Mostrar código-fonte de Imagem por ressonância magnética

{{Ver desambig|redir="IRM"|álbum de Charlotte Gainsbourg|IRM (álbum)}}
[[Imagem:User-FastFission-brain.gif|frame|Exame de imagem por ressonância magnética do topo à base do cérebro. O pequeno ponto em cima à esquerda é uma cápsula de [[vitamina E]], que serve de orientação na compilação das imagens.]]

A '''ressonância magnética''' ('''RM''') é uma técnica de [[Imagiologia médica|imagem médica]] usada em [[radiologia]] para formar imagens da [[anatomia]] e dos processos fisiológicos do corpo, tanto na saúde como na doença. Os ''scanners'' de RM usam [[Campo magnético|campos magnéticos]] fortes, [[Onda de rádio|ondas de rádio]] e gradientes de campo para gerar imagens dos órgãos no corpo. A RM não envolve [[raios X]], o que a distingue da [[tomografia computadorizada]] (TAC ou TC).

Embora os riscos dos raios X estejam agora bem controlados na maioria dos contextos médicos, a ressonância magnética ainda pode ser vista como superior à TAC a este respeito. A RM é amplamente utilizada em hospitais e clínicas para [[diagnóstico médico]], estadiamento de doenças e acompanhamento sem expor o corpo a [[Radiação ionizante|radiações ionizantes]]. Geralmente pode produzir informações de diagnóstico diferentes em comparação com a tomografia computadorizada. As varreduras de ressonância magnética geralmente levam um tempo maior, são mais altas e geralmente exigem que o sujeito entre em um tubo estreito e confinado, podendo haver riscos e desconforto associados a mesma. Além disso, as pessoas com alguns [[implante]]s médicos ou outro metal não removível dentro do corpo podem ser incapazes de se submeter a um exame de ressonância magnética de forma segura.

A RM baseia-se na ciência da ressonância magnética nuclear, tendo sido originalmente chamada de ressonância magnética nuclear (NMRI, do inglês ''nucelar magnetic resonance imaging''). Certos [[Núcleo atómico|núcleos atômicos]] são capazes de absorver e emitir energia de [[Radiofrequência|frequência de rádio]] quando colocados em um campo magnético externo. Na ressonância magnética clínica e de pesquisa, os [[átomo]]s de [[Hidrogénio|hidrogênio]] são usados com maior frequência para gerar um sinal de radiofrequência detectável que é recebido por antenas próximas da anatomia que está sendo examinada. Os átomos de hidrogênio existem naturalmente em pessoas e outros organismos biológicos em abundância, particularmente em água e gordura. Por este motivo, a maioria das varreduras de ressonância magnética caracteriza essencialmente a localização da água e da gordura no corpo. Os pulsos das ondas de rádio estimulam a transição de energia de [[spin]] nuclear e os gradientes de campo magnético localizam o sinal no espaço. Ao variar os parâmetros da sequência de pulso, podem ser gerados diferentes [[Meio de contraste|contrastes]] entre os tecidos com base nas propriedades de relaxamento dos átomos de hidrogênio nele.

Desde o início do desenvolvimento nas décadas de 1970 e 1980, a ressonância magnética mostrou ser uma técnica de imagem altamente versátil. Enquanto ela é mais proeminente em medicina diagnóstica e pesquisa [[Biomedicina|biomédica]], ela também pode ser usada para formar imagens de objetos não-vivos. As varreduras de ressonância magnética são capazes de produzir uma variedade de dados químicos e físicos, além de imagens espaciais detalhadas. O aumento sustentado da demanda de ressonância magnética no setor de saúde levou a preocupações quanto à relação custo-eficácia e sobre-diagnóstico.<ref name="Smith-Bindman2012">{{citar periódico|numero-autores= 9 |autor = Smith-Bindman R |autor2 = Miglioretti DL |autor3 = Johnson E |autor4 = Lee C |autor5 = Feigelson HS |autor6 = Flynn M |autor7 = Greenlee RT |autor8 = Kruger RL |autor9 = Hornbrook MC |autor10 = Roblin D |autor11 = Solberg LI |autor12 = Vanneman N |autor13 = Weinmann S |autor14 = Williams AE |título= Use of diagnostic imaging studies and associated radiation exposure for patients enrolled in large integrated health care systems, 1996–2010 |periódico= JAMA | volume = 307 |número= 22 |páginas= 2400–9 |data= 2012 | pmid = 22692172 | pmc = 3859870 | doi = 10.1001/jama.2012.5960}}</ref><ref>{{citar periódico|data=2009|título=Health at a glance 2009 OECD indicators|publicado=OECD|issn=1995-3992|doi=10.1787/health_glance-2009-en|periódico=Health at a Glance|series=Health at a Glance|isbn=9789264061538}}</ref>

Embora muitos pesquisadores já tenham descrito a maior parte da física subjacente, a imagem de ressonância magnética foi inventada por [[Paul Christian Lauterbur|Paul C. Lauterbur]] em setembro de 1971. Ele publicou a teoria por trás disso em março de 1973.<ref name=lauterbur>{{citar periódico|autor =Lauterbur PC |data=1973 |título=Image Formation by Induced Local Interactions: Examples of Employing Nuclear Magnetic Resonance |periódico=[[Nature (journal)|Nature]] |volume=242 |páginas=190–1 |doi=10.1038/242190a0 |número=5394 |bibcode=1973Natur.242..190L}}</ref><ref>{{citar periódico|autor =Rinck PA |data=2014 |título=The history of MRI |periódico=Magnetic Resonance in Medicine |url=http://magnetic-resonance.org/ch/20-04.html |edição=8th}}</ref> No final da década de 1970, [[Peter Mansfield]], físico e professor da [[Universidade de Nottingham]], Inglaterra, desenvolveu a técnica de imagem de eco-planar (EPI) que levaria a varredura tomando segundos em vez de horas e produziria imagens mais claras do que Lauterbur teve.<ref name="Mansfield-EPI">{{citar periódico|autor =Mansfield P |autor2 =Grannell, P |data=1975 |título=Diffraction and microscopy in solids and liquids by NMR |periódico=Physical Review B |volume=12 |número=9 |páginas=3618–3634 |doi= 10.1103/physrevb.12.3618 |bibcode = 1975PhRvB..12.3618M}}</ref> Eles receberam o [[Nobel de Fisiologia ou Medicina|Prêmio Nobel de Fisiologia ou Medicina]] 2003 por suas "descobertas sobre ressonância magnética".

== Histórico ==
=== Pioneiros da ressonância magnética nuclear ===
[[Imagem:Brain chrischan 300.gif|thumb|160px|Animação: ''ressonância magnética''.]]
[[Imagem:Functional magnetic resonance imaging.jpg|thumb|160px|Nesta imagem encontra-se um [[cérebro]] a ser auscultado por ''ressonância magnética''.]]
Em 1937, o físico austro-norte-americano [[Isidor Isaac Rabi]] apresentou na [[Physical Review]] 51 (p.&nbsp;652) uma nova técnica para medir momentos magnéticos nucleares.

Nessa técnica, dois campos magnéticos fortes não homogêneos desviam um feixe molecular em sentidos opostos, produzindo um efeito de focalização.<ref name=Bathista >{{Citar livro|nome=André Luis Bonfim Bathista e Silva|sobrenome=Bathista|editor=André Luis Bonfim .Bathista e Silva|url=http://www.livrosgratis.com.br/arquivos_livros/ea000238.pdf|título=Elementos Históricos de Ressonância Magnética Nuclear |subtítulo= Ressonância Magnética Nuclear|edição=1|local=Instituto de Física de São Carlos|ano=2013|páginas=48|volume=1
}}</ref>

Por outro lado, no meio da trajetória do feixe, um campo magnético forte homogêneo produz uma [[frequência de Larmor]] nos núcleos das [[molécula]]s do feixe, no mesmo instante em que um campo magnético alternado fraco é aplicado ao feixe.

Assim, se esse campo estiver em ressonância com a frequência da precessão larmoriana, o núcleo ressonante é lançado fora de sua trajetória normal. Essa técnica de Rabi ficou conhecida como Ressonância Magnética Nuclear.

Rabi e seus colaboradores, os físicos Zacharias, S. Millman e [[Polykarp Kusch]] realizaram experiências nas quais mediram o [[momento magnético]] do [[lítio]] (Li), e que foram relatadas, em 1938, na Physical Review 53 (p.&nbsp;318) divulgando um artigo que mostrou sem dúvida a primeira observação de RMN.<ref name=Bathista/>

Em 1944, o [[Nobel de Física|Prêmio Nobel de Física]] foi concedido para Rabi por seus trabalhos pioneiros sobre Ressonância Magnética Nuclear. Estimulado pelos físicos alemães [[Otto Stern]] e Immanuel Estermann, em 1933 na qual foi medido o momento magnético do [[próton]].

Em 1939, [[Felix Bloch]] e o físico norte americano [[Luis Walter Alvarez]] mediram o momento magnético do [[nêutron]], usando uma adaptação da técnica de Rabi (1937) a um intenso feixe de nêutrons oriundos de um [[cíclotron]]. O desvio magnético da técnica de Rabi foi substituído por um efeito de [[Polaridade|polarização]] desse feixe.

Em 1942, [[Cornelis Jacobus Gorte]] e L. F. J. Broer publicaram na ''Physica 9'' o resultado de uma experiência na qual tentaram, sem sucesso, medir ressonâncias nucleares.

Em 1945, o físico russo E. Zavoisky apresentou no ''Fiziologiocheskii Zhurnal 9'' o resultado de experiências, nas quais observou a ressonância magnética nuclear ao aplicar um campo magnético uniforme a sais ([[cobre]] e [[manganês]]) contendo [[íon]]s divalentes.

Em 1946, os físicos norte-americanos [[Edward Mills Purcell]], Henry Cutler Torreye R. V. Pound e, independentemente, Félix Bloch , W. W. Hansen e M. Packard publicaram artigos, respectivamente, na Physical Review 69, nos quais anunciaram que haviam descoberto efeitos de ressonância magnética nuclear em sólidos e líquidos.

Na experiência realizada por Purcell, Torry e Pound o método utilizado foi o de obter a subtração de energia a um campo magnético oscilante por núcleos sujeitos a um campo magnético forte e fixo, método esse capaz de medir a [[frequência de Larmor]], que é importante para a determinação do momento magnético dos núcleos.

O material por eles utilizado foi a parafina, a qual contém muitos prótons, que neste caso há dois níveis de separação da frequência v. Por sua vez, Bloch, Hansen e Packard utilizaram um método semelhante descrito acima; porém, eles detectaram a ressonância magnética nuclear pela intensidade máxima de sinais induzidos em uma bobina detectora perpendicular quer ao campo magnético fixo, quer ao campo magnético oscilante.

Em 1947, os físicos norte-americanos [[John Elliot Nafe]] e [[Edward Nelson|Edward B. Nelson]], e o austro-norte-americano Isidor Isaac Rabi publicaram um artigo na Physical Review 71, no qual apresentaram o resultado de uma experiência que indicava ser o momento magnético do [[elétron]] (µ<sub>e</sub>) um pouco maior do que o [[magnetão de Bohr]] (µ<sub>0</sub>). Resultado análogo a esse foi apresentado por D. E. Nagel, R. S. Julian e J. R. Zacharias na Physical Review 72, ambos eram trabalhos que falavam sobre [[Estrutura hiperfina|estruturas hiperfinas]].

Em 2019, pesquisadores realizaram a menor imagem por ressonância magnética do mundo para capturar os campos magnéticos de átomos individuais.<ref>[https://www.techexplorist.com/ibs-researchers-performed-worlds-smallest-mri-single-atoms/24574/ IBS researchers performed world’s smallest MRI on single atoms <small>Magnetic resonance imaging enables to scan the magnetic field of single atoms with unprecedented resolution.</small>] por Ashwini Sakharkar (2019)</ref>

== Construção e física ==
Para realizar um estudo, a pessoa fica posicionada dentro de um scanner de MRI que forma um forte campo magnético em torno da área a ser imageada. Na maioria das aplicações médicas, os [[próton]]s (núcleos de hidrogênio) em tecidos contendo [[molécula]]s de [[água]] criam um sinal que é processado para formar uma imagem do corpo. Primeiro, a energia de um campo magnético oscilante temporariamente é aplicada ao paciente na frequência de ressonância apropriada. Os átomos de hidrogênio excitados emitem um sinal de [[radiofrequência]], que é medido por uma [[Indutor|bobina]] receptora. O sinal de rádio pode ser feito para codificar informações de posição, variando o campo magnético principal usando bobinas de gradiente. À medida que estas bobinas são rapidamente ligadas e desligadas, elas criam o ruído repetitivo característico de uma varredura de ressonância magnética. O contraste entre diferentes tecidos é determinado pela taxa em que os átomos excitados retornam ao estado de equilíbrio. Os agentes de contraste exógenos podem ser administrados por via intravenosa, oral ou intra-articular.<ref name ="McRobbie">{{citar livro|último1 = McRobbie |primeiro1 = Donald W. |título= MRI from picture to proton |data= 2007 |publicado= Cambridge University Press |local= Cambridge, UK ; New York | isbn = 0-521-68384-X}}</ref>

Os principais componentes de um ''scanner'' de ressonância magnética são: o ímã principal, que polariza a amostra, as bobinas de compensação para corrigir as não-homogeneidades no campo magnético principal, o sistema de gradiente que é usado para localizar o sinal de MR e o sistema de RF, o que excita a amostra e detecta o sinal de RMN resultante. Todo o sistema é controlado por um ou mais computadores.

A RM requer um campo magnético que seja forte e uniforme. A força de campo do ímã é medida em [[Tesla (unidade)|teslas]] e enquanto a maioria dos sistemas operam a 1,5&nbsp;T, sistemas comerciais estão disponíveis entre 0,2 e 7&nbsp;T. A maioria dos ímãs clínicos são ímãs supercondutores, que requerem [[hélio líquido]]. As intensidades de campo mais baixas podem ser alcançadas com ímãs permanentes, que são frequentemente usados em ''scanners'' de MRI "abertos" para pacientes [[Claustrofobia|claustrofóbicos]].<ref>{{citar periódico|autor = Sasaki M |autor2 = Ehara S |autor3 = Nakasato T |autor4 = Tamakawa Y |autor5 = Kuboya Y |autor6 = Sugisawa M |autor7 = Sato T |título= MR of the shoulder with a 0.2-T permanent-magnet unit |periódico= AJR Am J Roentgenol | volume = 154 |número= 4 |páginas= 777–8 |data=abril de 1990| pmid = 2107675 | doi = 10.2214/ajr.154.4.2107675}}</ref> Recentemente, a MRI foi demonstrada também em campos ultra baixos, ou seja, na faixa microtesla-a-militesla, onde a qualidade de sinal suficiente é possível por pré-polarização (na ordem de 10 a 100&nbsp;mT) e medindo os campos de precessão de Larmor em cerca de 100&nbsp;µT com dispositivos de interferência quântica supercondutores altamente sensíveis ([[SQUID]]s).<ref>{{citar periódico|url=http://www.pnas.org/content/101/21/7857.full.pdf|título=Microtesla MRI with a superconducting quantum interference device|último =McDermott|primeiro =Robert |numero-autores=etal |data=|acessodata=|doi=10.1073/pnas.0402382101|volume=101|periódico=Proceedings of the National Academy of Sciences|páginas=7857–7861|bibcode=2004PNAS..101.7857M}}</ref><ref>{{citar web|url=https://arxiv.org/pdf/0705.0661.pdf|título=SQUID-based instrumentation for ultra-low-field MRI|último =Zotev|primeiro =Vadim |numero-autores=etal |data=|website=|publicado= |acessodata=}}</ref><ref>{{citar periódico|url=http://onlinelibrary.wiley.com/doi/10.1002/mrm.24413/abstract|título=Hybrid ultra-low-field MRI and magnetoencephalography system based on a commercial whole-head neuromagnetometer|último =Vesanen|primeiro =Panu |numero-autores=etal |data=|acessodata=|doi=10.1002/mrm.24413|volume=69|periódico=Magnetic Resonance in Medicine|páginas=1795–1804}}</ref>

== T1 e T2 ==
{{Artigo principal|[[Relaxação]]}}
[[Imagem:TR TE.jpg|thumb|Efeitos de TR e TE no sinal de MR.]]
[[Imagem:T1t2PD.jpg|thumb|Exemplos de exames de ressonância magnética ponderada T1, ponderada em T2 e ponderada por DP.]]

Cada tecido retorna ao seu estado de equilíbrio após a excitação pelos processos independentes de T1 (spin-tretice) e T2 (spin-spin) de relaxamento. Para criar uma imagem ponderada em T1, a [[Magnetismo|magnetização]] pode ser recuperada antes de medir o sinal MR, alterando o tempo de repetição (TR). Esta ponderação de imagem é útil para avaliar o [[córtex cerebral]], identificando [[tecido adiposo]], caracterizando lesões focais e, em geral, para obter informações morfológicas, bem como para imagens pós-contraste. Para criar uma imagem ponderada em T2, a magnetização pode decair antes de medir o sinal MR alterando o tempo de eco (TE). Esta ponderação de imagem é útil para detectar [[edema]] e [[inflamação]], revelando lesões de substância branca e avaliando a anatomia zonal na [[próstata]] e no [[útero]].

A exibição padrão de imagens de MRI é representar características de fluido em imagens em preto e branco, onde diferentes tecidos são os seguintes:
{| class="wikitable"
!Sinal
!T1-ponderado
!T2-ponderado
|-
|'''Alto'''
|
* Gordura<ref name=wisconsin/><ref name=johnson>{{citar web|url=http://www.med.harvard.edu/aanlib/basicsMR.html|autor =Keith A. Johnson|título=Basic proton MR imaging. Tissue Signal Characteristics |acessodata=2016-03-14|publicado=[[Harvard Medical School]]|urlmorta=yes|arquivourl=https://web.archive.org/web/20160305000107/http://www.med.harvard.edu/aanlib/basicsMR.html|arquivodata=2016-03-05|df=}}</ref>
* Hemorragia subaguda<ref name=johnson/>
* [[Melanina]]<ref name=johnson/>
* Líquido rico em [[proteína]]s<ref name=johnson/>
* Sangue fluindo lentamente<ref name=johnson/>
* Substâncias [[Paramagnetismo|paramagnéticas]], como [[gadolínio]], [[manganês]], [[cobre]]<ref name=johnson/>
* [[Necrose]] pseudolaminar cortical<ref name=johnson/>
|
* Mais teor de água,<ref name=wisconsin/> como no edema, tumor, infarto, inflamação e infecção<ref name=johnson/>
* [[Meta-hemoglobina]] de localização extracelular em hemorragia subaguda<ref name=johnson/>
|-
|'''Intermediário'''
|Matéria cinzenta mais escura que matéria branca
|Matéria branca mais escura do que a matéria cinzenta
|-
|'''Baixo'''
|
* [[Osso]]<ref name=wisconsin>{{citar web|url=https://www.radiology.wisc.edu/education/med_students/neuroradiology/NeuroRad/Intro/MRIintro.htm|título=Magnetic Resonance Imaging|publicado=[[University of Wisconsin]]|acessodata=2016-03-14|arquivourl=https://web.archive.org/web/20170510065614/https://www.radiology.wisc.edu/education/med_students/neuroradiology/NeuroRad/Intro/MRIintro.htm|arquivodata=2017-05-10|urlmorta=yes}}</ref>
* Urina
* CSF
* Ar<ref name=wisconsin/>
* Mais teor de água,<ref name=wisconsin/> como em [[edema]], [[Neoplasma|tumor]], [[infarto]], [[inflamação]], [[infecção]] hiperaguda ou hemorragia crônica<ref name=johnson/>
* Baixa densidade de [[próton]]s, como na [[calcificação]]<ref name=johnson/>
|
* Osso<ref name=wisconsin/>
* Ar<ref name=wisconsin/>
* Gordura<ref name=wisconsin/>
* Baixa densidade de prótons, como na calcificação e [[fibrose]]<ref name=johnson/>
* Material paramagnético, como desoxiemoglobina, meta-hemoglobina intracelular, [[ferro]], [[ferritina]], [[Hemossiderina|hemosiderina]], [[melanina]]<ref name=johnson/> &nbsp;
* Líquido rico em proteínas<ref name=johnson/>
|}

== Agentes de contraste ==
{{Artigo principal|Agente de contraste}}
A ressonância magnética para imagens de estruturas anatômicas ou fluxo sanguíneo não requer [[Agente de contraste|agentes de contraste]], pois as propriedades variáveis dos tecidos ou sangue proporcionam contrastes naturais. No entanto, para tipos de imagem mais específicos, os agentes de contraste intravenosos mais utilizados são baseados em quelatos de [[gadolínio]].<ref>{{citar web|url=http://www.magnetic-resonance.org/ch/13-01.html|título=MR Contrast Agents |data=2014}}</ref> Em geral, esses agentes se mostraram mais seguros do que os agentes de contraste iodados utilizados na [[radiografia]] ou [[Tomografia computadorizada|TAC]]. As reações anafilactóides são raras, ocorrendo em cerca de 0,03 a 0,1%.<ref>{{Citar periódico|ultimo=Murphy|primeiro=K J|ultimo2=Brunberg|primeiro2=J A|ultimo3=Cohan|primeiro3=R H|data=1996-10-01|titulo=Adverse reactions to gadolinium contrast media: a review of 36 cases.|jornal=American Journal of Roentgenology|volume=167|numero=4|paginas=847–849|issn=0361-803X|doi=10.2214/ajr.167.4.8819369|url=http://www.ajronline.org/doi/10.2214/ajr.167.4.8819369}}</ref> De particular interesse é a menor incidência de [[nefrotoxicidade]], em comparação com os agentes iodados, quando administrados em doses usuais. Isto fez uma varredura de ressonância magnética contrastante uma opção para pacientes com [[insuficiência renal]], que de outra forma não seriam capazes de ser submetidos a TAC com contraste.<ref>{{citar web|url=http://www.guideline.gov/summary/summary.aspx?doc_id=8283|título=ACR guideline|obra=guideline.gov|data=2005|acessodata=2017-10-19|arquivourl=https://web.archive.org/web/20060929182051/http://www.guideline.gov/summary/summary.aspx?doc_id=8283|arquivodata=2006-09-29|urlmorta=yes}}</ref>

Embora os agentes de gadolínio se tenham revelado úteis para pacientes com insuficiência renal, em pacientes com insuficiência renal grave que requer [[diálise]], existe o risco de uma doença rara mas grave, [[fibrose]] sistêmica nefrogênica, que pode estar ligada ao uso de certos agentes contendo gadolínio. O mais frequentemente ligado é a gadodiamida, mas outros agentes também foram ligados.<ref>{{Citar periódico|ultimo=Thomsen|primeiro=H.S.|ultimo2=Morcos|primeiro2=S.K.|ultimo3=Dawson|primeiro3=P.|titulo=Is there a causal relation between the administration of gadolinium based contrast media and the development of nephrogenic systemic fibrosis (NSF)?|jornal=Clinical Radiology|volume=61|numero=11|paginas=905–906|doi=10.1016/j.crad.2006.09.003|url=http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S0009926006002820}}</ref> Embora uma ligação causal não tenha sido definitivamente estabelecida, as diretrizes atuais nos Estados Unidos são que os pacientes em diálise só devem receber agentes de gadolínio quando essenciais e que a diálise deve ser realizada o mais rápido possível após a varredura para remover o agente do corpo prontamente.<ref>{{citar web|título=FDA Drug Safety Communication: New warnings for using gadolinium-based contrast agents in patients with kidney dysfunction|url=http://www.fda.gov/Drugs/DrugSafety/ucm223966.htm|obra=Information on Gadolinium-Based Contrast Agents|publicado=U.S. Food and Drug Administration |acessodata=12 de Março de 2011 |data=23 de Dezembro de 2010|ultimo=|primeiro=}}</ref><ref>{{citar web|url=http://www.fda.gov/cder/drug/advisory/gadolinium_agents.htm |título=FDA Public Health Advisory: Gadolinium-containing Contrast Agents for Magnetic Resonance Imaging |obra=fda.gov |urlmorta=yes |arquivourl=https://web.archive.org/web/20060928204027/http://www.fda.gov/cder/drug/advisory/gadolinium_agents.htm |arquivodata=2006-09-28 |df=}}</ref> Na Europa, onde mais agentes contendo gadolínio estão disponíveis, uma classificação dos agentes de acordo com os riscos potenciais foi liberada.<ref>[http://www.mhra.gov.uk/home/idcplg?IdcService=GET_FILE&dID=35149&noSaveAs=0&Rendition=WEB] {{webarchive|url=https://web.archive.org/web/20130117002532/http://www.mhra.gov.uk/home/idcplg?IdcService=GET_FILE&dID=35149&noSaveAs=0&Rendition=WEB|título=|data=17 de janeiro de 2013}}</ref><ref>{{citar web|url=http://www.ismrm.org/special/EMEA2.pdf |título=ismrm.org MRI Questions and Answers |formato=PDF |acessodata=2010-08-02}}</ref> Recentemente, foi aprovado um novo agente de contraste chamado gadoxetate, Eovist de marca (US) ou Primovist (EU), para uso diagnóstico: isso tem o benefício teórico de um caminho de excreção dupla.<ref>{{citar web |url=http://radiology.rsna.org/content/246/1/11.full?searchid=1&HITS=10&hits=10&sortspec=relevance&resourcetype=HWCIT&maxtoshow=&RESULTFORMAT=&author1=kanal&FIRSTINDEX=0 |título=Response to the FDA's, Nephrogenic Systemic Fibrosis Update1 — Radiology |publicado=Radiology.rsna.org |data=23 de maio de 2007 |acessodata=2010-08-02 |arquivourl=https://archive.is/20120719004253/http://radiology.rsna.org/content/246/1/11.full?searchid=1&HITS=10&hits=10&sortspec=relevance&resourcetype=HWCIT&maxtoshow=&RESULTFORMAT=&author1=kanal&FIRSTINDEX=0 |arquivodata=2012-07-19 |urlmorta=yes }}</ref>

== RM por órgão ou sistema ==
[[Imagem:Modern_3T_MRI.JPG|miniaturadaimagem|Modern 3 tesla scanner clínico de ressonância magnética.<br />
]]
A RM possui uma ampla gama de aplicações no [[diagnóstico médico]] e estima-se que mais de 25 mil scanners estejam em uso em todo o mundo.<ref>{{citar web|título=Magnetic Resonance, a critical peer-reviewed introduction|publicado=European Magnetic Resonance Forum |acessodata=17 de Novembro de 2014|url=http://www.magnetic-resonance.org/ch/21-01.html |data=|ultimo=|primeiro=}}</ref> A RM afeta o diagnóstico e o tratamento em muitas especialidades, embora o efeito sobre os melhores resultados de saúde seja incerto.<ref name="HollingworthTodd2000">{{citar periódico|autor = Hollingworth W |autor2 = Todd CJ |autor3 = Bell MI |autor4 = Arafat Q |autor5 = Girling S |autor6 = Karia KR |autor7 = Dixon AK |título= The diagnostic and therapeutic impact of MRI: an observational multi-centre study |periódico= Clin Radiol | volume = 55 |número= 11 |páginas= 825–31 |data= 2000 | pmid = 11069736 | doi = 10.1053/crad.2000.0546}}</ref>

A ressonância magnética é a investigação de escolha no estadiamento pré-operatório do [[Câncer colorretal|câncer retal]] e da [[Câncer de próstata|próstata]] e, tem um papel no diagnóstico, estadiamento e acompanhamento de outros [[Neoplasma|tumores]].<ref>{{citar livro|último1 = Husband |primeiro1 = J |título= Recommendations for Cross-Sectional Imaging in Cancer Management: Computed Tomography – CT Magnetic Resonance Imaging – MRI Positron Emission Tomography – PET-CT |data= 2008 | url = http://www.rcr.ac.uk/docs/oncology/pdf/Cross_Sectional_Imaging_12.pdf |publicado= Royal College of Radiologists | isbn = 1 905034 13 X}}</ref>

=== Neuroimagem ===
[[Imagem:White_Matter_Connections_Obtained_with_MRI_Tractography.png|miniaturadaimagem|Imagem de MRI de traços de matéria branca.]]
A ressonância magnética é a ferramenta investigativa de escolha para cânceres neurológicos, pois tem melhor resolução do que a TC e oferece uma melhor visualização da fossa posterior. O contraste fornecido entre matéria cinza e branca torna a ressonância magnética melhor opção para muitas condições do [[sistema nervoso central]], incluindo doenças desmielinizantes, [[demência]], [[doença cerebrovascular]], [[Doença infecciosa|doenças infecciosas]] e [[epilepsia]].<ref>{{citar web|url = http://www.acr.org/~/media/ACR/Documents/PGTS/guidelines/MRI_Brain.pdf|título= ACR-ASNR Practice Guideline for the Performance and Interpretation of Magnetic Resonance Imaging (MRI) of the Brain|autor = American Society of Neuroradiology|data= 2013
}}</ref> Uma vez que muitas imagens são retiradas em milisegundos, mostra como o cérebro responde a diferentes estímulos, permitindo que os pesquisadores estudem as anormalidades cerebrais funcionais e estruturais em distúrbios psicológicos.<ref name="Abnormal Psychology">{{citar livro|último1 =Nolen-Hoeksema|primeiro1 =Susan|título=Abnormal Psychology|data=2014|publicado=McGraw-Hill Education|local=New York, NY|página=67|edição=6.ª}}</ref> A RM também é utilizada na [[cirurgia estereotáxica]] guiada por MRI e [[radiocirurgia]] para o tratamento de tumores intracranianos, malformações arteriovenosas e outras condições tratáveis cirurgicamente usando um dispositivo conhecido como N-localizer.<ref>{{citar livro|último1 = Galloway |primeiro1 = RL Jr. |editor-sobrenome1 = Golby |editor-nome1 = AJ |título= Image-Guided Neurosurgery |capítulo= Introduction and Historical Perspectives on Image-Guided Surgery |páginas= 3–4 |publicado= Elsevier |local= Amsterdam |ano= 2015}}</ref><ref>{{citar livro|último1 = Tse |primeiro1 = VCK |último2 = Kalani |primeiro2 = MYS |último3 = Adler |primeiro3 = JR |editor-sobrenome1 = Chin |editor-nome1 = LS |editor-sobrenome2 = Regine |editor-nome2 = WF |título= Principles and Practice of Stereotactic Radiosurgery |capítulo= Techniques of Stereotactic Localization |página= 28 |publicado= Springer |local= New York |data= 2015}}</ref><ref>{{citar livro|último1 = Saleh |primeiro1 = H |último2 = Kassas |primeiro2 = B |editor-sobrenome1 = Benedict |editor-nome1 = SH |editor-sobrenome2 = Schlesinger |editor-nome2 = DJ |editor-sobrenome3 = Goetsch |editor-nome3 = SJ |editor-sobrenome4 = Kavanagh |editor-nome4 = BD |título= Stereotactic Radiosurgery and Stereotactic Body Radiation Therapy |capítulo= Developing Stereotactic Frames for Cranial Treatment |páginas= 156–159 |publicado= CRC Press |local= Boca Raton |data= 2015}}</ref><ref>{{citar livro|último1 = Khan |primeiro1 = FR |último2 = Henderson |primeiro2 = JM |editor-sobrenome1 = Lozano |editor-nome1 = AM |editor-sobrenome2 = Hallet |editor-nome2 = M |título= Brain Stimulation: Handbook of Clinical Neurology | volume = 116 |capítulo= Deep Brain Stimulation Surgical Techniques |páginas= 28–30 |publicado= Elsevier |local= Amsterdam |data= 2013}}</ref><ref>{{citar livro|último = Arle |primeiro = J |editor-sobrenome1 = Lozano |editor-nome1 = AM |editor-sobrenome2 = Gildenberg |editor-nome2 = PL |editor-sobrenome3 = Tasker |editor-nome3 = RR |título= Textbook of Stereotactic and Functional Neurosurgery |capítulo= Development of a Classic: the Todd-Wells Apparatus, the BRW, and the CRW Stereotactic Frames |páginas= 456–461 |publicado= Springer-Verlag |local= Berlin |data= 2009}}</ref><ref>{{citar livro|último1 = Sharan |primeiro1 = AD |último2 = Andrews |primeiro2 = DW |editor-sobrenome1 = Schulder |editor-nome1 = M |editor-sobrenome2 = Gandhi |editor-nome2 = CD |título= Handbook of Stereotactic and Functional Neurosurgery |capítulo= Stereotactic Frames: Technical Considerations |páginas= 16–17 |publicado= Marcel Dekker |local= New York |data= 2003}}</ref><ref>{{citar livro|último1 = Apuzzo |primeiro1 = MLJ |último2 = Fredericks |primeiro2 = CA |editor-sobrenome1 = Lunsford |editor-nome1 = LD |título= Modern Stereotactic Neurosurgery |capítulo= The Brown-Roberts-Wells System |páginas= 63–77 |publicado= Martinus Nijhoff Publishing |local= Boston |data= 1988}}</ref><ref>{{citar periódico|autor =Brown RA |autor2 =Nelson JA |título=Invention of the N-localizer for stereotactic neurosurgery and its use in the Brown-Roberts-Wells stereotactic frame |periódico=Neurosurgery |volume=70 |número=2 Supplement Operative |páginas=173–176 |data=2012 |pmid=22186842 |doi=10.1227/NEU.0b013e318246a4f7}}</ref><ref>{{citar periódico|vauthors=Brown RA, Nelson JA |título=The invention and early history of the N-localizer for stereotactic neurosurgery |periódico=Cureus |volume=8 |número=6 |páginas=e642 |ano=2016 |pmid=27462476 |doi= 10.7759/cureus.642 |pmc=4959822}}</ref><ref>{{citar periódico|autor =Brown RA |título=The mathematics of three N-localizers used together for stereotactic neurosurgery |periódico=Cureus |volume=7 |número=10 |páginas=e341 |data=2015 |pmid=26594605 |doi=10.7759/cureus.341 |pmc=4636133}}</ref><ref>{{citar periódico|autor =Brown RA |título=The mathematics of four or more N-localizers for stereotactic neurosurgery |periódico=Cureus |volume=7 |número=10 |páginas=e349 |data=2015 |pmid=26623204 |doi=10.7759/cureus.349 |pmc=4641741}}</ref><ref>{{citar periódico|autor = Leksell L |autor2 = Leksell D |autor3 = Schwebel J |título= Stereotaxis and nuclear magnetic resonance |periódico= Journal of Neurology, Neurosurgery & Psychiatry | volume = 48 |número= 1 |páginas= 14–18 |data= 1985 | pmid = 3882889 | doi=10.1136/jnnp.48.1.14 | pmc=1028176}}</ref><ref>{{citar periódico|autor = Thomas DG |autor2 = Davis CH |autor3 = Ingram S |autor4 = Olney JS |autor5 = Bydder GM |autor6 = Young IR |título= Stereotaxic biopsy of the brain under MR imaging control |periódico= AJNR American Journal of Neuroradiology | volume = 7 |número= 1 |páginas= 161–163 |data= 1986 | pmid = 3082131}}</ref><ref>{{citar periódico|autor =Heilbrun MP |autor2 =Sunderland PM |autor3 =McDonald PR |autor4 =Wells TH Jr. |autor5 =Cosman E |autor6 =Ganz E |título=Brown-Roberts-Wells stereotactic frame modifications to accomplish magnetic resonance imaging guidance in three planes |periódico=Applied Neurophysiology |volume=50 |número=1–6 |páginas=143–152 |data=1987 |pmid=3329837 |doi=10.1159/000100700}}</ref>

=== Cardiovascular ===
[[Imagem:PAPVR.gif|miniaturadaimagem|Angiograma de MR em doença cardíaca congênita.]]
A RM cardíaca é complementar a outras técnicas de imagem, como [[ecocardiografia]], TC cardíaca e [[medicina nuclear]]. As suas aplicações incluem avaliação da [[isquemia]] miocárdica e viabilidade, [[Miocardiopatia|cardiomiopatias]], [[miocardite]], sobrecarga de ferro, doenças vasculares e [[cardiopatia congênita]].<ref>{{citar periódico|título=ACCF/ACR/SCCT/SCMR/ASNC/NASCI/SCAI/SIR 2006 Appropriateness Criteria for Cardiac Computed Tomography and Cardiac Magnetic Resonance Imaging|periódico=Journal of the American College of Radiology|volume=3|número=10|data=2006|páginas=751–771|issn=1546-1440|doi=10.1016/j.jacr.2006.08.008}}</ref>

=== Musculoesquelético ===
As aplicações no sistema [[Músculo esquelético|músculo-esquelético]] incluem imagens espinhais, avaliação de doenças das articulações e tumores de tecidos moles.<ref>{{citar livro|último1 = Helms |primeiro1 = C |título= Musculoskeletal MRI |data= 2008 |publicado= Saunders | isbn = 1416055347}}</ref>

=== Fígado e gastrointestinal ===
O MR hepatobiliar é usado para detectar e caracterizar lesões do [[fígado]], [[pâncreas]] e [[Ducto biliar|ductos biliares]]. Os distúrbios focais ou difusos do fígado podem ser avaliados utilizando imagens de fase em oposição ponderada em fase oposta e de contraste dinâmico. Os agentes de contraste extracelular são amplamente utilizados na ressonância magnética do fígado e os novos agentes de contraste hepatobiliares também proporcionam a oportunidade de realizar imagens biliares funcionais. A imagem anatômica dos canais biliares é conseguida usando uma sequência fortemente ponderada em T2 na [[colangiopancreatografia por ressonância magnética]] (MRCP). A imagem funcional do pâncreas é realizada após administração de [[secretina]]. A enterografia MR fornece avaliação não-invasiva da doença inflamatória do [[intestino]] e dos tumores do [[intestino delgado]]. A colonografia de MR pode desempenhar um papel na detecção de [[Pólipo intestinal|pólipos]] grandes em pacientes com risco aumentado de [[câncer colorretal]].<ref name="FrydrychowiczLubner2012">{{citar periódico|autor = Frydrychowicz A |autor2 = Lubner MG |autor3 = Brown JJ |autor4 = Merkle EM |autor5 = Nagle SK |autor6 = Rofsky NM |autor7 = Reeder SB |título= Hepatobiliary MR imaging with gadolinium-based contrast agents |periódico= J Magn Reson Imaging | volume = 35 |número= 3 |páginas= 492–511 |data= 2012 | pmid = 22334493 | pmc = 3281562 | doi = 10.1002/jmri.22833}}</ref><ref name="SandrasegaranLin2010">{{citar periódico|autor = Sandrasegaran K |autor2 = Lin C |autor3 = Akisik FM|autor4 = Tann M |título= State-of-the-art pancreatic MRI |periódico= AJR Am J Roentgenol | volume = 195 |número= 1 |páginas= 42–53 |data= 2010 | pmid = 20566796 | doi = 10.2214/ajr.195.3_supplement.0s42}}</ref><ref name="MasselliGualdi2012">{{citar periódico|autor = Masselli G |autor2 = Gualdi G |título= MR imaging of the small bowel |periódico= Radiology | volume = 264 |número= 2 |páginas= 333–48 |data= 2012 | pmid = 22821694 | doi = 10.1148/radiol.12111658}}</ref><ref name="ZijtaBipat2009">{{citar periódico|autor = Zijta FM |autor2 = Bipat S |autor3 = Stoker J |título= Magnetic resonance (MR) colonography in the detection of colorectal lesions: a systematic review of prospective studies |periódico= Eur Radiol | volume = 20 |número= 5 |páginas= 1031–46 |data= 2010 | pmid = 19936754 | pmc = 2850516 | doi = 10.1007/s00330-009-1663-4}}</ref>

=== Angiografia ===
[[Imagem:Mra1.jpg|miniaturadaimagem|Angiografia por ressonância magnética<br />
]]
A [[angiografia]] por ressonância magnética (MRA) gera imagens das [[artéria]]s para avaliá-las para [[estenose]] (estreitamento anormal) ou [[aneurisma]]s (dilatação da parede vascular, em risco de ruptura). O MRA é frequentemente usado para avaliar as artérias do pescoço e do cérebro, a [[aorta torácica]] e [[Aorta abdominal|abdominal]], as [[Artéria renal|artérias renais]] e as pernas (chamado de "escorrer"). Uma variedade de técnicas podem ser usadas para gerar as imagens, como a administração de um agente de contraste [[Paramagnetismo|paramagnético]] ([[gadolínio]]) ou usando uma técnica conhecida como "aprimoramento relacionado ao fluxo" (por exemplo, sequências de tempo de voo 2D e 3D), onde a maior parte do sinal em uma imagem é devido ao sangue que recentemente se mudou para esse plano. As técnicas que envolvem acumulação de fase (conhecida como angiografia por contraste de fase) também podem ser usadas para gerar mapas de velocidade de fluxo com facilidade e precisão. A [[Flebografia|venografia]] por ressonância magnética (MRV) é um procedimento similar que é usado para imagens de [[veia]]s. Neste método, o tecido agora está excitado inferiormente, enquanto o sinal é recolhido no plano imediatamente superior ao plano de excitação - criando assim o [[sangue venoso]] que recentemente se moveu do plano excitado.<ref name="haacke">{{citar livro|autor =Haacke, E Mark |autor2 =Brown, Robert F |autor3 =Thompson, Michael |autor4 =Venkatesan, Ramesh |título=Magnetic resonance imaging: Physical principles and sequence design |publicado=J. Wiley & Sons |local=New York |data=1999 |isbn=0-471-35128-8}}{{page needed|date=julho 2013}}</ref>

== Princípios básicos de ressonância magnética nuclear ==
A ressonância magnética nuclear como todas as formas de [[espectroscopia]], trata-se da interação da [[radiação eletromagnética]] com a [[matéria]].<ref name=Bathista/> Entretanto, RMN diferencia-se da espectroscopia óptica em vários aspectos fundamentais, tais como:

primeiro, a separação entre os [[níveis de energia]] <math>\scriptstyle\Delta E=\gamma IhB_{0}</math> é um resultado da interação do [[momento magnético]] <math>\scriptstyle\vec{\mu}</math> de um [[núcleo atômico]] com um [[campo magnético]] <math>\scriptstyle\vec{B_{0}}</math> aplicado; segundo, a interação é com a componente magnética da radiação eletromagnética em vez da componente elétrica.

Sendo que o efeito de RMN ocorre para núcleos que possuem momentos magnéticos e angulares <math>\vec{\mu}</math> e <math>\vec{J}</math>, respectivamente.

Os núcleos apresentam momentos magnéticos e angulares paralelos entre si, respeitando a expressão <math>\scriptstyle\vec{\mu}=\gamma\vec{J}</math> onde <math>\scriptstyle\gamma</math> o fator giromagnético.

O [[momento angular]] <math>\scriptstyle\vec{J}</math> é definido, ''quanticamente'', por

<math>\vec{J}=\hbar\vec{I}</math>

onde <math>\scriptstyle\vec{I}</math> um operador adimensional, também denominado de momento angular ou [[spin]], cujos valores podem ser somente números inteiros ou semi-inteiros 0, 1/2, 1, 3/2, 2(...).

A separação  entre os níveis de energia <math>\scriptstyle\Delta E=\gamma IhB_{0}</math> é um resultado da interação do momento magnético do núcleo atômico com o campo magnético aplicado.

Na espectroscopia de RMN é possível controlar a radiação eletromagnética (faixa de [[radiofrequência]] ou RF) e descrever a interação desta radiação com os spins nucleares do sistema. Isto contribui em grande parte para o desenvolvimento do grande número de técnicas utilizadas em RMN. Quase todos os elementos químicos têm ao menos um [[isótopo]] com um núcleo atômico que possui momento magnético, e quando este é colocado em um campo magnético externo, e a ele for aplicada uma excitação com frequência igual a sua frequência de precessão <math>\scriptstyle(\nu_0)</math>, tal núcleo é retirado de seu estado de equilíbrio. Após a retirada do campo de RF, este núcleo tende a voltar ao seu estado fundamental de equilíbrio através dos processos de relaxação spin-rede (T1) e relaxação spin-spin (T2)

== Ressonância magnética nuclear do estado sólido ==
[[Imagem:RMN exemplo.png|thumb|200px|esquerda|Esquema de um espectrômetro, onde a amostra é mergulhada no campo magnético B , obtendo níveis de energia como mostrado e assim perturbada com uma sequência de pulso desejada. Após a perturbação obtém-se o espectro com a frequência de RMN definida.]]
A interação de um [[spin]] nuclear com um [[campo magnético]] resulta em 2I + 1 níveis de energia com espaçamentos iguais de unidade <math>\hbar</math>.<ref name=Bathista/>

Entretanto, várias interações podem deslocar a frequência da transição ou desdobrar uma transição em vários picos.

Em consequência da complexidade de suas estruturas moleculares ou por causa da pequena diferença entre unidades isoméricas, a investigação da moléculas e [[macromolécula]]s no estado sólido requer boa resolução espectral.

Os deslocamentos químicos no espectro de RMN são muito sensíveis à estrutura e conformação da molécula, às interações intermoleculares, à troca química, mudanças de conformação e os tempos de relaxação são sensíveis à dinâmica molecular.

Por estes motivos, ressonância magnética nuclear do estado sólido é uma espectroscopia muito útil ao estudo de [[polímero]]s.

=== Interações de RMN do estado sólido ===
Experimentos de RMN com amostras no estado sólido apresentam resultados diretamente relacionados com as propriedades físicas dos sistemas estudados. A representação da energia dos spins nucleares em experimentos de ressonância magnética nuclear é expressa pelo operador [[Mecânica hamiltoniana|Hamiltoniano]]. Assim, o Hamiltoniano de spin nuclear que descreve as interações que definem a posição e a forma da linha espectral  pode ser decomposta em uma soma de várias interações e assume a seguinte forma:

<math>H_{RMN}=H_{z}+H_{RF}+H_{D}+H_{CS}+H_{Q}</math>

Sendo H<sub>z</sub> e H<sub>RF</sub> as interações Zeeman e de [[radiofrequência]] respectivamente, consideradas interações externas. pois são definidas pelos campos magnéticos estático, gerado pelo magneto [[Supercondutividade|supercondutor]], e de RF, gerado pelas bobinas onde é inserida a amostra. As interações externas associadas ao acoplamento do momento magnético de spin <math>\scriptstyle \vec{\mu}=\gamma \hbar\vec{I}</math> com o campo magnético estático <math>\scriptstyle \vec{B}_{0}=B_0 \hat{z}</math> ([[efeito Zeeman]]) e com a oscilação da radiofrequência aplicada perpendicularmente ao campo magnético estático<math>\scriptstyle \vec{B}_{RF}=B_1(t)\big[\cos(\omega t + \phi(t)\big)\hat{i}+\sin\big(\omega t +\phi(t)\big)\hat{j}\big]</math> ,  causa transições entre os níveis adjacentes. As demais interações são consideradas internas, visto que elas estão intrinsecamente associadas às características microscópicas da amostra, as quais alteram a distribuição dos níveis de energia definidos pela interação Zeeman, modificando o espectro.

==== Interação Zeeman ====
O [[Mecânica hamiltoniana|Hamiltoniano]] Zeeman, representa o acoplamento do [[momento magnético nuclear]] <math>\scriptstyle \vec{\mu}=\gamma\hbar\vec{I}</math> com o campo magnético externo estático <math>\scriptstyle \vec{B}_0= \vec{B}_0\hat{z}</math> , dada por:

<math>E=-\sum\vec{\mu}_i\vec{B}_o=-\sum\hbar(\gamma_i\vec{B}_o)=-\hbar\sum\omega^{i}_{0}I^{i}_{Z}</math>
[[Imagem:Zeeman interação núcleo.png|thumb|400px|interação Zeeman no núcleo.]]
sendo esta a equação fundamental de RMN, uma vez que sem o efeito Zeeman não pode haver [[Espectroscopia NMR|espectroscopia de RMN]].<ref name=Bathista/>

Representando o efeito Zeeman classicamente por:

<math>E=-\vec{\mu}\vec{B}_0=-\vec{\mu}_Z\vec{B}_0=\gamma m_I\hbar B_0</math>

Demonstrando o operador Hamiltoniano a partir do valor acima, temos:

<math>H_Z=-\gamma m_I\hbar B_0</math>

Dependendo do valor de m<sub>I</sub> , designado por número quântico magnético, tem-se:

<math>E_\alpha=-\frac{1}{2}\gamma\hbar B_0\quad \text{ou} \quad E_\beta=+\frac{1}{2}\gamma\hbar B_0</math>

e a diferença de energia entre os dois estados  é <math>\scriptstyle \Delta E =E_\beta-E_\alpha=\gamma\hbar B_0</math>, onde E<sub>α</sub> e E<sub>β  </sub>são os valores próprios do operador H<sub>Z</sub>, na equação de onda de RMN para esta interação. A equação secular para esta  interação fica da seguinte forma:

<math>H_Z\big|\Psi\big\rangle=E_Z\big|\Psi\big\rangle</math>

sendo que ∆E=hv ,e igualando esta quantidade com <math>\scriptstyle \Delta E =\gamma\hbar B_0</math>, temos

<math>v=\frac{\gamma}{2\pi}B_0</math>

Na realidade, quando uma amostra é colocada na presença de um campo magnético <math>\scriptstyle\vec{B}_0</math> , há na ordem de 10<sup>23</sup> [[núcleo atômico|núcleos atômicos]] pressionando em torno dele. Para os núcleos com  m=1/2, possuem menor energia e pressionam em torno do campo magnético externo <math>\scriptstyle(\vec{B}_0)</math>  orientados a favor do campo, e outros núcleos com m=-1/2, possuem maior energia e pressionam na direção oposta ao campo magnético externo, sendo estas distribuições <math>\scriptstyle N^{-}</math> e <math>\scriptstyle N^{+}</math>, respectivamente.<ref name=Bathista/>

A partir da [[Mecânica estatística]] tem-se que a razão entre estas distribuições de energia é dada pela [[distribuição de Boltzmann]]:

<math>\frac{N^{+}}{N^{-}} =\exp\Bigg[\frac{\gamma\hbar B_0}{kT}\Bigg]</math>

Tomando a intensidade do campo magnético da ordem de 1 [[Tesla (unidade)|Tesla]], a temperatura da amostra em torno da temperatura ambiente, T ≈ 300K, e o fator giromagnético do núcleo do átomo de hidrogênio, <math>\scriptstyle \gamma H=42,394MHz.T^{-1}</math> , da expressão acima obtém-se que <math>\scriptstyle N^{-1}=1,000007N^{+}</math> para temperatura ambiente.

Como <math>\scriptstyle N^{-}+N^{+}=6,02\times 10^{23}</math> , consequentemente determina-se que a diferença de distribuição é de ∆N=2,11×10<sup>18</sup> [[spin]]s, implicando no fato de que N<sup>+</sup> =3,0099894×10<sup>23</sup> spins pressionam no sentido oposto ao campo magnético externo e N<sup>-</sup>= 3,01001106×10<sup>23</sup> spins pressionam em torno do campo. Desta forma,  ∆N/N=3,5×10<sup>−6</sup>, ou seja, a diferença de população entre os dois níveis é da ordem de partes por milhão (ppm) com relação ao número total de spins da amostra. Devido à precessão aleatória dos spins em torno da direção z, a magnetização transversal ao campo é nula, e a magnetização longitudinal, ao longo da direção do campo magnético aplicado, é dada por <math>\scriptstyle\vec{M}_0=\Delta N\vec{\mu}_i</math>. Logo ,<math>\scriptstyle\vec{M}_0</math> é a magnetização resultante que surge na amostra quando a mesma é colocada sob a ação de um campo  magnético, a qual é normalmente denominada por magnetização de equilíbrio.<ref name=Bathista/>

==== Interação dos sistemas de spin e RF ====
Transições entre níveis de energias de um sistema de spins podem ser  realizadas excitando os núcleos de um dado sistema por meio da aplicação de um campo magnético oscilante com frequência adequada (faixa de MHz ou r.f.) para promover transições de spins entre os níveis de energia Zeeman. Sendo ω<sub>1</sub> frequência de oscilação do campo <math>\scriptstyle\vec{B}_1</math> , temos que H<sub>RF</sub> é dado por:

<math>H_RF=-\sum_{i}\vec{\mu}_{i}.\vec{B}_{RF}</math>

O efeito de H<sub>RF</sub> é induzir transições entre os auto-estados de α→β , com probabilidades por unidade de tempo dada pela [[regra de ouro de Fermi]]:

<math>P_{\alpha\rightarrow\Beta}=P_{\Beta\rightarrow\alpha}\cong\gamma^2 B_{1}^{2}\big|\big\langle\alpha\big|I_x\big|\beta\big\rangle\big|^2\delta(\omega-\omega_L)</math>

A expressão da probabilidade é tanto maior quanto maiores forem o fator giromagnético do núcleo em questão e a intensidade do campo de r.f. de excitação; a função δ, centrada na [[frequência de Larmor]], garante que o campo <math>\scriptstyle\vec{B}_1</math> deve oscilar com frequência exatamente igual ao espaçamento, em frequência dos níveis zeeman, para que ocorra a absorção de energia pelo sistema de spins.

==== Interação dipolar ====
O acoplamento entre os spins nucleares através dos seus momentos dipolares magnéticos, é representado pelo hamiltoniano dipolar que é expresso pela seguinte equação<ref name=Bathista/> :

<math>H_{D}=\sum_{i<k} (-2\gamma^i\gamma^k\hbar)\sum_{\alpha.\beta=1}\vec{\;I}_{\alpha}^{i}.\tilde{D}_{\alpha\beta}.\tilde{D}_{\beta}^{k}</math>

onde <math>\scriptstyle \tilde{D}_{\alpha\beta}</math> é o tensor de segunda ordem, [[Simetria|simétrico]] e de traço nulo, que representa a interação dipolar magnética. Classicamente um [[dipólo magnético]] µ<sub>1</sub> produz um campo magnético a uma distância ''r'' dado por:

<math>B_{I}=\Bigg[\frac{3(\mu_1.\hat{r})\hat{r}-\mu_s}{r^3}\Bigg]</math> (B)

Este é o campo produzido por um [[Dipolo|dipólo]] µ<sub>I</sub> e a energia de interação com outro dipólo µ<sub>S</sub> a um ponto onde o campo magnético é dado por B<sub>I</sub> é

<math>E=-\mu_s.B_1</math> (A)

Substituindo (A) em (B), temos
[[Imagem:Visão clássica de núcleos.png|thumb|200px|Visão clássica de núcleos quadrupolares: distribuição elipsoidal Prolata (A) e Oblata (B) de carga.]]
<math>E=\Bigg[\frac{3(\mu_I.\hat{r})(\mu_S.\hat{r})-\mu_I.\mu_S}{r^3}\Bigg]</math>

o análogo quântico é

<math>H_D=B_1=-\hbar\gamma_I\gamma_S\Bigg[\frac{3(I.\hat{r})(S.\hat{r})-I.S}{r^3}\Bigg]</math>

onde <math>\scriptstyle \mu_I=\hbar\gamma_I I\; e \; \mu_S=\hbar\gamma_I S</math>

==== Interação quadrupolar ====
As interações quadrupolares estão presentes somente quando núcleos com spin'''I''' > ½ estão envolvidos. Tais núcleos possuem uma distribuição assimétrica de cargas elétricas e interagem com os gradientes de campo elétrico presente na amostra.

A interação elétrica entre este [[quadrupolo]] e o ambiente eletrônico encurta o tempo de vida dos estados magnéticos (α e β) de spin nuclear, resultando também no alargamento da linha de ressonância.

Sendo esta interação importante se o núcleo tiver [[spin]] ''I'' >1/2, com um momento quadrupolar eQ. Neste caso o Hamiltoniano para um só spin ''I'' quadrupolar será:

<math> \hat{H}_Q=\vec{I}\;^i.\tilde{Q}.\vec{I}\;^k</math>

Onde <math>\scriptstyle \tilde{Q}</math> é o tensor quadrupolar, <math>\scriptstyle\tilde{Q}=\lceil eQ/(2I-1)h\rceil \tilde{V}</math> e <math>\scriptstyle \tilde{V}</math> é o tensor gradiente do [[campo elétrico]] no local do núcleo.

== RMN e a dinâmica do movimento molecular ==
[[Imagem:Processo de relaxação.png|thumb|300px|direita|Experimentos de tempo de correlação molecular para RMN.]]
A dinâmica molecular apresenta importantes efeitos nas propriedades mecânicas e [[físico-química]]s de [[molécula]]s, tais como no comportamento de materiais [[amorfo]]s, condução em [[polímero]]s, na contribuição da classificação de alimentos naturais, na classificação de resinas, na caracterização de [[amido]]s, etc. Os processos de relaxação da magnetização são causados devido ao movimento molecular, e as taxas de relaxação medidas podem ser relacionadas com o tempo τ<sub>c</sub> .

A medida da taxa de relaxação provê informações sobre a dinâmica molecular em vários regimes de frequência, onde pode-se medir os tempos de relaxação T<sub>1</sub>,T<sub>2</sub> e T<sub>1ρ</sub>, e com isso, consegue-se estudar diferentes movimentos que ocorrem com uma [[distribuição de frequências]].

Em RMN podemos classificar o estudo da dinâmica do estado sólido em três etapas: rápida, de correlação característico do movimento, intermediária e lenta. Movimentos rápidos, com frequências da ordem de MHz, podem ser detectados por meio de experimentos de relaxação spin-rede (T<sub>1</sub>).<ref name=Bathista/>

A dinâmica intermediária, com taxas entre 10–100&nbsp;kHz, pode ser caracterizada por experimentos de análise de largura de linha e técnicas de relaxação como T<sub>1ρ</sub> (relaxação [[spin]]-rede no referencial rotante).

Sistemas que envolvem processos dinâmicos lentos (0.1 – 1000&nbsp;Hz), as informações podem ser obtidas através de experimentos de RMN de Exchange, onde os movimentos moleculares lentos são observados em termos de mudanças na frequência de RMN, a qual reflete diretamente mudanças na orientação dos segmentos moleculares. Na figura é esboçado os parâmetros de relaxação e seu regime de frequências.

== Espectroscopia de ressonância magnética nuclear ==
Em [[espectroscopia]], o processo de ressonância magnética é similar aos demais. Pois também ocorre a absorção ressonante de energia eletromagnética, ocasionada pela transição entre [[Nível de energia|níveis de energia]] rotacionais dos [[Núcleo atómico|núcleos atômicos]], níveis estes desdobrados em função do campo magnético através do [[efeito Zeeman]] anômalo.

Como o campo magnético efetivo sentido pelo núcleo é levemente afetado (perturbação essa geralmente medida em escala de partes por milhão) pelos débeis [[Campo eletromagnético|campos eletromagnéticos]] gerados pelos [[elétron]]s envolvidos nas ligações químicas (o chamado ''ambiente químico'' nas vizinhanças do núcleo em questão), cada núcleo responde diferentemente de acordo com sua localização no objeto em estudo, atuando assim como uma sonda sensível à estrutura onde se situa.

=== Magnetismo macroscópico e microscópico ===
O efeito da ressonância magnética nuclear fundamenta-se basicamente na absorção ressonante de energia eletromagnética na faixa de frequências das [[Onda de rádio|ondas de rádio]]. Mais especificamente nas faixas de [[VHF]].

Mas a condição primeira para absorção de energia por esse efeito é de que os núcleos em questão tenham ''[[momento angular]]'' diferente de zero.

Núcleos com momento angular igual a zero não tem [[momento magnético]], o que é condição indispensável a apresentarem absorção de energia eletromagnética. Razão, aliás, pertinente a toda [[espectroscopia]].

A energia eletromagnética só pode ser absorvida se um ou mais momentos de multipolo do sistema passível de absorvê-la são não nulos, além do momento de ordem zero para eletricidade (equivalente à carga total).

Para a maior parte das espectroscopias, a contribuição mais importante é aquela do [[Momento de dipolo magnético|momento de dipolo]]. Se esta contribuição variar com o tempo, devido a algum movimento ou fenômeno periódico do sistema (vibração, rotação, etc), a absorção de energia da onda eletromagnética de mesma frequência (ou com frequências múltiplas inteiras) pode acontecer.

Um campo magnético macroscópico é denotado pela [[Vetor (matemática)|grandeza vetorial]] conhecida como indução magnética '''B'''. Esta é a grandeza observável nas escalas usuais de experiências, e no [[Sistema Internacional de Unidades|sistema SI]] é medida em [[Tesla (unidade)|Tesla]], que é equivalente a [[Weber (unidade)|Weber]]/m<sup>3</sup>.

Em nível microscópico, temos outra grandeza relacionada, o campo magnético '''H''', que é o campo que se observa a nível microscópico. No sistema SI é medido em [[Ampere]]/m.

O vetor dipolo magnético '''μ''' é um dos momentos de multipolo magnéticos e é dado matematicamente por

<math>\mathbf{\mu}= m\mathbf{l}</math>

onde

* M é o polo magnético
* '''l''' é o vetor distância entre os polos do sentido S → N

Para os trabalhos práticos, lida-se com o [[Vetor (matemática)|vetor]] magnetização '''M''' que é um vetor representativo de todos os vetores '''μ''' sobre um volume V:

<math>\mathbf{M}=\frac{1}{V}\sum_{}^{}\mu</math>

'''M''' é, portanto, uma grandeza intensiva.

No [[vácuo]], existe uma relação matemática entre o vetor '''B''' e o vetor '''H''':

<math>\mathbf{B} = \mu_0 \mathbf{H}</math>

onde <math>\mu_0</math> é a permeabilidade magnética no vácuo.

Para meios materiais, a relação válida é a seguinte:

<math>\mathbf{B} = \mu_0 \left(\mathbf{H}+\mathbf{M}\right)</math>

== Outras configurações especializadas ==
'''Espectroscopia de ressonância magnética'''
{{Artigo principal|Espectroscopia NMR}}
A espectroscopia de ressonância magnética (MRS) é usada para medir os níveis de [[metabólito]]s diferentes nos tecidos corporais. O sinal MR produz um espectro de ressonâncias que corresponde a diferentes arranjos moleculares do [[isótopo]] sendo "excitados". Essa assinatura é usada para diagnosticar certos distúrbios metabólicos, especialmente aqueles que afetam o [[cérebro]]<ref>{{Citar periódico|ultimo=Rosen|primeiro=Yael|ultimo2=Lenkinski|primeiro2=Robert E.|data=2007-07-01|titulo=Recent advances in magnetic resonance neurospectroscopy|jornal=Neurotherapeutics|volume=4|numero=3|paginas=330–345|issn=1933-7213|doi=10.1016/j.nurt.2007.04.009|url=https://link.springer.com/article/10.1016/j.nurt.2007.04.009|idioma=en}}</ref> e para fornecer informações sobre o [[metabolismo]] tumoral.<ref>{{Citar periódico|ultimo=Golder|primeiro=W.|data=2004|titulo=Magnetic Resonance Spectroscopy in Clinical Oncology|jornal=Oncology Research and Treatment|volume=27|numero=3|paginas=304–309|issn=2296-5270|doi=10.1159/000077983|url=http://www.karger.com/?doi=10.1159/000077983|idioma=en}}</ref>

A imagem espectroscópica de ressonância magnética (MRSI) combina métodos espectroscópicos e de imagem para produzir espectros espacialmente localizados dentro da amostra ou do paciente. A resolução espacial é muito menor (limitada pelo SNR disponível), mas os espectros em cada [[voxel]] contém informações sobre muitos metabólitos. Como o sinal disponível é usado para codificar informações espaciais e espectrais, a MRSI requer alta SNR somente possível em maiores intensidades de campo (3 T e acima).

=== MRI em tempo real ===
[[Imagem:Real-time MRI - Thorax.ogv|thumb|direita|MRI em tempo real de um coração humano em uma resolução de 50 ms.]]
[[Imagem:Echtzeit MRT - Sprechen.ogv|miniaturadaimagem|MRI em tempo real mostrando a fala humana em uma resolução de 33 ms.]]
A RM em tempo real refere-se ao monitoramento contínuo ("filmagem") de objetos em movimento em tempo real. Embora muitas estratégias diferentes tenham sido desenvolvidas desde o início dos anos 2000, um desenvolvimento recente relatou uma técnica de ressonância magnética em tempo real baseada em FLASH radial e reconstrução iterativa que produz uma resolução temporal de 20 a 30 milissegundos para imagens com uma resolução no plano de 1,5 a 2,0&nbsp;mm. O novo método promete adicionar informações importantes sobre doenças das [[Articulação|articulações]] e do coração. Em muitos casos, os exames de ressonância magnética podem tornar-se mais fáceis e mais confortáveis para os pacientes.<ref name="ilyas Uyanik 2013">I Uyanik, P Lindner, D Shah, N Tsekos I Pavlidis (2013) Applying a Level Set Method for Resolving Physiologic Motions in Free-Breathing and Non-gated Cardiac MRI. FIMH, 2013, [http://www.cpl.uh.edu/files/publications/conf_paper_videos/c66.pdf] {{Wayback|url=http://www.cpl.uh.edu/files/publications/conf_paper_videos/c66.pdf|date=20180722095944}}</ref>

=== MRI intervencionista ===
A falta de efeitos nocivos para o paciente e o operador tornam a MRI adequada para a [[Radiologia intervencionista|radiologia de intervenção]], onde as imagens produzidas por um scanner de ressonância magnética orientam procedimentos minimamente invasivos. Tais procedimentos devem ser feitos sem instrumentos [[Ferromagnetismo|ferromagnéticos]].

Um subconjunto crescente especializado de ressonância magnética intervencionista é a ressonância magnética intra-operatória, na qual os médicos utilizam uma RM em cirurgia. Alguns sistemas de ressonância magnética especializados permitem a imagem simultânea com o procedimento cirúrgico. Mais típico, no entanto, é que o procedimento cirúrgico é temporariamente interrompido para que a ressonância magnética possa verificar o sucesso do procedimento ou orientar o trabalho cirúrgico subsequente.

'''Ultra-sonografia focada guiada por ressonância magnética'''

Na terapia MRgFUS, os feixes de ultra-som são focados em uma imagem térmica controlada por tecido e devido à deposição significativa de energia no foco, a temperatura dentro do tecido aumenta para mais de 65&nbsp;°C (150&nbsp;°F), destruindo completamente isto. Esta tecnologia pode atingir a [[ablação]] precisa de tecido doente. A imagem da RM fornece uma visão tridimensional do tecido alvo, permitindo uma focagem precisa da energia [[Ultrassonografia|ultra-sonográfica]]. A imagem de MR fornece imagens quantitativas, em tempo real, térmicas da área tratada. Isso permite que o médico assegure-se de que a temperatura gerada durante cada ciclo de energia ultra-sonográfica seja suficiente para causar ablação térmica dentro do tecido desejado e, se não, para adaptar os parâmetros para garantir um tratamento eficaz.<ref>{{Citar periódico|ultimo=Cline|primeiro=Harvey E.|ultimo2=Schenck|primeiro2=John F.|ultimo3=Hynynen|primeiro3=Kullervo|ultimo4=Watkins|primeiro4=Ronald D.|ultimo5=Souza|primeiro5=Steven P.|ultimo6=Jolesz|primeiro6=Ferenc A.|titulo=MR-Guided Focused Ultrasound Surgery|jornal=Journal of Computer Assisted Tomography|volume=16|numero=6|paginas=956–965|doi=10.1097/00004728-199211000-00024|url=http://content.wkhealth.com/linkback/openurl?sid=WKPTLP:landingpage&an=00004728-199211000-00024}}</ref>

'''Imagem multinucleada'''

O [[Hidrogénio|hidrogênio]] é o átomo de núcleo com imagem mais frequente na ressonância magnética porque está presente em [[tecido]]s biológicos em grande abundância, e porque sua alta relação giromagnética dá um sinal forte. No entanto, qualquer núcleo com uma rotação nuclear líquida poderia ser imaginado com ressonância magnética. Tais núcleos incluem [[hélio-3]], [[lítio-7]], [[carbono-13]], [[flúor]]-19, [[Oxigénio|oxigênio]]-17, [[sódio]]-23, [[fósforo]]-31 e [[Xenônio|xenon]]-129. <sup>23</sup>Na e <sup>31</sup>P são naturalmente abundantes no corpo, então podem ser imaginadas diretamente. Os isótopos gasosos, como o [[³He|<sup>3</sup>He]] ou&nbsp;<sup>129</sup>Xe, devem ser hiperpolarizados e, em seguida, inalados, uma vez que a sua densidade nuclear é muito baixa para produzir um sinal útil em condições normais. <sup>17</sup>O&nbsp;e&nbsp;<sup>19</sup>F podem ser administrados em quantidades suficientes em forma líquida (por exemplo, <sup>17</sup>O-água) que a hiperpolarização não é uma necessidade. O uso de [[hélio]] ou xenônio tem a vantagem de reduzir o ruído de fundo e, portanto, aumentar o contraste para a própria imagem, porque esses elementos não estão normalmente presentes em tecidos biológicos.<ref>{{citar web|url= http://www.spl.harvard.edu/archive/HypX/currentresult0.html |título= Hyperpolarized Noble Gas MRI Laboratory: Hyperpolarized Xenon MR Imaging of the Brain |publicado= Harvard Medical School |acessodata= 2017-07-26}}</ref>

Além disso, o núcleo de qualquer [[átomo]] que tem uma rotação nuclear líquida e que está ligado a um átomo de hidrogênio pode ser potencialmente fotografado através de transferência de magnetização heteronuclear MRI que iria imaginar o núcleo de hidrogênio de alta relação giromagnética em vez do núcleo de baixa razão giromagnética que está ligado ao átomo de hidrogênio.<ref>{{Citar periódico|ultimo=Hurd|primeiro=Ralph E|ultimo2=John|primeiro2=Boban K|titulo=Gradient-enhanced proton-detected heteronuclear multiple-quantum coherence spectroscopy|jornal=Journal of Magnetic Resonance (1969)|volume=91|numero=3|paginas=648–653|doi=10.1016/0022-2364(91)90395-a|url=http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/002223649190395A}}</ref> Em princípio, a transferência de magnetização heteronuclear pode ser utilizada para detectar a presença ou ausência de [[ligações químicas]] específicas.<ref>{{Citar periódico|ultimo=Brown|primeiro=R.A.|ultimo2=Venters|primeiro2=R.A.|ultimo3=Tang|primeiro3=P.P.P.Z.|ultimo4=Spicer|primeiro4=L.D.|titulo=A Test for Scaler Coupling between Heteronuclei Using Gradient-Enhanced Proton-Detected HMQC Spectroscopy|jornal=Journal of Magnetic Resonance, Series A|volume=113|numero=1|paginas=117–119|doi=10.1006/jmra.1995.1064|url=http://linkinghub.elsevier.com/retrieve/pii/S1064185885710649}}</ref>

A imagem multinuclear é principalmente uma técnica de pesquisa no presente. No entanto, as aplicações potenciais incluem imagens funcionais e imagens de órgãos mal vistos em <sup>1</sup>H RM (por exemplo, [[Pulmão humano|pulmões]] e [[osso]]s) ou como [[Agente de contraste|agentes de contraste]] alternativos. Inalação hiperpolarizada <sup>3</sup>He pode ser usada para imagem da distribuição de espaços de ar dentro dos pulmões. Soluções injetáveis contendo <sup>13</sup>C ou bolhas estabilizadas de <sup>129</sup>Xe hiperpolarizado foram estudadas como agentes de contraste para [[angiografia]] e imagem de [[perfusão]]. <sup>31</sup>P pode potencialmente fornecer informações sobre densidade e estrutura óssea, bem como imagens funcionais do cérebro. A imagem multinucleada tem o potencial de traçar a distribuição do [[lítio]] no [[cérebro humano]], este elemento que encontra o uso como um medicamento importante para aqueles com condições como o [[transtorno bipolar]].

'''Imagem molecular por ressonância magnética'''

A ressonância magnética tem as vantagens de ter uma resolução espacial muito alta e é muito experiente em imagens morfológicas e imagens funcionais. A MRI tem várias desvantagens. Primeiro, a RM tem uma sensibilidade de cerca de 10<sup>−3</sup>&nbsp;[[mol]]/L&nbsp;a 10<sup>−5</sup>&nbsp;mol/L, o que, em comparação com outros tipos de imagem, pode ser muito limitante. Este problema decorre do fato de que a diferença de população entre os estados de rotação nuclear é muito pequena à temperatura ambiente. Por exemplo, em 1,5 [[Tesla (unidade)|teslas]], uma força de campo típica para a ressonância magnética clínica, a diferença entre estados de energia alta e baixa é de aproximadamente 9 moléculas por 2 milhões. As melhorias para aumentar a sensibilidade à RM incluem aumento da força do [[campo magnético]] e [[hiperpolarização]] através de bombeamento óptico ou polarização nuclear dinâmica. Há também uma variedade de esquemas de amplificação de sinal baseados na troca química que aumentam a sensibilidade.

Para obter imagens moleculares de biomarcadores de doenças usando MRI, são necessários agentes de contraste de MRI direcionados com alta especificidade e alta relaxividade (sensibilidade). Até a data, muitos estudos foram dedicados ao desenvolvimento de agentes de contraste de MRI-alvo para obter imagens moleculares por ressonância magnética. Comumente, foram aplicados [[peptídeo]]s, [[Imunoglobulina|anticorpos]] ou ligandos pequenos, e domínios de pequenas [[proteína]]s, tais como os afibodies HER-2, para atingir a segmentação. Para melhorar a sensibilidade dos agentes de contraste, essas porções de segmentação geralmente estão ligadas a agentes de contraste de MRI de alta carga ou agentes de contraste de MRI com altas relaxividades.<ref>{{Citar periódico|ultimo=Xue|primeiro=Shenghui|ultimo2=Qiao|primeiro2=Jingjuan|ultimo3=Pu|primeiro3=Fan|ultimo4=Cameron|primeiro4=Mathew|ultimo5=Yang|primeiro5=Jenny J.|data=2013-03-01|titulo=Design of a novel class of protein-based magnetic resonance imaging contrast agents for the molecular imaging of cancer biomarkers|jornal=Wiley Interdisciplinary Reviews: Nanomedicine and Nanobiotechnology|volume=5|numero=2|paginas=163–179|issn=1939-0041|doi=10.1002/wnan.1205|url=http://onlinelibrary.wiley.com/doi/10.1002/wnan.1205/abstract|idioma=en}}</ref> Uma nova classe de [[gene]]s que visam agentes de contraste de MR (CA) foi introduzida para mostrar a ação do gene de [[ARN mensageiro|mRNA]] único e proteínas do fator de transcrição de genes.<ref name="pmid17234603">{{citar periódico|autor = Liu CH |autor2 = Kim YR |autor3 = Ren JQ |autor4 = Eichler F |autor5 = Rosen BR |autor6 = Liu PK |título= Imaging cerebral gene transcripts in live animals |periódico= J. Neurosci. | volume = 27 |número= 3 |páginas= 713–22 |data= 2007 | pmid = 17234603 | pmc = 2647966 | doi = 10.1523/JNEUROSCI.4660-06.2007}}</ref><ref name="pmid24115049">{{citar periódico|autor = Liu CH |autor2 = Ren J |autor3 = Liu CM|autor4 = Liu PK |título= Intracellular gene transcription factor protein-guided MRI by DNA aptamers in vivo |periódico= FASEB J | volume = 28 |número= 1 |páginas= 464–73 |data= 2014 | pmid = 24115049 | doi = 10.1096/fj.13-234229}}</ref> Esta nova CA pode rastrear [[célula]]s com [[mRNA]] único, [[Micro-RNA|microRNA]] e [[vírus]]; resposta de tecido à inflamação em cérebros vivos.<ref name="pmid19295156">{{citar periódico|autor = Liu CH |autor2 = You Z |autor3 = Liu CM|autor4 = Kim YR |autor5 = Whalen MJ |autor6 = Rosen BR |autor7 = Liu PK |título= Diffusion-weighted magnetic resonance imaging reversal by gene knockdown of matrix metalloproteinase-9 activities in live animal brains |periódico= J. Neurosci. | volume = 29 |número= 11 |páginas= 3508–17 |data= 2009 | pmid = 19295156 | pmc = 2726707 | doi = 10.1523/JNEUROSCI.5332-08.2009}}</ref> Os MR relatam alteração na [[Expressão génica|expressão gênica]] com correlação positiva com análise TaqMan, [[microscopia óptica]] e [[Microscopia eletrônica|eletrônica]].<ref name="pmid23150521">{{citar periódico|autor = Liu CH |autor2 = Yang J |autor3 = Ren JQ|autor4 = Liu CM |autor5 = You Z|autor6 = Liu PK |título= MRI reveals differential effects of amphetamine exposure on neuroglia in vivo |periódico= FASEB J | volume = 27 |número= 2 |páginas= 712–24 |data= 2013 | pmid = 23150521 | pmc = 3545538 | doi = 10.1096/fj.12-220061}}</ref>

== Spin e momento angular ==
Rigorosamente, núcleos não apresentam ''[[spin]]'', mas sim ''[[momento angular]]'' (excepção feita somente ao núcleo do isótopo 1 do hidrogênio, que é constituído por um único [[próton]]). Embora o spin possa ser considerado um momento angular, por terem ambos as mesmas unidades e serem tratados por um formalismo matemático e físico semelhante, nem sempre o oposto ocorre. O spin é ''intrínseco'', ao passo que objetos compostos tem momento angular ''extrínseco''.

Contudo, motivos históricos e continuado costume levaram a esse abuso de linguagem, tolerado e talvez tolerável em textos não rigorosos. Um motivo a mais de complicação é o fato de que a moderna [[física de partículas]] considera que certas partículas, antes pensadas como ''elementares'' (e portanto possuindo spin), sejam compostas (próton e [[nêutron]] compostos de [[quark]]s). Assim,  fica um tanto impreciso o limite entre os casos onde se deva usar o termo spin e os casos onde se deva usar o termo momento angular.

== Sequência spin-echo ==
[[Imagem:HahnEcho_GWM.gif|direita|400px|thumb]]
Em 1950, [[Erwin Hahn]] apresentou na [[Physical Review]] 80 o resultado de uma experiência sobre ressonância nuclear. Esse experimento é conhecido como “Spin Echo”.<ref name=Bathista/>

A sequência Spin-Echo de Hahn é descrita da seguinte forma:

<math>(90^\circ_{\;\textbf{x}}-\tau_{e}-90^\circ_{\;\textbf{x}}-2\tau_{e}-Acq)n</math>

sendo esta uma das sequência de pulsos mais importantes na [[espectroscopia]] de RMN. O experimento Spin-Echo causa o cancelamento de todos os efeitos que resulta de diferentes [[frequência de Larmor|frequências de Larmor]], incluindo os de deslocamentos químicos e efeito produzido pelo [[campo magnético]] não uniforme através da amostra.

A utilização do experimento de Spin–Echo facilita a medição do parâmetro T<sub>2</sub>, que está sujeito a dificuldades, mesmo no caso de um único conjunto de spins nucleares idênticos.

Este consiste em realizar a refocagem das isocromatas de spin através de pulsos de 90º repetidamente.

Em 1954, H. Y. Carr e [[Edward Mills Purcell|E. M. Purcell]] publicaram na ''Physical Review 94'' um trabalho que estendeu um pouco mais a sequência de pulsos de Hahn, conhecida como sequência de Carr-Purcell. Esta sequência de pulsos também gera eco e é consideralvelmente mais fácil de visualizar do que a sequência de Hahn.

A sequência de pulsos Carr-Purcell é realizada da seguinte forma

<math>(90^\circ_{\;\textbf{x}}-\tau_{e}-180^\circ_{\;\textbf{x}}-2\tau_{e}-Acq)n</math>

podemos visualizar esta sequência de pulso pelo gráfico em 3D adaptado do respectivo trabalho na figura.

== Imageamento biológico ==
A técnica da ressonância magnética nuclear é usada em [[medicina]] e em [[biologia]] como meio de formar imagens internas de corpos humanos e de animais, bem como de seres microscópicos (como no caso da microscopia de RMN). É chamada de ''tomografia de ressonância magnética nuclear'' ou apenas de ressonância magnética. Consiste em aplicar em um paciente submetido a um campo magnético intenso, ondas com frequências iguais às dos núcleos (geralmente do <sub>1</sub>H da água) dos tecidos do corpo que se quer examinar. Tais tecidos absorvem a energia em função da quantidade de água do tecido. Entretanto, para se localizar espacialmente o grupo de núcleos de hidrogênio, é preciso se empregar um meio de se diferenciar o campo, impondo-lhe gradientes segundo certas direções.

Para imageamento de uma amostra, é necessário que a aparelhagem coloque a aquisição de sinal em função da posição. Esta função matemática é de <math>\mathbb{R}^3</math> em <math>\mathbb{R}</math>, e essa informação é suprida através de aplicação de um campo magnético que apresenta um gradiente tridimensional. Assim, para cada posição da amostra, dentro da margem de erro resultante da resolução, a aquisição é levemente diferente. O resultado então é tratado pela [[transformada de Fourier]] (especificamente [[Transformada rápida de Fourier|FFT]]: Fast Fourier Transform), sendo resolvido a partir daí no espaço e não mais em frequência.

Os [[Spin|SPINs]], tem o seu movimento em seu próprio eixo, quando um átomo de hidrogênio é posto em um [[campo magnético]], os spins que estão dentro dele tendem a se orientar em direção ao campo magnético paralelo.

== Técnicas de RMN no estado sólido ==
=== Ângulo mágico girando ===
[[Imagem:Proteção magnética.png|thumb|200px|Demonstração da [[Proteção magnética nuclear|proteção magnética do núcleo]] em estudo, o ângulo mágico é 54,47º. O ângulo mágico está entre o [[campo magnético]] externo e o eixo de qualquer amostra que está sob rotação.]]
Em 1959, Irving J. Lowe divulgou na ''[[Physical Review Letters]]'', uma experiência de RMN utilizando amostras de [[Teflon]] e [[Caf2|CaF<sub>2</sub>]] sob rotações rápidas.<ref name=Bathista/>

Através deste experimento Lowe conseguira observar as linhas de RMN das amostras sólidas rodando a uma [[velocidade angular]] ω<sub>s</sub> e consequentemente apresentavam bandas laterais “aguçadas ou finas<nowiki>''</nowiki> como ele dizia à frequências ω<sub>s</sub>.

Estas bandas laterais provinham da modulação da linha de ressonância que por sua vez eram adicionados as extremidades da linha de RMN. A contribuição do movimento das extremidades era fraca para ser observada, por causa dos movimentos internos que possuem uma vasta frequência espectral.

Esta técnica que ele utilizara foi antes divulgada por ele juntamente com Norberg em 1957 na Physical Review.

A medida das linhas das amostras girante foi realizada pela observação do FID utilizando como standard o aparelho de Spin-Echo de Hahn. As amostras foram giradas a 7 Kc (Kcycles/sec = kHz) usando rotores (7&nbsp;mm) em drivers com turbinas de ar. A orientação da amostra pode ser variada em relação ao campo aplicado H em θ<sub>H</sub> = θ<sup>º</sup>  54,7º e 90º.

Os resultados mostraram que os espectros de ressonância para as amostras girantes (spinning) e não-girantes (nonspinning) apresentaram os mesmos decaimentos de indução livre (FDI),<ref group="nota">Na RMN de [[Análise de Fourier|Fourier]], um decaimento de indução livre (FID) é o sinal de RMN observável gerado pelo não equilíbrio do spin nuclear sobre a precessão de magnetização do [[campo magnético]] (convencionalmente ao longo da coordenada z). Esta magnetização não equilibrada pode ser induzida, em geral, através da aplicação de um impulso de rádio-frequência ressonante perto da [[frequência de Larmor]] dos [[spin]]s nucleares.</ref> quando colocadas a um ângulo θ<sub>H</sub> = θ<sup>º</sup> ,mas quando estas foram colocadas sob θ<sub>H</sub> = 54,7<sup>º</sup> os FIDs apresentam uma série de “echos rotacionais”a  T<sub>s</sub>,2T<sub>s</sub>,etc. Para θ<sub>H</sub> = 90<sup>º</sup> , o FID foi visto como uma linha não resolvida.<ref name=Bathista/>

=== Dupla ressonância ===
Em 1962, os físicos S.R. Hartmann e [[Erwin Hahn]] publicaram o célebre trabalho sobre "dupla ressonância" na Physical Review , mais tarde referenciada como “condição de Hartmann-Hahn”, que estabelece a relação entre um núcleo abundante (''a'') e um núcleo raro (''b'') no eixo rotatório para o mesmo tempo da dupla ressonância.

=== Polarização cruzada ===
[[Imagem:Spin c13.png|thumb|200px|Representação de um reservatório térmico nuclear de prótons.]]
Em 1973 Pines, Gibby e Waugh divulgaram um trabalho no ''Journal of Chemical Physics'', o qual tratava em relatar o ganho de sensibilidade de um dado núcleo raro '''S''' através da transferência de polarização de um núcleo abundante '''I'''.

A técnica Polarização Cruzada - CP, consiste em otimizar os problemas relacionados com baixa abundância natural de núcleos raros.

O efeito do CP é provocar um aumento da [[Magnetismo|magnetização]] de núcleos raros do tipo [[Carbono-13|<sup>13</sup>C]] em favor de núcleos abundantes, <sup>1</sup>H, facilitando (diminuindo) a [[Relaxação|relaxação (RMN)]] spin-rede (T<sub>1</sub>) e melhorando (aumentando) a relação sinal/ruído , num fator γH/γC ≈ 4 .

Neste caso os núcleos abundantes aproximam-se de um reservatório térmico, e a sua transferência de [[Polaridade|polarização]] para o núcleo raro '''S''' se dá por processo favorável, de natureza [[termodinâmica]].
[[Imagem:Sequência de pulso Polarização cruzada estabelecimento da condição de Hartmann-Hahn.png|thumb|direita|200px|Sequência de pulso Polarização cruzada estabelecimento da condição de Hartmann-Hahn ω<sub>1H</sub> = ω<sub>1C</sub>. Tc é o tempo de contato térmico, Ta é o tempo de aquisição.]]
Favorecendo um sistema de alta magnetização alinhada a um baixo [[campo magnético]] B<sub>0</sub>. Este contato térmico é estabelecido no chamado sistema girante de coordenadas, quando a condição de Hartmann-Hahn, γHB<sub>1</sub>H=γCB<sub>1</sub>C  é satisfeita através da aplicação de campos de r.f ([[radiofrequência]]) para o núcleo simultaneamente.

Quando ambos os sistemas de [[spin]]s apresentarem as mesmas [[frequência angular|frequências angulares]] ω<sub>1</sub> (=γB<sub>1</sub>) obtidas através do ajuste da intensidade B<sub>1</sub> no sistema de coordenadas girantes, a condição de Hartmann-Hahn é satisfeita, e a transferência de polarização é permitida.<ref name=Bathista/>

O sistema girante de coordenadas é um sistema que gira com a [[frequência de ressonância]] de cada núcleo em particular em torno de <math>\scriptstyle \vec{B}_{0}</math>. Em tal sistema, a [[frequência de Larmor|frequência de precessão de Larmor]] γB<sub>0</sub> é eliminada, o que significa o desaparecimento de <math>\scriptstyle \vec{B}_{0}</math>.

O único campo magnético que age sobre cada spin é o campo de RF estático, neste referencial, e tem o mesmo papel de <math>\scriptstyle \vec{B}_{0}</math> no sistema de referência do laboratório.<ref name=Bathista/>

Neste caso, pode-se observar que a condição de Hartmann-Hahn significa que os dois núcleos terão a mesma frequência de Larmor em seus respectivos sistemas girantes de coordenadas, ω<sub>1H</sub> = ω<sub>1C</sub>

=== Desacoplamento dipolar ===
[[Imagem:SSNMR dip coupl vect.png|thumb|Dipolar coupling vectors|150px|direita|Vetores de acoplamento dipolar.]]
[[Spin]]s nucleares apresentam um momento de dipolo, que interage com o momento de dipolo de outros núcleos (acoplamento dipolar). A magnitude da interação é dependente dos tipos de rotação (spin), a distância internuclear e a orientação do [[Vetor (matemática)|vetor]] que liga os dois spins nucleares em relação ao [[campo magnético]] externo ''B''. O acoplamento máximo dipolar é dada pelo acoplamento dipolar constante , representado por ''d''

<math> d = \frac{\hbar \mu_0}{4 \pi} \frac{\gamma_1 \gamma_2}{r^3} </math>,

em que ''r'' é a distância entre os núcleos, e γ<sub>1</sub> e γ<sub>2</sub> são os quocientes giromagnéticos<ref group="nota">Na física, o rácio giromagnético de uma partícula ou de um sistema é a [[razão]] entre o seu momento de dipolo magnético ao seu [[momento angular]], e é muitas vezes indicado pelo símbolo γ, gama.</ref> dos núcleos. Em um forte campo magnético, o acoplamento dipolar depende da orientação do vetor internuclear com o campo magnético externo

<math>D \propto 3\cos^2\theta - 1</math>.

Consequentemente, dois núcleos com um vetor de acoplamento dipolar a um ângulo de θ<sub>m</sub>=54.7° a um forte campo magnético externo, o qual é o ângulo em que D se torna zero, tem acoplamento dipolar equivalente a zero . θ<sub>m</sub> é chamado de [[ângulo mágico]].

=== Formação das grandes imagens de ressonância magnética ===
[[Imagem:Gradiente de RMN.png|thumb|400px|Diagrama esquemático dos campos de gradiente magnético nas direções três direções: x, y, z (a-c), e as bobinas que são utilizadas para gerá-los (d-e).]]
Em 1971, o médico [[Raymond Vahan Damadian]] mostrou que diferentes tipos de tecidos e [[Neoplasma|tumores]] possuíam diferentes tempos de [[Relaxação|relaxação (RMN)]]. Este fato motivou os cientistas a considerarem a ressonância magnética uma técnica de elevado potencial diagnóstico e a procurarem meios de obter imagens do interior de corpos opacos.

Para construir uma imagem o elemento chave é saber de que região da amostra provém cada sinal de RMN adquirido. Aproveitando a relação de [[Joseph Larmor|Larmor]], [[Paul Christian Lauterbur|Lauterbur]] , em 1973, usou um [[campo magnético]] com comportamento espacial conhecido para “codificar” o sinal de ressonância magnética. Desta forma foram obtidas as primeiras imagens de RMN , com o método de ''back projection'', já utilizado na tomografia de [[Raios X|raio X]].

Em 1975, [[Richard Robert Ernst]] e colaboradores propuseram realizar uma codificação completa usando o formalismo da [[transformada de Fourier]] (TF), levando em consideração a frequência e a fase do sinal. Pouco depois, muitos outros trabalhos pioneiros mostraram, na prática, a viabilidade desta técnica usada até hoje.<ref name=Bathista/>

; Gradientes de campo magnético
O novo elemento codificador do sinal é um campo magnético não homogêneo e variável no tempo. Este campo tem uma componente paralela ao B<sub>0</sub> (eixo z) com dependência espacial linear, que é sobreposta ao mesmo. Para poder representar as 3 orientações espaciais de um objeto, são utilizados os gradientes de campo nas 3 direções ortogonais.

As bobinas encarregadas de gerar esta distribuição de campo são denominadas bobinas de gradiente. Desta maneira, a componente z do campo resultante fica expressa como:

<math>B_{z}(\vec{r},t)=B_{0}+\vec{G}(t).\vec{r}</math>

Assim, cada conjunto de spins localizados em uma posição diferente, terá uma [[frequência]] de precessão diferente, dada pela expressão:

<math>\omega(\vec{r},t)=\omega_{0}+\gamma.\vec{G}(t).\vec{r}</math>

A frequência de precessão não é a única variável que passa a ter uma dependência espacial. Após um dado tempo de aplicação de qualquer gradiente, o acúmulo de fase também  será uma função da posição. Deste modo, estas duas variáveis formam as bases da codificação espacial.

O gradiente de campo introduzido corresponde ao termo <math>\scriptstyle \Delta B(\vec{r},t)</math>.

== Sequências ==
Uma sequência de RM (Ressonância Magnética) é uma configuração particular de pulsos de radiofrequência e gradientes, resultando em uma imagem específica.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.53347/rid-37346 |título=MRI sequences (overview) |data=2015-06-04 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiopaedia.org |publicado=Radiopaedia.org |ultimo=Murphy |primeiro=Andrew |ultimo2=Gaillard |primeiro2=Frank}}</ref> O ponderamento T1 e T2 também podem ser descritos como sequências de RM.

=== Tabela de visão geral ===
Esta tabela não inclui sequências incomuns e experimentais.
{| class="wikitable"
|+
!Grupo
!Sequência
!Abreviatura
!Física
!Distinções clínicas principais
!Exemplo
|-
| rowspan="3" |Eco de spin
|Ponderado em T1
|T1
|Medição da relaxação spin-lattice usando um tempo de repetição (TR) curto e tempo de eco (TE) curto.
|
* Sinal mais baixo para maior conteúdo de água,<ref name=":0">{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.1016/s0730-725x(97)81775-4 |título=5514957 Positioning in magnetic resonance imaging |data=janeiro de 1996 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Magnetic Resonance Imaging |número=10 |ultimo=Isa |primeiro=Tatebayashi |paginas=XII |doi=10.1016/s0730-725x(97)81775-4 |issn=0730-725X}}</ref> como em edema, tumor, infarto, inflamação, infecção, hemorragia hiperaguda ou crônica.<ref name=":1">{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.4172/2376-0249.1000465 |título=Reverse Pseudohypopyon |data=2016 |acessodata=2023-10-30 |periódico=International Journal of Clinical &amp; Medical Imaging |número=05 |ultimo=Ozdamar Erol |primeiro=Yasemin |ultimo2=Inanc |primeiro2=Merve |doi=10.4172/2376-0249.1000465 |issn=2376-0249}}</ref>
* Sinal alto para gordura.<ref name=":0" /><ref name=":1" />
* Sinal alto para substâncias paramagnéticas, como agentes de contraste de RM.<ref name=":1" />

Base padrão e comparação para outras sequências.
|[[Ficheiro:T1-weighted-MRI.png|miniaturadaimagem|127x127px]]
|-
|Ponderado em T2
|T2
|Medição da relaxação spin-spin usando TR e TE longos
|
* Sinal mais alto para maior conteúdo de água.<ref name=":0" />
* Sinal baixo para gordura<ref name=":0" /> - Note que isso se aplica apenas às sequências padrão de Eco de Spin (SE) e não às sequências mais modernas de Eco de Spin Rápido (FSE), também conhecidas como Eco de Spin Turbo (TSE), que é a técnica mais comumente usada hoje. Em FSE/TSE, a gordura terá um sinal alto.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.53347/rid-77022 |título=3D fast spin echo (MRI sequence) |data=2020-05-04 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiopaedia.org |publicado=Radiopaedia.org |ultimo=Jones |primeiro=Jeremy |ultimo2=Gaillard |primeiro2=Frank}}</ref>
* Sinal baixo para substâncias paramagnéticas<ref name=":1" /> Base padrão e comparação para outras sequências.
![[Ficheiro:Normal axial T2-weighted MR image of the brain.jpg|miniaturadaimagem|137x137px]]
|-
|Ponderado em densidade de prótons
|PD
|TR longo (para reduzir T1) e TE curto (para minimizar T2).
|Doenças articulares e lesões.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.1016/j.toxicon.2007.08.018 |título=Southern African scorpion toxins: An overview |data=janeiro de 2008 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Toxicon |número=1 |ultimo=du Plessis |primeiro=L.H. |ultimo2=Elgar |primeiro2=D. |paginas=1–9 |doi=10.1016/j.toxicon.2007.08.018 |issn=0041-0101 |ultimo3=du Plessis |primeiro3=J.L.}}</ref>

* Sinal alto em casos de rupturas de menisco.<ref>{{Citar periódico |url=http://www.hindawi.com/journals/rrp/2016/8329296/ |título=A Current Review of the Meniscus Imaging: Proposition of a Useful Tool for Its Radiologic Analysis |data=2016 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiology Research and Practice |ultimo=Lefevre |primeiro=Nicolas |ultimo2=Naouri |primeiro2=Jean Francois |paginas=1–25 |lingua=en |doi=10.1155/2016/8329296 |issn=2090-1941 |ultimo3=Herman |primeiro3=Serge |ultimo4=Gerometta |primeiro4=Antoine |ultimo5=Klouche |primeiro5=Shahnaz |ultimo6=Bohu |primeiro6=Yoann}}</ref>
![[Ficheiro:Proton density MRI of a grade 2 medial meniscal tear.jpg|miniaturadaimagem|111x111px]]
|-
| rowspan="3" |Eco de gradiente (GRE)
|Precessão livre de estado constante
|SSFP
|Manutenção de uma magnetização transversal residual estável ao longo de ciclos sucessivos.
|Criação de vídeos de RM cardíaca.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.53347/rid-7368 |título=Steady-state free precession MRI |data=2009-10-19 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiopaedia.org |publicado=Radiopaedia.org |ultimo=Rock |primeiro=Patrick |ultimo2=Weerakkody |primeiro2=Yuranga}}</ref>
|[[Ficheiro:Four chamber cardiovascular magnetic resonance imaging.gif|miniaturadaimagem|110x110px]]
|-
|T2 efetivo ou "T2-estrela"
|T2*
|Eco de gradiente lembrado estragado (GRE) com tempo de eco longo e ângulo de inclinação pequeno.
|Sinal baixo em depósitos de hemosiderina e hemorragias.<ref>{{Citar periódico |url=http://pubs.rsna.org/doi/10.1148/rg.295095034 |título=Principles, Techniques, and Applications of T2*-based MR Imaging and Its Special Applications |data=setembro de 2009 |acessodata=2023-10-30 |periódico=RadioGraphics |número=5 |ultimo=Chavhan |primeiro=Govind B. |ultimo2=Babyn |primeiro2=Paul S. |paginas=1433–1449 |lingua=en |doi=10.1148/rg.295095034 |issn=0271-5333 |ultimo3=Thomas |primeiro3=Bejoy |ultimo4=Shroff |primeiro4=Manohar M. |ultimo5=Haacke |primeiro5=E. Mark}}</ref>
|[[Ficheiro:Effective T2-weighted MRI of hemosiderin deposits after subarachnoid hemorrhage.png|miniaturadaimagem|110x110px]]
|-
|Ponderado em susceptibilidade
|SWI
|Eco de gradiente (GRE), totalmente compensado para o fluxo, tempo de eco longo, combina imagem de fase com imagem de magnitude.
|Detecção de pequenas quantidades de hemorragia ou cálcio.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.53347/rid-13858 |título=Susceptibility weighted imaging |data=2011-05-24 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiopaedia.org |publicado=Radiopaedia.org |ultimo=Gaillard |primeiro=Frank}}</ref>
|[[Ficheiro:Susceptibility weighted imaging (SWI) in diffuse axonal injury.jpg|miniaturadaimagem|127x127px]]
|-
| rowspan="3" |Recuperação de inversão
|Inversão de tau curto
|STIR
|Supressão de gordura, definindo um tempo de inversão onde o sinal da gordura é zero.
|Sinal alto em casos de edema, como em fraturas por estresse mais graves.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.1016/j.ejrad.2007.01.014 |título=Stress fractures in the lower extremity |data=abril de 2007 |acessodata=2023-10-30 |periódico=European Journal of Radiology |número=1 |ultimo=Berger |primeiro=Ferco H. |ultimo2=de Jonge |primeiro2=Milko C. |paginas=16–26 |doi=10.1016/j.ejrad.2007.01.014 |issn=0720-048X |ultimo3=Maas |primeiro3=Mario}}</ref> Canelite, por exemplo.
|[[Ficheiro:Shinsplint-mri (crop).jpg|miniaturadaimagem|190x190px]]
|-
|Recuperação de inversão atenuada a fluido
|FLAIR
|Supressão de fluidos, definindo um tempo de inversão que anula os fluidos.
|Sinal alto em casos de infarto lacunar, placas de esclerose múltipla (EM), hemorragia subaracnóidea e meningite.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.53347/rid-21760 |título=Fluid attenuated inversion recovery |data=2013-02-16 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiopaedia.org |publicado=Radiopaedia.org |ultimo=Baba |primeiro=Yahya |ultimo2=Niknejad |primeiro2=Mohammad}}</ref>
|[[Ficheiro:FLAIR MRI of meningitis.jpg|miniaturadaimagem|160x160px]]
|-
|Recuperação de inversão dupla
|DIR
|Supressão simultânea do líquido cefalorraquidiano e da matéria branca por dois tempos de inversão.
|Sinal alto em casos de placas de esclerose múltipla.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.53347/rid-32070 |título=Double inversion recovery sequence |data=2014-11-11 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiopaedia.org |publicado=Radiopaedia.org |ultimo=Murphy |primeiro=Andrew |ultimo2=Abdrabou |primeiro2=Ahmed}}</ref>
|[[Ficheiro:Axial DIR MRI of a brain with multiple sclerosis lesions.jpg|miniaturadaimagem|127x127px]]
|-
| rowspan="3" |Ponderado em difusão (DWI)
|Convencional
|DWI
|Medição do movimento browniano das moléculas de água.
|Sinal alto dentro de minutos após um infarto cerebral.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.53347/rid-12659 |título=Structure of radiopaedia |data=2010-12-29 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiopaedia.org |publicado=Radiopaedia.org |ultimo=Weerakkody |primeiro=Yuranga |ultimo2=Gaillard |primeiro2=Frank}}</ref>
|[[Ficheiro:Cerebral infarction after 4 hours on DWI MRI.jpg|miniaturadaimagem|118x118px]]
|-
|Coeficiente de difusão aparente
|ADC
|Ponderamento reduzido em T2, usando várias imagens convencionais de DWI com diferentes ponderações de DWI, sendo a mudança correspondente à difusão.
|Sinal baixo minutos após um infarto cerebral.<ref>{{Citar periódico |url=https://www.ahajournals.org/doi/10.1161/STROKEAHA.110.610501 |título=Signal Evolution and Infarction Risk for Apparent Diffusion Coefficient Lesions in Acute Ischemic Stroke Are Both Time- and Perfusion-Dependent |data=maio de 2011 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Stroke |número=5 |ultimo=An |primeiro=Hongyu |ultimo2=Ford |primeiro2=Andria L. |paginas=1276–1281 |lingua=en |doi=10.1161/STROKEAHA.110.610501 |issn=0039-2499 |ultimo3=Vo |primeiro3=Katie |ultimo4=Powers |primeiro4=William J. |ultimo5=Lee |primeiro5=Jin-Moo |ultimo6=Lin |primeiro6=Weili}}</ref>
|[[Ficheiro:Cerebral infarction after 4 hours on ADC MRI.jpg|miniaturadaimagem|130x130px]]
|-
|Tensor de difusão
|DTI
|Principalmente traçografia, com um movimento browniano geral maior das moléculas de água nas direções das fibras nervosas.
|
* Avaliação da deformação da substância branca por tumores.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.1055/b-0035-129445 |título=13 Diffusion Weighted Imaging and Diffusion Tensor Imaging in Spine and Spinal Cord Diseases |data=2016 |acessodata=2023-10-30 |publicado=Georg Thieme Verlag |editor-sobrenome=Leite |editor-nome=Claudia da Costa |local=Stuttgart |editor-sobrenome2=Leite |editor-nome2=Claudia da Costa |editor-sobrenome3=Castillo |editor-nome3=Mauricio}}</ref>
* Anisotropia fracionada reduzida pode indicar demência.<ref>{{Citar periódico |url=http://journals.lww.com/00019052-200802000-00014 |título=Diffusion tensor imaging in mild cognitive impairment and Alzheimerʼs disease: a review: |data=fevereiro de 2008 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Current Opinion in Neurology |número=1 |ultimo=Chua |primeiro=Terence C |ultimo2=Wen |primeiro2=Wei |paginas=83–92 |lingua=en |doi=10.1097/WCO.0b013e3282f4594b |issn=1350-7540 |ultimo3=Slavin |primeiro3=Melissa J |ultimo4=Sachdev |primeiro4=Perminder S}}</ref>
|[[Ficheiro:White Matter Connections Obtained with MRI Tractography.png|miniaturadaimagem|151x151px]]
|-
| rowspan="3" |Ponderado em perfusão (PWI)
|Susceptibilidade dinâmica contrastada
|DSC
|Medidas de mudanças ao longo do tempo na perda de sinal induzida por suscetibilidade devido à injeção de contraste de gadolínio.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.53347/rid-43780 |título=Dynamic susceptibility contrast (DSC) MR perfusion |data=2016-03-25 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiopaedia.org |publicado=Radiopaedia.org |ultimo=Lee |primeiro=Matthew |ultimo2=Gaillard |primeiro2=Frank}}</ref>
| rowspan="2" |
* Fornece medidas de fluxo sanguíneo.
* Em casos de infarto cerebral, o núcleo infartado e a penumbra têm perfusão reduzida e chegada de contraste atrasada.<ref>{{Citar periódico |url=http://www.wjgnet.com/1949-8470/full/v4/i3/63.htm |título=Magnetic resonance diffusion-perfusion mismatch in acute ischemic stroke: An update |data=2012 |acessodata=2023-10-30 |periódico=World Journal of Radiology |número=3 |ultimo=Chen |primeiro=Feng |paginas=63 |lingua=en |doi=10.4329/wjr.v4.i3.63 |issn=1949-8470}}</ref>
| rowspan="2" |[[Ficheiro:Tmax by MRI perfusion in cerebral artery occlusion.jpg|miniaturadaimagem|129x129px]]
|-
|Marcação de spin arterial
|ASL
|Marcação magnética do sangue arterial abaixo da área de imagem, que posteriormente entra na região de interesse.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.1055/b-0035-122297 |título=6 Perfusion imagingarterial spin labeling (ASL)Arterial spin labeling (ASL)Perfusion Imaging: Arterial Spin Labeling |data=2016 |acessodata=2023-10-30 |publicado=Georg Thieme Verlag |editor-sobrenome=Jain |editor-nome=Rajan |local=Stuttgart |isbn=978-1-60406-806-1 |editor-sobrenome2=Essig |editor-nome2=Marco}}</ref> Não requer contraste de gadolínio.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.53347/rid-43785 |título=Arterial spin labelling MR perfusion |data=2016-03-25 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiopaedia.org |publicado=Radiopaedia.org |ultimo=Rock |primeiro=Patrick |ultimo2=Gaillard |primeiro2=Frank}}</ref>
|-
|Realce de contraste dinâmico
|DCE
|Medidas de mudanças ao longo do tempo no encurtamento da relaxação spin-lattice (T1) induzido por um bolo de contraste de gadolínio.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.53347/rid-43781 |título=Dynamic contrast enhanced (DCE) MR perfusion |data=2016-03-25 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiopaedia.org |publicado=Radiopaedia.org |ultimo=Murphy |primeiro=Andrew |ultimo2=Gaillard |primeiro2=Frank}}</ref>
|O aumento rápido do contraste de gadolínio, juntamente com outras características, sugere malignidade.<ref>{{Citar periódico |url=https://onlinelibrary.wiley.com/doi/10.1002/nbm.1273 |título=Dynamic contrast-enhanced MRI in the diagnosis and management of breast cancer |data=janeiro de 2009 |acessodata=2023-10-30 |periódico=NMR in Biomedicine |número=1 |ultimo=Turnbull |primeiro=Lindsay W. |paginas=28–39 |lingua=en |doi=10.1002/nbm.1273}}</ref>
|[[Ficheiro:Breast dce-mri.jpg|miniaturadaimagem|159x159px]]
|-
|Ressonância Magnética Funcional (fMRI)
|Imagem dependente do nível de oxigênio no sangue
|BOLD
|Mudanças na magnetização dependente da saturação de oxigênio da hemoglobina refletem a atividade tecidual.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.1038/nphys874 |título=Read my mind |data=fevereiro de 2008 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Nature Physics |número=S1 |ultimo=Chou |primeiro=I-han |paginas=S17–S17 |doi=10.1038/nphys874 |issn=1745-2473}}</ref>
|Localização da atividade cerebral ao executar uma tarefa atribuída (por exemplo, falar, mover os dedos) antes da cirurgia, também usado na pesquisa de cognição.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.53347/rid-51480 |título=Radiopaedia identification number (rID) |data=2017-02-18 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiopaedia.org |publicado=Radiopaedia.org |ultimo=Gaillard |primeiro=Frank}}</ref>
|[[Ficheiro:1206 FMRI.jpg|miniaturadaimagem|131x131px]]
|-
| rowspan="2" |Angiografia e venografia por Ressonância Magnética (MRA)
|Voo de tempo
|TOF
|O sangue que entra na área de imagem ainda não está saturado magneticamente, dando um sinal muito mais alto ao usar tempo de eco curto e compensação de fluxo.
|Detecção de aneurisma, estenose ou dissecção.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.1007/0-387-21590-5_26 |título=Alternatives to Coronary MRA |acessodata=2023-10-30 |publicado=Springer-Verlag |ultimo=Duerinckx |primeiro=André J. |local=New York |paginas=272–273 |isbn=0-387-94959-3}}</ref>
|[[Ficheiro:Mra-mip.jpg|miniaturadaimagem|128x128px]]
|-
|Ressonância magnética com contraste de fase
|PC-MRA
|Dois gradientes com magnitude igual, mas direção oposta, são usados para codificar uma mudança de fase, que é proporcional à velocidade das rotações.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.53347/rid-22024 |título=Phase contrast imaging |data=2013-03-05 |acessodata=2023-10-30 |periódico=Radiopaedia.org |publicado=Radiopaedia.org |ultimo=Botz |primeiro=Balint |ultimo2=Ballinger |primeiro2=J.}}</ref>
|Detecção de aneurisma, estenose ou dissecção.<ref>{{Citar periódico |url=http://dx.doi.org/10.1007/0-387-21590-5_16 |título=Second-Generation Coronary MRA Techniques |acessodata=2023-10-30 |publicado=Springer-Verlag |ultimo=AndréJ |primeiro=Duerinckx |local=New York |paginas=184–192 |isbn=0-387-94959-3}}</ref>
|[[Ficheiro:Vastly undersampled Isotropic Projection Reconstruction (VIPR) Phase Contrast (PC) sequence MRI of arterial dissections.jpg|miniaturadaimagem|159x159px]]
|}

== Economia ==
No Reino Unido, o preço de um scanner clínico de 1,5-[[Tesla (unidade)|tesla]] MRI é de cerca de £ 920,000 / US $ 1,4 milhão, com o custo de manutenção da vida em geral semelhante ao custo de compra.<ref>{{citar web|url=http://www.official-documents.gov.uk/document/hc1011/hc08/0822/0822.pdf|título=Managing high value capital equipment in the NHS in England|publicado=National Audit Office (United Kingdom) |acessodata=30 de Novembro de 2013|urlmorta=yes|arquivourl=https://web.archive.org/web/20131203002732/http://www.official-documents.gov.uk/document/hc1011/hc08/0822/0822.pdf|arquivodata=3 de Dezembro de 2013|df= |data=|ultimo=|primeiro=}}</ref> Nos Países Baixos, o scanner MRI médio custa cerca de 1 milhão<ref>{{citar web|url=http://www.ed.nl/economie/philips/mri-scanner-kassucces-voor-philips-1.2172462|título=MRI-scanner big financial success for Philips (Dutch)|publicado=Eindhovens Dagblad (ED) |acessodata=18 de Fevereiro de 2009 |data=|ultimo=|primeiro=}}</ref> de euros, com uma RM de 7-T que foi utilizada pelo UMC Utrecht em dezembro de 2007, custando 7 milhões de euros.<ref>{{citar web|url=http://medischcontact.artsennet.nl/actueel/nieuws/nieuwsartikel/21265/mriscanner-van-7-miljoen-in-gebruik.htm|título=MRI scanner of €7 million in use(Dutch)|publicado=Medisch Contact|acessodata=5 de Dezembro de 2007|data=|ultimo=|primeiro=|arquivourl=https://web.archive.org/web/20150904002346/http://medischcontact.artsennet.nl/actueel/nieuws/nieuwsartikel/21265/mriscanner-van-7-miljoen-in-gebruik.htm|arquivodata=2015-09-04|urlmorta=yes}}</ref> A construção de conjuntos de MRI pode custar até US$ 500.000/€ 370.000 ou mais, dependendo do escopo do projeto. Os sistemas de RMN pré-polarização (PMRI) que utilizam [[eletroímã]]s resistivos mostraram-se promissores como uma alternativa de baixo custo e possuem vantagens específicas para a imagem conjunta perto de implantes metálicos, no entanto, provavelmente não são adequados para aplicações rotineiras de todo o corpo ou de [[Neuroimagiologia|neuroimagem]].<ref>{{Citar periódico|ultimo=Morgan|primeiro=Patrick|ultimo2=Conolly|primeiro2=Steven|ultimo3=Scott|primeiro3=Greig|ultimo4=Macovski|primeiro4=Albert|data=1996-10-01|titulo=A readout magnet for prepolarized MRI|jornal=Magnetic Resonance in Medicine|volume=36|numero=4|paginas=527–536|issn=1522-2594|doi=10.1002/mrm.1910360405|url=http://onlinelibrary.wiley.com/doi/10.1002/mrm.1910360405/abstract|idioma=en}}</ref><ref>{{Citar periódico|ultimo=Blamire|primeiro=A M|data=2008-08-01|titulo=The technology of MRI — the next 10 years?|jornal=The British Journal of Radiology|volume=81|numero=968|paginas=601–617|issn=0007-1285|doi=10.1259/bjr/96872829|url=http://www.birpublications.org/doi/10.1259/bjr/96872829}}</ref>

[[Imagem:2009 niams oai hi.jpg|thumb|direita|Olhando através de um scanner de ressonância magnética.]]
Os scanners de ressonância magnética tornaram-se fontes importantes de receitas para os prestadores de cuidados de saúde nos [[Estados Unidos|EUA]]. Isso é devido a taxas favoráveis de reembolso de seguradoras e programas do governo federal. O reembolso de seguro é fornecido em dois componentes, uma carga de equipamento para o desempenho real e operação da varredura de MRI e uma cobrança profissional pela revisão do radiologista das imagens e/ou dados. No Nordeste dos EUA, uma carga de equipamento pode ser de US$ 3.500/€ 2.600<ref>Stamford Hospital price quotation October 2008, Stamford CT US</ref> e uma taxa profissional pode ser de US$ 350/€ 260, embora as taxas reais recebidas pelo proprietário do equipamento e pelo médico intérprete geralmente sejam significativamente menores e dependem das taxas negociadas com companhias de seguros ou determinado pelo cronograma de taxas do [[Medicare (Estados Unidos)|Medicare]]. Por exemplo, um grupo de cirurgia ortopedista em Illinois faturou uma taxa de US$ 1.116/€ 825 para uma RM de joelho em 2007, mas o reembolso do Medicare em 2007 foi de apenas US$ 470,91/€ 350.<ref>{{citar conferência|primeiro1 =Wayne M.|último1 =Goldstein|primeiro2 =Alexander C.|último2 =Gordon|primeiro3 =Jill Jasperson|último3 =Branson|primeiro4 =Christopher|último4 =Simmons|primeiro5 =Kimberly|último5 =Berland|primeiro6 =Daniel S.|último6 =Willsey|primeiro7 =Amanda L.|último7 =Andrews|data=5–9 de Março de 2008|título=Over-Utilization of MRI in the Osteoarthritis Patient|url=http://www.ibji.com/images/lyftenbloggie/poster_goldstein_2008aaos.pdf|conferencia=Annual Meeting AAOS|local=San Francisco}}</ref> Muitas companhias de seguros exigem aprovação antecipada de um procedimento de ressonância magnética como condição para a cobertura.

Nos EUA, a Lei de redução de déficit de 2005 reduziu significativamente as taxas de reembolso pagas pelos programas federais de seguros para o componente de equipamentos de muitas varreduras, mudando a paisagem econômica. Muitas seguradoras privadas seguiram o exemplo.

Nos Estados Unidos, uma ressonância magnética do cérebro com e sem contraste faturado à Parte B do Medicare implica, em média, um pagamento técnico de US$ 403/€ 300 e um pagamento separado ao radiologista de US$ 93/€ 70.<ref>Current Procedural Terminology code #70553 [https://explore.data.gov/Health-and-Nutrition/Part-B-National-Summary-Data-File-CY2010/5vgw-8z3q "2010 Medicare Part B National Summary Data File"] {{Wayback|url=https://explore.data.gov/Health-and-Nutrition/Part-B-National-Summary-Data-File-CY2010/5vgw-8z3q |date=20120214030717 }}. Data.gov, An Official Website of the United States Government.</ref> Na França, o custo de um exame de ressonância magnética é de aproximadamente € 150/US$ 205. Isso abrange três varreduras básicas, incluindo uma com um agente de contraste intravenoso, bem como uma consulta com o técnico e um relatório escrito ao médico do paciente. No Japão, o custo de um exame de ressonância magnética (excluindo o custo de material de contraste e filmes) varia de 155 dólares/115 euros a 180 dólares/133 euros, com uma taxa profissional de radiologista adicional de 17 dólares/12,50 euros.<ref>{{Citar periódico|ultimo=Ehara|primeiro=Shigeru|ultimo2=Nakajima|primeiro2=Yasuo|ultimo3=Matsui|primeiro3=Osamu|data=2008-08-01|titulo=Radiology in Japan in 2008|jornal=American Journal of Roentgenology|volume=191|numero=2|paginas=328–329|issn=0361-803X|doi=10.2214/ajr.07.3940|url=http://www.ajronline.org/doi/10.2214/AJR.07.3940}}</ref> Na Índia, o custo de um exame de ressonância magnética, incluindo a taxa para a opinião do radiologista, é de aproximadamente Rs 3000-4000 (€ 37-49/US$ 50-60), excluindo o custo do material de contraste. No Reino Unido, o preço de varejo de uma varredura de MRI varia em particular entre £ 350 e £ 700 (€ 405-810).<ref>{{citar web|título=Private MRI Scan|url=https://www.fairfield.org.uk/tests/private-mri-scan/|website=Fairfield.org.uk|publicado=Fairfield Independent Hospital |acessodata=2017-03-28}}</ref>

=== Uso excessivo ===
As sociedades médicas emitem diretrizes para quando os médicos devem usar a ressonância magnética em pacientes e recomendar contra o uso excessivo. A ressonância magnética pode detectar problemas de saúde ou confirmar um [[diagnóstico]], mas as sociedades médicas geralmente recomendam que a ressonância magnética não seja o primeiro procedimento para criar um plano para diagnosticar ou gerenciar a queixa de um paciente. Um caso comum é usar a ressonância magnética para buscar uma causa de dor [[Região lombar|lombar]]; o American College of Physicians, por exemplo, recomenda este procedimento como improvável, e que resulte em um resultado positivo para o paciente.<ref name="ACPfive">{{citar periódico|autor1 =Consumer Reports|autor2 =American College of Physicians|others=presented by ABIM Foundation|título=Five Things Physicians and Patients Should Question|publicado=Consumer Reports]|obra=Choosing Wisely|url=http://choosingwisely.org/wp-content/uploads/2012/04/5things_12_factsheet_Amer_College_Phys.pdf|acessodata=14 de Agosto de 2012|urlmorta=yes|arquivourl=https://web.archive.org/web/20120624075449/http://choosingwisely.org/wp-content/uploads/2012/04/5things_12_factsheet_Amer_College_Phys.pdf|arquivodata=24 de Junho de 2012|df=}}</ref><ref name="backimage">{{citar periódico|autor1 =Consumer Reports|autor2 =American College of Physicians|others=presented by ''Annals of Internal Medicine''|data=Abril de 2012|título=Imaging tests for lower-back pain: Why you probably don't need them|publicado=Consumer Reports|obra=High Value Care|url=http://consumerhealthchoices.org/wp-content/uploads/2012/04/High-Value-Care-Back-Pain-ACP.pdf|acessodata=14 de Agosto de 2012}}</ref>

== Ver também ==
* [[Lista de medicinas nucleares]]
* [[Imagem médica]]
* [[Espectroscopia de ressonância magnética nuclear|Ressonância magnética nuclear]] (NMR)
* [[Neuroimagiologia|Neuroimagem]]
* [[Relaxação]] (NMR)

{{notas}}
{{Referências|col=4}}

== Leitura adicional ==
* TRTF/EMRF: The history of MRI (Peter A. Rinck, ed).  url = http://www.magnetic-resonance.org/ch/20-01.html
* Guadalupe Portal; Aliosvi Rodriguez Whole body magnetic resonance imaging in early diagnosis in Trinidad BMJ (2010) ISSN 1756-1833  url = http://www.bmj.com/rapid-response/2011/12/19/re-whole-body-magnetic-resonance-imaging
* {{citar periódico |autor=Ian L. Pykett |data=1 de maio de 1982 |título=NMR Imaging in Medicine |periódico=[[Scientific American]] |volume=246 |número=5 |páginas=78–88 |url=http://www.fis.cinvestav.mx/~lmontano/sciam/NMR-scam0582-78-91.pdf |doi=10.1038/scientificamerican0582-78 |acessodata=2016-09-13 |arquivourl=https://web.archive.org/web/20160310035223/http://www.fis.cinvestav.mx/~lmontano/sciam/NMR-scam0582-78-91.pdf |arquivodata=2016-03-10 |urlmorta=yes }}
* {{citar livro|autor =Perry Sprawls |data=2000 |título=Magnetic Resonance Imaging <sub>Principles, Methods, and Techniques</sub>|url=http://www.sprawls.org/mripmt/index.html |editora=Medical Physics Publishing |isbn=9780944838976}}
* {{citar livro|autor =Simon, Merrill |autor2 =Mattson, James S |título=The pioneers of NMR and magnetic resonance in medicine: The story of MRI |editora=Bar-Ilan University Press |local=Ramat Gan, Israel |data=1996 |isbn=0-9619243-1-4}}
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* {{citar periódico|autor = Lee SC |autor2 = Kim K |autor3 = Kim J|autor4 = Lee S |autor5 = Han Yi J |autor6 = Kim SW |autor7 = Ha KS |autor8 = Cheong C |título= One micrometer resolution NMR microscopy |periódico= J. Magn. Reson. | volume = 150 |número= 2 |páginas= 207–13 |data=junho de 2001| pmid = 11384182 | doi = 10.1006/jmre.2001.2319 | bibcode = 2001JMagR.150..207L}}
* {{citar livro|autor =P Mansfield |título=NMR Imaging in Biomedicine: Supplement 2 Advances in Magnetic Resonance |editora=Elsevier |data=1982 |isbn=9780323154062}}
* {{citar livro|autor =Eiichi Fukushima |título=NMR in Biomedicine: The Physical Basis |editora=Springer Science & Business Media |data=1989 |isbn=9780883186091}}
* {{citar livro|autor =Bernhard Blümich |autor2 =Winfried Kuhn |título=Magnetic Resonance Microscopy: Methods and Applications in Materials Science, Agriculture and Biomedicine |editora=Wiley |data=1992 |isbn=9783527284030}}
* {{citar livro|autor =Peter Blümer |editor=Peter Blümler, Bernhard Blümich, Robert E. Botto, Eiichi Fukushima|título=Spatially Resolved Magnetic Resonance: Methods, Materials, Medicine, Biology, Rheology, Geology, Ecology, Hardware |editora=Wiley-VCH |data=1998 |isbn=9783527296378}}
* {{citar livro|autor =Zhi-Pei Liang |autor2 =Paul C. Lauterbur |título=Principles of Magnetic Resonance Imaging: A Signal Processing Perspective |editora=Wiley |data=1999 |isbn=9780780347236}}
* {{citar livro|autor =Franz Schmitt |autor2 =Michael K. Stehling |autor3 =Robert Turner |título=Echo-Planar Imaging: Theory, Technique and Application |editora=Springer Berlin Heidelberg |data=1998 |isbn=9783540631941}}
* {{citar livro|autor =Vadim Kuperman |título=Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Applications |editora=Academic Press |data=2000 |isbn=9780080535708}}
* {{citar livro|autor =Bernhard Blümich |título=NMR Imaging of Materials |editora=Clarendon Press |data=2000 |isbn=9780198506836}}
* {{citar livro|autor =Jianming Jin |título=Electromagnetic Analysis and Design in Magnetic Resonance Imaging |editora=CRC Press |data=1998 |isbn=9780849396939}}
* {{citar livro|autor =Imad Akil Farhat |autor2 =P. S. Belton |autor3 =Graham Alan Webb |autor4 =Royal Society of Chemistry (Great Britain) |título=Magnetic Resonance in Food Science: From Molecules to Man |editora=Royal Society of Chemistry |data=2007 |isbn=9780854043408}}

== Ligações externas ==
{{Commons|Magnetic resonance imaging}}
* {{Link||2=http://www.if.ufrgs.br/ast/med/imagens/node66.htm |3=Imageamento Fourier em Ressonância Nuclear Magnética}}
* {{Link||2=https://web.archive.org/web/20070413032705/http://www.emrf.org/FAQs%20MRI%20History.html |3=A SHORT HISTORY OF MAGNETIC RESONANCE IMAGING FROM A EUROPEAN POINT OF VIEW}}
* [https://www.spectroscopyeurope.com/article/short-history-magnetic-resonance-imaging A short history of magnetic resonance imaging]
* {{Link||2=https://bigs.de/relaxieren/index.html |3=RNM, Relaxamento e precessão; curvas T₁ e T₂, em inglês, indiano, árabe, hebraico, alemão, coreano e espanhol |4=animations}}
* [http://magnetic-resonance.org/ch/20-03.html Early Applications in Medicine and Biology]
* [https://www.magnetic-resonance.org/sources/Magnetic%20Resonance%2012th%20edition%202019%20Offprint%20History.pdf The History of Magnetic Resonance Imaging]
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