ES2773333B2 - METHOD AND SYSTEM FOR GENERATING MAGNETIC RESONANCE SIGNALS BY RAPID ROTATION WITH MAGIC ANGLE OF FIELDS WITH SPACE CODING - Google Patents
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Description
DESCRIPCIÓNDESCRIPTION
MÉTODO Y SISTEMA DE GENERACIÓN DE SEÑALES DE RESONANCIA MAGNÉTICA POR ROTACIÓN RÁPIDA CON ÁNGULO MÁGICO DE CAMPOS CON CODIFICACIÓN ESPACIALMETHOD AND SYSTEM FOR GENERATING MAGNETIC RESONANCE SIGNALS BY RAPID ROTATION WITH MAGIC ANGLE OF SPACE-CODED FIELDS
CAMPO DE LA INVENCIONFIELD OF THE INVENTION
La presente invención se refiere con carácter general al campo de las tecnologías de generación de señales de resonancia magnética nuclear y de formación de imágenes obtenidas con dichas señales (conocidas como MRI, de su término en inglés “Magnetic Resonance Imaging") y, más en particular, a técnicas MRI para la obtención de imágenes de tejidos duros y blandos.The present invention relates generally to the field of nuclear magnetic resonance signal generation and imaging technologies obtained with said signals (known as MRI, from its English term "Magnetic Resonance Imaging") and, more in In particular, to MRI techniques for obtaining images of hard and soft tissues.
ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓNBACKGROUND OF THE INVENTION
Desde su invención a principios de la década de 1970, el impacto de las técnicas de MRI ha sido crucial en el sector de la salud, donde superan a cualquier otra técnica conocida para la obtención de imágenes de tejidos blandos. El motivo principal es que la MRI es la única técnica conocida capaz de obtener imágenes in vivo de tejidos profundos con alta resolución espacial, sin necesidad además del uso de radiación ionizante dañina sobre dichos tejidos para generar las imágenes.Since their invention in the early 1970s, the impact of MRI techniques has been crucial in the healthcare sector, where they outperform any other known technique for soft tissue imaging. The main reason is that MRI is the only known technique capable of obtaining in vivo images of deep tissues with high spatial resolution, without the need in addition to the use of harmful ionizing radiation on said tissues to generate the images.
A pesar de este éxito incuestionable, la MRI de tejidos duros (tales como huesos, cartílagos o dientes) sigue siendo un problema que permanece aún sin resolver en la actualidad. Ello se debe principalmente a la corta vida útil de las señales de resonancia magnética (RM) emitidas por los cuerpos sólidos, a diferencia del caso de las señales de los tejidos blandos o no sólidos.Despite this unquestionable success, MRI of hard tissues (such as bones, cartilage or teeth) remains a problem that remains unsolved today. This is mainly due to the short useful life of magnetic resonance (MRI) signals emitted by solid bodies, in contrast to the case of signals from soft or non-solid tissues.
Los protocolos de MRI se basan en la excitación y en la detección del grado de libertad de spin de los núcleos de las muestras sobre las que se quieren obtener las imágenes. Cuando dichos núcleos están sujetos a un campo magnético externo, éstos tienen una energía magnética proporcional a la intensidad de campo y un momento dipolar que tiende a alinearse con las líneas del campo magnético externo. La temperatura de las muestras conduce a fluctuaciones de tipo dipolo magnético, que constituyen un entorno de ruido para los vectores de spin circundantes. Como resultado, la coherencia del valor de spin decae con una constante de tiempo (comúnmente denominada como T2*), lo que supone un límite superior al tiempo durante el cual se puede obtener información de la muestra, antes de volver a excitarlas mediante radiación de radiofrecuencia (RF).MRI protocols are based on excitation and the detection of the degree of freedom of spin of the nuclei of the samples on which the images are to be obtained. When these nuclei are subjected to an external magnetic field, they have a magnetic energy proportional to the field intensity and a dipole moment that tends to align with the lines of the external magnetic field. The temperature of the samples leads to fluctuations of the magnetic dipole type, which constitute a noise environment for the surrounding spin vectors. As a result, the coherence of the spin value decays with a time constant (commonly referred to as T2 *), which it is an upper limit to the time during which information can be obtained from the sample, before being excited again by radio frequency (RF) radiation.
Estas interacciones spin-spin son predominantemente del tipo dipolo-dipolo, para lo cual la intensidad de la interacción depende en gran medida del ángulo Q formado entre la línea que conecta los dipolos y la dirección a la que apuntan, haciéndose cero en conocido como "ángulo mágico" (Qm = arccos(1/V3) « 55°). En muestras no sólidas, Q está cambiando continuamente, siendo en promedio una distribución isotrópica, suprimiéndose el acoplamiento entre núcleos vecinos y conduciendo a señales fuertes que los escáneres de MRI utilizan para la reconstrucción de imágenes. Este efecto de promediación no tiene lugar en los sólidos, ya que tanto los núcleos como el campo magnético son estáticos en el sistema de referencia del laboratorio. Aunque los efectos del ángulo mágico se observan comúnmente en estructuras cristalinas y cuasi cristalinas (tales como los tendones), únicamente tienen lugar en orientaciones privilegiadas específicas con respecto al campo magnético principal y no pueden usarse para la obtención de imágenes de tejidos duros, con carácter general. Por ejemplo, se ha divulgado en EP 2762071 A1 (UNIV KUMAMOTO NAT UNIV CORP) 06/08/2014, Párrafos [0018 - 0026]; figuras 1 -2 , un sistema de imagen MRI basado en la distribución de diferencia de fase de una señal de MRI obtenida en un área de interés de una muestra (cuerpo). La distribución de diferencia de fase se ajusta numéricamente para determinar si la susceptibilidad magnética de la muestra es diferente de la que presentaría una muestra sana. De esta manera, la diferencia de fase permite detectar cambios magnéticos muy pequeños, lo que tiene aplicaciones en detección de lesiones en tejidos.These spin-spin interactions are predominantly of the dipole-dipole type, for which the intensity of the interaction largely depends on the angle Q formed between the line connecting the dipoles and the direction they point, becoming zero in known as " magic angle "( Q m = arccos (1 / V3)« 55 °). In non-solid samples, Q is continually changing, being an isotropic distribution on average, suppressing coupling between neighboring nuclei and leading to strong signals that MRI scanners use for image reconstruction. This averaging effect does not occur in solids, since both the nuclei and the magnetic field are static in the laboratory reference frame. Although the effects of the magic angle are commonly observed in crystalline and quasi-crystalline structures (such as tendons), they only occur in specific privileged orientations with respect to the main magnetic field and cannot be used for imaging hard tissues, with character. general. For example, it has been disclosed in EP 2762071 A1 (UNIV KUMAMOTO NAT UNIV CORP) 08/06/2014, Paragraphs [0018-0026]; Figures 1-2, an MRI imaging system based on the phase difference distribution of an MRI signal obtained in an area of interest of a sample (body). The phase difference distribution is adjusted numerically to determine if the magnetic susceptibility of the sample is different from that of a healthy sample. In this way, the phase difference makes it possible to detect very small magnetic changes, which has applications in the detection of tissue lesions.
Otro ejemplo se divulga en MCGINLEY JOHN V M et al. (“A permanent MRI magnet for magic angle imaging having its field parallel to the poles”), donde se describe un diseño que tiene en cuenta el ángulo mágico y la rotación de la dirección del campo magnético principal B0 orientado a obtener imágenes de articulaciones (particularmente la rodilla). De esta manera, tal y como también se divulga en WO 2015159082 A2 (IMP INNOVATIONS LTD), el ángulo mágico se puede explotar posicionando deliberadamente estructuras y tejidos en orientaciones particulares con respecto al campo magnético B0 para aumentar la señal que se recibe de los mismos. En particular, en WO 2015159082 A2 se emplean dos imágenes MRI de la muestra, obtenidas con orientaciones diferentes de B0, las cuales son comparadas para detectar la orientación de B0 respecto al objeto y posteriormente formar una imagen combinada de la muestra teniendo en cuenta ambas orientaciones. No obstante, la rotación de B0 respecto al objeto es un enfoque que requiere que la muestra a reconstruir tenga cierta movilidad para poderla posicionar adecuadamente, lo que restringe la aplicación de estas técnicas a algunas articulaciones (rodilla) o tendones (calcáneo).Another example is reported in MCGINLEY JOHN VM et al. (“A permanent MRI magnet for magic angle imaging having its field parallel to the poles”), where a design is described that takes into account the magic angle and the rotation of the direction of the main magnetic field B0 oriented to obtain images of joints ( particularly the knee). In this way, as also disclosed in WO 2015159082 A2 (IMP INNOVATIONS LTD), the magic angle can be exploited by deliberately positioning structures and tissues in particular orientations with respect to the magnetic field B0 to increase the signal received from them. . In particular, WO 2015159082 A2 uses two MRI images of the sample, obtained with different orientations of B0, which are compared to detect the orientation of B0 with respect to the object and subsequently form a combined image of the sample taking into account both orientations. . However, the rotation of B0 with respect to the object is an approach that requires that the sample to be reconstructed has some mobility to be able to position it adequately, which restricts the application of these techniques to some joints (knee) or tendons (calcaneus).
Además, en la literatura son conocidas técnicas para mejorar la precisión de la estimación de la susceptibilidad magnética de la muestra (tejido), basadas en procesamiento de la imagen. En concreto, en US 2015338492 A1 (SATO RYOTA et al.) se propone el uso de una imagen de bordes que representa el contorno de la muestra en la imagen de la distribución de susceptibilidad magnética, de modo que permite reducir el ruido de fondo de la reconstrucción de la muestra sin disminuir la susceptibilidad magnética de la propia muestra. Asimismo, en dicho documento se procesa de manera particular la región frecuencial alrededor del ángulo mágico, con el fin de minimizar el ruido de la reconstrucción MRI.In addition, techniques are known in the literature to improve the precision of the estimation of the magnetic susceptibility of the sample (tissue), based on image processing. Specifically, in US 2015338492 A1 (SATO RYOTA et al.) It is proposed to use an edge image that represents the contour of the sample in the image of the magnetic susceptibility distribution, so that it reduces the background noise of reconstruction of the sample without reducing the magnetic susceptibility of the sample itself. Likewise, in said document the frequency region around the magic angle is processed in a particular way, in order to minimize the noise of the MRI reconstruction.
El giro de ángulo mágico (MAS, de su expresión en inglés "Magic Angle Spinning”) se puede usar para suprimir las interacciones dipolo-dipolo y mejorar la intensidad y la vida útil de las señales de RM emitidas por los sólidos. El MAS se basa en rotar mecánicamente la muestra alrededor de un eje que se encuentra en el ángulo mágico con respecto al campo magnético principal, lo que lleva a un promedio del ángulo Q, de manera similar al caso de las muestras no sólidas. Para una fuerte supresión, la muestra debe girar en frecuencias al menos tan rápidas como la tasa de interacción dipolo-dipolo desnudo (1/T2*). Los valores típicos T2* varían desde decenas (por ejemplo, en los dientes) hasta cientos de microsegundos (por ejemplo, en hueso y cartílago), por lo que requieren frecuencias de rotación mecánica poco prácticas desde unos pocos hasta 100 kHz.Magic Angle Spinning (MAS) can be used to suppress dipole-dipole interactions and improve the intensity and lifespan of solid-emitted MR signals. MAS is is based on mechanically rotating the sample around an axis that is at the magic angle with respect to the main magnetic field, leading to an average of the angle Q, similar to the case of non-solid samples. For strong suppression, The sample should rotate at frequencies at least as fast as the dipole-bare dipole interaction rate (1 / T2 *). Typical T2 * values range from tens (for example, in teeth) to hundreds of microseconds (for example, in bone and cartilage), thus requiring impractical mechanical rotation frequencies from a few to 100 kHz.
Una alternativa al MAS convencional es la técnica de "marco de rotación de ángulo mágico” (o MARF, de su término en inglés "Magic Angle Rotating Frame”), donde la muestra es estática en el sistema de referencia de laboratorio, y el campo magnético se gira formando un ángulo Qm con respecto a un eje fijo z. En la actualidad, este tipo de técnica se realiza a través de dos variantes: una es rotar el imán principal que crea el campo requerido para MRI y otra es cambiar dinámicamente la dirección del campo con campos de corriente alterna (AC). La primera conduce a las mismas limitaciones mecánicas encontradas en MAS (objetos grandes que giran a decenas de kHz) y los enfoques actuales de la segunda se basan en combinaciones de elementos magnéticos, donde uno de ellos produce un campo estático a lo largo del eje z, y los otros se controlan con corrientes moduladas en el tiempo para inclinar y rotar el campo general. Mientras que esta técnica se emplea de forma rutinaria para la resonancia magnética nuclear (RMN) en estado sólido, las heterogeneidades de campo magnético adicionales requeridas para la RMN constituyen una barrera técnica notable. Esto, junto con la alta potencia requerida para instalar el campo principal (Qm es un ángulo grande), hace que los enfoques actuales de MARF también sean poco prácticos para MRI.An alternative to conventional MAS is the "Magic Angle Rotating Frame" technique (or MARF, from its English term "Magic Angle Rotating Frame"), where the sample is static in the laboratory reference system, and the field magnetic is rotated at an angle Q m with respect to a fixed axis z. At present, this type of technique is carried out through two variants: one is to rotate the main magnet that creates the required field for MRI and another is to dynamically change the direction of the field with alternating current (AC) fields. The former leads to the same mechanical limitations found in MAS (large objects rotating at tens of kHz) and the current approaches to the latter are based on combinations of magnetic elements, where one of them produces a static field along the z axis. , and the others are controlled with time modulated currents to tilt and rotate the overall field. While this technique is routinely employed for MRI nuclear (NMR) in solid state, the additional magnetic field heterogeneities required for NMR constitute a notable technical barrier. This, along with the high power required to install the main field ( Q m is a large angle), makes current MARF approaches impractical for MRI as well.
El fondo anterior explica la ausencia de escáneres de MRI capaces de obtener imágenes simultáneas de alta calidad de tejidos blandos y duros. La presente invención plantea una solución a los problemas del estado de la técnica antes mencionados.The anterior background explains the absence of MRI scanners capable of obtaining high-quality simultaneous images of soft and hard tissues. The present invention presents a solution to the problems of the state of the art mentioned above.
DESCRIPCIÓN BREVE DE LA INVENCIÓNBRIEF DESCRIPTION OF THE INVENTION
La presente invención aborda los inconvenientes mencionados anteriormente, proporcionando un sistema y un método para lograr un control rápido de la distribución espacial del campo magnético, basado con carácter general en el giro en ángulo mágico de campos magnéticos no homogéneos espacialmente, o MASSIF (de su término en inglés "Magic Angle Spinning of Spacially Inhomogeneous Fields”) si bien, en realizaciones particulares de la invención, dichos campos pueden configurarse también de forma localmente homogénea. La invención es capaz, por tanto, de obtener imágenes de tejidos blandos y duros simultáneamente mediante una técnica MARF y, ventajosamente, permite un control de tiempo rápido (llegando a frecuencias superiores a 100 kHz) de la dirección del campo magnético y de la distribución espacial de la fuerza sobre el campo de visión (o FOV, de su término en inglés “Field of View", correspondiente a la región o volumen sobre el que se generan las señales de RM y se obtienen las imágenes correspondientes).The present invention addresses the aforementioned drawbacks, providing a system and a method to achieve rapid control of the spatial distribution of the magnetic field, generally based on the magic angle rotation of spatially inhomogeneous magnetic fields, or MASSIF (from its term in English "Magic Angle Spinning of Spacially Inhomogeneous Fields") although, in particular embodiments of the invention, said fields can also be configured locally homogeneously. The invention is therefore capable of obtaining images of soft and hard tissues simultaneously using a MARF technique and, advantageously, allows fast time control (reaching frequencies above 100 kHz) of the direction of the magnetic field and the spatial distribution of the force over the field of view (or FOV, from its term in English "Field of View", corresponding to the region or volume over which the MR signals are generated and the images are obtained. is corresponding).
La invención se basa, principalmente, en una pluralidad de elementos magnéticos que se dispone alrededor de un perímetro, y se configuran de manera que el campo magnético generado por cada uno de dichos elementos en el campo de visión (FOV) apunte a un ángulo ~Qm con respecto a un eje de referencia estático z, en el marco de referencia del laboratorio. Estos elementos magnéticos pueden comprender, por ejemplo, bobinas dispuestas con el fin de generar directamente el campo magnético deseado, o pueden estar enrolladas alrededor de imanes electro-permanentes para controlar la magnetización de mismos, y que a su vez generan los campos magnéticos deseados. Mediante la conexión de dichos elementos magnéticos a uno o más módulos electrónicos, es posible generar las corrientes variables en el tiempo que pasan a través de las bobinas. De esta manera, se consigue un control en el tiempo de la intensidad y de la dirección del campo magnético generado en el FOV, que es el requisito principal para la técnica MASSIF.The invention is mainly based on a plurality of magnetic elements that are arranged around a perimeter, and are configured in such a way that the magnetic field generated by each of said elements in the field of view (FOV) points at an angle ~ Qm with respect to a static reference axis z, in the laboratory's reference frame. These magnetic elements can comprise, for example, coils arranged in order to directly generate the desired magnetic field, or they can be wound around electro-permanent magnets to control their magnetization, and which in turn generate the desired magnetic fields. By connecting said magnetic elements to one or more electronic modules, it is possible to generate the time-varying currents that pass through the coils. In this way, a control over time of the intensity and the direction of the magnetic field generated at the FOV, which is the main requirement for the MASSIF technique.
Más concretamente, un primer objeto de la invención se refiere a un sistema de generación de señales de resonancia magnética sobre una muestra bajo estudio, que ventajosamente comprende:More specifically, a first object of the invention refers to a system for generating magnetic resonance signals on a sample under study, which advantageously comprises:
- un primer conjunto de n elementos magnéticos, configurados para generar un campo magnético activable sobre la muestra bajo estudio en un campo de visión;- a first set of n magnetic elements, configured to generate an activatable magnetic field on the sample under study in a field of view;
- medios de activación configurados para activar secuencialmente los campos magnéticos de los n elementos magnéticos, generando un campo magnético eficaz de revolución alrededor de un eje;- activation means configured to sequentially activate the magnetic fields of the n magnetic elements, generating an effective magnetic field of revolution around an axis;
y donde los elementos magnéticos están dispuestos de manera que el eje formado por los polos de cada uno de dichos elementos magnéticos está orientado hacia el campo de visión formando un ángulo dm con el eje de revolución del campo magnético eficaz sobre la muestra.and where the magnetic elements are arranged so that the axis formed by the poles of each of said magnetic elements is oriented towards the field of view at an angle dm with the axis of revolution of the effective magnetic field on the sample.
La invención puede configurarse para generar campos magnéticos instantáneos homogéneos (permitiendo que el sistema pueda usarse para espectroscopia MR/MRS), mediante la instalación de elementos magnéticos adicionales (típicamente llamados "bobinas de gradiente" en la comunidad MRI). Además, la invención también puede configurarse para generar campos magnéticos inhomogéneos (aptos para técnicas MRI). En este último caso, si la intensidad del campo magnético giratorio no es homogénea, hace innecesarios los campos dedicados de gradiente (y su hardware correspondiente). Ello permite la reconstrucción de imágenes tridimensionales sin requisitos adicionales, lo que amplía cualitativamente el rendimiento de las configuraciones de campos magnéticos de codificación espacial (rSEM) giratorios del estado de la técnica.The invention can be configured to generate homogeneous instantaneous magnetic fields (allowing the system to be used for MR / MRS spectroscopy), by installing additional magnetic elements (typically called "gradient coils" in the MRI community). Furthermore, the invention can also be configured to generate inhomogeneous magnetic fields (suitable for MRI techniques). In the latter case, if the intensity of the rotating magnetic field is not homogeneous, it makes dedicated gradient fields (and their corresponding hardware) unnecessary. This allows the reconstruction of three-dimensional images without additional requirements, qualitatively extending the performance of state-of-the-art rotating spatial encoding magnetic field (rSEM) configurations.
En una realización preferente de la invención, como se ha mencionado el ángulo dm posee un valor sustancialmente de arccos(1/V3), correspondiente al valor de ángulo mágico.In a preferred embodiment of the invention, as mentioned, the angle dm has a value substantially of arcs (1 / V3), corresponding to the value of the magic angle.
En otra realización preferente de la invención, los elementos magnéticos están situados a una distancia ro del centro del campo de visión de dicho sistema, sobre una circunferencia cuyo plano es sustancialmente perpendicular al eje de revolución del campo magnético eficaz. In another preferred embodiment of the invention, the magnetic elements are located at a distance ro from the center of the field of vision of said system, on a circumference whose plane is substantially perpendicular to the axis of revolution of the effective magnetic field.
En otra realización preferente de la invención, los n elementos magnéticos están dispuestos, angularmente, de forma sustancialmente equiespaciada en la trayectoria de revolución del campo magnético eficaz.In another preferred embodiment of the invention, the n magnetic elements are arranged, angularly, substantially equally spaced in the path of revolution of the effective magnetic field.
En otra realización preferente de la invención, los elementos magnéticos comprenden solenoides, bobinas planas conductoras o electroimanes sometidos a corrientes eléctricas de inducción magnética.In another preferred embodiment of the invention, the magnetic elements comprise solenoids, conductive flat coils or electromagnets subjected to magnetic induction electric currents.
En otra realización preferente de la invención, los medios de activación comprenden generadores de corrientes eléctricas pulsadas, conectados a los elementos magnéticos.In another preferred embodiment of the invention, the activation means comprise pulsed electric current generators, connected to the magnetic elements.
En otra realización preferente de la invención, el sistema comprende un segundo conjunto de elementos magnéticos adicionales, activables por los medios de activación y dispuestos en el sistema complementariamente a la disposición del primer conjunto de elementos magnéticos, de forma que ambos conjuntos generan un campo magnético homogéneo sobre el campo de visión al ser activados por los medios de activación.In another preferred embodiment of the invention, the system comprises a second set of additional magnetic elements, which can be activated by the activation means and arranged in the system in addition to the arrangement of the first set of magnetic elements, such that both sets generate a magnetic field. homogeneous over the field of view when activated by the activation means.
En otra realización preferente de la invención, el sistema comprende adicionalmente uno o más medios de excitación por radiofrecuencia de la muestra bajo estudio.In another preferred embodiment of the invention, the system additionally comprises one or more means of excitation by radio frequency of the sample under study.
En otra realización preferente de la invención, los medios de activación de los elementos magnéticos comprenden un ordenador de control integrado con un módulo de electrónica de baja potencia, conectado a los elementos magnéticos a través de un módulo de electrónica de alta potencia.In another preferred embodiment of the invention, the means for activating the magnetic elements comprise a control computer integrated with a low-power electronics module, connected to the magnetic elements through a high-power electronics module.
En otra realización preferente de la invención, el módulo de electrónica de alta potencia comprende una fuente de alimentación y/o un amplificador de potencia analógico, configurados para comunicarse con el ordenador de control en cooperación con el módulo de electrónica de baja potencia.In another preferred embodiment of the invention, the high power electronics module comprises a power supply and / or an analog power amplifier, configured to communicate with the control computer in cooperation with the low power electronics module.
Un segundo objeto de la invención se refiere a un método de generación de señales de resonancia magnética sobre una muestra bajo estudio, que comprende el uso de un sistema según cualquiera de las reivindicaciones anteriores para generar una activación secuencial de los campos magnéticos del primer conjunto de n elementos magnéticos, generando un campo magnético eficaz rotante alrededor del eje. A second object of the invention refers to a method for generating magnetic resonance signals on a sample under study, which comprises the use of a system according to any of the preceding claims to generate a sequential activation of the magnetic fields of the first set of n magnetic elements, generating an effective rotating magnetic field around the axis.
En una realización preferente del método de la invención, se activa un único elemento magnético a la vez de entre los n que conforman el primer conjunto, durante un espacio de tiempo de duración t = Tr / n = 2 n / (nwr), donde Tr es el periodo total de revolución del campo magnético global del sistema, y wr es la frecuencia angular correspondiente.In a preferred embodiment of the method of the invention, a single magnetic element is activated at a time from among the n that make up the first set, for a period of time of duration t = Tr / n = 2 n / (nwr), where Tr is the total period of revolution of the global magnetic field of the system, and wr is the corresponding angular frequency.
En otra realización preferente del método de la invención, se activa una pluralidad de elementos magnéticos a la vez, mediante generadores de corriente alterna.In another preferred embodiment of the method of the invention, a plurality of magnetic elements are activated at the same time, by means of alternating current generators.
En otra realización preferente del método de la invención, éste comprende asimismo la detección de las señales de resonancia magnética en el tiempo s(t) generadas en la muestra bajo estudio en el campo de visión, y el análisis de la distribución de densidad de spin p(r) y del campo magnético generado sobre dicha muestra, cuando ésta se encuentra sometida a excitación por radiofrecuencia.In another preferred embodiment of the method of the invention, it also comprises the detection of the magnetic resonance signals at time s ( t) generated in the sample under study in the field of view, and the analysis of the spin density distribution. p (r) and the magnetic field generated on said sample, when it is subjected to radio frequency excitation.
En otra realización preferente del método de la invención, la señal de tiempo detectada s(t) está relacionada con la distribución de densidad de spin p(r) a través de una función de codificación ®(r,t) que calcula la fase de resonancia magnética adquirida para cada punto en el espacio r, para cada instante en el tiempo t: In another preferred embodiment of the method of the invention, the detected time signal s ( t) is related to the spin density distribution p (r) through a coding function ® ( r, t) that calculates the phase of acquired magnetic resonance for each point in space r, for each instant in time t:
con:with:
donde wl es la frecuencia de precesión de Larmor, y es el factor giromagnético y B(r,t’) el campo magnético en una posición determinada r y un instante t’.where wl is the Larmor precession frequency, and is the gyromagnetic factor and B ( r, t ') the magnetic field at a given position r and time t'.
Los anteriores y otros aspectos y ventajas de la invención describirán en mayor detalle en las secciones subsiguientes del presente documento. En dicha descripción, se hará referencia a una serie de dibujos que se muestran a modo de ejemplo de realizaciones preferidas de la invención. Sin embargo, estas realizaciones no representan necesariamente el alcance completo de la invención, que estará delimitado por las reivindicaciones y por su interpretación por parte de un experto medio en la materia a la luz de la descripción detallada del presente documento.The foregoing and other aspects and advantages of the invention will be described in greater detail in subsequent sections herein. In said description, reference will be made to a series of drawings which are shown by way of example of preferred embodiments of the invention. However, these embodiments do not necessarily represent the full scope of the invention, which will be delimited by the claims and their interpretation by one of ordinary skill in the art in light of the detailed description herein.
A lo largo de la presente descripción, se entenderán las expresiones, “sustancialmente” “sustancialmente igual” o “sustancialmente de”, referidas al valor de una magnitud dada o a una determinada propiedad, como iguales a dicho valor o propiedad, o comprendidas en un rango de variación de ±10% respecto a los mismos.Throughout the present description, the terms "substantially""substantiallyequal" or "substantially equal to" shall be understood to refer to the value of a given quantity or to a certain property, as equal to said value or property, or within a variation range of ± 10% with respect to them.
DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOSDESCRIPTION OF THE DRAWINGS
Para una comprensión más completa de la invención, se hace referencia a la siguiente descripción y los dibujos adjuntos, en los cuales:For a more complete understanding of the invention, reference is made to the following description and accompanying drawings, in which:
La Figura 1 muestra un diagrama con una vista general de una posible realización de la invención, en función de la distribución de sus elementos magnéticos.Figure 1 shows a diagram with a general view of a possible embodiment of the invention, depending on the distribution of its magnetic elements.
La Figura 2 muestra el campo magnético y las distribuciones espaciales de frecuencia de Larmor de protón en tres planos cartesianos, para una realización preferente de la invención en t = 0.Figure 2 shows the magnetic field and the spatial Larmor frequency distributions of proton in three Cartesian planes, for a preferred embodiment of the invention at t = 0.
La Figura 3 muestra el campo magnético y las distribuciones de frecuencia de Larmor de protón en las líneas a lo largo del ángulo mágico para una realización preferente de la invención en los instantes en que se pulsan las bobinas que se emplean como elementos magnéticos del sistema de dicha invención.Figure 3 shows the magnetic field and the proton Larmor frequency distributions in the lines along the magic angle for a preferred embodiment of the invention at the moments when the coils that are used as magnetic elements of the system are pulsed. said invention.
La Figura 4 muestra el ángulo Q entre el campo magnético y el eje z en el plano z = 0 para una realización preferente de la invención en t = 0.Figure 4 shows the angle Q between the magnetic field and the z axis in the z = 0 plane for a preferred embodiment of the invention at t = 0.
La Figura 5 muestra un diagrama de bloques con los componentes principales del hardware del sistema de la invención, en una realización preferente de la misma, y una posible secuencia de impulsos de corriente a través de las bobinas individuales para la técnica MASSIF.Figure 5 shows a block diagram with the main components of the hardware of the system of the invention, in a preferred embodiment thereof, and a possible sequence of current pulses through the individual coils for the MASSIF technique.
La Figura 6 muestra una distribución esférica homogénea de protones (Fig. 6a), una versión discreta de la distribución original de 512 vóxeles (Fig. 6b) y la reconstrucción de la imagen resultante mediante el método de la invención en una realización preferente de la misma, después de 100 ^s (Fig. 6c).Figure 6 shows a homogeneous spherical proton distribution (Fig. 6a), a discrete version of the original 512 voxel distribution (Fig. 6b) and the reconstruction of the resulting image by the method of the invention in a preferred embodiment of the same, after 100 ^ s (Fig. 6c).
La Figura 7 muestra la señal de MR inducida para una distribución esférica homogénea de protones y una realización preferente del sistema de la invención, incluidas las reconstrucciones de imágenes resultantes después de tiempos de adquisición de 10, 30 y 100 ^s. Figure 7 shows the induced MR signal for a homogeneous spherical proton distribution and a preferred embodiment of the system of the invention, including the resulting image reconstructions after acquisition times of 10, 30 and 100 ^ s.
La Figura 8 muestra una cadena de tres distribuciones esféricas homogéneas de protones (Fig. 8a), una versión discreta de la distribución original de 512 vóxeles (Fig. 8b) y la reconstrucción de la imagen resultante después de 100 ^s, empleando el sistema de la invención, en una realización preferente de la misma (Fig. 8c).Figure 8 shows a chain of three homogeneous spherical proton distributions (Fig. 8a), a discrete version of the original 512 voxel distribution (Fig. 8b) and the reconstruction of the resulting image after 100 ^ s, using the system of the invention, in a preferred embodiment thereof (Fig. 8c).
La Figura 9 muestra la señal de MR inducida para una cadena de tres distribuciones esféricas homogéneas de protones con el sistema de la invención, en una realización preferente de la misma.Figure 9 shows the MR signal induced for a chain of three homogeneous spherical proton distributions with the system of the invention, in a preferred embodiment thereof.
La Figura 10 muestra la reconstrucción de la imagen resultante de la muestra en la FIG. 6 después de 100 ^s con el sistema de la invención, en una realización preferente de la misma y a la mitad de la frecuencia de rotación (or = 2n50 kHz).Figure 10 shows the reconstruction of the image resulting from the sample in FIG. 6 after 100 ^ s with the system of the invention, in a preferred embodiment thereof and at half the rotation frequency (or = 2n50 kHz).
La Figura 11 muestra la señal de MR inducida para una distribución esférica homogénea de protones con el sistema de la invención, en una realización preferente de la misma y a la mitad de la frecuencia de rotación (or = 2n50 kHz).Figure 11 shows the MR signal induced for a homogeneous spherical proton distribution with the system of the invention, in a preferred embodiment thereof and at half the rotation frequency ( or = 2n50 kHz).
La Figura 12 muestra la comparación entre la reconstrucción de la imagen resultante de la muestra en la Figura 6, después de 100 ^s con el sistema de la invención, en una realización preferente de la misma y a la mitad de la frecuencia de rotación (or = 2n 50 kHz).Figure 12 shows the comparison between the reconstruction of the image resulting from the sample in Figure 6, after 100 ^ s with the system of the invention, in a preferred embodiment of the same and at half the rotation frequency ( or = 2n 50 kHz).
DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓNDETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
A continuación se describen diferentes realizaciones preferentes de la invención, basadas en las Figuras 1-12 del presente documento.Different preferred embodiments of the invention are described below, based on Figures 1-12 herein.
La Figura 1 muestra una disposición de una realización preferida del sistema de la invención, que se presenta a modo de ejemplo y, por tanto, con fines no limitativos de la misma. En dicha Figura 1, se aprecia una pluralidad de n elementos magnéticos (1), preferentemente dispuestos alrededor de una circunferencia (si bien otras configuraciones son igualmente posibles en el ámbito de la invención). Cuando una corriente eléctrica se pulsa a través de un elemento magnético (1), se convierte en un elemento magnético activo (2). En esta configuración, cada elemento magnético (1) se coloca, preferentemente, a una distancia r0 del centro del campo de visión (3) (FOV) y se orienta de manera tal que genera un campo magnético (4) cuya dirección en el FOV (3) forma un ángulo dm con un eje z (5), que es estático en el marco de referencia del laboratorio. Las coordenadas de cada /-ésimo elemento magnético son: /o-{sin(n-0m) ■ cos(0¿), sin(n-Q m)sin(0/), cos(n-Qm)}, con 0/=(/-1)2n/n. Se puede agregar una matriz opcional de elementos magnéticos adicionales (6) cuando se requiere homogeneidad espacial del campo magnético sobre el FOV (3). En la mayoría de las realizaciones consideradas a continuación, esto se omitirá para evitar la necesidad de uso de bobinas de gradiente dedicadas para fines de imagen.Figure 1 shows an arrangement of a preferred embodiment of the system of the invention, which is presented by way of example and, therefore, with non-limiting purposes thereof. In said Figure 1, a plurality of n magnetic elements (1) can be seen, preferably arranged around a circumference (although other configurations are also possible within the scope of the invention). When an electric current is pulsed through a magnetic element (1), it becomes an active magnetic element (2). In this configuration, each magnetic element (1) is preferably placed at a distance r 0 from the center of the field of view (3) (FOV) and is oriented in such a way as to generate a magnetic field (4) whose direction in the FOV (3) forms an angle dm with a z axis (5), which is static in the laboratory's reference frame. The coordinates of each / -th magnetic element are: / o- {sin (n-0m) ■ cos (0¿), sin (nQ m) sin (0 /), cos (n-Qm)}, with 0 / = (/ - 1) 2n / n. An optional array of additional magnetic elements (6) can be added when spatial homogeneity of the magnetic field over the FOV (3) is required. In most of the embodiments considered below, this will be omitted to avoid the need for the use of dedicated gradient coils for imaging purposes.
Existen diferentes opciones para la realización de los elementos magnéticos (1). Por ejemplo, pueden tomar la forma de un solenoide, de una bobina plana o de un imán electro-permanente (o EPM, de su término en inglés “Electro-permanent Magnet”), que puede pulsarse pasando una corriente eléctrica a través de una bobina enrollada alrededor de él.There are different options for the realization of the magnetic elements (1). For example, they can take the form of a solenoid, a flat coil or an electro-permanent magnet (or EPM, from its English term “Electro-permanent Magnet”), which can be pulsed by passing an electric current through a coil wound around it.
A continuación, se describe una configuración particular de la invención, a la que se denominará en adelante como “Realización 1”, que se aporta con fines ilustrativos y en la que se basa la mayoría de los cálculos y simulaciones incluidas en la presente descripción. Dicha Realización 1 comprende n = 4 elementos magnéticos (1) que toman la forma de solenoides con 10 devanados cada uno, que se enrollan alrededor de cilindros de radios r = 3.47 cm. En la citada Realización 1, la longitud l del solenoide es mucho menor que r y ro, por lo que se puede aproximar a l = 0 en los cálculos que siguen. Los solenoides se colocan con sus centros a una distancia ro = 5 cm del centro del FOV (3), con sus ejes de simetría formando ángulos Q m con el eje z. El FOV (3) es cúbico, con lados Ifov =1 cm. Cada elemento magnético activo (2) transporta una corriente eléctrica lo = 500 A.Next, a particular configuration of the invention is described, which will be referred to hereinafter as "Embodiment 1", which is provided for illustrative purposes and on which most of the calculations and simulations included in the present description are based. Said Embodiment 1 comprises n = 4 magnetic elements (1) that take the form of solenoids with 10 windings each, which are wound around cylinders with radii r = 3.47 cm. In said Embodiment 1, the length l of the solenoid is much less than r and ro, so it can be approximated to l = 0 in the calculations that follow. The solenoids are placed with their centers at a distance ro = 5 cm from the center of the FOV (3), with their axes of symmetry forming angles Q m with the z axis. The FOV (3) is cubic, with sides Ifov = 1 cm. Each active magnetic element (2) carries an electric current lo = 500 A.
Las Figuras 2-3 muestran la distribución de la intensidad del campo magnético espacial para la Realización 1 de la invención, cuando el único elemento magnético activo (2) es i = 1. Las frecuencias de Larmor de protón también se encuentran representadas en las figuras. La intensidad del campo magnético (4) generado por un único elemento magnético (1) toma valores de 13-21 mT sobre el FOV (3), correspondientes a frecuencias de Larmor de protón de 500-900 kHz. La distribución de ángulos entre el campo magnético (4) y el eje z (5) en el plano z = 0 se muestran en la Figura 4 y siempre están dentro de un margen de variación de 3° respecto a Qm.Figures 2-3 show the distribution of the intensity of the spatial magnetic field for Embodiment 1 of the invention, when the only active magnetic element (2) is i = 1. The proton Larmor frequencies are also represented in the figures . The intensity of the magnetic field (4) generated by a single magnetic element (1) takes values of 13-21 mT on the FOV (3), corresponding to proton Larmor frequencies of 500-900 kHz. The distribution of angles between the magnetic field (4) and the z axis (5) in the z = 0 plane are shown in Figure 4 and are always within a variation range of 3 ° with respect to Qm.
Los elementos mostrados en la Figura 1 forman, así, la esencia de la invención divulgada. No obstante, para poder aplicarla a técnicas de RM, se deben agregar capacidades de excitación de spin y detección. Ello se puede hacer, por ejemplo, con elementos de radiofrecuencia (RF) estándar, sintonizados a la frecuencia de resonancia de precesión de Larmor de los núcleos sujetos a estudio. Para la obtención de imágenes de las muestras, una secuencia de pulsos típica comienza con la excitación de los núcleos por radiofrecuencia, transformando la magnetización longitudinal como una magnetización transversal detectable.The elements shown in Figure 1 thus form the essence of the disclosed invention. However, to be able to apply it to MRI techniques, you must add spin excitation and detection capabilities. This can be done, for example, with standard radio frequency (RF) elements, tuned to the Larmor precession resonance frequency of the nuclei under study. For imaging samples, a typical pulse sequence begins with radiofrequency excitation of nuclei, transforming longitudinal magnetization into detectable transverse magnetization.
En el sistema de la Figura 1, la excitación de RF se puede llevar a cabo con un solo elemento magnético activo (2), o con múltiples elementos magnéticos (1) activados, lo que produce un campo magnético (4) mayor, que pre-polariza la muestra para obtener una proporción señal/ruido (SNR, del inglés "Signal to Noise Ratio”) mejorada.In the system of Figure 1, RF excitation can be carried out with a single active magnetic element (2), or with multiple activated magnetic elements (1), which produces a larger magnetic field (4), which pre -polarize the sample to obtain an improved Signal to Noise Ratio (SNR).
En lugar de utilizar una secuencia de RM convencional después del pulso de excitación RF, la técnica MASSIF de la invención se basa en el control rápido de las corrientes eléctricas para rotar el campo magnético (4) global alrededor del eje z (5). La Figura 5 muestra un diagrama de bloques con los componentes principales del hardware del sistema de la invención, junto con una posible secuencia de impulsos de corriente a través de una pluralidad de bobinas individuales para implementar el método de obtención de imágenes de la invención. Los componentes de hardware incluyen, por ejemplo, un ordenador de control (7), preferentemente integrado con un módulo de electrónica de baja potencia (8) y un módulo de electrónica de alta potencia (9). La Figura 5 muestra una realización en la que se combinan el ordenador de control (7) y la electrónica de baja potencia (8). Normalmente, la electrónica de alta potencia (9) será un módulo separado. Si se trata de una fuente de alimentación, preferentemente ésta soportará comunicación digital, en cuyo caso el ordenador de control (7) envía información digital sobre la secuencia de pulsos que se debe programar en una memoria interna de la electrónica de alta potencia (9), y la electrónica de baja potencia (8) envía los disparadores para generar los pulsos de alta potencia. Si la electrónica de alta potencia (9) es un amplificador de potencia analógico, el ordenador de control (7) envía información digital sobre la secuencia de pulsos que se programará en una memoria interna de la electrónica de baja potencia (8), y la electrónica de baja potencia (8) envía las ecuaciones de los pulsos de baja potencia que se amplifican en la electrónica de alta potencia (9).Instead of using a conventional MRI sequence after the RF excitation pulse, the MASSIF technique of the invention relies on the rapid control of electrical currents to rotate the global magnetic field (4) around the z- axis (5). Figure 5 shows a block diagram with the main hardware components of the system of the invention, together with a possible sequence of current pulses through a plurality of individual coils to implement the imaging method of the invention. The hardware components include, for example, a control computer (7), preferably integrated with a low-power electronics module (8) and a high-power electronics module (9). Figure 5 shows an embodiment in which the control computer (7) and the low-power electronics (8) are combined. Typically, the high power electronics (9) will be a separate module. If it is a power supply, preferably it will support digital communication, in which case the control computer (7) sends digital information about the sequence of pulses that must be programmed in an internal memory of the high-power electronics (9) , and the low power electronics (8) send the triggers to generate the high power pulses. If the high-power electronics (9) is an analog power amplifier, the control computer (7) sends digital information about the sequence of pulses that will be programmed into an internal memory of the low-power electronics (8), and the Low-power electronics (8) sends the equations of the low-power pulses that are amplified in high-power electronics (9).
Se pueden concebir múltiples secuencias de pulsos para un control rápido del campo magnético (4). Una posibilidad es tener un único elemento magnético activo (2) a la vez de entre los n que conforman el conjunto total, durante una ventana de tiempo de duración bobina = Tr / n = 2 n / (nwr), donde Tr es el periodo total de revolución del sistema, y Wr es la frecuencia angular correspondiente. Ello se representa en la Figura 5 y se utiliza para todos los cálculos a continuación. Otra posibilidad es utilizar un control de tiempo más complejo, por ejemplo, activando todos los elementos magnéticos (1) simultáneamente con generadores de corriente alterna (AC), en la forma lo • cos(Wrt y), con y¡ = (i - 1) n / n, para elementos magnéticos (1) que se ejecutan desde i = 1 hasta n. Multiple pulse sequences can be devised for rapid magnetic field control (4). One possibility is to have a single active magnetic element (2) at a time from among the n that make up the total set, during a time window of coil duration = Tr / n = 2 n / (nwr), where Tr is the total period of revolution of the system, and Wr is the corresponding angular frequency. This is depicted in Figure 5 and is used for all calculations below. Another possibility is to use a more complex time control, for example, activating all the magnetic elements (1) simultaneously with alternating current generators (AC), in the form lo • cos (Wrt y), with y¡ = ( i - 1) n / n, for magnetic elements (1) that run from i = 1 to n.
Además del sistema descrito en los párrafos precedentes, la presente invención se refiere también a un método para implementar MASSIF con dicho sistema, para la generación de imágenes MR de los objetos bajo estudio. A diferencia de las realizaciones típicas de MRI, las inhomogeneidades de campo magnético en MASSIF pueden variar en escalas de tiempo significativamente más cortas que la ventana de adquisición de señal. Asimismo, al igual que sucede en las técnicas de MRI de campo magnético de codificación espacial (rSEM), las transformaciones de Fourier directamente obtenidas de las señales dependientes del tiempo adquiridas en el detector de RF no producen una imagen de la muestra, ya que las homogeneidades del campo magnético no se describen mediante gradientes lineales simples. En cambio, la señal de tiempo detectada s(t) está relacionada con la distribución de densidad de spin p(r) a través de una función de codificación ®(r,t) que calcula la fase MR adquirida para cada punto en el espacio, para cada instante en el tiempo:In addition to the system described in the preceding paragraphs, the present invention also refers to a method for implementing MASSIF with said system, for the generation of MR images of the objects under study. Unlike typical MRI embodiments, magnetic field inhomogeneities in MASSIF can vary on timescales significantly shorter than the signal acquisition window. Likewise, as in the case of spatial coding magnetic field (rSEM) MRI techniques, the Fourier transformations directly obtained from the time-dependent signals acquired in the RF detector do not produce an image of the sample, since the Magnetic field homogeneities are not described by simple linear gradients. Instead, the detected time signal s ( t) is related to the spin density distribution p (r) through a coding function ® ( r, t) that calculates the MR phase acquired for each point in space , for each instant in time:
s(t) = í e -^ ^ p C ñ áf,s (t) = í e - ^ ^ p C ñ áf,
./FoV (Ec. 1) con:./FoV (Eq. 1) with:
donde wl es la frecuencia de precesión de Larmor, y la relación giromagnética (~ 2n ■ 42 MHz/T para protones), y B(r,t’) el campo magnético en una posición determinada r y un instante t’.where wl is the Larmor precession frequency, and the gyromagnetic ratio ( ~ 2n ■ 42 MHz / T for protons), and B ( r, t ') the magnetic field at a given position r and time t'.
Cuando se discretiza, s(t) se convierte en un vector S de longitud igual al número de pasos de tiempo tn, p(r) se convierte en un vector p de longitud igual al número de vóxeles Vn, y ®(r,t) se convierte en una matriz O con tn filas y Vn columnas, referida como "matriz de codificación". Después de la discretización, la Ecuación 1 se convierte en:When discretized, s ( t) becomes a vector S of length equal to the number of time steps tn, p ( r) becomes a vector p of length equal to the number of voxels Vn, and ® ( r, t ) becomes an OR matrix with tn rows and Vn columns, referred to as the "coding matrix". After discretization, Equation 1 becomes:
S = O p, (Ec. 3) y p puede obtenerse como O-1S, desde donde se puede recuperar inequívocamente una imagen. S = O p, (Eq. 3) and p can be obtained as O -1 S , from where an image can be unequivocally retrieved.
Todas las reconstrucciones de imágenes a continuación se basan en la Realización 1, con los siguientes parámetros, a menos que se especifique lo contrario:All image reconstructions below are based on Embodiment 1, with the following parameters, unless otherwise specified:
• Wr= 2 n--100 kHz(Tr= 10 jus, suficiente para el estrechamiento de líneas de ángulo mágico para los tejidos biológicos más duros).• Wr = 2 n - 100 kHz (Tr = 10 jus, sufficient for the narrowing of magic angle lines for the hardest biological tissues).
• Tiempo total de adquisición tacq = 100 ys.• Total acquisition time tacq = 100 ys.
• tn = 1000 pasos de tiempo (tiempo de resolución 5t = 100 ns). • tn = 1000 time steps (resolution time 5t = 100 ns).
• Vn = 512 vóxeles (resolución espacial 5r = 1.25 mm).• Vn = 512 voxels (spatial resolution 5r = 1.25 mm).
• La secuencia de pulsos representada en la Figura 5.• The pulse sequence represented in Figure 5.
Se asumirá también que la detección de la señal es homogénea en todo el FOV (3), independientemente de la orientación local instantánea del campo magnético (4). Las pequeñas variaciones de Q visibles en la Figura 4 para estas condiciones indican que esta aproximación resulta razonable si se emplea un único detector coaxial con el eje z (5).It will also be assumed that the detection of the signal is homogeneous throughout the FOV (3), regardless of the instantaneous local orientation of the magnetic field (4). The small variations of Q visible in Figure 4 for these conditions indicate that this approximation is reasonable if a single detector coaxial with the z- axis is used (5).
Se considera, a continuación, una muestra cuyos espines están distribuidos homogéneamente sobre el volumen de una esfera. Ésta corresponde a la gráfica de la Figura 6a. El segundo gráfico (Figura 6b) es la versión discretizada de la distribución original (512 vóxeles). La señal de tiempo discretizada S inducida por la muestra en un detector ideal, como se describe anteriormente, se representa en la gráfica superior izquierda de la Figura 7. Con el fin de reconstruir una imagen a partir de ella, la matriz O se calculada con la Ecuación 2. Posteriormente, usando la Ecuación 3, se resuelven los valores de p , de donde se obtiene la reconstrucción correspondiente a la Figura 6c.Next, we consider a sample whose spins are homogeneously distributed over the volume of a sphere. This corresponds to the graph in Figure 6a. The second graph (Figure 6b) is the discretized version of the original distribution (512 voxels). The discretized time signal S induced by the sample in an ideal detector, as described above, is represented in the upper left graph of Figure 7. In order to reconstruct an image from it, the matrix O is calculated with Equation 2. Subsequently, using Equation 3, the values of p are solved, from which the reconstruction corresponding to Figure 6c is obtained.
La información obtenida del objeto muestreado depende, en gran medida, del tiempo total de adquisición tacq. Las gráficas 3D de la parte inferior de la Figura 7 muestran las reconstrucciones siguiendo el procedimiento descrito en el párrafo anterior, pero para tacq = 10 y 30 ys. Como se puede apreciar, la diferencia entre los dos es pequeña. Esto se relaciona con la información escasa (es decir, la amplitud de la señal) en el intervalo de tiempo entre 10 y 30 ys, que a su vez está relacionado con la frecuencia de rotación del campo magnético Ello sugiere ya un aspecto importante de MASSIF sobre el que detallamos a continuación: las frecuencias de rotación rápida de MASSIF permiten una reconstrucción de imagen mucho más rápida que otras técnicas MRI. The information obtained from the sampled object depends, to a large extent, on the total acquisition time tacq. The 3D graphs in the lower part of Figure 7 show the reconstructions following the procedure described in the previous paragraph, but for tacq = 10 and 30 ys. As you can see, the difference between the two is small. This is related to the scarce information (that is, the amplitude of the signal) in the time interval between 10 and 30 ys, which in turn is related to the frequency of rotation of the magnetic field. This already suggests an important aspect of MASSIF About which we detail below: MASSIF's fast rotation frequencies allow much faster image reconstruction than other MRI techniques.
Los resultados de los cálculos anteriores aplicados a un segundo objeto menos simétrico se presentan en la Figuras 8-9. El objeto fotografiado en este caso es una cadena de tres pequeñas distribuciones de spin esféricas centradas en el centro y dos de las esquinas del FOV (3).The results of the above calculations applied to a second less symmetrical object are presented in Figures 8-9. The object photographed in this case is a chain of three small spherical spin distributions centered at the center and two at the corners of the FOV (3).
Se pueden obtener imágenes de RM de alta calidad en los escáneres de IRM en los que la evolución de la fase cambia significativamente dentro de las dimensiones de la muestra. Por esta razón, para obtener imágenes de MR de alta resolución, los escáneres convencionales utilizan gradientes magnéticos fuertes. En MASSIF, sin embargo, hay un grado adicional de libertad que se puede usar para controlar la resolución espacial: la frecuencia de rotación wr. La fase de RM adquirida en cada punto del espacio depende no solo de su posición r (como es el caso de la RMN convencional), sino también de Wr. Esto se evidencia en la Ecuación 2, donde la dependencia explícita en el tiempo de B(r, t) se debe únicamente al hecho de que el campo magnético está girando.High-quality MR images can be obtained on MRI scanners in which the phase evolution changes significantly within the dimensions of the sample. For this reason, to obtain high resolution MR images, conventional scanners use strong magnetic gradients. In MASSIF, however, there is an additional degree of freedom that can be used to control spatial resolution: the rotation frequency wr. The MR phase acquired at each point in space depends not only on its position r (as is the case with conventional NMR), but also on Wr. This is evidenced in Equation 2, where the explicit time dependence of B ( r, t) is solely due to the fact that the magnetic field is rotating.
La influencia de Wr en la imagen reconstruida se aprecia claramente en la Figura 10, que muestra la reconstrucción de la imagen de la muestra obtenida en la Figura 6 después de 100 ¡js con la Realización 1 a la mitad de la frecuencia de rotación (Wr= 2n 50 kHz). La señal de tiempo S se representa en la Figura 11, mientras que la Figura 12 se realiza una comparación directa de los resultados de las imágenes a 50 y 100 kHz. The influence of Wr on the reconstructed image is clearly seen in Figure 10, which shows the reconstruction of the image of the sample obtained in Figure 6 after 100 js with Embodiment 1 at half the rotation frequency (Wr = 2n 50 kHz). The time signal S is represented in Figure 11, while Figure 12 makes a direct comparison of the results of the images at 50 and 100 kHz.
Claims (12)
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