MR zobrazovaní sa uplatňuje tzv. „in vivo“ spektroskopia – teda stanovovanie chemického zloženia, respektíve prítomnosti určitých látok v oblasti záujmu u živého objektu – pacienta. Hoci má veľkú perspektívu, naďalej patrí skôr k okrajovým metódam v MR zobrazovaní a používa sa len v niektorých špecifických prípadoch. Je to podmienené veľkou technickou a časovou náročnosťou merania a potrebou silného magnetického poľa. Nepochybne sa však v budúcnosti dostane výrazne do popredia, pretože umožňuje sledovať metabolizmus a chemické procesy v normálnych i patologicky zmenených tkanivách. Umožňuje napríklad rozlíšenie radiačnej nekrózy po rádioterapii zhubných nádorov mozgu od recidívy samotného nádoru – čo inými metódami je veľmi ťažké a málo presné.

Bližšie informácie v hlavnom článku: MR angiografia

Magnetická rezonancia je veľmi dobrým prostriedkom na zobrazenie ciev. Keďže magnetické gradienty sa používajú pre kódovanie priestorovej informácie, je príslušná poloha signálu daná okamžitým smerom vektora tranzverzálnej magnetizácie – jeho „fázou“ (pozri kapitolu o tvorbe obrazu) – porušená. Toto porušenie závisí od rýchlosti a zrýchlenia pohybujúceho sa tkaniva. Táto „fázová“ informácia je následne použitá na meranie rýchlostí pri tzv. MR kvantifikácií toku alebo priamo k zobrazeniu ciev. Tento typ MR angiografie sa označuje ako MR angiografia metódou fázového kontrastu alebo skrátene PC-MRA (z angl. phase-contrast MR angiography).
Ďalším typom MR angiografie je TOF-MRA (z angl. „time of flight“). Využíva k zobrazeniu efekt prítoku krvi s maximom longitudinálnej magnetizácie, ešte neovplyvnenej rádiofrekvenčným pulzom (ovplyvnená krv totiž z miesta merania medzitým odtečie).
Momentálne najperspektívnejšou metódou MR angiografie je CE-MRA (z angl. „contrast enhanced“), ktorá využíva schopnosť kontrastných látok výrazne skrátiť čas T1 relaxácie. Táto však vyžaduje ultrarýchle zobrazovacie sekvencie (3D GE s veľmi krátkym TR a TE) a z tohto dôvodu i silné vonkajšie magnetické pole.

Zobrazovanie magnetickou rezonanciou je technicky i fyzikálne zložité. To poskytuje priestor rôznym nežiaducim artefaktom vo výslednom obraze, ktoré znižujú jeho kvalitu. Artefakty rozdeľujeme na dve veľké skupiny: odstrániteľné a neodstrániteľné.

Sú v podstate vlastnosťou samotnej metódy alebo zobrazovacej techniky a nedá sa im prakticky vyhnúť:

• chemický posun
• artefakty z toku a pohybu – pri niektorých typoch sekvencií sa im nedá vyhnúť a môžu imitovať napríklad trombózu
• artefakty zo vznikajúcich gradientov v samotnom pacientovi, ktoré narušujú homogenitu magnetického poľa – spôsobujú výpady signálu na hraniciach kosť/vzduch alebo kosť/tkanivo, v okolí napríklad amalgámových zubných výplní alebo iných implantátov

Táto skupina predstavuje odstrániteľné artefakty, spôsobené prevažne nesprávnym nastavením zobrazovacích sekvencií, poruchou prístroja, pohybom pacienta a jeho orgánov

• artefakty z toku a pohybu – napr. pohyb pacienta spôsobí, že zobrazená poloha signálu nezodpovedá jeho skutočnému uloženiu v priestore; dá sa tomu zabrániť správnym poučením alebo podaním liekov, ktoré ho utlmia, prípadne spomalia napríklad pohyb črevných kľučiek
• aliasing – artefakt vzniká vtedy, ak je oblasť záujmu menšia ako excitovaný objem tkaniva a časť tohoto tkaniva sa „preklopí“ do obrazu v dôsledku chybného priestorového posúdenia jeho polohy (zjednodušene)
• parazitická excitácia – artefakt vznikajúci najčastejšie vtedy, ak má pacient u seba alebo na sebe nejaký kovový predmet, napríklad mincu
• artefakty z poruchy prístroja – majú rôzny charakter, v závislosti od typu poruchy

Vzhľadom na osobitosti zobrazovania magnetickou rezonanciou je pred vyšetrením nutná určitá príprava pacientov.

• Na vyšetrenie sa odporúča prísť cca 3 hodiny po jedle, nie je nutné byť dlhodobo nalačno – dôvodom je malé, ale nevylúčiteľné riziko zvracania, kedy môže dôjsť v dôsledku obmedzenia pohybu vo vyšetrovacom "tuneli" k vdýchnutiu natrávených zvyškov potravy a následnému duseniu alebo aspiračnej pneumónii
• Dôležitý je dostatočný príjem tekutín pred vyšetrením – dôvodom je dostatočná náplň močového mechúra pri jeho vyšetrení, ale hlavne rýchle vylúčenie prípadne podanej kontrastnej látky
• Nevhodné sú akékoľvek líčidlá, najmä ak ide o vyšetrenie hlavy – môžu obsahovať kovové čiastočky, ktoré znižujú kvalitu vyšetrenia
• Je vhodné sa obliecť čo najjednoduchšie a podľa možností teplo – vyšetrovňa je z technických príčin klimatizovaná a je v nej pomerne nízka teplota
• Niektoré typy vyšetrení vyžadujú, aby mala vyšetrovaná osoba prípadne vyprázdnené a vyčistené hrubé črevo.

• akýkoľvek kovový implantát, o ktorom nie je jednoznačne známe, že je bezpečné vystaviť ho silnému magnetickému poľu (všetky kovy, ktoré je možné zmagnetizovať) a prístroje, ktoré môžu byť poškodené silným rádiofrekvenčným vlnením, napríklad:
  • pacemaker/kardiostimulátor (za určitých mimoriadnych podmienok je možné vyšetriť i pacienta s implantovaným kardiostimulátorom)
  • staré cievne svorky
  • inzulínová pumpa
  • staré chirurgické svorky
  • implantovaný dávkovač liekov
  • stará umelá srdcová chlopňa
  • vnútroušný implantát (závisí od typu)
  • kovové cudzie telesá v oku
  • neurostimulátor
  • črepiny alebo iné kovové predmety v tele
  • vo väčšine prípadov v súčasnosti alebo nedávnej minulosti implantované chirurgické svorky, platničky a skrutky nepredstavujú pri MR vyšetrení riziko – ak boli implantované viac ako pred 4 – 6 týždňami
• ťažká klaustrofóbia (strach z uzavretých priestorov)
• nespolupracujúci pacient
• alegická reakcia na kontrastnú látku (s obsahom gadolínia) – možno vyšetriť bez jej podania
• lieky spomaľujúce pohyblivosť čreva nie sú vhodné u pacientov so zvýšeným vnútroočným tlakom a zväčšenou prostatou

Väčšina MR pracovísk vyžaduje písomné potvrdenie o MR kompatibilite chirurgického implantátu od výrobcu alebo lekára, ktorý daný implantát pacientovi voperoval. Tehotenstvo a dojčenie je relatívnou kontraindikáciou, závisí to od akútnosti a potrebnosti vyšetrenia. Tetovanie či permanentné líčenie môže spôsobiť pri vyšetrení problémy (popáleniny), najmä pri použití prístrojov s vysokou hodnotou magnetického poľa – a to najmä ak obsahuje kovové čiastočky.

V každom prípade sa nesmie do miestnosti s prístrojom vstúpiť s ničím kovovým – žiadne mince, spinky, piercing, náušnice, okuliare – je dôležité dôkladne sa skontrolovať, niekedy sa používa i detektor kovov. Elektronické alebo jemné zložité mechanické zariadenia, ako napríklad hodinky, mobilné telefóny, PDA, mp3 prehrávače – môžu po vystavení silnému vonkajšiemu magnetickému poľu a rádiofrekvenčnému vlneniu prestať fungovať. Rovnako sa v miestnosti s MR prístrojom nedá používať fotoaparát.

• Ian L. Pykett. NMR Imaging in Medicine. Scientific American, May 1, 1982, s. 78 – 88. Dostupné online. ISSN 0036-8733. DOI: 10.1038/scientificamerican0582-78. Archivované 2016-03-10 na Wayback Machine
• Simon, Merrill; Mattson, James S. The pioneers of NMR and magnetic resonance in medicine: The story of MRI. Ramat Gan, Israel : Bar-Ilan University Press, 1996. ISBN 0-9619243-1-4.
• Haacke, E Mark; Brown, Robert F; Thompson, Michael. Magnetic resonance imaging: Physical principles and sequence design. New York : J. Wiley & Sons, 1999. ISBN 0-471-35128-8.
• Lee SC; Kim K; Kim J. One micrometer resolution NMR microscopy. J. Magn. Reson., June 2001, s. 207 – 13. DOI: 10.1006/jmre.2001.2319. PMID 11384182.
• P Mansfield. NMR Imaging in Biomedicine: Supplement 2 Advances in Magnetic Resonance. [s.l.] : Elsevier, 1982. ISBN 9780323154062.
• Eiichi Fukushima. NMR in Biomedicine: The Physical Basis. [s.l.] : Springer Science & Business Media, 1989. ISBN 9780883186091.
• Bernhard Blümich; Winfried Kuhn. Magnetic Resonance Microscopy: Methods and Applications in Materials Science, Agriculture and Biomedicine. [s.l.] : Wiley, 1992. ISBN 9783527284030.
• Peter Blümer. Spatially Resolved Magnetic Resonance: Methods, Materials, Medicine, Biology, Rheology, Geology, Ecology, Hardware. Ed. Peter Blümler, Bernhard Blümich, Robert E. Botto, Eiichi Fukushima. [s.l.] : Wiley-VCH, 1998. ISBN 9783527296378.
• Zhi-Pei Liang; Paul C. Lauterbur. Principles of Magnetic Resonance Imaging: A Signal Processing Perspective. [s.l.] : Wiley, 1999. ISBN 9780780347236.
• Franz Schmitt; Michael K. Stehling; Robert Turner. Echo-Planar Imaging: Theory, Technique and Application. [s.l.] : Springer Berlin Heidelberg, 1998. ISBN 9783540631941.
• Vadim Kuperman. Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Applications. [s.l.] : Academic Press, 2000. ISBN 9780080535708.
• Bernhard Blümich. NMR Imaging of Materials. [s.l.] : Clarendon Press, 2000. ISBN 9780198506836.
• Jianming Jin. Electromagnetic Analysis and Design in Magnetic Resonance Imaging. [s.l.] : CRC Press, 1998. ISBN 9780849396939.
• Imad Akil Farhat; P. S. Belton; Graham Alan Webb. Magnetic Resonance in Food Science: From Molecules to Man. [s.l.] : Royal Society of Chemistry, 2007. ISBN 9780854043408.

• Hans H. Schild: MRI made easy
• Peter A. Rinck: Magnetic Resonance in Medicine
• J. Weis, P. Bořuta: Úvod do magnetickej rezonancie
• Joseph P. Hornak: The Basics of MRI [3]
• Reimer P. et al.: Clinical MRI
• A SHORT HISTORY OF MAGNETIC RESONANCE IMAGING FROM A EUROPEAN POINT OF VIEW
• (po anglicky) An Excursion into the History of Magnetic Resonance Imaging Archivované 2018-11-13 na Wayback Machine