Física de la resonancia magnética

Se requiere la mecánica cuántica para modelar con precisión el comportamiento de un solo protón. Sin embargo, la mecánica clásica puede utilizarse para describir adecuadamente el comportamiento de un conjunto de protones. Al igual que con otros espines${\displaystyle 1/2}$Cuando se mide el espín de un protón, este solo puede tener dos resultados, comúnmente denominados paralelo y antiparalelo . Al hablar del estado de un protón o protones, nos referimos a su función de onda , que es una combinación lineal de los estados paralelo y antiparalelo. ^{[ 4 ]}

En presencia del campo magnético B₀ , los protones precesan a la frecuencia de Larmor, _determinada por la relación giromagnética de la partícula y la intensidad del campo . Los campos estáticos más utilizados en la resonancia magnética provocan una precesión que corresponde a un fotón de radiofrecuencia (RF) .

La magnetización longitudinal neta en equilibrio termodinámico se debe a un pequeño exceso de protones en el estado de menor energía. Esto produce una polarización neta paralela al campo externo. La aplicación de un pulso de radiofrecuencia (RF) puede desplazar este vector de polarización neta lateralmente (con un pulso de 90°) o incluso invertirlo (con un pulso de 180°). Un pulso de RF produce una magnetización transversal detectable al rotar el vector de magnetización global existente en equilibrio térmico, y no al lograr la coherencia de fase de los espines, como a veces se afirma en la literatura. ^{[ 5 ] [ 6 ]}

_{La recuperación de la} magnetización longitudinal se denomina relajación longitudinal o T1 y ocurre exponencialmente con una constante de tiempo _T1 . La pérdida de coherencia de fase en el plano transversal se denomina relajación transversal o T2 . Por lo tanto _, T1 se asocia con la entalpía del sistema de espines, o el número de núcleos con espines paralelos frente a antiparalelos. T2 _, por otro lado, se asocia con la _entropía del sistema, o el número de núcleos en fase.

Cuando se desactiva el pulso de radiofrecuencia, el componente vectorial transversal produce un campo magnético oscilante que induce una pequeña corriente en la bobina receptora. Esta señal se denomina decaimiento de inducción libre (FID). En un experimento idealizado de resonancia magnética nuclear , el FID decae aproximadamente de forma exponencial con una constante de tiempo T₂ . Sin embargo, en la resonancia magnética práctica existen pequeñas diferencias en el campo magnético estático en distintas ubicaciones espaciales ("inhomogeneidades") que provocan que la _frecuencia de Larmor varíe a lo largo del cuerpo. Esto crea interferencia destructiva , que acorta el FID. La constante _de tiempo para el decaimiento observado del FID se denomina tiempo de relajación T₂ y siempre es menor que T₂ . Al mismo tiempo, la magnetización longitudinal comienza a recuperarse exponencialmente con una constante de tiempo ^T₁ _, que _es mucho mayor que T₂ (véase más adelante) _.

En la resonancia magnética (RM), el campo magnético estático se incrementa mediante una bobina de gradiente de campo para variar a lo largo de la región escaneada, de modo que diferentes ubicaciones espaciales se asocian con diferentes frecuencias de precesión. Solo aquellas regiones donde el campo es tal que las frecuencias de precesión coinciden con la frecuencia de radiofrecuencia (RF) experimentarán excitación. Por lo general, estos gradientes de campo se modulan para barrer la región a escanear, y es la variedad casi infinita de secuencias de pulsos de RF y de gradiente lo que confiere a la RM su versatilidad. El cambio del gradiente de campo dispersa la señal FID de respuesta en el dominio de la frecuencia, pero esta puede recuperarse y medirse mediante un gradiente de reenfoque (para crear un llamado "eco de gradiente"), o mediante un pulso de radiofrecuencia (para crear un llamado " eco de espín "), o en el posprocesamiento digital de la señal dispersa. Todo el proceso puede repetirse cuando se ha producido cierta relajación T1 y el equilibrio térmico de los espines se ha restablecido más o menos. El tiempo de repetición ₍ TR) es el tiempo entre dos excitaciones sucesivas del mismo corte. ^{[ 7 ]}

Por lo general, en los tejidos blandos _, T1 ronda el segundo, mientras que _T2 y T2 * ^son _de unas pocas decenas de milisegundos. Sin embargo, estos valores pueden variar considerablemente entre distintos tejidos, así como entre diferentes campos magnéticos externos. Este comportamiento es uno de los factores que confieren a la resonancia magnética su extraordinario contraste en los tejidos blandos.

Los agentes de contraste para resonancia magnética , como los que contienen gadolinio (III), actúan alterando (acortando) los parámetros de relajación, especialmente T ₁ .

Se han ideado varios métodos para combinar gradientes de campo y excitación por radiofrecuencia para crear una imagen:

• Reconstrucción en 2D o 3D a partir de proyecciones , como en la tomografía computarizada .
• Construyendo la imagen punto por punto o línea por línea.
• Gradientes en el campo de RF en lugar del campo estático.

Aunque cada uno de estos métodos se utiliza ocasionalmente en aplicaciones especializadas, la mayoría de las imágenes de resonancia magnética actuales se crean mediante la técnica de transformada de Fourier bidimensional (2DFT) con selección de cortes, o mediante la técnica de transformada de Fourier tridimensional (3DFT). Otro nombre para la 2DFT es spin-warp. A continuación, se describe la técnica 2DFT con selección de cortes.

La técnica 3DFT es bastante similar, excepto que no hay selección de cortes y la codificación de fase se realiza en dos direcciones separadas.

El contraste de la imagen se crea por las diferencias en la intensidad de la señal de RMN recuperada de diferentes ubicaciones dentro de la muestra. Esto depende de la densidad relativa de los núcleos excitados (generalmente _protones de agua ), de las diferencias en los tiempos de relajación ( T1 , T2 y T ^* ₂ ) de esos núcleos después de la secuencia de pulsos y, a menudo, de otros parámetros que se discuten en _las exploraciones de RM especializadas . El contraste en la mayoría de las imágenes de RM es en realidad una mezcla de todos estos efectos, pero un diseño cuidadoso de la secuencia de pulsos de imagen permite enfatizar un mecanismo de contraste mientras que los demás se minimizan. La capacidad de elegir diferentes mecanismos de contraste otorga a la RM una enorme flexibilidad. En el cerebro, _{la ponderación} T1 hace que las conexiones nerviosas de _la sustancia blanca aparezcan blancas y las agrupaciones de neuronas de la sustancia gris aparezcan grises, mientras que el líquido cefalorraquídeo (LCR) aparece oscuro. El contraste de la sustancia blanca, la sustancia gris y el líquido cefalorraquídeo se invierte utilizando imágenes T2 o T ^* ₂ , mientras que las imágenes ponderadas por densidad de protones proporcionan poco contraste en sujetos sanos. Además, parámetros funcionales como el flujo sanguíneo cerebral (FSC) , el volumen sanguíneo cerebral (VSC) o la oxigenación sanguínea pueden afectar _a T1 , T2 y T ^* ₂ y, por lo tanto, pueden codificarse con secuencias de pulsos adecuadas _.

En algunas situaciones, no es posible generar suficiente contraste de imagen para mostrar adecuadamente la anatomía o patología de interés ajustando únicamente los parámetros de imagen, en cuyo caso se puede administrar un agente de contraste . Este puede ser tan simple como agua , tomada por vía oral, para obtener imágenes del estómago y el intestino delgado. Sin embargo, la mayoría de los agentes de contraste utilizados en la resonancia magnética se seleccionan por sus propiedades magnéticas específicas. Lo más común es administrar un agente de contraste paramagnético (generalmente un compuesto de gadolinio ^{[ 10 ] [ 11 ]} ). Los tejidos y fluidos realzados con gadolinio aparecen extremadamente brillantes en las imágenes ponderadas _en T1 . Esto proporciona una alta sensibilidad para la detección de tejidos vasculares (por ejemplo, tumores) y permite evaluar la perfusión cerebral (por ejemplo, en el caso de un accidente cerebrovascular). Recientemente se han planteado inquietudes con respecto a la toxicidad de los agentes de contraste a base de gadolinio y su impacto en personas con insuficiencia renal. (Véase Seguridad / Agentes de contraste más adelante).

Más recientemente, se han comercializado agentes de contraste superparamagnéticos , como las nanopartículas de óxido de hierro , ^{[ 12 ] [ 13 ]} . Estos agentes aparecen muy oscuros en las imágenes ponderadas en T ^* ₂ y pueden utilizarse para la obtención de imágenes del hígado, ya que el tejido hepático normal retiene el agente, pero las áreas anormales (p. ej., cicatrices, tumores) no. También pueden administrarse por vía oral para mejorar la visualización del tracto gastrointestinal y evitar que el agua presente en este oculte otros órganos (p. ej., el páncreas ). Asimismo, se han estudiado agentes diamagnéticos como el sulfato de bario para su posible uso en el tracto gastrointestinal , pero su uso es menos frecuente.

En 1983, Ljunggren ^{[ 14 ]} y Twieg ^{[ 15 ]} introdujeron independientemente el formalismo del espacio k , una técnica que resultó invaluable para unificar diferentes técnicas de imágenes por RM. Demostraron que la señal de RM demodulada S ( t ) generada por la interacción entre un conjunto de espines nucleares que precesan libremente en presencia de un gradiente de campo magnético lineal G y una bobina receptora es igual a la transformada de Fourier de la densidad de espín efectiva,${\displaystyle \rho ({\vec {x}})}$Fundamentalmente, la señal se deriva de la ley de inducción de Faraday :

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

dónde:

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

En otras palabras, a medida que avanza el tiempo, la señal traza una trayectoria en el espacio k con el vector de velocidad de la trayectoria proporcional al vector del gradiente del campo magnético aplicado. Por el término densidad de espín efectiva nos referimos a la densidad de espín verdadera.${\displaystyle \rho ({\vec {x}})}$corregido por los efectos de _{la preparación} T1 , la desintegración T2 , la desfasación debida a la inhomogeneidad del campo, el flujo, la difusión, etc. _, y cualquier otro fenómeno que afecte a la cantidad de magnetización transversal disponible para inducir señal en la sonda de RF o su fase con respecto al campo electromagnético de la bobina receptora.

A partir de la fórmula básica del espacio k , se deduce inmediatamente que reconstruimos una imagen.${\displaystyle I({\vec {x}})}$tomando la transformada inversa de Fourier de los datos muestreados, a saber:

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

Utilizando el formalismo del espacio k , varias ideas aparentemente complejas se simplificaron. Por ejemplo, resulta muy fácil (sobre todo para los físicos ) comprender el papel de la codificación de fase (el llamado método de deformación de espín). En un escaneo estándar de eco de espín o eco de gradiente, donde el gradiente de lectura (o de visualización) es constante (por ejemplo, G ), se escanea una sola línea del espacio k por cada excitación de RF. Cuando el gradiente de codificación de fase es cero, la línea escaneada es el eje k _x . Cuando se añade un pulso de codificación de fase distinto de cero entre la excitación de RF y el inicio del gradiente de lectura, esta línea se mueve hacia arriba o hacia abajo en el espacio k , es decir, escaneamos la línea k _y =constante.

El formalismo del espacio k también facilita la comparación de diferentes técnicas de escaneo. En EPI de disparo único , todo el espacio k se escanea en un solo disparo, siguiendo una trayectoria sinusoidal o en zigzag. Dado que las líneas alternas del espacio k se escanean en direcciones opuestas, esto debe tenerse en cuenta en la reconstrucción. Las técnicas EPI de disparo múltiple y de eco de espín rápido adquieren solo una parte del espacio k por excitación. En cada disparo, se adquiere un segmento intercalado diferente, y los disparos se repiten hasta que el espacio k esté suficientemente bien cubierto. Dado que los datos en el centro del espacio k representan frecuencias espaciales más bajas que los datos en los bordes del espacio k , el valor T _{E para el centro del espacio} k determina el contraste T ₂ de la imagen .

La importancia del centro del espacio k para determinar el contraste de la imagen puede aprovecharse en técnicas de imagen más avanzadas. Una de ellas es la adquisición en espiral: se aplica un gradiente de campo magnético giratorio, lo que provoca que la trayectoria en _el espacio k se desplace en espiral desde el centro hacia el borde. Debido a la relajación T₂ y T₂ ^* _, la señal es máxima al inicio de la adquisición; por lo tanto, adquirir primero el centro del espacio k mejora la relación contraste-ruido (CNR) en comparación con las adquisiciones convencionales en zigzag, especialmente en presencia de movimiento rápido.

Desde${\displaystyle {\vec {x}}}$y${\displaystyle {\vec {k}}}$son variables conjugadas (con respecto a la transformada de Fourier) podemos usar el teorema de Nyquist para demostrar que un paso en el espacio k determina el campo de visión de la imagen (frecuencia máxima que se muestrea correctamente) y el valor máximo de k muestreado determina la resolución; es decir,

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

(Estas relaciones se aplican a cada eje de forma independiente).

En el diagrama de tiempos , el eje horizontal representa el tiempo. El eje vertical representa: (fila superior) la amplitud de los pulsos de radiofrecuencia; (filas centrales) las amplitudes de los tres pulsos de gradiente de campo magnético ortogonales; y (fila inferior) el convertidor analógico-digital (ADC) del receptor. Las radiofrecuencias se transmiten a la frecuencia de Larmor del nucleido que se va a visualizar. Por ejemplo, para ¹ H en un campo magnético de 1 T , se emplearía una frecuencia de 42,5781 MHz . Los tres gradientes de campo se denominan G _X (que normalmente corresponde a la dirección de izquierda a derecha del paciente y se muestra en rojo en el diagrama), G _Y (que normalmente corresponde a la dirección de adelante hacia atrás del paciente y se muestra en verde en el diagrama) y G _Z (que normalmente corresponde a la dirección de cabeza a pies del paciente y se muestra en azul en el diagrama). Cuando se muestran pulsos de gradiente negativos, representan la inversión de la dirección del gradiente, es decir, de derecha a izquierda, de atrás hacia adelante o de pies a cabeza. Para la exploración en humanos, se emplean gradientes de intensidad de 1 a 100 mT/m: los gradientes de mayor intensidad permiten una mejor resolución y una adquisición de imágenes más rápida. La secuencia de pulsos que se muestra aquí produciría una imagen transversal (axial).  

La primera parte de la secuencia de pulsos, SS, logra la "selección de corte". Un pulso conformado (mostrado aquí con una modulación sinc ) provoca una nutación de 90° de la magnetización nuclear longitudinal dentro de un corte, creando magnetización transversal. La segunda parte de la secuencia de pulsos, PE, imparte un desplazamiento de fase a la magnetización nuclear seleccionada, que varía con su posición en la dirección Y. La tercera parte de la secuencia de pulsos, otra selección de corte (del mismo corte), utiliza otro pulso conformado para provocar una rotación de 180° de la magnetización nuclear transversal dentro del corte. Esta magnetización transversal se reenfoca para formar un eco de espín en un tiempo T _E. Durante el eco de espín, se aplica un gradiente de codificación de frecuencia (FE) o de lectura, lo que hace que la frecuencia de resonancia de la magnetización nuclear varíe con su posición en la dirección X. La señal es muestreada n _FE veces por el ADC durante este período, como se representa mediante las líneas verticales. Normalmente se toman n _{FE de entre 128 y 512 muestras.}

A continuación, se permite que la magnetización longitudinal se recupere parcialmente y, tras un tiempo T _R, se repite toda la secuencia n _PE veces, pero incrementando el gradiente de codificación de fase (indicado por el sombreado horizontal en el bloque de gradiente verde). Normalmente, se realizan entre 128 y 512 repeticiones de n _{PE .}

Los lóbulos negativos en G _X y G _Z se imponen para asegurar que, en el tiempo T _E (el máximo del eco de espín), la fase solo codifique la ubicación espacial en la dirección Y.

Normalmente, _TE está entre 5 ms y 100 ms, mientras que _TR está entre 100 ms y 2000 ms.    

Una vez adquirida la matriz bidimensional (con dimensiones típicas entre 128  ×  128 y 512  × 512), que genera los datos del espacio k , se realiza una transformada inversa de Fourier bidimensional para obtener la imagen de resonancia magnética. Se puede tomar tanto la magnitud como la fase de la transformada de Fourier, siendo la primera mucho más común. 

Esta tabla no incluye secuencias poco comunes ni experimentales .

Los componentes principales de un escáner de resonancia magnética son: el imán principal, que polariza la muestra; las bobinas de compensación, que corrigen las inhomogeneidades del campo magnético principal; el sistema de gradiente, que se utiliza para localizar la señal de resonancia magnética; y el sistema de radiofrecuencia, que excita la muestra y detecta la señal de resonancia magnética nuclear resultante. Todo el sistema está controlado por uno o más ordenadores.

El imán es el componente más grande y costoso del escáner, y el resto del escáner se construye a su alrededor. La fuerza del imán se mide en teslas (T) . Los imanes clínicos generalmente tienen una fuerza de campo en el rango de 0,1 a 3,0  T, con sistemas de investigación disponibles de hasta 9,4  T para uso humano y 21  T para sistemas animales. ^{[ 45 ]} En Estados Unidos,  la FDA ha aprobado fuerzas de campo de hasta 7 T para uso clínico. ^{[ 46 ]}

Tan importante como la fuerza del imán principal es su precisión. La rectitud de las líneas magnéticas dentro del centro (o, como se conoce técnicamente, el isocentro) del imán debe ser casi perfecta. Esto se conoce como homogeneidad. Las fluctuaciones (inhomogeneidades en la intensidad del campo) dentro de la región de escaneo deben ser inferiores a tres partes por millón (3 ppm). Se han utilizado tres tipos de imanes:

• Imán permanente: Los imanes convencionales fabricados con materiales ferromagnéticos (por ejemplo, aleaciones de acero que contienen elementos de tierras raras como el neodimio ) pueden utilizarse para generar el campo magnético estático. Un imán permanente lo suficientemente potente para usarse en una resonancia magnética (RM) será extremadamente grande y voluminoso; puede pesar más de 100 toneladas. Las RM con imanes permanentes son muy económicas de mantener; esto no se puede decir de otros tipos de imanes para RM, pero presentan importantes inconvenientes. Solo son capaces de alcanzar intensidades de campo débiles en comparación con otros imanes para RM (generalmente menos de 0,4  T) y su precisión y estabilidad son limitadas. Los imanes permanentes también presentan problemas de seguridad especiales; dado que sus campos magnéticos no se pueden "desactivar", es prácticamente imposible retirar objetos ferromagnéticos una vez que entran en contacto directo con ellos. Además, los imanes permanentes requieren un cuidado especial durante su transporte al lugar de instalación.
• Electroimán resistivo: Un solenoide bobinado con hilo de cobre es una alternativa a un imán permanente. Una de sus ventajas es su bajo coste inicial, pero su intensidad de campo y estabilidad son limitadas. El electroimán requiere una considerable energía eléctrica durante su funcionamiento, lo que puede encarecerlo. Este diseño está prácticamente obsoleto.
• Electroimán superconductor : Cuando una aleación de niobio-titanio o niobio-estaño se enfría con helio líquido a 4  K (−269  °C, −452  °F), se convierte en un superconductor , perdiendo resistencia al flujo de corriente eléctrica. Un electroimán construido con superconductores puede tener intensidades de campo extremadamente altas, con una estabilidad muy elevada. La construcción de estos imanes es extremadamente costosa, y el helio criogénico es caro y difícil de manipular. Sin embargo, a pesar de su coste, los imanes superconductores enfriados con helio son el tipo más común que se encuentra actualmente en los escáneres de resonancia magnética.

La mayoría de los imanes superconductores tienen sus bobinas de alambre superconductor sumergidas en helio líquido, dentro de un recipiente llamado criostato . A pesar del aislamiento térmico, que a veces incluye un segundo criostato con nitrógeno líquido , el calor ambiental provoca que el helio se evapore lentamente. Por lo tanto, estos imanes requieren recargas regulares con helio líquido. Generalmente, se utiliza un criorefrigerador , también conocido como cabezal frío, para recondensar parte del vapor de helio en el baño de helio líquido. Varios fabricantes ofrecen ahora escáneres "sin criógeno", donde en lugar de estar sumergido en helio líquido, el alambre magnético se enfría directamente mediante un criorefrigerador. ^{[ 47 ]} Alternativamente, el imán puede enfriarse colocando cuidadosamente helio líquido en puntos estratégicos, reduciendo drásticamente la cantidad de helio líquido utilizado, ^{[ 48 ]} o bien, pueden utilizarse superconductores de alta temperatura . ^{[ 49 ]}

Los imanes están disponibles en diversas formas. Sin embargo, los imanes permanentes suelen tener forma de C, mientras que los imanes superconductores suelen ser cilíndricos. También se han utilizado imanes superconductores en forma de C e imanes permanentes en forma de caja.

La intensidad del campo magnético es un factor importante para determinar la calidad de la imagen. Un campo magnético más intenso aumenta la relación señal-ruido , lo que permite una mayor resolución o una exploración más rápida. Sin embargo, una mayor intensidad de campo requiere imanes más costosos, con mayores gastos de mantenimiento, y conlleva mayores riesgos para la seguridad. Una intensidad de campo de 1,0 a 1,5  T representa un buen equilibrio entre coste y rendimiento para uso médico general. No obstante, para ciertas aplicaciones especializadas (por ejemplo, neuroimagen) se requieren campos magnéticos más intensos, y algunos hospitales ya utilizan  escáneres de 3,0 T.

Cuando el escáner de resonancia magnética se coloca en el hospital o la clínica, su campo magnético principal dista mucho de ser lo suficientemente homogéneo para realizar exploraciones. Por ello, antes de realizar un ajuste fino del campo utilizando una muestra, es necesario medir y compensar el campo magnético del imán .

Una vez colocada la muestra en el escáner, el campo magnético principal se distorsiona por los límites de susceptibilidad dentro de la muestra, lo que provoca la pérdida de señal (regiones sin señal) y distorsiones espaciales en las imágenes adquiridas. En humanos o animales, el efecto es particularmente pronunciado en los límites aire-tejido, como los senos paranasales (debido al oxígeno paramagnético en el aire), lo que dificulta, por ejemplo, la obtención de imágenes de los lóbulos frontales del cerebro. Para restaurar la homogeneidad del campo, el escáner incluye un conjunto de bobinas de compensación. Estas bobinas resistivas, generalmente a temperatura ambiente, son capaces de producir correcciones de campo distribuidas como varios órdenes de armónicos esféricos . ^{[ 50 ]}

Tras colocar la muestra en el escáner, el campo B₀ se ajusta modificando las corrientes en las bobinas de compensación. La homogeneidad del campo se mide examinando una _señal FID en ausencia de gradientes de campo. La señal FID de una muestra mal ajustada mostrará una envolvente de decaimiento compleja, a menudo con múltiples picos. A continuación _, se ajustan las corrientes de compensación para producir una señal FID de gran amplitud con decaimiento exponencial, lo que indica un campo B₀ homogéneo . El proceso suele estar automatizado. ^{[ 51 ]}

Las bobinas de gradiente se utilizan para codificar espacialmente las posiciones de los protones mediante la variación lineal del campo magnético en todo el volumen de imagen. La frecuencia de Larmor variará entonces en función de la posición en los ejes x , y y z .

Las bobinas de gradiente suelen ser electroimanes resistivos alimentados por amplificadores sofisticados que permiten ajustes rápidos y precisos de la intensidad y la dirección del campo. Los sistemas de gradiente típicos pueden producir gradientes de 20 a 100 mT/m (es decir, en un  imán de 1,5 T, cuando se aplica un gradiente máximo en el eje z  , la intensidad del campo puede ser de 1,45 T en un extremo de un orificio de 1 m de longitud (3,3 pies) y de 1,55 T en el otro ^{[ 52 ]} ). Son los gradientes magnéticos los que determinan el plano de imagen; dado que los gradientes ortogonales se pueden combinar libremente, se puede seleccionar cualquier plano para la obtención de imágenes.  

La velocidad de escaneo depende del rendimiento del sistema de gradientes. Los gradientes más intensos permiten una adquisición de imágenes más rápida o una mayor resolución; asimismo, los sistemas de gradientes con conmutación más rápida también permiten un escaneo más veloz. Sin embargo, el rendimiento del gradiente está limitado por consideraciones de seguridad relacionadas con la estimulación nerviosa.

Algunas características importantes de los amplificadores de gradiente y las bobinas de gradiente son la velocidad de variación y la intensidad del gradiente. Como se mencionó anteriormente, una bobina de gradiente crea un campo magnético adicional que varía linealmente y que se suma o resta al campo magnético principal. Este campo magnético adicional tiene componentes en las tres direcciones: x , y y z ; sin embargo, solo la componente a lo largo del campo magnético (generalmente denominada eje z , denotada como _Gz ) es útil para la obtención de imágenes. A lo largo de cualquier eje, el gradiente se suma al campo magnético a un lado de la posición cero y se resta al otro. Dado que el campo adicional es un gradiente, sus unidades son gauss por centímetro o militesla por metro (mT/m). Las bobinas de gradiente de alto rendimiento utilizadas en resonancia magnética suelen ser capaces de producir un campo magnético de gradiente de aproximadamente 30 mT/m o superior para una resonancia magnética de 1,5 T. La velocidad de variación de un sistema de gradiente mide la rapidez con la que se pueden activar o desactivar los gradientes. Los gradientes típicos de alto rendimiento tienen una velocidad de variación de hasta 100–200 T·m ⁻¹ ·s ⁻¹ . La velocidad de variación depende tanto de la bobina de gradiente (se necesita más tiempo para aumentar o disminuir la velocidad de una bobina grande que de una pequeña) como del rendimiento del amplificador de gradiente (se necesita mucho voltaje para superar la inductancia de la bobina) y tiene una influencia significativa en la calidad de la imagen.   

El sistema de transmisión de radiofrecuencia (RF) consta de un sintetizador de RF, un amplificador de potencia y una bobina transmisora . Esta bobina suele estar integrada en el cuerpo del escáner. La potencia del transmisor es variable, pero los escáneres de cuerpo completo de alta gama pueden alcanzar una potencia de salida máxima de hasta 35 kW ^{[ 53 ]} y ser capaces de mantener una potencia media de 1 kW. Aunque estos campos electromagnéticos se encuentran en el rango de RF de decenas de megahercios (a menudo en la porción de onda corta del espectro electromagnético ) con potencias que suelen superar las más altas utilizadas por la radioafición , la resonancia magnética produce muy poca interferencia de RF. Esto se debe a que la resonancia magnética no es un transmisor de radio. El campo electromagnético de frecuencia de RF producido en la bobina transmisora ​​es un campo magnético cercano con un componente de campo eléctrico variable muy pequeño (como ocurre en todas las transmisiones de ondas de radio convencionales). Por lo tanto, el campo electromagnético de alta potencia producido en la bobina transmisora ​​de la resonancia magnética no genera mucha radiación electromagnética a su frecuencia de RF, y la potencia se confina al espacio de la bobina y no se irradia como ondas de radio. Por lo tanto, la bobina transmisora ​​es un buen transmisor de campo electromagnético en radiofrecuencia, pero un mal transmisor de radiación electromagnética en radiofrecuencia.  

El receptor consta de la bobina, el preamplificador y el sistema de procesamiento de señales. La radiación electromagnética de radiofrecuencia (RF ) producida por la relajación nuclear dentro del sujeto es radiación electromagnética (ondas de radio), y esta sale del sujeto como radiación de RF, pero su potencia es tan baja que no causa interferencias de RF apreciables que puedan ser captadas por sintonizadores de radio cercanos (además, los escáneres de resonancia magnética suelen estar ubicados en salas revestidas con malla metálica que actúan como jaulas de Faraday ).

Si bien es posible realizar exploraciones utilizando la bobina integrada para la transmisión de radiofrecuencia y la recepción de la señal de resonancia magnética, si se trata de una región pequeña, se obtiene una mejor calidad de imagen (es decir, una mayor relación señal-ruido) utilizando una bobina más pequeña y ajustada. Existen diversas bobinas que se adaptan perfectamente a partes del cuerpo como la cabeza, la rodilla, la muñeca, el pecho o, internamente, el recto.

Un avance reciente en la tecnología de resonancia magnética (RM) ha sido el desarrollo de sofisticadas bobinas de matriz de fase multielemento ^{[ 54 ]} capaces de adquirir múltiples canales de datos en paralelo. Esta técnica de "imagen paralela" utiliza esquemas de adquisición únicos que permiten una adquisición de imágenes acelerada, al reemplazar parte de la codificación espacial originada por los gradientes magnéticos con la sensibilidad espacial de los diferentes elementos de la bobina. Sin embargo, el aumento de la aceleración también reduce la relación señal-ruido y puede generar artefactos residuales en la reconstrucción de la imagen. Dos esquemas de adquisición y reconstrucción paralela de uso frecuente son SENSE ^{[ 55 ]} y GRAPPA ^{[ 56 ]} . Además, se pueden excitar hasta 8 cortes simultáneamente (imagen multicorte simultánea, también conocida como multibanda), lo que permite reducir el TR mediante la aceleración SMS; sin embargo, más allá de un factor de aceleración de 2, los parámetros de difusión cuantitativos se ven sesgados ^{[ 57 ]} . Una revisión detallada de las técnicas de imagen paralela se puede encontrar aquí: ^{[ 58 ].}