MXPA04008593A - Resonancia magnetica nuclear y formacion de imagenes por resonancia magnetica a campos ultrabajos, detectadas por interferometro cantico supraconductor. - Google Patents

Abstract

Se detectan senales de resonancia magnetica nuclear (NMR por sus siglas en ingles) en campos de microteslas. La prepolarizacion en campos de militeslas es seguida por la deteccion con un magnetometro no sintonizado de interferometro cuantico supraconductor (SQUID por sus siglas en ingles), debido a que la sensibilidad del SQUID es independiente de frecuencias, tanto la relacion senal a ruido (SNR por sus siglas en ingles) como la resolucion espectral son incrementadas al detectar la senal de NMR en capos magneticos extremadamente bajos, en donde las lineas de NMR se vuelven muy angostas incluso para campos de medicion amniamente no homogeneos.

Description

RESONANCIA MAGNETICA NUCLEAR Y FORMACION DE IMAGENES POR RESONANCIA MAGNETICA A CAMPOS ULTRABAJOS, DETECTADAS POR INTERFEROMETRO CUANTICO SUPRACONDUCTOR Antecedentes de la invención La invención se refiere generalmente a resonancia magnética nuclear (N R por sus siglas en inglés) y a formación de imágenes por resonancia magnética (MRI, por sus siglas en inglés) , y más particularmente a NMR y MRI a campos magnéticos ultrabajos. La resonancia magnética nuclear (NMR por sus siglas en inglés) es una técnica para obtener información acerca de átomos y las moléculas que estos forman. La NMR opera en átomos que tienen núcleos en los cuales al menos un protón o neutrón no está apareado. Este desequilibrio causa que estos núcleos giren sobre un eje al igual que trompos en miniatura y da origen a un momento magnético, es decir, los núcleos se comportan como imanes con polos norte y sur. Cuando son expuestos a un campo magnético externo, estos imanes giratorios intentan alinear sus ejes a lo largo de las líneas de fuerza magnética. Sin embargo, la alineación no es exacta, dando como resultado una rotación fuera del eje (precesión) alrededor de las líneas de fuerza que es única para cada tipo de núcleo. Si, mientras son expuestos al campo magnético, los núcleos son bombardeados REF . : 158275 con ondas de radio (RF, por sus siglas en inglés) , absorberán y reemitirán energía a una frecuencia específica de acuerdo con su velocidad de rotación. Esta frecuencia resonante se vuelve por lo tanto una señal de firma mediante la cual los núcleos pueden ser identificados. Cuando los núcleos absorben la energía de una onda de radio entrante, son golpeados y sacados de alineación con las líneas del campo magnético externo. Al perder posteriormente esta energía, los núcleos regresan a su alineación. La velocidad a la cual los núcleos resonantes se alinean ellos mismos con las líneas de campos magnéticos proporciona información detallada acerca de su posición y movimiento con respecto a núcleos adyacentes. Esto proporciona una técnica no invasora para estudiar las relaciones estructurales, dinámicas y espaciales de los átomos en una muestra de moléculas . La R tiene dos subconjuntos básicos espectroscopia y formación de imágenes. En la espectroscopia por NMR, la frecuencia de la onda de. radio entrante es variada, y todas las frecuencias diferentes absorbidas y emitidas por los núcleos son medidas para obtener un espectro de resonancia. Este espectro de NMR revela la constitución molecular del material hasta las posiciones y movimientos respectivos de los átomos constituyentes. En la formación de imágenes por resonancia magnética (MRI por sus siglas en inglés) , la frecuencia de la onda de radio entrante se mantiene constante, pero la fuerza del campo magnético externo es variada. La señal resultante corresponde el número total de núcleos giratorios presentes en cualquier parte de la muestra, es decir, la densidad atómica de la muestra en ese punto. La información obtenida a partir de una disposición de puntos puede ser traducida por computadora en una imagen reconocible. Desde la invención de la MRI a principios de los 70 's, los escáneres MRI han sido desarrollados uniformemente hacia fuerzas de campo magnético más altas. La sensibilidad incrementada obtenible a alto campo hace posible resolver características a escalas de longitud incluso todavía más cortas, y hace posible experimentos de formación de imágenes rápidos con resolución casi en tiempo real. Los escáneres clínicos de modelo reciente operan a una fuerza de campo de 1.5 T, que corresponde a una frecuencia de Larmor de protones de 64 MHz; actualmente, existe una lucha por obtener la aprobación de formadores de imágenes de 4 T para uso clínico. Un número de instalaciones alrededor del mundo tienen ahora escáneres de 7 T para propósitos de investigación. Al mismo tiempo, las últimas tres décadas han visto un esfuerzo constante hacia el desarrollo de sistemas para MRI en bajos campos magnéticos. Gran parte dé este trabajo ha sido motivado por consideraciones de costo: un formador de imágenes de cuerpo completo comercial que opera a 1.5 T cuesta varios millones de dólares, y la operación de esta máquina presenta demandas considerables para la infraestructura del hospital o instalación de investigación. Además, debido al tamaño y complejidad del sistema de campo alto, necesariamente tiene que ser fijado en un lugar, y la muestra u objeto tiene que ser transportada al sistema e insertada en el orificio de confinamiento del imán de campo alto; en ciertos casos esto es simplemente imposible. Un escáner MRI portátil y de bajo costo es extremadamente atractivo, ya que es un sistema MRI abierto, el cual puede hacer posible la adquisición de MRIs al mismo tiempo que un procedimiento médico se lleva a cabo. Los formadores de imágenes portátiles y no costosos harían que la MRI resolviera una amplia variedad de problemas nuevos, transformándola potencialmente de una técnica clínica y de investigación altamente especializada en una herramienta mucho más expandida y flexible para un rápido análisis de pacientes y formación de imágenes no invasiva general . Sin embargo, cualquier tipo de sistema MRI portátil o abierto tendría que operar a fuerzas de campo magnético relativamente b j as . Más aún, a pesar de la seria desventaja de la sensibilidad reducida, las imágenes adquiridas en campo bajo deben, en principio, ser de una calidad más alta que aquellas adquiridas en un campo magnético alto. Una desventaja inevitable de la formación de imágenes de campo alto es la de artefactos de susceptibilidad. Cuando una muestra heterogénea es puesta en un campo magnético, variaciones en la susceptibilidad magnética sobre el volumen de la muestra dan origen a gradientes de campo magnético espurias. Cuando estas gradientes espurias se vuelven comparables a las gradientes que se usan para la codificación, la imagen es severamente distorsionada. En la formación de imágenes médica, la presencia de rellenos dentales o joyería es suficiente para destruir la MRI ; cambios abruptos en la susceptibilidad en interfaces sólido-líquido y sólido-aire dentro del cuerpo, tales como en los senos, producen distorsiones que son más sutiles, pero las cuales no obstante presentan límites estrictos a la resolución espacial obtenible. Ya que la fuerza de las gradientes espurias se escala linealmente con la fuerza del campo aplicado, es posible eliminar las distorsiones inducidas por susceptibilidad completamente al formar imágenes en un campo magnético bajo. Finalmente, el contraste Ti en tejido es incrementado en un campo magnético bajo. Debido a esto, las imágenes de campo bajo permiten una diferenciación más detallada de diferentes órganos y tipos de tejidos, y contienen potencialmente información más rica que las imágenes correspondientes adquiridas en campo alto. (Es interesante notar que, en los primeros días de la MRI , muchos investigadores eran escépticos de que la MRI de campo alto pudiera incluso equivaler a una herramienta clínica útil, precisamente debido a la degradación del contraste de los tejidos en un campo alto) . Ha habido un número de enfoques para la MRI de campo bajo en años recientes. Éstos se han basado generalmente en la detección de Faraday en un campo estático del orden de 10 mT a 100 mT, el cual es generado por un electroimán. El principal obstáculo en estos estudios es la baja sensibilidad intrínseca del experimento de campo bajo. En un enfoque diferente, H.C. Seton et al., "A 4.2 K receiver coil and SQUID amplifier used to improve the SNR of low-field magnetic resonance images of the human arm" , Meas. Sci . Technol . 8, 198-207 (1997) emplearon un magnetómetro SQUID sintonizado para detección por NMR; el SQUID proporcionaba un incremento en SNR de un factor de 2.8-4.5 sobre la detección convencional en imágenes adquiridas a partir de muestras a temperatura ambiente en un campo de 10 mT. En el trabajo de formación de imágenes de campo bajo de A. Macovski et al., "Novel approaches to low cost MRI", Magn. Reson. Med. 30, 221-230 (1993) y W. Shao et al., "Low readout field magnetic resonance imaging of hyperpolarized xenón and water in a single system" , Ap l . Phys . Lett . 80, 2032-2034 (2002), espines fueron prepolarizados en un campo de 0.3 T, mientras que las señales de NMR eran detectadas en un campo mucho más bajo de 30 mT . Aquí, la homogeneidad del campo de polarización no era crucial, y la etapa de prepolarización llevaba a un incremento de la magnetización de la muestra por un orden de magnitud. Usando técnicas similares, J. Stepisnik et al., "NMR imaging in the Earth' s magnetic field", Magn. Reson. Med. 15, 386-391 (1990) y G. Planinsic et al., "Relaxation-time measurement and imaging in the Earth' s magnetic field", J. Magn. Reson. Ser. A 110, 170-174 (1994) , adquirieron MRIs en el campo magnético de la tierra (BEarth - 50 µ?) , demostrando el contraste ?? incrementado que se puede obtener en campo bajo. En ambos trabajos de Macovski et al. y Stepisnik et al., sin embargo, la detección de Faraday en el campo de la tierra implicaba una pérdida de señal sustancial . Los Interferómetros cuánticos supraconductores (SQUIDs, por sus siglas en inglés) son detectores sensibles de campos magnéticos a base del efecto de Josephson mecánico de quantum. Los SQUIDs se basan en superconductores, cuya resistencia cae a cero cuando son enfriados hasta una temperatura crítica Te. Un SQUID es formado al separar su material superconductor con una barrera aislante muy delgada a través de la cual pares de electrones pueden pasar. Esta combinación de material superconductor y barrera aislante forma una junta de Josephson, es decir, dos superconductores unidos por un enlace débil. El SQUID consiste en un anillo o cuadrado superconductor interrumpido en dos puntos por juntas de Josephson. Cuando corriente eléctrica suficiente es aplicada al SQUID, se genera un voltaje a través de su cuerpo. En presencia de un campo magnético, este voltaje cambiará al cambiar la fuerza de campo. De esta manera, el SQUID vuelve un cambio en un campo magnético, el cual es mucho más difícil de medir, en un cambio en voltaje, el cual es muy fácil de medir. Para propósitos de aplicación, los SQUIDs son casi siempre acoplados a componentes auxiliares. Para formar un magnetómetro, un SQUID se conecta a un transformador de flujo, un dispositivo que consiste en un bucle relativamente grande de material superconductor y una bobina de vueltas múltiples mucho más pequeña. Ya que el bucle grande recoge un campo magnético sobre un área mucho más grande, la sensibilidad del SQUID a los cambios en la fuerza del campo magnético es incrementada muchas veces. Originalmente los SQUIDs eran hechos con superconductores de baja Te, por ejemplo, niobio (Te = 9.5K) , que requerían de enfriamiento con helio líquido. Más recientemente, se han hecho SQUIDs de alta Te, usando materiales superconductores de óxido de cerámica de alta Te, por ejemplo, materiales de óxido de itrio bario cobre (YBCO) (Te = 93K) , los cuales sólo requieren de enfriamiento con nitrógeno líquido, que es mucho menos costoso y con el cual es más fácil trabajar que con helio líquido. Un SQUID de bajo ruido de alta Te se describe en la patente de E.U.A. No. 6,023,161 expedida el 02/08/00. Los SQUIDs de baja temperatura de transición han sido usados experitnentalmente para detectar señales de NMR y resonancia de cuadripolo nuclear (NQR) , por ejemplo, Dinh M. Ton That et al., "Direct current superconducting quantum interference device spectrometer for pulsed nuclear magnetic resonance and nuclear quadrupole resonance at frequencies up to 5 MHz", Rev. Sci. Instr. 67, 2890 (1996). SQUIDs de baja Te han sido usados para crear imágenes de helio y xenón polarizados a campos relativamente bajos, por ejemplo, M.P. Augustine et al., "Low field magnetic resonance images of polarized noble gases obtained with a de superconducting quantum interference device", Ap l . Phys . Lett. 72 (15), 1908 (1998) . La posibilidad de usar un SQUID de alta Te para detectar señales de NMR ha sido demostrada, S. Kumar et al., "Nuclear magnetic resonance using using a high temperature superconducting quantum interference device", Appl. Phys. Lett . 70 (8) , 1037 (1997) . Los SQUIDs se usaron primero en los 80 's para detectar señales de NMR en campo magnético bajo. Sin embargo, la mayoría de los estudios de NMR por SQUID han sido llevados a cabo en muestras en el estado sólido, a temperaturas de helio líquido (LHe) . Recientemente, se ha incrementado el interés por extender las técnicas de NMR por SQUID a muestras en el estado líquido, y en particular a sistemas que sean biológicamente relevantes. S. Kumar et al., "Broadband SQUID NMR ith room temperature samples" , J. Magn. Reson. B 107, 252 (1995) demostraron espectros de NMR de tejido animal medidos a temperatura ambiente. H.C. Seton et al., ibid. , usaron SQUIDs para formar imágenes de muestras a temperatura ambiente en un campo de 10 mT, y K. Shlenga et al., "Low-field magnetic resonance imaging with a high-T, de superconducting quantum interference device" , Ap l . Phys . Lett. 75, 3695-3697 (1999) y patente de E.U.A. 6,159,444 expedida el 12/12/00, usaron un magnetómetro SQUID fabricado del superconductor de alta temperatura de transición YBCO para crear imágenes de muestras de protones polarizados térmicamente a temperatura ambiente en un campo de 2 mT. Sin embargo, a pesar de estos esfuerzos iniciales, los estudios de NMR por SQUID de muestras líquidas permanecen extremadamente limitados en número y en alcance. El reto central para los estudios de NMR por SQUID de líquidos es el de la baja sensibilidad. Las polarizaciones térmicas son dos órdenes de magnitud más bajas a 300 K que a 4.2 K. Además, para poder enfriar el SQUID debajo de su temperatura de transición superconductora, es necesario aislar térmicamente el detector de la muestra; el factor de relleno es por lo tanto bastante bajo. El efecto de MR se produce por un momento magnético centrífugo sobre núcleos en una muestra. Un campo magnético ocasiona que los momentos magnéticos centrífugos que precesionen alrededor del campo en la frecuencia de Larmor ? que es proporcional al campo magnético. En la NMR de campo bajo (típicamente < 10 mT) el espín precesiona a frecuencias correspondientemente bajas, típicamente de menos de 500 kHz, alrededor de la dirección del campo. En la NMR convencional, en la cual se usa un circuito resonante para detectar la magnetización de precesión, la señal de voltaje inducida V es proporcional a la magnetización centrífuga M y su velocidad de cambio (frecuencia) co. Ya que M también es proporcional a la frecuencia ?, V se escala con o2. Como resultado, es difícil detectar señales de NMR a bajos campos con un detector de Faraday convencional. En contraste, se pueden usar SQUIDs para medir el flujo magnético directamente, dando como resultado una relación señal a ruido (S/N) mucho más alta a bajas frecuencias. Sin embargo, el uso de SQUIDs para NMR/MRI ha estado hasta el momento limitado, y no se ha usado a campos magnéticos ultrabajos de décimas o cientos de microteslas .

Breve descripción de la invención En consecuencia, un objetivo de la invención es proporcionar un método y aparato para resonancia magnética nuclear y formación de imágenes por resonancia magnética nuclear a campos magnéticos ultrabajos. La invención es un método y aparato para la detección de señales de resonancia magnética nuclear ( MR) y la producción de formación de imágenes por resonancia magnética (MRI) al obtener espectros de NMR de líquidos en campos de microteslas usando prepolarización en campos de militeslas y detección con un interferómetro cuántico supraconductor de no sintonizado (SQUID) . Debido a que la sensibilidad del SQUID es independiente de frecuencia, tanto la relación señal a ruido (SNR) como la resolución espectral son incrementadas al detectar la señal de NMR en campos magnéticos extremadamente bajos, en donde las líneas de NMR se hacen muy angostas incluso para campos de medición ampliamente no homogéneos. La invención opera en campos magnéticos ultrabajos, típicamente de alrededor de 100-150 µ?, pero incluso décimas de µ? y hasta aproximadamente 1 µ? o menos, para la detección, y usa típicamente un campo de alrededor de pocos o décimas de mT para la prepolarización. El tamaño de la muestra puede ser muy pequeño pero puede ser grande, es decir, partes del cuerpo. El detector es un magnetómetro SQUID diseñado de tal manera que el detector SQUID puede estar muy cercano a la muestra, la cual está a temperatura ambiente . Un inserto criogénico permite separaciones pequeñas entre una muestra mantenida a temperatura ambiente y un detector SQUID operado en un baño de helio líquido de tal manera que las señales de NMR que provengan de muestras en el estado liquido puedan ser medidas usando SQUID de baja Tc . La prepolarización se lleva a cabo ya sea mediante la manipulación resonante de espines en un campo magnético en el orden de pocos mT o la manipulación de espines no resonantes con campos estáticos cambiados. La sensibilidad independiente de frecuencia del magnetómetro SQUID no sintonizado permite la medición de las señales de NMR que provienen de la muestra en campos magnéticos extremadamente bajos, hasta el orden de 1 µ?, en donde la frecuencia de Larmor de protones es del orden de décimas de Hz . A estos campos, los anchos de línea de NMR se acercan al límite del tiempo de vida, incluso en campos de medición ampliamente no homogéneos . La reducción del ancho de banda de la señal a través de la reducción de la fuerza del campo magnético de medición incrementa tanto la SNR como la resolución espectral. Aunque la información de los desplazamientos químicos se pierde en el campo bajo, los acoplamientos escalares, los cuales son independientes de campo, se conservan. Estos acoplamientos escalares actúan como firmas de enlaces covalentes específicos. De esta manera, la invención incluye un "detector de enlaces" a base de SQUID simple, el cual produce información precisa acerca de los acoplamientos escalares heteronucleares en campos de microteslas . La formación de imágenes por resonancia magnética en campo magnético ultrabajo se basa en la NMR a campos ultrabajos. Al explotar la respuesta independiente de frecuencia del magnetometro SQUID no sintonizado, es posible incrementar tanto la SNR como la resolución (en este caso, resolución espacial) de imágenes de resonancia magnética al reducir la fuerza del campo de medición para eliminar el ensanchamiento no homogéneo de las líneas de NMR.

Breve descripción de las figuras Las figuras 1A-D ilustran el angostamiento del ancho de banda de señal a través de la reducción de la fuerza del campo magnético. Las figuras 2A-2B ilustran el proceso de MRI en campos magnéticos de microteslas. La figura 3 muestra un inserto criogénico para espectroscopia de NMR detectada por SQUID de líquidos. La figura 4 es un diagrama de bloques del aparato de espectrómetro SQUID de baja Tc.

La figura 5 muestra una secuencia de impulsos de NMR para el aparato de la figura 4. Las figuras 6A-6B ilustran el incremento de SNR a través de la reducción de la fuerza del campo de medición. La figura 7 es el espectro de NMR de 5 mi de ácido fosfórico al 85% (H3P04) medido en un campo de 2.6 µ? . Las figuras 8A-8B ilustran la resolución de acoplamientos escalares en campos de microteslas. La figura 9 muestra el campo magnético y bobinas de gradiente de campo magnético para MRI detectada por SQUID. Las figuras 10A-10B son secuencias de impulsos usadas para MRI detectada por SQUID. La figura 11 ilustra un aparato de MEG y MRI combinado .

Descripción detallada de la invención La invención está dirigida a ciertas mejoras en NMR/MRI como se describe en la presente; otros aspectos de los sistemas de NMR/MRI son convencionales y no se describen toda vez que se conocen bien en la técnica.

A. Concepto de NMR de campo de microteslas El ensanchamiento de líneas debido a la no homogeneidad del campo es una responsabilidad principal en la NMR de estado líquido. La resolución espectral, y por lo tanto la información que se puede extraer acerca de la interacción de los núcleos con el ambiente electromagnético local, es finalmente determinada por el ancho de las líneas de NM . Es necesario que la fuerza de las interacciones exceda la dispersión de las frecuencias de Larmor de la muestra. Más aún, para una magnetización de muestra fija, la SNR lograda a partir de una sola FID o señal de eco centrífuga se escala inversamente con el ancho ensanchado no homogéneamente de la línea de NMR. Por estas razones, la NMR de estado líquido de alta resolución requiere de una homogeneidad de campo exquisita. En un espectrómetro de campo alto convencional, la homogeneidad se logra al complementar el imán con bobinas de compensación sofisticadas y costosas. En un sistema de campo alto de modelo reciente, se logra una homogeneidad de pocas partes por billón. Un enfoque alternativo es simplemente reducir la fuerza del campo de medición. Para una homogeneidad de campo relativa fija, la homogeneidad absoluta es incrementada al disminuir la fuerza del campo de medición. Por supuesto, la sensibilidad de un detector de NMR convencional cae rápidamente al reducirse la fuerza del campo. Sin embargo, este no es el caso para un magnetometro SQUID no sintonizado, el cual es sensible a flujos magnéticos, en lugar de la velocidad de cambio del flujo magnético. En el contexto de la NMR, esto significa que, para una magnetización de muestra fija, la intensidad integrada de la señal de NMR -el área bajo la línea de NMR- es independiente de la frecuencia de la señal de NMR. Esto hace posible llevar a cabo el siguiente proceso de NMR no convencional . Una muestra de espines nucleares se polariza en un campo magnético del orden de 1 mT. Además del campo de polarización, un campo de medición mucho más pequeño se aplica en una dirección ortogonal. El campo de polarización es después removido no adiabáticamente, induciendo la precesión en el campo de medición mucho más bajo. La magnetización de la muestra es fijada por la fuerza del campo de polarización. El ancho de la línea de NMR se determina por la homogeneidad absoluta del campo de medición. Al reducirse la fuerza del campo de medición, la línea de NMR es comprimida en una banda angosta y la altura pico crece, produciendo un incremento tanto de la resolución espectral como de la SNR, como se muestra en las figuras 1A-D. La figura 1A muestra un rastro de tiempo de una señal de NMR medida en un campo magnético no homogéneo alto. La dispersión de las frecuencias de Larmor lleva a un rápido desfasamiento de la señal de NMR. La figura IB muestra el espectro de NMR que corresponde a la figura 1A. La figura 1C muestra un rastro de tiempo de una señal de NMR medida en un campo magnético débil con la misma homogeneidad relativa que la de la figura 1A, usando un detector cuya sensibilidad es independiente de la frecuencia. La señal de N R aparece ahora a frecuencias mucho más bajas. Para una magnetización de muestra fija, sin embargo, la amplitud de la señal de NMR no es cambiada. Más aún, el tiempo de relajación espín-espín efectivo T2' es mucho más largo, ya que la homogeneidad absoluta del campo de medición ha sido incrementada por la reducción de la fuerza del campo de medición. La figura ID muestra el espectro de NMR que corresponde a la figura 1C. La intensidad integrada de la señal de NMR se conserva después de la reducción de la fuerza del campo de medición. Por lo tanto, al ser comprimida la señal de NMR en una banda angosta, la altura pico crece, llevando a un incremento tanto de la SNR como de la resolución espectral .

B . Concepto de la MRI de campo de microteslas Existe una conexión íntima entre el ancho ensanchado no homogéneamente de la línea de NMR y la resolución espacial que puede lograrse en un proceso de MRI . El parámetro importante es el ancho de línea de la NMR, el cual se determina por la homogeneidad absoluta del campo de medición, más que por la homogeneidad relativa. La homogeneidad de campo absoluta se incrementa convenientemente al reducir la fuerza del campo de medición. En el caso de la detección por NMR con un magnetómetro SQUID no sintonizado, la reducción en el campo de medición no implica pérdida de señal alguna siempre y cuando la magnetización de la muestra sea fija, por ejemplo mediante prepolarización en un campo más alto. Los principios básicos para la MRI detectada por SQUID en campos de microteslas son entonces como los mostrados en las figuras 2A, B. La muestra de espines nucleares se polariza en campo de orden de décimas de mT, que corresponde una polarización de alrededor de 10"7. Sin embargo, en lugar de detectar la señal de NMR en un campo alto, en donde es bastante problemático lograr líneas de NMR angostas, se mide la señal de NMR en un campo magnético extremadamente bajo, en donde es posible acercarse al límite de tiempo de vida incluso para campos de medición ampliamente no homogéneos. Ahora es necesario aplicar sólo gradientes de campo magnético modestas para llevar a cabo la codificación. Como resultado, al señal de NMR es dispersada sobre únicamente una banda angosta. Los transitorios de NMR son por lo tanto detectados con una alta SNR, y el tiempo requerido para adquirir la imagen es relativamente corto. La figura 2A muestra un espectro de NMR adquirido de una muestra (en la parte superior) que consiste en dos regiones separadas que contienen espines nucleares que está inmerso en un campo magnético que es nominalmente homogéneo, pero el cual incluye gradientes espurias que dan origen al ensanchamiento no homogéneo de las líneas de NMR. A altas fuerzas de campo de medición, la homogeneidad absoluta del campo es relativamente deficiente, y la línea de NMR es relativamente ancha (centro) . Al reducirse la fuerza del campo de medición, la homogeneidad absoluta del campo es incrementada, y la línea de NMR es angostada (parte inferior) . En el caso de la magnetización de muestra fija y la detección con un magnetómetro SQUID no sintonizado, la reducción de la fuerza del campo de medición también lleva a un incremento de la SNR. La figura 2B es similar a la figura 2A, pero ahora una gradiente de campo magnético Gz se aplica para poder llevar a cabo una proyección de MRI unidimensional (parte superior) . A fuerzas de campo de medición relativamente altas, se requieren gradientes relativamente fuertes para poder resolver claramente las dos regiones espacialmente distintas de la muestra (centro) . Como resultado, la señal de NMR es dispersada sobre una banda grande, y la SNR es deficiente. A bajas fuerzas de campo de medición, un ensanchamiento no homogéneo de las líneas de NMR es ampliamente eliminado. Como resultado, sólo gradientes de campo magnético modestas se requieren para resolver las dos regiones espacialmente distintas de la muestra. Por lo tanto, la señal de NMR permanece confinada a una banda relativamente angosta (parte inferior) , y la SNR es relativamente alta. Incluso en ausencia de un ensanchamiento de línea homogéneo y no homogéneo (T2 infinita y homogeneidad de campo perfecta) , la resolución de MRI es finalmente limitada por la difusión centrífuga que ocurre durante los intervalos de codificación. Sin embargo, la invención está dirigida a formar imágenes en la escala de longitud milimétrica. Por lo tanto, la difusión centrífuga no presenta un problema. Por supuesto, los efectos de difusión también pueden ser superados al limitar la longitud de los intervalos de codificación, e incrementar la fuerza de las gradientes aplicadas.

C . Aparato experimental para NMR 1) Inserto criogénico La figura 3 muestra un inserto criogénico 10 en un matraz de Dewar lleno con LHe de un litro para la espectroscopia de NMR detectada por SQUID de líquidos. Una celda 12 que contiene la muestra de líquido fue bajada a la sección de cola 14 del inserto y se mantuvo a temperatura ambiente por un calentador resistivo. La bobina de captación 15 del gradiómetro SQUID, con inductancia Lp, fue devanada alrededor de la sección de cola de inserto. Las bobinas 16, 17 para producir el campo magnético estático Bo (Bp) e impulsos de excitación Bi (B„,) también se localizaron en el baño de helio 18. El matraz de Dewar 11 fue revestido con un protector de Pb superconductor 19 y el matraz de Dewar fue rodeado por un protector de metal mu de capa individual 20 para atenuar el campo magnético de la tierra y las alteraciones magnéticas externas. En una modalidad ilustrativa, el compartimiento interior 21 del inserto, dentro del cual se bajó la muestra, medía 22 mm de diámetro. Este compartimiento fue rodeado por una cubierta de nitrógeno líquido (LN2) 22 con un diámetro externo de 100 mm para reducir la carga de calor del inserto en el baño de LHe . En la sección de cola del inserto de 100 mm de largo 14, sin embargo, el compartimiento interior se extendió directamente al interior del baño de LHe. Una cubierta de vacío continua individual 23 aisló el compartimiento interior del inserto de la cubierta de LN2 (y del baño de LHe en la región de cola) , y aisló la cubierta de LN2 del baño de LHe; las paredes del espacio vacío fueron plateadas, con una ranura que corría por la longitud del inserto. La separación entre el espacio de la muestra y el baño de LHe fue de 5 mm. El inserto 10 fue rodeado por un número de mamparas de radiación de espuma de estireno 24 que estaban cubiertas con papel aluminio; éstas se extiende lateralmente desde el cuerpo del inserto hasta el cuello 25 del matraz de Dewar con LHe, y sirvieron para reducir la carga de calor en el baño debido a la convección gaseosa y la radiación directa que provenía de la parte superior del matraz de Dewar. Para minimizar la carga de calor debido a la conducción térmica de las paredes exteriores Pyrex del inserto, la porción evaporada del baño de LHe se extrajo de la placa superior de latón 26 del inserto, de tal manera que el inserto fuera enfriado por el gas helio en evaporación. Cuando la cola del inserto no fue calentada, el sistema consumió casi 5 L de LHe al día. 2) Gradiómetro SQUID y Lectura Un SQUID de se fabricó usando un proceso de Nb-AlOx-Nb de despegue completo. Los parámetros de SQUID fueron: 21, —5 µ?, n/2 - 10O y Ls ~ 350 pH. La modulación pico a pico del SQUID fue casi de 40 /xV cuando el SQUID fue operado en un ambiente bien protegido. Una bobina de entrada de Nb de 11 vueltas fue integrada en la arandela del SQUID. Un circuito de captación SQUID ilustrativo se configuró como un gradiómetro axial de primer orden con un diámetro de bucle de captación de 38 mm y una línea de base de casi 80 mm, y fue devanado a partir de alambre de Nb de 76 mieras sobre una forma de fibra de vidrio que se ajustó alrededor de la cola del inserto criogénico. Para las mediciones de NMR a baja frecuencia, se requirió un circuito de entrada de baja frecuencia, no sintonizado · o superconductor. Los contactos superconductores se hicieron de la bobina de captación de alambre de Nb a la bobina de entrada de Nb integrada sobre el microcircuito.

Un diagrama de bloques del aparato de espectrómetro SQUID de baja Tc 30 se muestra en la figura 4. El SQUID de 31 consiste en un bucle superconductor 32 interrumpido por dos juntas de Josephson 33. Cuando es impulsado con una corriente Ib ligeramente por arriba de la corriente crítica de las juntas, el SQUID actúa como un transductor de flujo a voltaje. Para incrementar su sensibilidad a los campos magnéticos, el SQUID es comúnmente operado con un transformador de flujo superconductor 34 que consiste en una bobina de captación 35 apretadamente acoplada a la muestra y una bobina de entrada 36 apretadamente acoplada al bucle SQUID 32. El transformador de flujo 34 opera sobre el principio de la conservación de flujo en un bucle superconductor, lo cual no implica dependencia de frecuencia. De esta manera, el magnetómetro SQUID puede detectar banda ancha a frecuencias arbitrariamente bajas sin pérdida de sensibilidad. La bobina de entrada 36 (con inductancia Li) del transformador 34 fue integrada sobre el microcircuito del SQUID; la bobina de captación de alambre de niobio 35 (con inductancia Lp) fue devanada en una forma gradiométrica alrededor de la sección de cola del inserto criogénico. Un solenoide de capa individual 17 (figura 3) de alambre de cobre devanado sobre la celda de muestra produjo el campo de polarización (Bi o Bp) . Un conjunto de bobinas 16 (figura 3) localizado en el baño de helio proporcionó el campo de medición (B0 o ¾) . El SQUID fue operado en un bucle de flujo sincronizado con modulación a 2 MHz, y la señal que provenía del SQUID fue amplificada, integrada y retroalimentada al SQUID como un flujo magnético. El voltaje a través del resistor de retroalimentación f fue entonces proporcional al flujo aplicado. De esta manera, el SQUID actuó como un detector nulo de flujo magnético. Los circuitos de operación de SQUID se conocen en la técnica. En el circuito ilustrativo de la figura 4, la salida del SQUID 31 está acoplada a través del transformador 37 al amplificador 38 cuya salida está conectada través de un circuito de retroalimentación 42 a una bobina de retroalimentación 41. El circuito 42 incluye un detector de sincronización 39 que recibe entradas del amplificador 38. y el oscilador 40. La salida del detector 39 es integrada por el integrador 43. Las salidas del integrador 43 y oscilador 40 son ingresadas en las dos entradas del amplificador 44 que también tiene un resistor Rf conectado a través de las dos entradas. El Rf también está conectado a la bobina de retroalimentación 41. La salida del amplificador 44 es ingresada a la computadora 45 que controla el circuito de reinicio 46 que reinicia el integrador 43. El ancho de banda de señal pequeña del bucle trabado de flujo sincronizado de 2 MHz fue de alrededor de 700 kHz, y la rapidez de respuesta mayor que 106 F?/s. Durante las manipulaciones de espines, el bucle de retroalimentación fue desactivado al poner en corto el capacitor a través del integrador. La señal que proviene del bucle de flujo sincronizado pasó a través de una etapa de muestra y contención (para remover el nivel de arbitrario en el bucle de salida) y un conjunto de filtros análogos antes de la digitalización . El promediado de las señales se llevó a cabo en software . 3) Campo Magnético y Bobinas de Excitación Para los experimentos de NMR que incluyen manipulación de espines resonantes, el campo de Zeeman estático se proporcionó por un par de bobinas localizadas en el baño de LHe y orientadas ortogonalmente a la dirección, de detección. Estas bobinas consistían cada una en 67 vueltas de alambre de NbTi revestido con Cu devanado sobre un armazón de 99 mm de diámetro; la separación de las bobinas fue de 55 mm. Estas bobinas proporcionaron casi 1.2 mT por Ampere de corriente aplicado. Los impulsos resonantes fueron proporcionados por un par de bobinas orientadas a lo largo de la dirección de detección y colocadas simétricamente con respecto a los bucles de captación gradiométricos del detector, para minimizar así la respuesta del SQUID a la excitación. Cada bobina consistía en 25 vueltas de alambre de niobio aislado devanado sobre el armazón de 38 mm de diámetro sobre el cual fue montada la bobina de captación. Las bobinas de excitación produjeron un campo de casi 830 µ? por Ampere aplicado. Para los experimentos de MR que incluyen la manipulación de espines no resonantes, bobinas de 67 vueltas localizadas en el baño de helio se usaron para proporcionar un campo de medición del orden de pocos microteslas. Los espines fueron prepolarizados a lo largo de la dirección de detección en un campo de pocos militeslas; el campo de polarización se proporcionó por un solenoide de una o dos capas devanado directamente sobre la celda de muestra de alambre de Cu.

D . NMR de campo de microteslas: experimental En los experimentos, el campo de polarización se aplicó a lo largo de la dirección de detección usando un solenoide de una o dos capas de alambre de cobre devanado directamente sobre la celda de muestra. Corrientes del orden de 1 A se usaron para generar campos del orden de 1 mT. El campo de medición fue suministrado por las bobinas de 67 vueltas localizadas en el baño de LHe. El repentino cambio de la bobina de polarización indujo transitorios magnéticos que saturaron el detector, dando un tiempo muerto en el orden de décimas de milisegundos . El desfasamiento de los espines durante este tiempo dio como resultado una pérdida de la señal que pudo ser bastante significativa a campos de medición más altos. Un eco de espín se usó para reenfocar la magnetización de la muestra. El eco fue formado al invertir la dirección del campo de medición, y de esta manera el sentido de precesión de los espines nucleares. Una secuencia de impulsos para MR de campo de microteslas se muestra en la figura 5. El campo de polarización Bp del orden de 1 mT se aplica durante un tiempo que es largo en comparación con el tiempo de la red de espines (Ti) de la muestra. Después de la remoción no adiabática del campo de polarización, los espines precesionan en el campo de medición Bm. Al precesionar los espines, pierden coherencia de fases debido a la no homogeneidad del campo de medición. En un tiempo t después de la remoción del campo de polarización, la dirección del campo de medición es invertida. Ignorando los efectos de la difusión y en ausencia de algún campo magnético de fondo (campos generados por fuentes que no sean la corriente en la bobina de medición) , en cada lugar en la muestra, los espines ven campos magnéticos locales iguales y opuestos antes y después de la inversión del campo magnético. Por lo tanto, la fase acumulada por cada espín en el intervalo de t = 0 a t = x es cancelado por la fase acumulada en el intervalo de t = t a t = 2t. En el tiempo t = 2x, la coherencia de fases de los espines es restablecida, y la amplitud del eco es máxima. El campo de polarización Bp es aplicado a lo largo de la dirección de detección, usando un solenoide devanado directamente sobre la celda de muestra. El campo de medición mucho más débil ¾, se aplica en una dirección ortogonal . Los espines son polarizados durante un tiempo que es largo en comparación con el tiempo de relajación de la red de espines Ti. La precesión es iniciada por la interrupción no adiabática del campo de polarización. Se forma un eco de espín al invertir la dirección del campo de medición, y por lo tanto el sentido de precesión de los espines nucleares. Las figuras 6A-6B demuestran el incremento de SNR logrado por la reducción de la fuerza del campo de medición. La figura 6A es espectro de NMR (protones) de 5 mi de aceite mineral adquirido en un campo magnético estático de 1.8. mT con homogeneidad de casi 10,000 ppm, usando una secuencia de eco de espines de Hahn convencional (p/2 -t-p-t-acq) que incluye la manipulación de espines resonantes. La figura 6B muestra la señal de NMR que proviene del mismo volumen de aceite mineral, medida en un campo de 1.8 µ? usando la secuencia de la figura 5. La muestra fue polarizada en un campo de alrededor de 2 mT; el campo de medición se aplicó con el mismo imán que el usado para adquirir el espectro en la figura 6A. En este caso, la resonancia de protones aparece a 77 Hz . Las magnetizaciones de muestra son las mismas en estos dos experimentos; además, al ser desintonizado el detector, las áreas bajo las líneas de NMR también son las mismas. Sin embargo, cuando se bajó la resonancia de protones de 77 kHz a 77 Hz, el ancho de línea de NMR fue comprimido por un factor de 1000, y la altura pico creció por el mismo factor. La reducción en el campo de medición por un factor de 1000 produjo por lo tanto un incrementó en la SNR de casi 1000 -nótese que la figura 6A representa en promedio de 10,000 transitorios, mientras que la figura 6B se obtuvo del promedio de 100 transitorios. En campos de medición del orden de 1 µ?, la SNR fue de pocas décimas sin el promediado de señales de muestras con un volumen de pocos mililitros y una polarización del orden de io-8. Aunque no existe ventaja alguna ya sea en. la resolución o SNR que se ganará al reducir el campo de medición más allá del punto en el que la contribución de la no homogeneidad de campo al ancho de línea de NMR se hace comparable con el ancho de línea natural, las señales de NMR de protones fueron medidas a frecuencias tan bajas como de 24 Hz .

E . Estudios multinucleares Cuando el magnetómetro SQUID es operado con un circuito de entrada no sintonizado, este detecta una banda ancha. Más aún, ya que la secuencia de impulsos de la figura 5 implica campos estáticos conmutados en lugar de una manipulación de espines resonantes, la excitación ocurre sobre una banda ancha. La técnica es por lo tanto idealmente adecuada para estudios de sistemas que contengan núcleos con diferentes relaciones magnogíricas , resonando a frecuencias diferentes. La figura 7 muestra la detección SQUID simultánea de resonancias y 31P en un campo de 2.6 µ?. La figura 7 es un espectro de MR de 5 mi de ácido fosfórico al 85% (H3P04) medido en un campo de 2.6 |iT, El espectro es de promedio de 1000 transitorios. Las relaciones magnetogiras de los 1/2 núcleos de espines H y 31P difieren por un factor de 2.5. La resonancia de protones aparece a 110 Hz; la resonancia 31P es claramente resuelta a 44 Hz. La intensidad relativa de las dos líneas se determina por las densidades de espines diferentes de las dos especies nucleares, así como por la diferencia en las magnetizaciones térmicas ocasionadas como resultado de la diferencia en las relaciones magnetogiras.

F . Acoplamientos escalares Aunque toda la información de desplazamientos químicos se pierde en un campo magnético bajo, los acoplamientos escalares (o "J" ) , los cuales son independientes de campo, se conservan. Estos acoplamientos escalares actúan como firmas de enlaces covalentes específicos. La resolución incrementada lograda al mover la resonancia a campo bajo hace posible determinar en forma precisa fuerzas de acoplamiento escalares, incluso en campos de medición no homogéneos. La figura 8A muestra el espectro de NMR obtenido de una mezcla de metanol y ácido fosfórico, medido en un campo de 4.8 µ?. El espectro de protones consiste en un singulete agudo a 205 Hz. Sin embargo, cuando el metanol y ácido fosfórico se dejan reaccionar para formar el trimetilfosfato de éster, el acoplamiento escalar al núcleo de 31P ocasiona que la resonancia de protones se divida en un doblete, con una fuerza de acoplamiento J3 [P, H] =10.4±0.6 Hz que es característica de esta interacción adyacente cerca-cerca-más cera particular (figura 8B) . El doblete de protones es fácilmente resuelto en un campo de 4.8 µ?, a pesar de una homogeneidad de campo relativa de casi 10,000 ppm sobre el volumen de muestra. La figura 8A es un espectro de NMR de 5 mi de tres partes de metanol, una parte de ácido fosfórico (al 85% en agua) medido en un campo de 4.8 µ?. El espectro es el promedio de 100 transitorios. Un rápido intercambio de espines con los protones en agua oscurece el acoplamiento escalar de protones-fósforo en ácido fosfórico, y el espectro de protones consiste en un singulete agudo. La figura 8B es un espectro de MR de 3 mi de fosfato de trimetilo concentrado (Sigma-Aldrich) medido en un campo de 4.8 µ?. El espectro es el promedio de 100 transitorios. El acoplamiento escalar mediado por electrones de los nueve protones equivalentes al núcleo de 31P divide la resonancia de protones en un doblete, con una división que se determina por la fuerza de acoplamiento J. Para este acoplamiento particular por medio de tres enlaces covalentes, J3[P,H]= 10.4±0.6 Hz . El acoplamiento escalar a los nueve protones equivalentes divide la resonancia de 31P en diez líneas; éstas están debajo del nivel de ruido. Ya que los acoplamientos escalares mediados por electrones entre espines nucleares actúan como firmas de enlaces covalentes específicos, estas técnicas podrían formar la base de un "detector de enlaces" de NMR de campo bajo simple, insensible a desplazamientos químicos, pero produciendo información precisa acerca de los acoplamientos escalares. Este detector podría ser aplicado al estudio de analitos, reacciones químicas y conformaciones moleculares. Por ejemplo, la dispersión de los valores J para enlaces sp3 ^-"c es aproximadamente 10 veces más grande que los anchos de línea de NMR logrados en nuestros experimentos. Si los valores de los acoplamientos J se conocen, entonces espectros J puros permitirían asignar un número de grupos moleculares. Considerando las técnicas altamente desarrolladas para el marcado isotópico en MR biomolecular, el uso de este método para seguir un "núcleo espía" a través de la formación de enlaces es una posibilidad atractiva. Un espectro de protones ilustrativo se obtuvo de 5 mi de glicina marcada con carbonilo en D20 en un campo de 3.7 µ?. La resonancia de los dos a-protones equivalentes es dividida en un doblete debido al acoplamiento escalar al núcleo de 13C. La fuerza de acoplamiento se determinó a partir de la forma de línea del doblete como de J2[C,H]=5±1 Hz .

G. Aparato experimental para MRI : bobinas de campo magnético y gradiente Para llevar a cabo experimentos MRI en campo magnético extremadamente bajo, un punto de partida conveniente fue una región de campo magnético cero. Un conjunto de tres bobinas de cancelación ortogonales 51 (figura 9) se usaron para poner en ceros el campo de la tierra sobre la región de medición. Estas bobinas fueron devanadas alrededor de los perímetros de las seis caras de un cubo 50 que medía casi 2 m sobre un lado. Tirantes integrados en la estructura del cubo soportaron un ensamble de bobina 52 que consistía en: (1) un par de Helmholtz 53, usado para producir un campo de medición en la escala de µ? a décimas de µ?; (2) un par Maxwell 54, usado para generar el componente diagonal Gz =dBz/dz del tensor de gradiente de campo magnético; y dos conjuntos de bobinas de desviación 55, 56 devanadas en la geometría de Golay, usadas para generar los componentes fuera de diagonal Gz =dB2/dx y Gy=dBz/dy del tensor de gradiente. Además, los tirantes soportaron el matraz de Dewar lleno con LHe de fibra de vidrio que alojaba los sensores SQUID. Todas las estructuras de soporte y formas de bobina fueron hechas de madera, la cual en muchas formas es un material ideal ya que la madera es no magnética y no conductora. Las dimensiones del sistema se seleccionaron considerando la formación de imágenes eventual de sujetos humanos: un adulto de estatura promedio puede caber (no muy incómodamente) en la región de medición en el centro del cubo. Un esquema del sistema de bobinas 52 se muestra en la figura 9. Después de la convención en la comunidad de resonancia magnética, el eje z se encuentra a lo largo de la dirección del campo de medición; el eje x se selecciona para coincidir con la dirección vertical (la dirección de detección) . La figura 9 muestra el campo magnético y las bobinas de gradiente de campo magnético para MRI detectada por SQUID. Seis bobinas de 100 vueltas 51 devanadas sobre cada cara de un cubo, 2 m sobre un lado, se usaron para cancelar el campo magnético de la tierra. El campo de medición B0 se produjo por un par de Helmholtz 53 dispuesto en el centro del cubo. El componente diagonal Gz del tensor de gradiente de campo magnético de primer orden se produjo por un par de Maxwell 54; las gradientes fuera de diagonal Gx y Gy se produjeron por bobinas de desviación 55, 56 devanadas en la geometría de Golay (para cada conjunto de bobinas de Golay, sólo se muestran dos de las cuatro bobinas de desviación) . El detector era un gradiómetro SQUID axial de segundo orden orientado en la dirección vertical (x) , y el cual estaba alojado en un matraz de Dewar con LHe suspendido en el centro del cubo. 1. Bobinas de cancelación Cada una de las seis bobinas de cancelación consistía en 100 vueltas de alambre de cobre calibre 18 devanado en una ranura cortada a lo largo del borde exterior de un armazón de madera que constituía una de las seis caras del cubo. Las bobinas sobre caras opuestas del cubo fueron cableadas en serie. Cada par tuvo una resistencia de casi 30 O, y generó un cambio de campo magnético de alrededor de 50 µ? por Ampere aplicado, por lo que sólo fracciones de Amperes y voltajes modestos fueron requeridos para cancelar los tres componentes del campo de la tierra. El calentamiento en las bobinas de cancelación fue insignificante. (Para el registro, un total de aproximadamente 5 metros de alambre de Cu calibre 18 -alrededor de 27 kilos- entraron en las bobinas de cancelación) . 2. Campo de medición y bobinas de gradiente El campo de medición se produjo por un par de Helmholtz con radio de 0.6 m dispuesto en el centro del cubo. Cada bobina consistía en 20 vueltas de un alambre de cobre calibre 18. El componente diagonal Gz del tensor de gradiente se generó por un par de Maxwell con un radio de 0.6 m montado fuera de las bobinas del campo de medición. Cada bobina consistía en 20 vueltas de alambre calibre 18. Las gradientes fuera de diagonal Gx y Gy fueron generadas por bobinas de desviación devanadas en la geometría de Golay de 20 vueltas de alambre calibre 22; el radio de curvatura de las bobinas Golay fue de 0.6 m. Estas bobinas fueron devanadas en ranuras cortadas a lo largo de los bordes exteriores de piezas circulares de madera contrachapada . Por Ampere de corriente aplicada, estas bobinas generaron: 1) B0 = 30 ?,- 2) Gz = 50 µ?/m y 3) Gx=Gy = 50 µ?/t?. 3. Bobina de polarización Para incrementar la magnetización de la muestra, los espines fueron prepolarizados en un campo magnético del orden de décimas de militeslas. La precesión fue inducida ya sea por la interrupción no adiabática del campo de polarización (en cuyo caso los espines fueron polarizados en una dirección ortogonal al campo de medición) , o por la interrupción adiabática del campo de polarización seguida por excitación resonante en el campo de medición mucho más bajo (en cuyo caso los espines fueron polarizados típicamente a lo largo de la dirección del campo de medición) . En el primer caso, el campo de polarización tuvo que ser cambiado en un tiempo que fue corto en comparación con el período de Larmor en el campo de medición; en el segundo caso, los requerimientos de interrupción fueron menos estrictos: la interrupción del campo de polarización tuvo que ocurrir simplemente en un tiempo que fue corto en comparación con el tiempo de relajación de la res de espines Ti. En cualquier caso, el requerimiento de una rápida interrupción de campos, acoplada con límites prácticos al nivel de calentamiento por Julios que pudiera ser tolerado en el alambre magnético, rigieron el diseño de la bobina de polarización. Para una rápida interrupción es adecuado usar un alambre de calibre relativamente pesado y un número de vueltas relativamente pequeño. El imán de polarización consistía en dos polos devanados a partir de alambre de cobre calibre 18 sobre armazones de fibra de vidrio. Sobre cada polo, los devanados del imán llenaron un canal de 17 mm de ancho, con un radio de 15 mm para los devanados interiores y un radio de 70 mm para los devanados exteriores. La separación de los dos polos del imán fue de casi 100 mm. Un total de 510 vueltas se usó para cada polo del imán. El campo en el centro de las bobinas fue de aproximadamente 4 mT por Ampere aplicado; la resistencia total del par de imanes fue de aproximadamente 6 O, mientras que la inductancia fue de casi 100 mH. El aislamiento de forma pesada del alambre del imán pareció tolerar el calentamiento por Julios a un nivel de 100 W por polo de imán. Sin embargo, para lograr campos de polarización más altos, seria necesario enfriar con agua el imán. Aunque la homogeneidad del campo de polarización fue bastante deficiente, esto por supuesto no tuvo efecto alguno en el ancho de linea de NMR o SNR. La condición para una interrupción no adiabática del campo de polarización se puede escribir como sigue: en donde B es la fuerza instantánea del campo magnético. Para campos de medición en la escala de microteslas, es fácil cumplir la condición de interrupción no adiabática, ya que el término en el lado derecho se vuelve extremadamente pequeño al reducirse la fuerza del campo de medición. De hecho, en los experimentos de los inventores, fue suficiente excitar la bobina de polarización con un impulso de voltaje configurado desde un amplificador Techron 7700. En la interrupción del impulso, la bobina se descargaría con un tiempo L/R regido por la auto-inductancia de la bobina (nuevamente, alrededor de 100 mH) y la impedancia de salida del amplificador (pocas décimas de ohmios) . La excitación de la bobina de polarización en este modo de "voltaje controlado" tuvo la ventaja de que, después de la interrupción del campo de polarización, un relevador mecánico en serie con la bobina de polarización podría ser abierto para desacoplar el gradiómetro SQUID de ruido generado por el amplificador Techron, así como del ruido térmico de la propia bobina de polarización. Con este esquema de interrupción simple, el criterio no adiabático fue satisfecho para frecuencias de Larmor de protones que se extendían a alrededor de 2 kHz . Al incrementarse la fuerza del campo de medición más allá de este valor, cierta pérdida en señal ocurrió, presumiblemente debido a la reorientación adiabática de la magnetización de la muestra durante la interrupción del campo de polarización. A frecuencias de medición más altas, se usó un esquema que incluía la remoción adiabática del campo de polarización y la excitación de espines resonantes.

. Bobina de eco de espines Se produjeron impulsos de eco de espines resonantes con un par de bobinas orientadas a lo largo de la dirección y. Las bobinas consisten cada una en 10 vueltas de alambre de cobre, devanadas sobre formas de fibra de vidrio circulares con un radio de 60 mm que estaban montadas rígidamente a las formas bobina de polarización. En el caso de los experimentos de MR y MRI llevados a cabo en este sistema, los ecos resonantes fueron preferibles a ecos formados al invertir la dirección del campo de medición, ya que este último tipo de eco no reenfoca el desfasamiento de gradientes de campo magnético externas (ya sea las gradientes Gjt, Gy, Gz que fueron usadas para la codificación, o gradientes espurias debido a objetos magnéticos cercanos) . Para frecuencias de Larmor del orden de 1 kHz, un impulso p típico consistía en dos o tres ciclos, y requería de corrientes del orden de 10 mA.

H . Aparato experimental para MRI : sensores SQUID El sistema SQUID que estaba alojado en el matrarZ de Dewar con LHe en el centro del cubo consistía en cuatro canales : un canal de detección de área grande individual y tres referencias de magnetómetros ortogonales. La bobina de captación del sensor se configuró como un gradiometro axial de segundo orden orientado a lo largo del eje x (dirección vertical) ; el gradiometro era por lo tanto sensible al componente d2Bx/dx2 del tensor de gradiente de campo magnético de segundo orden. Los bucles de captación del gradiometro se devanaron de alambre de Nb de 7 mieras en ranuras que se maquinaron cuidadosamente en una forma de fibra de vidrio G10 cilindrica. El radio de cada bucle de captación era de casi 15 mra, y la línea de base del gradiómetro era de 50 + 50 mm. La forma sobre la cual el bucle de captación fue devanado cupo ajustadamente en la sección de cola del matraz de De ar con LHe de fibra de vidrio. La distancia desde el bucle de detección del gradiómetro hasta la muestra, la cual se colocó directamente debajo de la cola del matraz de Dewar con LHe, fue de casi 10 mm. El SQUID de detección fue alojado en una caja superconductora maquinada a partir de un bloque sólido de Pb y localizada en el matraz de Dewar con LHe a una distancia de aproximadamente 300 mm desde la bobina de detección del gradiómetro. El contacto superconductor desde la bobina de captación de alambre de Nb hasta la bobina de entrada de Nb de 11 vueltas integrada en el microcircuito SQUID se logró usando la técnica de burbuja de soldadura.. El SQUID de detección fue operado en un bucle de flujo sincronizado con modulación a 2 MHz . El detector NMR fue un gradiómetro axial de segundo orden con una línea de base general de 100 mm. La sonda incorporaba también un magnetómetro de referencia de tres ejes; los SQUIDs de referencia se montaron sobre caras ortogonales de un cubo de fibra de vidrio G10 que estaba colocado dentro de la forma cilindrica sobre la cual se devanó la bobina de captación del gradiómetro. La inductancia del SQUID de detección fue de casi 350 H. Esto produce para la bobina de entrada de 11 vueltas una auto-inductancia Li = 40 nH y una inductancia mutua al SQUID de M = 3.9 nH. Para un gradiómetro de segundo orden de una vuelta de 1 + 2 + 1 con un radio de bucle de captación r = 15 nm, Lp = 700 nH. Los parámetros anteriores produjeron un área de detección de gradiómetro Asense de aproximadamente 3.7 mm2. Nótese que el área de detección del gradiómetro pudo ser mejorada sustancialmente por una coincidencia adecuada de L y Lp. En particular, al incrementar el número de vueltas en la bobina de entrada a alrededor de 45, de tal manera que L¿ ~ 700 nH, el área de detección del gradiómetro pudo ser incrementada a casi 8 mm2. Sin embargo, incluso para un área de detección reducida de 3.7 mm2, el ruido del sistema fue dominado por fuentes externas de ruido térmico e interferencia, no por el ruido intrínseco del detector.. En este caso, una no coincidencia de inductancia no degrada la SNR, ya que la señal y ruido se atenúan igualmente. Para medir el equilibrio del gradiómetro con respecto a campos uniformes en las tres direcciones ortogonales, campos altamente uniformes y conocidos fueron aplicados al sensor usando las bobinas de cancelación devanadas sobre las caras del cubo, mientras se monitoreaba el flujo que estaba acoplado al SQUID de detección. El equilibrio de gradiómetro típico fue una parte en pocos cientos para campos tanto en plano como fuera de plano. Sin embargo, para lograr este nivel de equilibrio, una inductancia parasítica asociada con los cables de alambre Nb que corrían entre los bucles del gradiómetro, y los cuales no estaban trenzados juntos, fue minimizada. Finalmente, la sonda incorporó un magnetómetro SQID de tres ejes que consistía en tres SQUIDs de Nb-AlOx-Nb montados sobre tres caras ortogonales de un cubo de fibra de vidrio G10. Este cubo de referencia fue montado dentro de la forma de fibra de vidrio sobre la cual la bobina de captación gradiométrica del SQUID de detección fue devanada. Cada uno de los SQUIDs de referencia tuvo un área efectiva de casi 0.03 mm2, y fue operado en un bucle de flujo sincronizado con modulación a 100 kHz. La resta análoga de las señales de referencia a partir de la señal del gradiómetro se usó para mejorar el equilibrio del gradiómetro, en un intento por reducir más la contribución de fuentes de ruido distantes al ruido del sistema.

I . Elección del campo de medición En todos los experimentos de NMR y MRI llevados a cabo en este sistema, la magnetización de la muestra fue incrementada por prepolarización en un campo del orden de décimas de militeslas. En el caso de una magnetización y detección de muestra fija con un magnetómetro o gradiómetro SQUID no sintonizado, la intensidad integrada de la señal NMR es independiente de la fuerza del campo de medición. Esto permitió una libertad considerable en la elección de la fuerza del campo de medición para los experimentos. La elección del campo de medición fue regida por las siguientes consideraciones: 1) ensanchamiento no homogéneo debido a gradientes espurias generadas por la bobina de campo de medición; 2) nivel de interferencia ambiental y ruido sobre la banda de señal y 3) la fuerza de los campos generados por las bobinas de gradiente, en relación con la fuerza del campo de medición (posible distorsión de imagen debido a gradientes concomitante) .

J . Experimentos de NMR El procedimiento para llevar a cabo experimentos de NMR en el cubo fue el siguiente. Primero, corrientes adecuadas fueron pasadas a través de las bobinas de cancelación para poner en cero el campo magnético estático de la tierra sobre la región de medición. Para este propósito, un magnetómetro de entrada de flujo de tres ejes colocado directamente bajo la cola del criostato fue usado para modificar el campo en la región de medición. El campo de medición deseado, del orden de microteslas o décimas de microteslas, fue aplicado después con el par de Helmholtz de 1.2 m de diámetro. Después de permitir que transcurriera cierto tiempo para que el campo de medición se estabilizara, la muestra fue colocada bajo la cola del criostato y sintonizada al gradiómetro SQUID. Como se mencionó arriba, dos esquemas de polarización y excitación diferentes fueron empleados en los experimentos: a campos de medición más bajos (que correspondían a frecuencias de Larmor debajo de aproximadamente 2 kHz) , la precesión de espines fue iniciada por la interrupción no adiabática del campo de polarización; a campos de medición más altos, el campo de polarización se redujo a cero adiabáticamente, y un impulso p/2 resonante se usó para reducir la precesión. En ambos casos, un eco de espines, el cual se formó con un impulso p resonante, fue detectado típicamente. Las figuras 10A, B muestran secuencias de impulsos usadas para MRI detectada por SQUID. En la secuencia de la figura 10A, la precesión es inducida por la interrupción no adiabática del campo de polarización Bp (del orden de décimas de militeslas) , el cual está orientado en una dirección ortogonal al campo de medición Bm. El campo de medición es estático; se forma un eco de espines con un impulso p resonante. En la secuencia de la figura 10B, la fuerza del campo de polarización Bp se reduce adiabáticamente a cero, y la precesión es inducida con un impulso p/2 resonante. En este caso, el campo de polarización es aplicado a lo largo de la dirección del campo de medición, para evitar la pérdida de señal debido a un cumplimiento imperfecto del criterio de interrupción adiabática. En ambos casos, la interrupción del campo de polarización se logra en un tiempo de orden de 10 ms ; la adiabaticidad o no adiabaticidad de la interrupción se determina por el periodo de Larmor de los espines nucleares en el campo de medición. La interrupción no adiabática se usó para campos de medición debajo de aproximadamente 50 µ?; a fuerzas de campo de medición más altas, la interrupción del campo de polarización fue adiabática, y sólo la secuencia adiabática fue usada. En los experimentos, las fuerzas de los campos de polarización fueron del orden de pocas décimas de militeslas, y el campo de polarización se aplicó durante un tiempo que fue largo en comparación con el tiempo de relajación de redes de espines Ti de la muestra (intervalos de polarización de 2-3 s fueron usados para agua, y de alrededor de 100 ms para aceite mineral) . Después de la interrupción del campo de polarización y de la aplicación del impulso de eco, relevadores mecánicos en serie con las bobinas de polarización y eco fueron abiertos. Esto se hizo para aislar el gradiómetro SQUID del ruido de los amplificadores usados para excitar las bobinas de polarización y eco, así como para evitar el flujo de corrientes de ruido de Nyquist en estas bobinas. El bucle de flujo sincronizado fue habilitado justo después de la transmisión del impulso de eco. La salida del bucle de flujo sincronizado se pasó a través de etapas de muestra y retención y filtración, y luego se digitalizó; el promediado de la señal se logró en software. Cuando las gradientes externas fueron compensadas adecuadamente, los anchos de línea de MR del orden de 1 Hz se obtuvieron a partir de una muestra de prueba de agua. Con un campo de polarización de casi 40 mT, una relación SNR de 50 se obtuvo en un solo disparo a partir de una muestra de alrededor de 20 mi de agua.

• K . Experimentos de MRI Para experimentos de formación de imágenes, una reconstrucción de proyección se seleccionó sobre una reconstrucción de Fourier debido a los requerimientos de hardware limitados así como a la facilidad con la cual este esquema de codificación se adapta a la detección SQUID. Las MRIs fueron adquiridas de agua de la llave o fantasmas de aceite mineral . Los fantasmas se seleccionaron para tener simetría translacional en una dirección, la cual fue dispuesta para coincidir con el eje de gradiente de segundo orden (el eje x) . Las dimensiones laterales (y-z) del fantasma se seleccionaron para que casi coincidieran con las dimensiones del bucle de detección del gradiometro (30 mm de diámetro) . El componente de gradiente Gx fue nulificado usando el conjunto adecuado de bobinas de Golay; gradientes aplicadas Gy y Gx fueron usadas para codificar en el plano y-z. No se hizo intento alguno por llevar a cabo la selección de rebanadas, aunque por supuesto la sensibilidad del gradiómetro SQUID cayó rápidamente como una función de la separación de la fuente a partir del bucle de detección. Por lo tanto, las RMIs obtenidas fueron imágenes transversales bidimensionales de los fantasmas. Los primeros experimentos se llevaron a cabo con fantasmas de agua de la llave. En este caso, la T2 larga (del orden de segundos) hizo posible lograr líneas muy angostas de 1-2 Hz en campo bajo, y por lo tanto sacar ventaja completa del angostamiento del ancho de banda de señal para poder incrementar la SNR y resolución. Sin embargo, la Ti larga requirió de tiempos de polarización del orden de segundos. Debido al largo intervalo de polarización, los tiempos de adquisición . de imágenes generales fueron bastante largos, del orden de pocas horas. Experimentos de formación de imágenes subsecuentes se llevaron a cabo con aceite mineral, lo cual en cualquier caso es una mejor coincidencia con el tejido humano en términos de sus propiedades de relajación por NMR. Aquí la T2 es más corta, y los anchos de línea de protones (limitados en tiempo de vida) de alrededor de 5 Hz fueron logrados. Las líneas de NMR más anchas requirieron de codificación sobre una banda más ancha en los experimentos de MRI . Por otro lado, la Ti más corta de aceite mineral hizo posible una disminución significativa en el intervalo de polarización, a alrededor de 100 ms, dando como resultado una reducción sustancial en los tiempos de adquisición de imágenes. Experimentos preliminares tales como éste demostraron la seguridad del concepto de la MRI de campo de microteslas. Sin embargo, los tiempos de adquisición pudieron ser reducidos sustancialmente mediante la reducción del ruido del sistema. Experimentos adicionales se han llevado a cabo con un criostato de fibra de vidrio G10 de bajo ruido que puede recibir un gradiómetro con un diámetro de bobina de captación de hasta 160 mm. Un gradiómetro de segundo orden se construyó con una línea de base general de 150 mm, y un diámetro de bobina de captación de 65 mm. La bobina de captación de 1 + 2 + 1 vueltas tiene una inductancia de casi 1.7 µ?, produciendo un área de detección de gradiómetro AsenSe = 7.6 mm2. Además, para eliminar la contribución al ruido del sistema que proviene de fuentes distantes de ruido e interferencia, un protector de corrientes parásitas rodea el sistema MRI por SQUID. El protector consiste en una sola capa de casi 3 mm de una placa 5052 Al (p = 4.8 µO cm) ; sus dimensiones son 8' x 8' x 12 ' . A una frecuencia de alrededor de 5 kHz, el protector es casi dos veces más profundo que el grosor de la piel, correspondiendo a una atenuación de campos de interferencia en la escala de frecuencias relevantes por un orden de magnitud. Dentro de este protector de corrientes parásitas y con el nuevo gradiómetro de área grande, el ruido térmico que proviene del matraz de Dewar CTF fue de alrededor de 2.5 fT/Hz1 2 a una frecuencia de 5 kHz; en el momento, el ruido del sistema es dominado completamente por el ruido término que proviene del matraz de Dewar. El nivel de ruido actual de 2.5 fT/Hz1/2 es casi un factor de 6 más bajo que el nivel de ruido logrado en las mediciones anteriores, correspondiendo a una reducción potencial en el tiempo de adquisición de MRI por un factor de 36. La bobina de captación más grande del nuevo gradiómetro permitirá la adquisición de MRIs de muestra más grandes, y algunos experimentos de formación de imágenes in vivo. Sin embargo, el área más grande del bucle de detección implica una pérdida significativa de sensibilidad a fuentes de dos polos (y en MRI, existe una preocupación por las fuentes de dos polos) . El flujo de señal acoplado a un bucle de captación de radio r a partir de un dipolo va como r"1 (esto se observa fácilmente si el problema es visto en términos de inductancias mutuas) . Por otro lado, en el caso de un sistema cuyo ruido es dominado por el ambiente del campo magnético, el flujo de ruido acoplado al bucle de captación se irá como r2. Por lo tanto, en más que una duplicación del diámetro del bucle de detección de gradiómetro, la sensibilidad a los dipolos magnéticos disminuyó por más de un factor de 23 = 8, cancelando casi la ventaja ganada al reducir el ruido del campo magnético del sistema. Debido a estas consideraciones, finalmente será deseable reemplazar el sensor de área grande individual con una disposición de sensores más pequeños, diseñados para una sensibilidad máxima a fuentes localizadas. Esta es de hecho la tendencia actual en la MRI clínica de campo alto, en donde el ruido del sistema es dominado por pérdidas acopladas inductivamente que provienen del cuerpo humano.

L . Conclusión De esta manera, la invención proporciona un método y aparato para obtener espectros de resonancia magnética nuclear (NMR) de líquidos en campos de pocos microteslas usando prepolarización en campos de pocos militeslas y detección con un interferómetro cuántico supraconductor de (SQUID) . Debido a que la sensibilidad del SQUID depende de frecuencias, tanto la relación señal a ruido como la resolución espectral son incrementadas al detectar la señal de NMR en campos magnéticos extremadamente bajos, en donde las líneas de NMR se vuelven muy angostas incluso para campos de medición ampliamente no homogéneos. La técnica de el angostamiento de ancho de banda a través de la medición en campos de microteslas también se puede aplicar a la formación de imágenes por resonancia magnética (MRI) . En MRI , la resolución espacial final es determinada por el ancho de la línea de MR en ausencia de gradientes de campo magnético aplicadas. Para MRI llevada a cabo en campo bajo con anchos de línea que se acercan al límite del tiempo de vida, una resolución espacial relativamente alta se puede lograr con gradientes de campo magnético modestas. Como resultado la señal de NMR es dispersada sólo sobre una banda angosta, dando como resultado una alta relación S/N, y de esta manera un corto tiempo de adquisición. Más aún, las distorsiones debido a gradientes espurias generadas como resultado de variaciones espaciales en la susceptibilidad magnética pueden ser reducidas al mínimo en campo bajo. La invención lleva entonces a escáneres MRI portátiles y de bajo costo, así como a sistemas MRI abiertos, los cuales pueden tener ventajas significativas. Las técnicas de MRI de campo bajo de la invención pueden ser adaptadas fácilmente para usarse con sistemas SQUID comerciales existentes diseñados para medir señales magnéticas débiles generadas por corrientes eléctricas en el cuerpo humano. Aquí, la respuesta independiente de frecuencia del magnetómetro SQUID no sintonizado podría ser explotada para detectar las señales biomagnéticas a frecuencias en la escala de Hz a décimas de Hz, así como para llevar a cabo MRI a frecuencias de Larmor de protones en el orden de kHz . Sería particularmente útil desarrollar un sistema SQUID que pudiera ser usado tanto para MRI como para magnetoencefalografía (MEG) . En MEG, una disposición de sensores SQUID de baja T0 (de hasta 300 canales en los sistemas de modelo reciente) se usa para medir señales neuromagnéticas débiles (del orden de décimas de fT) para mapear así la actividad eléctrica en el cerebro; la técnica se está volviendo rápidamente más difundida en uso clínico, especialmente para estudios de epilepsia y para el análisis prequirúrgico de tumores cerebrales. La capacidad para llevar a cabo una MRI incrementaría ampliamente la utilidad del sistema SQUID, creando una herramienta nueva y versátil para estudios del cerebro humano. La figura 11 ilustra a un paciente bajo un casco o aparato de MEG/MRI combinado 60. Cambios y modificaciones en las modalidades específicamente descritas pueden llevarse a cabo sin alejarse del alcance de la invención que está diseñado para ser limitado únicamente por el alcance de las reivindicaciones anexas . Se hace constar que con relación a esta fecha el mejor método conocido por la solicitante para llevar a la práctica la citada invención, es el que resulta claro de la presente descripción de la invención.

Claims (16)

REIVINDICACIONES Habiéndose descrito la invención como antecede, se reclama como propiedad lo contenido en las siguientes reivindicaciones :

1. Un método para la resonancia magnética nuclear NMR de una muestra, caracterizado porque comprende: prepolarizar espines nucleares en la muestra en un campo magnético de militeslas; detectar señales de resonancia magnética nuclear (NMR) de la muestra en un campo magnético de microteslas con un magnetómetro no sintonizado de interferómetro cuántico supraconductor (SQUID por sus siglas en inglés) de baja temperatura crítica (Tc) .

2. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el campo magnético de detección está en la escala de aproximadamente 150 µ? a aproximadamente 1 µ? .

3. El método de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado porque el campo magnético de prepolarizacion es décimas de mT.

4. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el SQUID se mantiene sustancialmente a temperatura de helio líquido y la muestra está a temperatura ambiente.

5. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la prepolarización se lleva a cabo mediante manipulación de espines resonantes y los campos de prepolarización y detección son ortogonales.

6. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la prepolarización se lleva a cabo mediante manipulación de espines no resonantes y los campos de prepolarización y detección son paralelos.

7. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el campo magnético de detección es sustancialmente no homogéneo.

8. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende además operar el SQUID en un modo de flujo sincronizado.

9. El método de conformidad con la reivindicación 8, caracterizado porque la salida del SQUID es amplificada, integrada y luego retroalimentada a una bobina de modulación de flujo colocada cerca de la bobina de entrada del SQUID.

10. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende además llevar a cabo formación de imágenes por resonancia magnética (MRI) de la muestra al formar una imagen de las señales de NMR detectadas .

11. El método de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque comprende además aplicar gradientes de campo magnético de codificación a la muestra.

12. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende además detectar simultáneamente especies multinucleares .

13. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende además obtener información de acoplamiento ( "J" ) escalar de las señales de NMR.

14. Aparato para la resonancia magnética nuclear (NMR) de una muestra, caracterizado porque comprende: bobinas de polarización para proporcionar un campo magnético de militeslas para prepolarizar espines nucleares en la muestra; bobinas de medición para proporcionar un campo magnético de microteslas para detectar señales de resonancia magnética nuclear (NMR) que provengan de la muestra; un magnetómetro no sintonizado de interferómetro cuántico supraconductor (SQUID) de baja temperatura crítica (Tc) para detectar señales de resonancia magnética nuclear (NMR) que provengan de la muestra.

15. El aparato de conformidad con la reivindicación 14, caracterizado porque comprende además un bucle de flujo sincronizado conectado al SQUID.

16. El aparato de conformidad con la reivindicación 14, caracterizado porque el campo magnético de detección está