Het voornaamste onderdeel van een MRI-scanner is een sterke magneet. De magneet polariseert onder meer de kernen van waterstofatomen in het weefsel van de patiënt. In het magnetische veld gedragen de waterstofkernen zich als tolletjes.
Precessie
In de klassieke mechanica kan een waterstofkern worden gezien als een bol die om zijn as draait met frequentie fs (zie figuur 1a). Zijn elektrische lading wordt daardoor een roterende stroom die een microscopisch magnetisch veld induceert. Het magnetisch moment van de kern precedeert om het magneetveld B0 met de Larmor frequentie f0, net zoals een tol precedeert om het zwaartekrachtsveld van de aarde (figuur 1b).
Spin en RF-puls
Elke kern roteert om zijn as („spin”) maar ook de as zelf roteert rondom de richting van het magnetische veld, zoals de as van een tol roteert rondom de richting van het zwaartekrachtsveld („precessie”) . De precessiefrequentie is recht evenredig met de magnetische veldsterkte en wordt de „Larmor frequentie” genoemd. Voor klinische MRI-scanners ligt de Larmor frequentie in het radiofrequentie (RF) gebied (ca. 64 MHz voor een 1,5 Tesla scanner).
Een kortstondige elektromagnetische golf met de juiste frequentie („RF-puls”) wordt de patiënt in gezonden met behulp van een zendspoel. De waterstofkernen resoneren op deze frequentie, absorberen de elektromagnetische energie en belanden zo in een hogere energietoestand, ofwel een „aangeslagen” of „geëxciteerde” toestand. Dit proces heet excitatie (Figuur 2).
Figuur 1: Waterstofkern wordt gezien als een bol die om zijn as draait met frequentie
Signaal
Na verloop van tijd zendt het weefsel de geabsorbeerde energie weer uit in de vorm van een elektromagnetische golf, die met een ontvangstspoel kan worden gedetecteerd. Dit is het MR-signaal, dat de informatie bevat waarmee een beeld van het weefsel van de patiënt kan worden gevormd.
Het MR-signaal vervalt snel doordat –in de klassieke mechanica beschrijving– de fasen van verschillende kernen incoherent worden. Dat betekent dat de assen van de kernen in alle richtingen draaien en ze elkaar gaan tegenwerken. Wanneer nu een tweede RF-puls de patiënt in wordt gezonden, een zogenaamde refocuseringspuls, herstelt de coherentie van de kernen zich weer, waardoor alle kernen na een korte tijd weer synchroon gaan precederen, en het gezamenlijke MR-signaal zich versterkt (Figuur 3). We spreken hierbij van een „RF-echo” of een „spin-echo”.
Ruwweg gesproken zijn er twee benaderingen die kunnen worden gebruikt om informatie te krijgen over de ruimtelijke positie van het MR-signaal: met frequentie of met fase. Beide benaderingen zijn gebaseerd op het verschijnsel dat de precessiefrequentie van waterstofkernen evenredig is met de magnetische veldsterkte. Bij lokale veldsterkte variaties volgt de precessiefrequentie de veldsterkte.
De benadering op basis van frequentie is als volgt. Met een gradiëntspoel wordt ervoor gezorgd dat in één richting de magnetische veldsterkte lineair toeneemt. Dit leidt dan tot een lineair toenemende precessiefrequentie in diezelfde richting. Daarmee is de ruimtelijke positie van elke waterstofkern direct gekoppeld aan zijn frequentie. Door zorgvuldig de RF-pulsen af te stemmen binnen een beperkte frequentieband, worden alleen de kernen met die zelfde frequenties geëxciteerd, die zich dus binnen een beperkt ruimtelijk gebied bevinden (Figuur 4). Op deze manier kunnen kernen worden geselecteerd in een relatief dunne plak („plakselectie”, Figuur 5a) of een groter volume („volumeselectie”, Figuur 5b).
Gradiënt
Gedurende de tijd dat het weefsel van de patiënt een MR-signaal uitzendt, wordt een gradiënt toegepast in één van de richtingen binnen het vlak van het beeld. De lineair toenemende magnetische veldsterkte leidt tot een lineair toenemende precessiefrequentie in deze nieuwe richting en dus tot een lineair toenemende frequentie van het MR-signaal. Zo wordt de positie waar het uitgezonden MR-signaal vandaan komt gecodeerd in zijn frequentie. Dit proces heet frequentiecodering.
Frequentiecodering wordt meestal slechts in één richting toegepast. In de andere richting in het beeldvlak wordt fasecodering gebruikt. Hierbij wordt een gradiënt in die richting maar heel even aangezet, waardoor sommige kernen heel even net iets sneller of iets langzamer precederen dan andere. Met andere woorden, het gradiëntveld geeft de assen van de kernen een zetje, waardoor de fase van bepaalde kernen voorloopt, en de fase van anderen achterloopt, afhankelijk van hun ruimtelijke positie. Op deze manier is de ruimtelijke positie van de kernen in deze richting gecodeerd in hun faseverschuiving. Herhaling van de meting met variërende gradiëntsterktes leidt tot zwakkere en sterkere faseverschuivingen van de kernen. Dit fasecoderingsproces biedt vergelijkbare informatie over waar het MR-signaal vandaan komt als met frequentiecodering kan worden verkregen. In wezen kan fasecodering worden beschouwd als een gediscretiseerde of stapsgewijze variant van frequentiecodering. Fasecodering is echter wel een langzaam proces, afhankelijk van de vereiste resolutie: in principe moet de meting net zo vaak worden herhaald als het vereiste aantal beeldlijnen.
Bij multi-slice afbeelden (Figuur 5a) worden dunne plakken geselecteerd, en wordt fasecodering slechts in één richting in het beeldvlak toegepast, loodrecht op de frequentiecoderingsrichting. Bij 3D afbeeldingen (Figuur 5b) wordt een groot volume geselecteerd en wordt fasecodering niet alleen in het beeldvlak toegepast, maar ook in de richting loodrecht op het beeldvlak.
