BR112017012452B1 - Método de imageamento por ressonância magnética e dispositivo de ressonância magnética - Google Patents

Abstract

MÉTODO DE IMAGEAMENTO POR RM, DISPOSITIVO DE RM, E,PROGRAMA DE COMPUTADOR. A invenção se refere a um método de imageamento por RM de um objeto (10) colocado no volume de exame de um dispositivo de RM (1). Um objetivo da invenção é fornecer uma técnica de imageamento por RM baseada em eco de spin. O método da invenção compreende as etapas de:- submeter o objeto (10) a uma sequência de imageamento de pulsos de RF e de gradientes de campo magnético comutados (GS, GP, GM), cuja sequência de imageamento é uma sequência em estado estacionário que compreende uma pluralidade de blocos de captura aplicados repetidamente (21), em que cada bloco de captura (21) compreende duas unidades (22, 23) em sucessão imediata, ou seja: i) uma primeira unidade (22) começando com um pulso de RF de excitação irradiado em direção ao objeto (10), com a duração da primeira unidade sendo um múltiplo de número inteiro de um determinado intervalo de tempo T, e ii) uma segunda unidade (23) começando com um pulso de RF de refocalização irradiado em direção ao objeto (10) e que compreende um gradiente do campo magnético de leitura (GM) e um gradiente do campo magnético de codificação de fase (GP), com a duração da segunda unidade (23) sendo (...).

Description

Campo da invenção

[001] A invenção se refere ao campo de imageamento por ressonância magnética (RM). Refere-se a um método de imageamento por RM de um objeto. A invenção se refere também a um dispositivo de RM e a um programa de computador para ser executado em um dispositivo de RM.

Antecedentes da invenção

[002] Métodos de RM para o imageamento que utilizam a interação entre campos magnéticos e spins nucleares para formar imagens bidimensionais ou tridimensionais são amplamente usados atualmente, notadamente no campo de diagnóstico médico, porque, para o imageamento de tecido mole, tais métodos são superiores a outros métodos de imageamento em muitos aspectos, não exigem radiação ionizante e normalmente não são invasivos.

[003] De acordo com o método de RM, o corpo do paciente a ser examinado é, em geral, disposto em um campo magnético intenso e uniforme (campo B0) cuja direção define um eixo (normalmente o eixo z) do sistema de coordenadas no qual a medição se baseia. O campo magnético produz níveis de energia diferentes para os spins nucleares individuais dependendo da intensidade do campo magnético. As transições entre esses níveis de energia podem ser excitadas (ressonância de rotação (spin)) pela aplicação de um campo eletromagnético alternado (campo de RF, também chamado de campo B1) de frequência definida (a assim chamada frequência Larmor ou frequência de RM). De um ponto de vista macroscópico, a distribuição dos spins nucleares individuais produz uma magnetização geral que pode ser defletida para fora do estado de equilíbrio pela aplicação de um pulso eletromagnético de frequência adequada (pulso de RF) enquanto o campo magnético se estende perpendicularmente ao eixo z, de modo que tal magnetização cause um movimento de precessão em torno do eixo z. O movimento precessional descreve uma superfície de um cone cujo ângulo de abertura é chamado de ângulo de giro. A magnitude do ângulo de giro depende da intensidade e da duração do pulso eletromagnético aplicado. No caso de um assim chamado pulso de 90°, por exemplo, as rotações são defletidas do eixo z para o plano transversal (ângulo de giro de 90°).

[004] Após a interrupção do pulso de RF, a magnetização relaxa de volta para o estado original de equilíbrio, no qual a magnetização na direção z é novamente acumulada com uma primeira constante de tempo T1 (“spin lattice” (rotação-quadratura), ou tempo de relaxamento longitudinal), e a magnetização na direção perpendicular à direção z relaxa com uma segunda constante de tempo T2 (“spin-spin” (rotação-rotação), ou tempo de relaxamento transversal). A variação da magnetização pode ser detectada por meio de uma ou mais bobinas de RF receptoras, que são dispostas e orientadas em um volume de exame do dispositivo de RM de modo que a variação da magnetização seja medida na direção perpendicular ao eixo z. O decaimento da magnetização transversal é acompanhado, após a aplicação de, por exemplo, um pulso a 90°, por uma transição dos spins nucleares (induzidos por inomogeneidades do campo magnético local) de um estado ordenado com a mesma fase para um estado no qual todos os ângulos de fase estão uniformemente distribuídos (defasagem). A defasagem pode ser compensada por meio de um pulso de refocalização (por exemplo, um pulso a 180°). Isso produz um sinal de eco (spin-eco) nas bobinas receptoras.

[005] Para construir a resolução espacial no corpo do paciente, gradientes de campo magnético linear estendendo-se ao longo de três eixos principais são sobrepostos no campo magnético uniforme, levando a uma dependência espacial linear da frequência de ressonância de rotação. O sinal captado nas bobinas receptoras contém, então, componentes de diferentes frequências, os quais podem ser associados a diferentes locais no corpo. Os dados de sinal de RM obtidos por meio das bobinas de RF correspondem ao domínio da frequência espacial e são chamados dados de espaço k. Os dados de espaço k geralmente incluem múltiplas linhas capturadas com diferentes codificações de fase. Cada linha é digitalizada por meio da coleta de várias amostras. Um conjunto de dados de espaço k é convertido em uma imagem de RM por meio da transformada de Fourier.

[006] O imageamento por RM, em situações nas quais uma significativa falta de homogeneidade do campo magnético principal está presente (por exemplo, em ambientes de tecido não homogêneo ou próximo a interfaces ar-tecido), é realizado, de preferência, por sequências de imageamento do tipo eco de spin. Comparadas às sequências gradiente eco, elas são menos sensíveis à perda de sinais decorrente da falta de homogeneidade do campo magnético. Por outro lado, considerações práticas como tempos de varredura menores e razões de sinal-ruído maiores (SNRs), tornam o uso de sequências de gradiente rápido (também chamadas de GRE ultrarrápida (fast field echo) ou sequências FFE), muito atraente. Estas sequências repetem um bloco de aquisição básico (cuja duração determina o tempo de repetição TR da sequência) muito rapidamente enquanto a fase de codificação varia. Adicionalmente, com recentes melhorias no hardware para gerar os gradientes de campo magnético, as sequências FFE rápidas com tempo de repetição muito curto (TR << T2) e gradientes completamente equilibrados sobre um TR se tornaram muito populares em aplicações clínicas. Estas sequências são comumente conhecidas como sequências de precessão livre em estado estacionário (bSSFP) completamente equilibradas. No entanto, estas sequências são muito sensíveis à falta de homogeneidade do campo. As imagens resultantes mostram artefatos de banda ou perda de sinal devido à defasagem intravoxel na presença de falta de homogeneidade do campo magnético principal.

[007] As sequências de imageamento do tipo eco de spin são mais lentas que as sequências de eco de campo porque a sequência eco de spin não pode ser repetida tão rapidamente. Por outro lado, o imageamento por eco de spin ainda é necessário e amplamente usado porque ele tem a vantagem de ser resistente contra a falta de homogeneidade do campo magnético principal. A patente US 6 239 597 se refere a um método de imageamento por ressonância magnética para obter imagens ponderadas em T2 rapidamente. Para esse fim, a sequência de aquisição conhecida tem pulsos de RF sucessivos de um ângulo de giro fixo ou variável para manter uma magnetização em estado estacionário. Os períodos de aquisição de dados são dispostos tendo centros deslocados por quantidades iguais após um primeiro pulso de RF e antes de um próximo pulso de RF, respectivamente. Isso obtém o controle da razão entre a ponderação de T1/T2.

Sumário da invenção

[008] Em vista do exposto acima, entende-se prontamente que existe uma necessidade de uma técnica aprimorada de imageamento por RM baseada em eco de spin.

[009] De acordo com a invenção, é apresentado um método de imageamento por RM de um objeto colocado no volume de exame de um dispositivo de RM. O método compreende as etapas de: - submeter o objeto a uma sequência de imageamento de pulsos de RF e de gradientes de campo magnético comutados, cuja sequência de imageamento é uma sequência em estado estacionário que compreende uma pluralidade de blocos de captura aplicados repetidamente, em que cada bloco de captura compreende duas unidades em sucessão imediata, ou seja: i) uma primeira unidade começando com um pulso de RF de excitação irradiado em direção ao objeto (10), com a duração da primeira unidade sendo um múltiplo de número inteiro de um determinado intervalo de tempo T, e ii) uma segunda unidade começando com um pulso de RF de refocalização irradiado em direção ao objeto (10) e que compreende um gradiente do campo magnético de leitura e um gradiente do campo magnético de codificação de fase, com a duração da segunda unidade sendo um múltiplo de número inteiro do mesmo intervalo de tempo T, - obter uma pluralidade de sinais de eco de spin codificados na fase diferentemente em uma sequência de blocos de captura, e - reconstruir uma ou mais imagens de RM a partir dos sinais de eco de spin capturados.

[010] A sequência de imageamento da invenção consiste em duas unidades de construção, a primeira e a segunda unidade, que são aplicadas alternadamente. Uma combinação da primeira e da segunda unidades aplicada em sucessão imediata, isto é, sem atraso temporal entre as duas unidades, constitui um bloco de captura. A sequência de imageamento repete este bloco básico de captura rapidamente (por exemplo, com um tempo de repetição menor que 20 ms), enquanto a fase de codificação varia de acordo com o espaço k de amostragem necessário. Cada unidade compreende um pulso de RF que excita/refoca a magnetização da respectiva fatia (slice) (ou volume) de imageamento. As durações da primeira e segunda unidades são números inteiros múltiplos de um dado intervalo de tempo T da sequência de imagens, respectivamente. O tempo de repetição é a duração combinada de ambas as unidades.

[011] Para produzir os sinais de eco de spin, os íntegro-temporais dos gradientes de campo magnético que causam a defasagem e a refaseamento da magnetização transversal durante a primeira e a segunda unidades, respectivamente, têm que corresponder entre si de modo a obter a refocalização. Gradientes de campo magnético adicionais (“gradientes esmagadores”) podem ser aplicados para suprimir os sinais de declínio de indução livre (DIL) associados à excitação e à refocalização dos pulsos de RF. O íntegro-temporal do gradiente de campo magnético deve ser o mesmo em cada intervalo T do bloco de captura. Isso se aplica aos gradientes de campo magnético aplicados de modo independente em todas as (três) direções espaciais, exceto nos gradientes de campo magnético de fase de codificação que são tipicamente aplicados de uma forma completamente equilibrada.

[012] A sequência de imageamento proposta é uma sequência eco de spin que é inerentemente não suscetível à falta de homogeneidade do campo magnético principal. No entanto, em contraste com as sequências eco de spin convencionais, ela é uma sequência de estado estacionário de modo que pode ser usada para o imageamento rápido com uma taxa alta de repetição (de menos de 100 ms, tipicamente menos de 20 ms). Isso torna a técnica da invenção especialmente útil para o imageamento em 3D, bem como para o imageamento dinâmico.

[013] No sentido da invenção, o termo “estado estacionário” significa que um estado estacionário diferente de zero se desenvolve para ambos os componentes da magnetização nuclear (transversal e longitudinal). O tempo de repetição da sequência de imageamento é mais curto que os tempos de T1 e T2 do objeto imageado. A magnetização nunca decai completamente. Os pulsos de RF e os gradientes de campo magnético comutados da sequência de imageamento mantêm o estado estacionário da magnetização sobre um número infinito de repetições.

[014] Em uma modalidade preferencial, a excitação e a refocalização dos pulsos de RF têm, cada uma, um ângulo de giro de 20° a 90°, de preferência 50°, enquanto a diferença de fase entre o pulso de RF de excitação e o pulso de RF e refocalização é de pelo menos 30°, de preferência pelo menos 50°. Com estes parâmetros, a amplitude dos sinais de eco de spin capturados e, dessa forma, a SNR podem ser maximizadas. Uma vantagem do método da invenção sobre o imageamento por eco de spin é que a sequência de imageamento não necessita de pulsos de RF com grandes ângulos de giro (por exemplo, combinações de 90°/180° como na sequência de eco de spin turbo). Isso reduz significativamente a deposição de energia de RF no objeto examinado. Particularmente, capturar um ou mais sinais de eco de spin codificados na fase (31, 32) em uma sequência de blocos de captura (21) é feito de modo que ao menos um sinal de eco de spin é capturado em qualquer uma dentre a primeira ou a segunda unidades em um número inteiro do intervalo de tempo T após o pulso de refocalização e em um número inteiro antes do término da dita primeira ou segunda unidades ou do próximo sinal de eco de spin capturado na primeira ou na segunda unidades.

[015] Em uma modalidade preferencial da invenção, ao menos dois sinais de eco de spin são capturados durante a segunda unidade. Dois ou mais ecos de spin podem ser gerados de acordo com o método da invenção, selecionando-se a razão entre as durações da primeira e da segunda unidades adequadamente. Por exemplo, é possível gerar dois ecos de spin durante cada segunda unidade selecionando-se uma razão entre a duração da primeira e da segunda unidade de 1:3 ou 2:3. As diferentes “famílias” de sinais de eco dependerão de forma diferente das propriedades de magnetização do objeto (T1, T2). Portanto, as imagens de RM resultantes terão propriedades de contraste diferentes. Isso pode ser usado para derivar os mapas T1/T2 quantitativos.

[016] Em ainda uma outra modalidade preferencial, a primeira unidade compreende adicionalmente um gradiente do campo magnético de leitura comutado, com um sinal de gradiente eco sendo capturado durante a primeira unidade. A comutação adequada do gradiente durante a primeira unidade possibilita a captura combinada do gradiente e dos sinais de eco de spin. As imagens de RM que têm um contraste diferente podem ser reconstruídas a partir do gradiente e dos sinais de eco de spin, respectivamente.

[017] Em ainda uma outra modalidade preferencial, os ângulos de giro da excitação de RF e dos pulsos de refocalização são variados na sequência de blocos de captura. Os blocos de captura com conjuntos diferentes de ângulos de giro e/ou de fases dos pulsos de RF podem ser combinados em sequências de imageamento. As imagens de RM atribuídas a diferentes conjuntos de ângulos de giro podem, então, ser reconstruídas a partir dos sinais de eco de spin capturados. Isso pode ser usado, por exemplo, para o mapeamento de parâmetro a fim de estabelecer parâmetros de sequência otimizados para a respectiva tarefa de imageamento.

[018] O método da invenção descrito até aqui pode ser executado por meio de um dispositivo de RM que inclui ao menos uma bobina de magneto principal para gerar um campo magnético estável e uniforme dentro de um volume de exame, várias bobinas de gradiente para gerar gradientes de campo magnético comutados em diferentes direções espaciais dentro do volume de exame, ao menos uma bobina de RF para gerar pulsos de RF dentro do volume de exame e/ou para receber sinais de RM provenientes de um corpo de um paciente posicionado no volume de exame, uma unidade de controle para controlar a sucessão temporal de pulsos de RF e de gradientes de campo magnético comutados, e uma unidade de reconstrução para reconstruir imagens de RM a partir dos sinais de RM recebidos. O método da invenção é, de preferência, implementado por uma programação correspondente da unidade de reconstrução e/ou da unidade de controle do dispositivo de RM.

[019] Os métodos da invenção podem ser vantajosamente realizados na maioria dos dispositivos de RM em uso clínico atualmente. Para esta finalidade, é meramente necessário usar um programa de computador pelo qual o dispositivo de RM seja controlado para executar as etapas do método da invenção, acima explicadas. O programa de computador pode estar presente em um contentor de dados, ou pode estar presente em uma rede de dados, para ser baixado para instalação na unidade de controle do dispositivo de RM.

Breve descrição dos desenhos

[020] Os desenhos anexos revelam modalidades preferenciais da presente invenção. Deve-se compreender, entretanto, que os desenhos têm apenas o propósito de ilustração, e não são uma definição dos limites da invenção. Nos desenhos: A Figura 1 mostra esquematicamente um dispositivo de RM para executar os métodos da invenção; A Figura 2 mostra um diagrama que ilustra a sequência de imageamento de acordo com a invenção; A Figura 3 mostra esquematicamente uma modalidade da invenção em que dois ecos de spin são gerados durante um bloco de captura; A Figura 4 mostra esquematicamente uma modalidade da invenção em que três ecos de spin são gerados durante um bloco de captura; A Figura 5 mostra esquematicamente uma modalidade da invenção em que um gradiente eco e dois ecos de spin são gerados durante um bloco de captura.

Descrição detalhada das modalidades

[021] Com referência à Figura 1, é mostrado um dispositivo de RM 1. O dispositivo compreende bobinas de magneto principais supercondutoras ou resistivas 2, de modo que um campo magnético principal B0, temporalmente constante e substancialmente uniforme, seja criado ao longo de um eixo z através de um volume de exame. O dispositivo compreende, ainda, um conjunto de bobinas de compensação 2’ (de 1a, de 2a e, quando aplicável, de 3a ordem), sendo que o fluxo de corrente através das bobinas de compensação individuais do conjunto 2’ é controlável com o propósito de minimizar desvios de B0 dentro do volume de exame.

[022] Um sistema de geração e manipulação de ressonância magnética aplica uma série de pulsos de RF e gradientes de campo magnético chaveados para inverter ou excitar spins magnéticos nucleares, induzir ressonância magnética, refocalizar a ressonância magnética, manipular a ressonância magnética, codificar espacialmente e de outros modos a ressonância magnética, saturar spins, e similares, para executar imageamento por RM.

[023] Mais especificamente, um amplificador de pulso de gradiente 3 aplica pulsos de corrente a unidades selecionadas das bobinas de gradiente de corpo inteiro 4, 5 e 6 ao longo dos eixos x, y e z do volume de exame. Um transmissor de frequência de RF digital 7 transmite pulsos ou pacotes de pulsos de RF, através de uma chave transmissora/receptora 8, para que uma bobina de RF 9 de corpo transmita pulsos de RF para dentro do volume de exame. Uma típica sequência de imageamento por RM é composta de um pacote de segmentos de pulsos de RF de curta duração que, tomados em conjunto um com o outro e com quaisquer gradientes de campo magnético aplicados, obtêm uma manipulação selecionada da ressonância magnética nuclear. Os pulsos de RF são usados para saturar, excitar a ressonância, inverter a magnetização, refocalizar a ressonância ou manipular a ressonância e selecionar uma porção de um corpo 10 posicionada no volume de exame. Os sinais de RM são captados também pela bobina de RF 9 de corpo.

[024] Para geração de imagens de RM de regiões limitadas do corpo 10 por meio de imageamento paralelo, um conjunto de bobinas de RF em matriz local, 11, 12 e 13, é colocado contíguo à região selecionada para imageamento. As bobinas em matriz, 11, 12 e 13, podem ser usadas para receber sinais de RM induzidos por transmissões de RF bobina-corpo. Em aplicações de transmissão paralela, as bobinas de RF em matriz, 11, 12 e 13, também podem ser usadas para transmissão de RF, por exemplo para o propósito de compensação de RF.

[025] Os sinais de RM resultantes são captados pela bobina de RF de corpo 9 e/ou pelas bobinas de RF em matriz, 11, 12 e 13, e demodulados por um receptor 14 que inclui, de preferência, um pré-amplificador (não mostrado). O receptor 14 é conectado às bobinas de RF 9, 11, 12 e 13 por meio da chave 8 de envio/recepção.

[026] Um computador anfitrião 15 controla o fluxo de corrente através das bobinas de compensação 2’, bem como o amplificador de pulso de gradiente 3 e o transmissor 7 para gerar a sequência de imageamento da invenção. O receptor 14 recebe uma pluralidade de linhas ou uma linha única de dados de RM em sucessão rápida após cada pulso de excitação de RF. Um sistema de captura de dados 16 executa a conversão de analógico para digital dos sinais recebidos, e converte cada linha de dados de RM para um formato digital adequado para processamento adicional. Em dispositivos de RM modernos, o sistema de captura de dados 16 consiste em um computador separado que é especializado na captura de dados de imagem em bruto (não processados).

[027] Por fim, os dados de imagem em bruto digitais são reconstruídos em uma representação da imagem por um processador de reconstrução 17 que aplica uma transformada de Fourier ou outros algoritmos de reconstrução adequados, como SENSE ou SMASH. A imagem de RM pode representar uma fatia plana através do paciente, uma matriz de fatias planas paralelas, um volume tridimensional ou similares. A imagem é então armazenada em uma memória de imagem onde ela pode ser acessada para converter fatias, projeções ou outras porções da representação de imagem em formato apropriado para visualização, por exemplo, através de um monitor de vídeo 18 que fornece uma tela legível pelo homem da imagem de RM resultante.

[028] A Figura 2 mostra um diagrama que ilustra uma modalidade da sequência de imageamento de acordo com a invenção. Os gradientes de campo magnético GS (seleção de fatia), GP (codificação de fase) e GM (codificação de frequência) são mostrados como uma função do tempo t. A sequência de imageamento é uma sequência de estado estacionário em que um bloco de captura básico 21 é repetido rapidamente sem atraso temporal entre as repetições. O bloco de captura 21 compreende duas unidades 22, 23 em sucessão imediata, particularmente uma primeira unidade 22 começando com um pulso de RF de excitação (não mostrado) irradiado no ponto a. A duração da primeira unidade 22 é igual ao tempo de eco TE da sequência mostrada. A segunda unidade 23 começa com um pulso de RF de refocalização (não mostrado) no ponto b e compreende um gradiente do campo magnético de leitura 24, bem como um gradiente do campo magnético de codificação de fase 25. O gradiente de codificação de fase 25 é equilibrado por um pulso de gradiente negativo correspondente 26 no final da segunda unidade 23. A duração da segunda unidade 23 dura duas vezes um dado intervalo de tempo T (que é igual ao tempo de eco TE) na modalidade representada. O tempo de repetição da sequência de imageamento é a duração combinada da primeira e da segunda unidades 22, 23, que dura três vezes o intervalo de tempo T. A fase de codificação varia de repetição para repetição do bloco de captura 21, e os sinais de eco de spin codificados na fase correspondentes são capturados na sequência de blocos de captura 21. O intervalo durante o qual a captura do sinal de RM ocorre é representado por 27 na Figura 2. Os gradientes adicionais 28, 28’, 29, 29’ são aplicados para suprimir os sinais DIL. Além disso, um gradiente 30 é aplicado durante a primeira unidade 22. O íntegro-temporal do gradiente de campo magnético GM sobre a primeira metade da segunda unidade 23 equivale ao íntegro- temporal do gradiente de campo magnético GM sobre a primeira metade 22. De modo semelhante, o íntegro-temporal do gradiente de campo magnético GM sobre a segunda metade da segunda unidade 23 equivale ao íntegro-temporal do gradiente de campo magnético GM sobre a primeira metade 22. O íntegro-temporal do gradiente de campo magnético GM é igual para cada intervalo T, o que é essencial para que a sequência de imageamento de estado estacionário da invenção porque garante que os ecos de spin sejam formados em todos os múltiplos de números inteiros de T. Esta condição deve ser cumprida para todos os canais de gradiente GS, GP, GM independentemente, em que os gradientes do campo magnético de codificação de fase variáveis não são levados em consideração. A codificação de fase é completamente “rebobinada” (equilibrada). Os íntegro-temporais do gradiente aplicados durante a primeira e a segunda unidades 22, 23, respectivamente, correspondem entre si, de modo que a refocalização do sinal de eco de spin é obtida no meio da segunda unidade 23 na modalidade representada. Finalmente, uma imagem de RM é reconstruída a partir dos sinais de eco de spin capturados durante as repetições do bloco de captura 21.

[029] Na variante mostrada na Figura 3, dois ecos de spin 31, 32 são gerados durante a segunda unidade 23. As linhas contínuas inclinadas no diagrama indicam esquematicamente a evolução de fase da magnetização transversal sob os gradientes de campo magnético aplicados. A razão entre as durações da primeira e da segunda unidades 22, 23 é de 1:3 nesta modalidade.

[030] Na modalidade mostrada na Figura 4, a razão entre as durações da primeira e da segunda unidades 22, 23 é de 2:3, de modo que um eco de spin adicional 41 é gerado no meio da primeira unidade 22.

[031] Na modalidade mostrada na Figura 5, a razão entre as durações da primeira e da segunda unidades é novamente 1:2, como na modalidade da Figura 2. Entretanto, o gradiente de campo magnético GM é invertido durante a primeira unidade 22, de modo que um gradiente eco 51 é gerado.

[032] Outras combinações de durações da primeira e da segunda unidades 22, 23 são concebíveis, contanto que as durações da primeira unidade 22 e da segunda unidade 23 sejam múltiplos de números inteiros do intervalo de tempo T, respectivamente. Uma condição adicional é que o íntegro-temporal do gradiente de campo magnético que causa a defasagem e a refaseamento da magnetização transversal seja o mesmo em cada intervalo T.

Claims (11)

1. MÉTODO DE IMAGEAMENTO POR RESSONÂNCIA MAGNÉTICA (RM), de um objeto (10) disposto no volume de exame de um dispositivo de RM (1), sendo que o dito método é caracterizado por compreender as etapas de: - submeter o objeto (10) a uma sequência de imageamento de pulsos de RF e de gradientes de campo magnético comutados (GS, GP, GM), cuja sequência de imageamento é uma sequência em estado estacionário que compreende uma pluralidade de blocos de captura aplicados repetidamente (21), em que cada bloco de captura (21) compreende duas unidades (22, 23) em sucessão imediata, ou seja: i) uma primeira unidade (22) começando com um pulso de RF de excitação irradiado em direção ao objeto (10), com a duração da primeira unidade (22) sendo um múltiplo de número inteiro de um determinado intervalo de tempo T, e ii) uma segunda unidade (23) começando com um pulso de RF de refocalização irradiado em direção ao objeto (10) e que compreende um gradiente do campo magnético de leitura (GM) e um gradiente do campo magnético de codificação de fase (GP), com a duração da segunda unidade (23) sendo um múltiplo de número inteiro do intervalo de tempo T, iii) capturar um ou mais sinais de eco de spin codificados na fase (31, 32) em uma sequência dos blocos de captura (21) sendo repetidamente aplicados, de modo que ao menos um sinal de eco de spin é capturado em qualquer uma da primeira ou segunda unidades em um número inteiro do intervalo de tempo T após o pulso de refocalização e em um número inteiro do intervalo de tempo T antes do término da dita primeira ou segunda unidades ou do próximo sinal de eco de spin capturado na primeira ou segunda unidades, e iv) reconstruir uma ou mais imagens de RM a partir dos sinais de eco de spin capturados (31, 32).

2. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pela primeira unidade incluir também um gradiente do campo magnético de leitura (GM), e os íntegro- temporais do gradiente de campo magnético (GM) aplicados durante a primeira e segunda unidades (22, 23) corresponderem entre si, de modo a produzir os sinais de eco de spin (31, 32).

3. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 1 ou 2, caracterizado pelo íntegro-temporal do gradiente de campo magnético em ao menos uma das direções de gradiente ser igual em cada intervalo de tempo T do bloco de captura.

4. MÉTODO, de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo íntegro-temporal do gradiente de campo magnético ser igual durante cada intervalo de tempo T do bloco de captura independentemente para cada direção de gradiente, exceto para a direção de codificação de fase.

5. MÉTODO, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 4, caracterizado pelos pulsos de RF de refocalização e de excitação terem, cada um, um ângulo de inclinação (flip angle) de 20° a 90°, de preferência de 50°.

6. MÉTODO, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 5, caracterizado pela diferença de fase entre o pulso de RF de excitação e o pulso de RF de refocalização ser de ao menos 30°, de preferência ao menos 50°.

7. MÉTODO, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 6, caracterizado por ao menos dois sinais de eco de spin serem capturados durante a segunda unidade (23).

8. MÉTODO, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 7, caracterizado pela primeira unidade (22) compreender adicionalmente um gradiente do campo magnético de leitura comutado, com um sinal de eco gradiente (51) sendo capturado durante a primeira unidade (22).

9. MÉTODO, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 8, caracterizado pelos ângulos de inclinação e/ou as fases dos pulsos de RF de refocalização e excitação serem variados na sequência de blocos de captura (21).

10. MÉTODO, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 9, caracterizado pelo tempo de repetição da sequência de imageamento, isto é, a duração de um bloco de captura (21), que é a duração combinada da primeira unidade (22) e da segunda unidade (23), ser menor que 100 ms, de preferência menor que 20 ms.

11. DISPOSITIVO DE RESSONÂNCIA MAGNÉTICA (RM), caracterizado por compreender ao menos uma bobina de magneto principal (2) para gerar um campo magnético estável e uniforme dentro de um volume de exame, várias bobinas de gradiente (4, 5, 6) para gerar gradientes de campo magnético comutados em diferentes direções espaciais dentro do volume de exame, ao menos uma bobina de RF (9) para gerar pulsos de RF dentro do volume de exame e/ou para receber sinais de RM provenientes de um objeto (10) posicionado no volume de exame, uma unidade de controle (15) para controlar a sucessão temporal de pulsos de RF e de gradientes de campo magnético comutados, e uma unidade de reconstrução (17) para reconstruir imagens de RM a partir dos sinais de RM recebidos, sendo que o dispositivo de RM (1) está disposto para executar as seguintes etapas: - submeter o objeto (10) a uma sequência de imageamento de pulsos de RF e de gradientes de campo magnético comutados (GS, GP, GM), cuja sequência de imageamento é uma sequência em estado estacionário que compreende uma pluralidade de blocos de captura aplicados repetidamente (21), em que cada bloco de captura (21) compreende duas unidades (22, 23) em sucessão imediata, ou seja: i) uma primeira unidade (22) começando com um pulso de RF de excitação irradiado em direção ao objeto (10), com a duração da primeira unidade (22) sendo um múltiplo de número inteiro de um determinado intervalo de tempo T, e ii) uma segunda unidade (23) começando com um pulso de RF de refocalização irradiado em direção ao objeto (10) e que compreende um gradiente do campo magnético de leitura (GM) e um gradiente do campo magnético de codificação de fase (GP), com a duração da segunda unidade (23) sendo um múltiplo de número inteiro do intervalo de tempo T, - capturar um ou mais sinais de eco de spin codificados na fase (31, 32) em uma sequência dos blocos de captura (21) sendo repetidamente aplicados, de modo que ao menos um sinal de eco de spin é capturado em qualquer uma da primeira ou segunda unidades em um número inteiro do intervalo de tempo T após o pulso de refocalização e em um número inteiro do intervalo de tempo T antes do término da dita primeira ou segunda unidades ou do próximo sinal de eco de spin capturado na primeira ou segunda unidades, e - reconstruir uma ou mais imagens de RM a partir dos sinais de eco de spin capturados (31, 32).

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