ПАРАЛЛЕЛЬНАЯ МР-ТОМОГРАФИЯ С КАРТИРОВАНИЕМ ЧУВСТВИТЕЛЬНОСТИ С ПОМОЩЬЮ РЧ-КАТУШКИ

ОБЛАСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Изобретение относится к области магниторезонансной (МР) томографии. Оно относится к способу МР-томографии по меньшей мере части тела. Изобретение также относится к МР-устройству и к компьютерной программе, запускаемой на МР-устройстве.

ПРЕДПОСЫЛКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

МР-способы формирования изображений, в которых использовано взаимодействие между магнитными полями и ядерными спинами для образования двумерных или трехмерных изображений, широко используются в настоящее время, особенно в области медицинской диагностики, поскольку для визуализации мягких тканей они превосходят другие способы формирования изображений во многих отношениях, не требуя ионизирующего излучения, и обычно не являются инвазивными.

Согласно способу МР, как правило, тело обследуемого пациента располагают в сильном равномерном магнитном поле (поле B₀), направление которого одновременно задает ось (обычно z-ось) системы координат, на основе которой проводят измерения. Магнитное поле порождает различные энергетические уровни для отдельных ядерных спинов, в зависимости от напряженности магнитного поля. Эти энергетические уровни могут быть возбуждены (спиновый резонанс) путем приложения переменного электромагнитного поля (РЧ-поля, также называемого B₁-полем) заданной частоты (так называемой ларморовской частоты, или МР-частоты). С макроскопической точки зрения, распределение отдельных ядерных спинов вызывает общую намагниченность, которую можно сместить от состояния равновесия путем приложения электромагнитного импульса подходящей частоты (РЧ-импульса), когда магнитное поле простирается перпендикулярно к оси z, так что вектор намагниченности выполняет прецессионное движение вокруг оси z. Прецессионное движение описывает коническую поверхность, у которой угол апертуры называется углом наклона вектора. Величина угла наклона вектора зависит от напряженности и продолжительности приложенного электромагнитного импульса. В случае так называемого импульса 90°, спины отклоняются от оси z к поперечной плоскости (угол наклона вектора 90°).

После завершения РЧ-импульса, намагниченность возвращается назад в исходное состояние равновесия, в котором намагниченность в направлении z снова возрастает с первой константой времени T₁ (времени спин-решеточной или продольной релаксации), а намагниченность в направлении, перпендикулярном к направлению z, ослабевает со второй константой времени T₂ (времени спин-спиновой или поперечной релаксации). Изменение намагниченности может быть выявлено посредством одной или более приемных РЧ-катушек, которые расположены и ориентированы в исследуемом объеме МР-устройства так, чтобы изменение намагниченности измерялось в направлении, перпендикулярном к оси z. Затухание поперечной намагниченности сопровождается после применения, например, импульса 90°, переходом ядерных спинов (индуцированных локальными неоднородностями магнитного поля) из заданного состояния с одной и той же фазой в состояние, при котором все фазовые углы распределены равномерно (дефазирование). Дефазирование может быть скомпенсировано путем перефокусирующего импульса (например, импульса 180°). Это приводит к генерированию эхо-сигнала (спинового эха) в принимающих катушках.

Для реализации пространственного разрешения в теле линейные градиенты магнитного поля, простирающиеся вдоль трех основных осей, подавляют при однородном магнитном поле, что приводит к линейной пространственной зависимости от частоты спинового резонанса. Сигнал, захваченный в принимающие катушки, таким образом, содержит компоненты различных частот, которые могут быть связаны с различными местоположениями в теле. Данные МР-сигнала, полученные через РЧ-катушки, соответствуют области пространственной частоты и называются данными k-пространства. Данные k-пространства обычно включают в себя несколько линий, полученных с различным фазовым кодированием. Каждую линию оцифровывают путем отбора нескольких образцов. Набор данных k-пространства преобразуют в МР-изображение посредством преобразование Фурье.

Известные технологии параллельного сбора данных широко используются в МР-томографии для ускорения сбора данных МР-сигнала. Способ в данной категории представляет собой SENSE (Sensitivity Encoding, кодирование чувствительности). В SENSE и других технологиях параллельного сбора данных используют сбор данных k-пространства с грубым шагом дискретизации, собранных параллельно от множества РЧ-приемных антенн, причем РЧ-приемные антенны обладают различными профилями пространственной чувствительности. В этих способах данные сигнала (комплексного), полученные от множества РЧ-приемных антенн, комбинируют с комплексными весовыми коэффициентами так, чтобы подавить артефакты грубого шага дискретизации (искажения контуров) в конечных реконструированных МР-изображениях. Этот тип сложного комбинирования сигналов матричных РЧ-катушек иногда называется пространственной фильтрацией, и включает в себя комбинирование в области k-пространства или в области изображения (в SENSE), а также способы, которые являются смешанными.

В томографии SENSE, профили чувствительности катушки обычно оценивают, исходя из контрольных данных низкого разрешения, полученных из опорного сканирования SENS. Эту информацию о чувствительности катушки затем используют во время реконструкции изображения для «развертывания» искаженных пикселей в пространстве изображения с использованием алгоритма непосредственного обращения.

Как правило, МР-устройство, используемое для данной задачи диагностической томографии, автоматически выявляет, когда необходимо опорное сканирование SENSE, в зависимости от типа и параметров выбранной визуализирующей последовательности. Опорное сканирование SENSE автоматически вводят в перечень выполняемых последовательностей, обычно непосредственно перед выполнением диагностической визуализирующей последовательности.

Опорное сканирование SENSE обычно включает в себя два сканирования, поскольку данные МР-сигнала должны бы приняты (i) через упомянутое множество РЧ-приемных антенн, у которых необходимо определить профили пространственной чувствительности, и (ii) через РЧ-катушку для всего тела, обладающую практически однородным профилем пространственной чувствительности в качестве опорного. Эти два сканирования необходимо выполнять по отдельности по причине отсоединения матрицы РЧ-приемных антенн от РЧ-катушки для всего тела.

Более того, точное измерение пространственного распределения передаваемого РЧ-поля часто бывает важно для многих применений МР-томографии (в частности, при высокой напряженности основного магнитного поля, составляющей 3 Тесла или более), для поддержания подходящей предстоящей (если она применима) и ретроспективной коррекции/компенсации. Для этого требуется надежная и быстрая технология B₁-картирования. Однако, большинство технологий B₁- картирования достаточно медленные, что затрудняет их интеграцию в последовательность клинических операций. В международной заявке WO2013/05006 упомянуто формирование карты B₁, указывающей пространственное распределение РЧ-поля РЧ-импульсов в части тела (10), исходя из полученных FID-сигналов и сигналов стимулированного эхо.

Иногда перед фактическим диагностическим сканированием также необходимо определять распределение основного магнитного поля B₀ при подготовительном сканировании. Это позволяет осуществлять шиммирование магнитного поля B₀ и/или компенсацию неоднородностей B₀ во время МР-реконструкции изображения.

Все эти различные подготовительные развертки значительно повышают общее время считывания.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Из вышесказанного можно легко понять, что существует необходимость в усовершенствованной технологии МР-томографии, которая позволяет осуществлять быстрое и надежное определение профилей чувствительности используемых РЧ-приемных антенн, а также B₁- и/или B₀-картирование.

В соответствии с изобретением раскрыт способ МР-томографии объекта, помещенного в исследуемый объем МР-устройства. Способ содержит этапы:

- подвергания объекта воздействию визуализирующей последовательности РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля, причем визуализирующая последовательность представляет собой последовательность стимулированных эхо-сигналов, включающую в себя:

i) по меньшей мере два подготовительных РЧ-импульса, излучаемых к объекту во время подготовительного периода намагничивания, и

ii) один или более считывающих РЧ-импульсов, излучаемых к объекту во время периода сбора данных, следующего по времени за подготовительным периодом намагничивания;

- получения двух или более стимулированных эхо-сигналов после каждого считывающего РЧ-импульса во время периода приема, а именно, прямого стимулированного эхо-сигнала и сопряженного стимулированного эхо-сигнала, причем по меньшей мере один из стимулированных эхо-сигналов принимают параллельно через матрицу из двух или более РЧ-приемных антенн, обладающих различными профилями пространственной чувствительности, и при этом по меньшей мере другой из упомянутых стимулированных эхо-сигналов принимают через РЧ-катушку для всего тела, обладающую практически однородным профилем пространственной чувствительности; и

- выведения карт чувствительности, указывающих профили пространственной чувствительности отдельных РЧ-приемных антенн матрицы, путем сравнения стимулированных эхо-сигналов, принимаемых через матрицу РЧ-приемных антенн, с стимулированными эхо-сигналами, принимаемыми через РЧ-катушку для всего тела.

Как правило, последовательность стимулированных эхо-сигналов содержит три (например, 60° или 90°) РЧ-импульса, причем первые два РЧ-импульса представляют собой импульсы подготовительного намагничивания. Первый подготовительный РЧ-импульс возбуждает магнитный резонанс и преобразует продольную ядерную намагниченность в поперечную ядерную намагниченность. Второй подготовительный РЧ-импульс «сохраняет» долю дефазированной поперечной ядерной намагниченности вдоль продольной оси. В случае 90° РЧ-импульсов эта доля составляет почти половину от дефазированной поперечной намагниченности. Третий РЧ-импульс прикладывается во время периода сбора данных, который является следующим по времени за подготовительным периодом. Третий РЧ-импульс («считывающий РЧ-импульс») преобразует сохраненную продольную ядерную намагниченность снова в поперечную ядерную намагниченность с генерированием, таким образом, так называемого стимулированного эхо. МР-томография на основе стимулированного эхо может быть ускорена за счет замены третьего РЧ-импульса серией РЧ- считывающих импульсов с низким углом наклона вектора, причем каждый считывающий РЧ-импульса перефокусирует лишь небольшую часть продольной ядерной намагниченности, сохраненной после подготовительного периода.

Способ по изобретению перенимает недавно введенный способ B₁- картирования DREAM («Magnetic resonance in Medicine, 68, 1517-1526, 2012»; «Magnetic resonance in Medicine, 71, 246-256, 2014»), который делает возможным сбор данных B₁-карты за короткий период времени. Способ DREAM включает в себя стадию типа стимулированного эхо, при которой локально эффективные углы наклона векторов РЧ-импульсов стадии кодируют, с получением продольной намагниченности. Эту информацию об угле наклона вектора получают на последующей стадии сбора данных, при которой сигнал свободной индукции (FID-сигнал) и стимулированный эхо-сигнал получают в квазиодновременном режиме, при единичной доле градиента считывания. Карту B₁, указывающую пространственное распределение локального угла наклона вектора (т.е., локальной амплитуды РЧ-импульсов подготовительной стадии) затем выводят из амплитуд FID-сигналов и стимулированных эхо-сигналов, полученных при одиночной серии получения данных.

Согласно изобретению два стимулированных эхо-сигнала, а именно, прямой стимулированных эхо-сигнал и виртуальный «сопряженный» стимулированный эхо-сигнал (который представляет собой комплексный сопряженный эквивалент стимулированного эхо) получают после каждого считывающего РЧ-импульса во время периода сбора данных. Является предпочтительным, чтобы прямой стимулированный эхо-сигнал и сопряженный стимулированный эхо-сигнал были получены в виде градиент-восстановленных эхо-сигналов. Это позволяет получать стимулированные эхо-сигналы, из которых выводят карты пространственной чувствительности, в квазиодновременном режиме, со снижением, таким образом, нежелательного свертывания фазы и T₂-эффектов.

В соответствии с изобретением, как и в известном способе DREAM, во время периода сбора данных последовательности стимулированных эхо-сигналов применяют один или более считывающих РЧ-импульсов, причем два или более стимулированных эхо-сигналов получают в квазиодновременном режиме после каждого считывающего РЧ-импульса. Два (прямой и сопряженный) стимулированных эхо-сигнала последовательности DREAM являются почти идентичными, поскольку они развиваются из одной и той же продольной намагниченности, закодированной по стимулированному эхо-сигналу. Эффекты химического сдвига могут быть нейтрализованы за счет надлежащей синхронизации последовательности. Поэтому, опорные данные SENSE могут быть получены в виде одиночной развертки при сборе данных МР-сигнала, как через матрицу РЧ-приемных антенн, так и через РЧ-катушку для всего тела, исходя из стимулированных эхо-сигналов. Два или более стимулированных эхо-сигнала разделены коротким временным интервалом, приблизительно 1-2 мс, который является достаточно длительным для переключения приема сигнала между РЧ-катушкой для всего тела и матрицей РЧ-приемных антенн.

Одно МР-изображение может быть реконструировано для данной RF-приемной антенны, исходя из стимулированных эхо-сигналов, принимаемых через эту РЧ-приемную антенну. Другое МР-изображение может быть реконструировано, исходя из стимулированных эхо-сигналов, полученных через РЧ-катушку для всего тела. После МР-реконструкции изображения карта пространственной чувствительности соответствующей РЧ-приемной антенны может быть выведена из отношений повоксельных интенсивностей двух МР-изображений. Это может быть выполнено для каждой отдельной РЧ-приемной антенны матрицы.

Способ по изобретению, таким образом, позволяет осуществлять быстрое картирование чувствительности для параллельной томографии путем применения одиночной подготовительной последовательности DREAM-типа.

В предпочтительном варианте осуществления изобретения также во время периода сбора данных принимают один или более FID-сигналов. Как и в обычном способе DREAM, карта B₁ затем может быть выведена из отношений повоксельных интенсивностей FID-сигналов и стимулированных эхо-сигналов. FID-сигналы и стимулированных эхо-сигналы принимают в квазиодновременном режиме. МР-изображение может быть реконструировано из FID-сигналов, а другое МР-изображение может быть реконструировано из стимулированных эхо-сигналов. После МР-реконструкции изображения карта B₁ может быть выведена из отношения повоксельных интенсивности этих двух МР-изображений, реконструированных, соответственно, из FID-сигналов и стимулированных эхо-сигналов.

Таким образом, способ по изобретению позволяет получать не только карты пространственной чувствительности РЧ-приемных антенн, но также и карты B₁ в одиночном предварительном сканировании.

Для генерирования полных карт пространственной чувствительности и/или полной карты B₁ необходимо принять множество FID-сигналов и стимулированных эхо-сигналов с подходящим фазовым кодированием. Для этой цели в сочетании с изобретением могут быть успешно применены эффективные схемы выборочного контроля, такие как, например, EPI.

В соответствии с предпочтительным вариантом осуществления изобретения FID-сигналы и стимулированные эхо-сигналы получают после каждого считывающего РЧ-импульса в виде градиент-восстановленных эхо-сигналов. Как было упомянуто выше, синхронизация последовательности (время появления эхо-сигналов) может быть отрегулирована так, чтобы эффекты, вызванные восприимчивостью и химическим сдвигом, были практически равны для двух - прямого и сопряженного стимулированного эхо-сигналов и/или FID-сигналов. Иными словами, это означает, что параметры визуализирующей последовательности (время появления эхо-сигналов, величина градиента) согласно изобретению выбраны так, чтобы вклады от спинов воды и от спинов жира в стимулированные эхо-сигналы, из которых выводят профили пространственной чувствительности, и/или в FID-сигнал, были практически идентичными. Например, вклады сигналов от спинов воды и вклады сигналов от спинов жира могут быть практически синфазными во всех стимулированных эхо-сигналах. Это придает технологии надежность против эффектов химического сдвига.

Согласно другому предпочтительному варианту осуществления изобретения карту B₀, указывающую на пространственное распределение основного магнитного поля в исследуемом объеме, выводят из полученных FID-сигналов и стимулированных эхо-сигналов. Не только карта B₁, но также и карта B₀ может быть выведена из повоксельных комплексных сигналов FID и стимулированных эхо-сигналов, путем использования подходящих параметров визуализирующей последовательности. Таким образом, карты пространственной чувствительности РЧ-приемных антенн, карта B₁ и карта B₀ могут быть получены одновременно в одиночном предварительном сканировании, без дополнительных этапов измерения.

Способ по изобретению является возможным кандидатом для общего подготовительного сканирования в МР-томографии, поскольку он может быть использован для получения информации о чувствительности для параллельной томографии, а также карт B₁/B₀. Технология картирования чувствительных зон на основе стимулированных эхо-сигналов согласно изобретению позволяет получать карты чувствительности в виде одиночного снимка стимулированных эхо-сигналов длительностью примерно 100 мс, что делает этот способ в принципе пригодным для применения в режиме реального времени.

Способ по изобретению, описанный до сих пор, может быть осуществлен посредством МР-устройства, включающего в себя по меньшей мере одну основную магнитную катушку для генерирования однородного постоянного магнитного поля в исследуемом объеме, множество градиентных катушек для генерирования переключаемых градиентов магнитного поля в различных пространственных направлениях в исследуемом объеме, по меньшей мере одну РЧ-катушку для генерирования РЧ-импульсов в исследуемом объеме для приема МР-сигналов от тела пациента, расположенного в исследуемом объеме, блок управления для управления временной последовательностью РЧ-импульсов и переключаемых градиентов магнитного поля и блок реконструкции для реконструирования МР-изображений из принятых МР-сигналов. Является предпочтительным, чтобы способ по изобретению был осуществлен путем соответствующего программирования блока реконструкции и/или блока управления МР-устройства.

Способы согласно изобретению в настоящее время могут быть успешно осуществлены в большинстве МР-устройств при клиническом применении. Для этой цели необходимо лишь использовать компьютерную программу, с помощью которой МР-устройством можно управлять так, чтобы оно выполняло разъясненные выше этапы способа согласно изобретению. Компьютерная программа может присутствовать либо в носителе данных, либо в сети данных, с тем, чтобы ее можно было загрузить для инсталляции в блоке управления МР-устройства.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Прилагаемые чертежи раскрывают предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения. Однако следует понимать, что чертежи разработаны лишь в целях иллюстрации, а не в качестве определения пределов изобретения. На чертежах:

Фигура 1 схематически показывает МР-устройство для осуществления способов согласно изобретению;

Фигура 2 показывает принципиальную схему, иллюстрирующую визуализирующую последовательность согласно изобретению.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ

Что касается Фигуры 1, на ней показано МР-устройство 1. Устройство содержит сверхпроводящие или резистивные основные магнитные катушки 2, установленные так, чтобы вдоль оси z, проходящей через исследуемый объем, создавалось практически однородное, постоянное во времени основное магнитное поле B₀. Устройство дополнительно содержит набор шиммирующих катушек 2' (1^го, 2^го, а где применимо, и 3^го порядка), в которых прохождением тока через отдельные шиммирующие катушки набора 2' можно управлять в целях минимизации отклонений B₀ в исследуемом объеме.

Система для создания магнитного резонанса и управления им прикладывает серии РЧ-импульсов и переключаемые градиенты магнитного поля для инвертирования или возбуждения ядерно-магнитных спинов, индуцирования магнитного резонанса, перефокусирования магнитного резонанса, управления магнитным резонансом, пространственного и иного кодирования магнитного резонанса, насыщения спинов, и т.д., для выполнения МР-томографии.

Точнее говоря, усилитель 3 градиентных импульсов прикладывает импульсы тока к выбранным из градиентным катушкам 4, 5 и 6 для всего тела вдоль оси x, y и z исследуемого объема. Цифровой передатчик 7 РЧ-частот передает РЧ-импульсы или пакеты импульсов через переключатель 8 приема-передачи на РЧ-катушку 9 для всего тела для передачи РЧ-импульсов в исследуемый объем. Обычная МР визуализирующая последовательность состоит из пакета сегментов РЧ-импульсов малой продолжительности, которые взятые вместе друг с другом и с любыми приложенными градиентами магнитного поля приводят к достижению выбранного режима обработки ядерного магнитного резонанса. РЧ-импульсы используют для насыщения, возбуждения резонанса, инвертирования намагниченности, перефокусировки резонанса или управления резонансом и выбора участка тела 10, расположенного в исследуемом объеме. МР-сигналы также отбираются РЧ-катушкой 9 для всего тела, которая обладает практически однородной пространственной чувствительностью.

Для генерирования МР-изображений ограниченных областей тела 10 посредством параллельной томографии, набор локальных матричных РЧ-катушек 11, 12, 13, обладающих различными профилями пространственной чувствительности, помещают рядом с областью, выбранной для томографии. Матричные катушки 11, 12, 13 могут использоваться для приема МР-сигналов, индуцированных РЧ-передачами тело-катушка. При применениях с параллельной передачей для РЧ-передачи, например, в целях РЧ-шиммирования, также могут быть использованы матричные РЧ-катушки 11, 12, 13.

Результирующие МР-сигналы снимаются РЧ-катушкой 9 для всего тела и/или матричными РЧ-катушками 11, 12, 13 и демодулируются приемником 14, предпочтительно включающим в себя предварительный усилитель (не показан). Приемник 14 подключен к РЧ-катушкам 9, 11, 12 и 13 через переключатель 8 приема-передачи.

Главный компьютер 15 управляет прохождением тока через шиммирующие катушки 2', а также усилитель 3 градиентных импульсов и передатчик 7 для генерирования любой из множества МР визуализирующих последовательностей, таких как эхо-планарная томография (EPI), объемная эхо-визуализация, визуализации с использованием градиентного и спинового эха, визуализации с использованием быстрого спин-эха и т.п. Для выбранной последовательности приемник 14 принимает одну или множество линий МР-данных в быстрой последовательности вслед за каждым РЧ-импульсом возбуждения. Система 16 сбора данных выполняет аналого-цифровое преобразование принятых сигналов и преобразует каждую линию МР-данных в цифровой формат, пригодный для дальнейшей обработки. В современных МР-устройствах система 16 сбора данных представляет собой отдельный компьютер, который специализируется на сборе исходных данных изображения.

Наконец, цифровые данные исходного изображения реконструируют в представление изображения с помощью процессора 17 реконструкции, который применяет распределение Фурье или другие подходящие алгоритмы реконструкции, такие как SENSE или SMASH. МР-изображение может представлять собой плоскостной срез, проведенный через пациента, систему параллельных плоскостных срезов, трехмерный объем и т.п. Изображение затем сохраняют в памяти для хранения изображений, где оно может быть доступно для преобразования разрезов, проекций или других частей представления изображения в подходящий формат для визуализации, например, через видеомонитор 18, который подает на считываемый человеком дисплей результирующее МР-изображение.

Фигура 2 показывает диаграмму, иллюстрирующую визуализирующую последовательность согласно изобретению.

Отображенная визуализирующая последовательность представляет собой последовательность стимулированных эхо-сигналов, которые подразделяются на подготовительный период 21 намагничивания и период 22 сбора данных. Во время подготовительного периода 21 намагничивания применяют два подготовительных РЧ-импульса, имеющих угол наклона вектора α. Два подготовительных РЧ-импульса разделены интервалом времени T_S. Между двумя подготовительными РЧ-импульсами применяют дефазирующий градиент магнитного поля G_m2. Последовательность считывающих РЧ-импульсов, имеющих угол наклона вектора β, генерируют во время периода 22 сбора данных, который является следующим по времени за подготовительным периодом 21. Каждый считывающий РЧ-импульс β порождает FID-сигнал, стимулированный эхо-сигнал STE и сопряженный стимулированный эхо-сигнал STE*, которые принимают в виде отдельных градиент-восстановительных эхо-сигналов в квазиодновременном режиме при одиночной градиентной доле считывания. Порядок приема сигналов определяется полярностью дефазирующего градиента G_m2. Синхронизацией трех градиентных эхо-сигналов управляют с помощью переключаемых градиентов G_m1, G_m (проиллюстрированных на нижней части графика как Φ_Gr).

Непосредственно после подготовительного периода 21 стимулированных эхо-сигналов продольная ядерная намагниченность задается уравнениями:

где M_z,FID означает неподготовленную (т.е., совпадающую по фазе) продольную намагниченность, а M_z,STE и M_z,STE* означают две зеркальных составляющих стимулированных эхо-сигнала в подготовленную (т.е. дефазированную) продольную намагниченность. Компоненты поперечной намагниченности (т.е., FID из первого РЧ-импульса α, FID и спиновое эхо из второго РЧ-импульса α) отбраковываются сильным градиентным импульсом и в дальнейшем не рассматриваются.

Согласно изобретению стимулированные эхо-сигналы STE принимают параллельно через матричные РЧ-катушки 11, 12, 13, обладающие различными профилями пространственной чувствительности. Сопряженный стимулированный эхо-сигнал STE* принимают через РЧ-катушку 9 для всего тела, которая обладает практически однородной пространственной чувствительностью. Два стимулированных эхо-сигнала STE, STE* отделены интервалом времени, составляющим приблизительно 1-2 мс, достаточно длительными для переключения приема сигнала между матричными РЧ-катушками 11, 12, 13 и РЧ-катушкой 9 для всего тела посредством переключателя 8 приема-передачи. FID-сигнал может быть принят, например, также параллельно через матричные РЧ-катушки 11, 12, 13.

Таким образом, считывающий РЧ-импульс β визуализирующей последовательности генерирует три взаимно перпендикулярных составляющих сигнала:

Здесь каждый из S_A и S_BC представляет константу комплексной системы, которая содержит приемную чувствительность катушки для соответствующей матричной РЧ-катушки (S_A) и для РЧ-катушки для всего тела (S_BC) для данного воксела, а β представляет собой номинальный угол наклона вектора считывающего РЧ-импульса. Кроме того, как было упомянуто выше, T_S представляет собой интервал времени, разделяющий два РЧ-импульса на подготовительной стадии, а C описывает дефазирование статического сигнала для данного воксела из-за магнитной восприимчивости и эффектов химического сдвига:

.

Причем ρ(r) и ω(r) означают плотность протонов и нерезонансный сдвиг частоты, а интеграл описывает суммирование по данному вокселу. Тогда как STE-сигнал I_STE перефокусируют в виде стимулированного эхо-сигнала, STE*-сигнал I_STE* подвергается дополнительному дефазированию, и, следовательно, поэтому в стандартном эксперименте со стимулированным эхо-сигналом его обычно не учитывают. Однако, в визуализирующей последовательности, показанной на Фигуре 2, использованы адаптированные переключаемые градиенты магнитного поля для приема всех трех составляющими сигнала в виде отдельных повторно вызываемых градиентных эхо-сигналов при заранее выбранных временах появления эхо-сигналов. Соотношения для областей градиента у измерения градиента G_m, дефазирующего градиента G_m1 и дефазирующего градиента стимулированного эхо-сигнала G_m2 составляют:

.

Первое уравнение обеспечивает, что градиентный эхо-сигнал FID будет перефокусироваться в центре второго градиента G_m считывания. Второе уравнение обеспечивает, что прямой стимулированный эхо-сигнал STE и сопряженный стимулированный эхо-сигнал STE* будут перефокусироваться, соответственно, в центре первого и третьего градиента G_m считывания. Порядок приема (STE-FID-STE* или STE*-FID-STE) определяется полярностью дефазирующего градиента стимулированного эхо-сигнала G_m2 относительно градиента G_m считывания.

В пределах общей последовательности временные ограничения, возникающие, например, из полосы сбора данных или РЧ или по величины градиента, времена градиентных эхо-сигналов (т.е., время верхнего предела градиентного эхо) могут быть выбраны независимо друг от друга для получения требуемого спектрального кодирования для различных эхо-сигналов. Например, может быть применена схема эквидистантного регулирования по времени для трех градиентных эхо-сигналов путем конкатенирования трех градиентов G_m считывания с единичной, постоянной градиентной долей. Если, дополнительно, интервал времени между STE/STE*- и FID-сигналами, ΔT, выбран равным T_S, то сигналы STE и STE* будут иметь одинаковый период спектрального кодирования, а именно, TE_FID, и будут различаться только по периоду развертывания T₂, который составляет TE_FID+2T_S для стимулированного эхо-сигнала STE и TE_FID для сопряженного эхо-сигнала STE*. Следовательно, МР-изображения, реконструированные из сигналов STE и STE*, идентичны и отличаются лишь на период релаксации T₂ и их соответствующие константы S_A и S_BC системы. Как было упомянуто выше, регулирование по времени может быть выбрано так, чтобы два стимулированных эхо-сигнала STE, STE* были разделены интервалом времени лишь 1-2 мс, вследствие чего периодом релаксации T₂ можно пренебречь. Карты пространственной чувствительности матричных РЧ-катушек 11, 12, 13 могут быть, таким образом, выведены непосредственно из повоксельного отношения стимулированных эхо-сигналов STE и STE* (I_STE/I_STE*, см. выше), которое может быть рассчитано для каждой отдельной принимающей РЧ-катушки 11, 12, 13 матрицы.

В дополнение, как и в известном способе DREAM (см. выше), угол наклона вектора α подготовительных РЧ-импульсов стимулированных эхо-сигналов (и таким образом, карта B₁) может быть выведен из отношения полученного стимулированного эхо-сигнала и FID-сигнала согласно:

Если T_S задан как T_S =ΔT+TE_FID, то фазовая карта B₀ может быть выведена из фазы двух сигналов:

Это применимо при условии, что FID принимают во время появления синфазного эхо-сигнала жир/вода (например, 2,3 мс при 3 Тесла). В этом случае, FID и стимулированные эхо-сигналы принимают в различные периоды спектрального кодирования эхо-сигналов вода/жир (например, 4,6 мс для STE*, 2,3 мс для FID и 0 мс для STE при 3 Тесла). Таким образом, сигналы STE и STE* также могут различаться на T₂* релаксации, но эффекты T₂* и T₂ по меньшей мере частично уравновешиваются, поскольку STE стимулированные эхо-сигналы имеют более высокий T₂- и более низкий T₂*-весовой коэффициент, чем стимулированных эхо-сигнал STE*.