Т1 т2 взвешенное изображение мрт
Если мне нужно сделать фотографию, я достаю из кармана мобильник, выбираю фотоприложение, навожу объектив на понравившийся объект и… щёлк! В 99% случаев я получаю снимок, который сносно отображает необходимый фрагмент реальности.
А ведь ещё несколько десятилетий назад фотографы вручную выставляли выдержку и диафрагму, выбирали фотоплёнку, устраивали проявочную лабораторию в ванной комнате. А снимки получались… ну, такие себе.
Магнитно резонансная томография — потрясающая методика. Для врача, который осознанно управляет параметрами сканирования, она предоставляет огромные возможности в визуализации тканей человеческого организма и патологических процессов.
В зависимости от настроек, одни и те же ткани могут совершенно по разному выглядеть на МР томограммах. Для относительной простоты интерпретации существует несколько более-менее стандартных «режимов» сканирования. Это сделано для того, чтобы МРТ, из категории методик, которыми владеют только одиночки-энтузиасты, пришла в широкую медицинскую практику. Как методика фотографии, которая упростилась настолько, что не только стала доступна каждому, но и порядком успела многим надоесть 😉
Здесь я расскажу о нескольких наиболее часто использующихся режимах сканирования. Поехали!
Т1 ВИ (читается «тэ один вэ и») — режим сканирования, который используется всегда и везде. Свободная безбелковая жидкость (например ликвор в желудочках мозга) на таких изображениях выглядит тёмной, мягкие ткани имеют различные по яркости оттенки серого, а вот жир ярок настолько, что кажется белым. Также на Т1 ВИ очень яркими выглядят парамагнитные контрастные вещества, что и позволяет использовать их для визуализации различных патологических процессов.
Слева — Т1 ВИ, а справа — Т1 ВИ после введения контраста. Опухоль накопила парамагнитный контраст. Просто и красиво!
А ещё на Т1 яркой будет выглядеть гематома на определённых стадиях деградации гемаглобина.
В МРТ «яркий» обозначается термином «гиперинтенсивный»,а «тёмный» — термином «гипоинтенсивный».
Т2 ВИ (читается «тэ два вэ и») — также используется повсеместно. Этот режим наиболее чувствителен к регистрации патологических процессов. Это значит, что большинство патологических очагов, например в головном мозге, будут гиперинтенсивными на Т2 ВИ. А вот определение какой именно патологический процесс мы видим требует применения других режимов сканирования. Помимо патологических процессов и тканей, яркой на Т2 будет свободная жидкость (тот же ликвор в желудочках).
Т2 ВИ — классика в визуализации головного мозга. И вообще, любимая картинка всех МРТшников.
Аббревиатура «ВИ» расшифровывается как «взвешенные изображения». Но боюсь, мне не удастся объяснить смысл этого заклинания без углубления в физику метода.
Pd ВИ (читается «пэ дэ вэ и») — изображения взвешенные по протонной плотности. Что-то среднее между Т1 и Т2 ВИ. Применяется достаточно редко, в связи с появлением более прогрессивных режимов сканирования. Контрастность между разными тканями и жидкостями на таких изображениях довольно низкая. Однако, при исследовании суставов этот режим продолжает пользоваться популярностью, особенно в комплексе с жироподавлением, о котором разговор отдельный.
Слева — Pd ВИ, справа — Т2 ВИ. Одному мне понятно, почему Pd теперь редко используют ?
Словосочетание «режим сканирования» конечно можно использовать, но правильнее использовать словосочетание «импульсная последовательность». Речь про набор радиочастотных и градиентных импульсов, которые используются во время сканирования.
FLAIR (произносится как «флаир» или «флэир») — это Т2 ВИ с ослаблением сигнала от свободной жидкости, например, спинномозговой жидкости. Очень полезная импульсная последовательность, применяется в основном при сканировании головного мозга. На таких изображениях многие патологические очаги видны лучше чем на Т2 ВИ, особенно если они прилежат к пространствам, которые содержат ликвор.
Здесь FLAIR — крайняя картинка справа. Именно на ней лучше всего видны патологические очаги, которые прилежат к желудочкам мозга и субарахноидальному пространству.
Это режимы сканирования или импульсные последовательности, которые наиболее часто используются в ежедневной практике. Но есть ещё много других, которые применяются реже и дают более специфическую информацию.
P.S. Если вам интересно узнать, что такое жиродав и каим он бывает — обязательно поставьте лайк статье, подпишитесь на мой канал в ЯндексДзен или в telegram — так я буду знать, что вы требуете продолжения 😉
Магнитно-резонансная томография. Методика МРТ головного мозгаОписанный Bloch и Putec в 1946 г эффект ядерно-магнитного резонанса составляет физическую основу МРТ. Ее объектом являются протоны ядер водорода, которые широко представлены во всех водосодержаших тканях, белках, ли-пидах и других макромолекулах организма. Магнитное поле. Так как протоны не только имеют определенный заряд, но и спин (вращаясь вокруг своей оси), каждый прогон обладает собственным маленьким магнитным полем. Он ведет себя как стрелка компаса. Попадая в зону действия магнитного поля, протон ориентируется в большинстве случаев параллельно направлению магнитною поля, значительно реже -в противоположном направлении. Частота. Когда протоны подвергаются действию электромагнитной энергии виде радиоволн определенной частоты, то при определенной их частоте (частоте резонанса, или частоте Лармора) они могут поглощать энергию и менять ориентацию в магнитном иоле с параллельной на энергетически более затратную противоположную ориентацию («антипараллельную»). Релаксация. В процессе последующей релаксации протоны высвобождают поглощенную энергию и вновь приобретают прежнее направление вращения, заданное им магнитным полем. Время релаксации характеризуется двумя ткане-специфичными временными константами T1- и Т2.
MP-сигнал. Во время релаксации протоны, которые вращаются в плоскости, поперечной направлению внешнего магнитного тюля, излучают электромагнитные волны, которые можно зарегистрировать и измерить с помощью радиоантенны или катушки как MP-сигнал. Время релаксации Т1 и Т2 значительно более вариабельно, чем различия в рентгеновской плотности тканей. В силу этого МРТ позволяет получить более контрастное изображение тканей и является более чувствительным методом исследования, чем КТ или обычная рентгенография. МРТ-изображение представляет собой картографическое распределение МР-сигнала, интенсивность которого зависит от физических свойств тканей. Магнитно-резонансные изображения могут быть Т1 -, Т2-взвешенными или полученными в режиме протонной плотности. Это зависит от выбранной импульсной последовательности, времени между повторами (TR — интервал между повторами импульсной последовательности), а также времени эхо (ТЕ — интервал между стимуляцией радиоволнами и измерением MP-си гнала). Опухоли и другие ткани с высоким содержанием свободной воды выглядят темными на Т1-взвешенных изображениях и светлыми на Т2-взвешенных изображениях или изображениях, полученных в режиме протонной плотности. ЦСЖ с очень высоким содержанием свободной поды выглядит очень темной в режиме Т1 и очень светлой — в режимах Т2 и протонной плотности. В Т 1 -режиме получаются более четкие изображения некрозов и кист внутри опухоли, а также кровоизлияний в подостром периоде, чем с помощью Т2-режима. Градиенты. Для того чтобы построить МР-изображение, необходимо локализовать источник МР-сигнала. Это осуществляется с помощью градиентов — линейно нарастающих в пространстве магнитных полей, перекрывающих гомогенное главное магнитное поле в трех измерениях. Чтобы получить качест венное изображение, предпочтительно применять приборы с напряжением магнитного поля в 1,0-1,5 Тл. Пространственное разрешение зависит от выбранного поля зрения (FOV — field ofview, для изображения головы, как правило, около 25 см), матрицы (обычно 256×256—51 2×51 2) и толщины среза. Величина поля зрения, разделенная на размер матрицы, представляет собой длину стороны двухмерного элемента изображения — пиксела. В свою очередь, размер пиксела, умноженный на толщину среза, образует воксел — трехмерный элемент МР-изображения. Время исследования головного мозга с помощью последовательностей спин-эхо составляет 10—20 мин. С помощью модифицированных последовательностей продолжительность исследования значительно сокращается, а применение новых методов, таких как эхопланарная технология, позволяет получить изображение в течение нескольких секунд. — Также рекомендуем «Влияние кровотока на МРТ головного мозга. Перфузионная и диффузионная МРТ» Оглавление темы «Сосудистая патология головного мозга»: |
Физические основы дают нам представление о источнике сигнала, который затем преобразуется в МРТ изображение. МРТ в СПб дает широкие возможности, так как в любом МРТ аппарате заложено множество программ, которые надо умело использовать для получения надлежащего качества изображения. Открытый МРТ всегда слабее, но этот недостаток компенсируется более длительным временем исследования.
Импульсные МРТ последовательности
МРТ получают с помощью импульсных последовательностей, представляющих собой чередование радиочастотных импульсов и градиентных магнитных полей через определенные временные интервалы, измеряемые в миллисекундах. Любая импульсная последовательность состоит из подготавливающего (возбуждающего) модуля, считывающего модуля и завершающего модуля. В процессе подготовки радиочастотный импульс возбуждает систему. Угол возбуждения определяется амплитудой импульса. Второй радиочастотный или градиентный импульс рефазирует систему. Поэтому условно все импульсные последовательности можно разделить на радиочастотные и градиентные, причём те и другие могут быть обычными и ускоренными. В процессе считывания происходит измерение сигнала. Завершающий модуль необходим для восстановления системы.
К радиочастотным МРТ импульсным последовательностям относят «спин – эхо» и «инверсия – восстановление».
Импульсная последовательность “спин – эхо” (SE) представляет собой последовательность из 90°- и 180°- импульсов, которые вновь подаются через интервал времени повторения (TR). 90°- импульс приводит к возбуждению системы: продольная намагниченность (Mz) переходит в плоскость X-Y, а поперечная намагниченность (Mx-y) начинает прецессировать с Ларморовской частотой. Затем начинается релаксация. В условиях неоднородности магнитного поля (техническая неоднородность поля магнита и действие малых магнитных полей спинов друг на друга) расфазировка идет с небольшой разницей в частоте прецессии отдельных спинов. При этом за время до прихода 180°- импульса “быстрые” спины уходят на некоторый угол от “ медленных” так как последние не успели релаксироваться до такой степени. 180°- импульс переворачивает конус прецессии, т.е. меняет направление прецессирования на противоположное. Тогда “быстрые” спины вновь догоняют “медленные” и в какой-то момент произойдет повторное сфазирование, т.е. появится поперечная намагниченность. Как следствие возникает сигнал в приемной катушке, обозначаемой ЭХО. От 90°- импульса до эха проходит время равное 2t и называемое эхо – задержкой (TE).
Последовательность спин-эхо и графическое описание намагниченности
Считываемый МРТ сигнал в общем случае сложным образом зависит от Т1 и Т2 тканей, но поскольку Т2 той же ткани всегда существенно меньше, чем Т1, можно получать МРТ, зависящие от одной из магнитных характеристик. При коротких ТЕ (менее 30 мс) повторное сфазирование большинства протонов не успевает произойти и сигнал практически не зависит от Т2 тканей. В этом случае длительное TR определяет зависимость от протонной плотности, напротив, при коротком ТR получаемые МРТ типично Т1-зависимые (Т1-взвешенные). С уменьшением TR:
- Сократится время МРТ
- Увеличится Т1-взвешенность
- Уменьшится отношение S/N
- Уменьшится число срезов
- Увеличится поглощённая энергия
Достичь Т2-взвешенных МРТ можно лишь при достаточно больших TR (более 2000 мс) и ТЕ (более 100 мс).
Современные томографы позволяют подавать не один 180°- импульс после 90°, а серию. Такой вариант МРТ со “вставочными” 180°- импульсами называется “множественное эхо” (MSE, или , по имени авторов Carr-Purcell-Meiboom-Gill – сокращенно CPMG). Количество “вставочных” импульсов обозначается ETL (Echo Train Length). Тогда на одном уровне получают серию МРТ изображений, от преимущественно зависимых от протонной плотности до глубоко Т2-взвешенных. Вариант MSE дает возможность количественно определять Т2, исходя из амплитуды сигналов в выбранной точке от каждого из изображений, что рассчитывается автоматически по формуле, заложенной в программном обеспечении томографа. Кроме того, он применяется для сегментации К-пространства.
Импульсная МРТ последовательность “инверсия-восстановление” (IR) представляет собой чередование 180°- импульса и 90°- импульса. Через интервал TR их чередование повторяется. Первоначальный 180°-импульс переворачивает вектор М в положение –Мz (переводит все спины в антипараллельные), не вызывая ответного сигнала в приемной катушке. Однако он создает отрицательную точку отсчета на оси Z, от которой начинается процесс спин – решетчатой релаксации. Через интервал ТI, называемый инверсионной задержкой, следует 90°- импульс, называемый считывающим. Вместо 90°-импульса можно использовать и градиентный a-импульс, тогда последовательность по типу станет градиентной. За период времени TI происходит восстановление продольной намагниченности. Степень восстановления зависит от Т1 ткани. Т1 зависимость МРТ типа IR всегда высокая.
Изменения интервала TI, необходимого для восстановления, меняют отображение тканей в серой шкале. При TI короче Т1 данной ткани продольная намагниченность не успевает перейти через нулевую линию серой шкалы и эта ткань остается темной. Для усиления Т1-взвешенности МРТ используют усложненный вариант IRSE, когда после 90°-импульса следует еще один 180° с тем же смыслом, что и в последовательности “спин – эхо”.
Варианты МРТ с короткими TI называются STIR.
Общий принцип МРТ последовательности STIR
Особенно важно для диагностики использование нулевой точки, когда при ТI равной In2·T1 или 0,69, Т1 ткань теряет свою контрастность. Таким путем можно подавить нежелательный сигнал от жира, так как он имеет короткое Т1 (порядка 210-220 мс). TI выбирается в зависимости от магнитной индукции МР томографа, для 1,5Т равное 150 мс; 1,0Т – 140 мс; 0,5Т – 120 мс. Подавление нежелательного сигнала от жира имеет широкое применение при МРТ позвоночника, внутренних органов, суставов, орбит.
МРТ последовательность спин-эхо и графическое описание намагниченности.
В градиентных (GRE) импульсных последовательностях возбуждающий импульс (a-импульс), как правило, меньше 90°. Оптимальный угол, обеспечивающий наибольшее восстановление продольной намагниченности, называется углом Эрнста (Richard R. Ernst, род. 1933, лауреат Нобелевской премии по химии 1991 г.). Угол Эрнста рассчитывается как cos a = exp (-TR/T1). В процессе считывания, которое происходит во время образования ССИ, подаются дефазирующий градиент, а затем равный ему, но противоположно направленный рефазирующий градиент. В результате формируется эхо. Завершающий модуль или отсутствует или заполняется дополнительными градиентами, иногда и радиочастотными импульсами.
Градиентная МРТ импульсная последовательность
Градиентные МРТ последовательности подразделяются на получаемые в устойчивом состоянии и в неустойчивом состоянии.
Если TR короче Т1 и Т2 ткани после серии импульсов наступает устойчивое состояние (steady state), при котором продольная и поперечная намагниченности сосуществуют. Поскольку смешанная МРТ взвешенность изображения нежелательна, устраняют (“разрушают”) поперечную, либо продольную намагниченности.
Поперечную намагниченность удается устранить путем дополнительного приложения градиента разрушающего эхо. Он подаётся в завершающем модуле в направлении кодировки выбора слоя. Такая МРТ последовательность имеет следующие акронимы: FLASH (Siemens), SPGR (GE), T1-FFE (Philips), T1-FAST (Marconi), GE (Hitachi), FE (Toshiba). Ускоренный вариант МРТ получают сегментацией к-пространства (см. дальше).
Т2-взвешенные изображения МРТ можно получить двумя вариантами. В первом варианте для увеличения поперечной намагниченности в завершающем модуле в направлении кодировки фазы подаётся рефокусирующий градиент. С каждым последующим возбуждающим импульсом остаётся избыточная поперечная (отчасти и продольная) намагниченность. Выраженная Т2-взвешенность достигается только при очень коротких значениях TR и TE. Акронимы такой МРТ последовательности: FISP (Siemens), GRASS (GE), FFE (Philips), GFEC (Hitachi). Во втором варианте Т2-взвешенное МРТ изображение строится из наложившихся друг на друга эхо от первого и последующих импульсов. Такое возможно только при маленьких углах возбуждения и очень коротких TR. Импульсные последовательности данного типа называют градиентными Т2-взвешенными с усиленной контрастностью. Используются следующие акронимы: PSIF (Siemens), SSFP (GE), CE- T2-FFE (Philips). Данные импульсные МРТ последовательности отличается Т2-взвешенностью, однако из-за низкого сигнала и выраженной чувствительности к двигательным артефактам практически не применяется.
Тип взвешенности градиентных МРТ последовательностей зависит не только от TR и ТЕ, но и от угла возбуждения. Чем ниже угол возбуждения, тем более Т2-взвешенное МРТ изображение получается.
Построение изображения
Благодаря импульсным МРТ последовательностям можно получить сигналы, исходящие от ядер. Чтобы построить МРТ изображение, надо узнать расположение этих ядер в объекте. Для этого используют градиенты. Градиенты представляют собой слабые магнитные поля, периодически накладываемые на основное поле. Их сила лежит обычно в пределах 10 – 45 мТ/м. Градиенты подаются по трём осям пространства.
Кодировки градиентов по осям.
| поперечная | сагиттальная | корональная | |
| X | частота | срез | фаза |
| Y | фаза | фаза | срез |
| Z | срез | частота | частота |
Одновременно с радиочастотным импульсом подается градиент выбора слоя. Градиент создает ступенчатую неоднородность поля. Тогда только в одной из “ступенек” магнитная индукция будет соответствовать резонансной частоте. В соседних “ступенях” она будет выше или ниже, а следовательно явления ЯМР в этих слоях происходить не будет. Благодаря этому градиенту выбирается срез в плоскости, перпендикулярной его подачи. Например, если градиент направлен по оси Z (вдоль тела пациента), то томограммы получатся в поперечной плоскости. Такой вариант получения срезов обозначается как 2D.
Принцип действия градиента выбора слоя
После выбора слоя надо определить положение ядер внутри его. Это достигается кодировкой фазы и частоты. Фазовый градиент включается кратковременно после каждого эха шагами вдоль пространства. С каждым шагом меняется амплитуда градиента. Согласно уравнению Лармора, с увеличением силы магнитного поля возрастает частота прецессии. Следовательно фаза (f = wt) от одного градиента к соседнему будет меняться на величину Df. Чем больше число шагов, тем выше разрешение, то есть число линий матрицы. С каждым шагом осуществляется повторение импульсной последовательности. В момент подачи фазового градиента записи сигнала не осуществляется, но он «подготавливает» протоны. Пространственное разрешение в направлении фазового градиента зависит от числа его шагов.
Частотный или, иначе, считывающий градиент включается в третьей плоскости в момент образования эха. Его амплитуда нарастает в пространстве слева направо с постоянной скоростью. Частота прецессии будет увеличиваться пропорционально силе градиента (w = gB). В каждом пикселе будут присутствовать частоты (частотный спектр) соответственно его ширине. Следовательно, пространственное МРТ разрешение в направлении считывающего градиента зависит от ширины окна сбора данных (частотное разрешение) и силы считывающего градиента, а в общей форме, ещё и от гиромагнитного соотношения.
В конечном итоге, считываемый МРТ сигнал от каждого пиксела несёт в себе информацию о его амплитуде, частотном спектре и угловой частоте. В процессе записи МРТ сигнала происходит анализ данных параметров методом Фурье-преобразования. Если X и Y компоненты сигнала построить как функцию числа шагов фазового градиента (n) и времени (TR), то кривая будет представлять собой синусоиду, ускоряющуюся по краям и замедляющуюся к центру. Анализ Фурье (Joseph Fourier, 1768-1830, французский математик и физик) представляет её в виде серий синусов и косинусов, называемых сериями Фурье. Тогда, исходя из частот, можно рассчитать, какой амплитуды градиенты были приложены к протонам, а следовательно, выяснить их положение в пространстве.
Кодировка изображения возможна еще в варианте 3D, когда вместо градиента выбора слоя подается набор фазовых градиентов в этом направлении. В результате заметно улучшается отношение сигнал – шум. Однако, число срезов (вернее, разделений слоя) кратно увеличивает время томографии, а отношение сигнал – шум (S/N) возрастает только на корень из кратности увеличения числа срезов. Например, увеличение числа срезов с 4 до 16 в 4 раза увеличивает время МРТ сканирования и только вдвое улучшает отношение сигнал – шум. Следовательно, методика 3D неприменима с длительными интервалами TR, ибо время томографии выйдет за разумные пределы. В сочетании с быстрыми последовательностями методика 3D даёт возможность получать тонкие срезы, что особенно важно для МР ангиографии.
Манипуляции первичной матрицей
Матрица – это число измеряемых линий, она состоит из рядов и колонок. До момента Фурье-преобразования (то есть реконструкции) матрица состоит из первичных данных, собираемых в процессе считывания сигнала. Эта первичная МРТ матрица еще называется К-пространством.
Принцип построения первичной матрицы. Слева – фазовые градиента, справа – дефазировка по линиям матрицы
Горизонтальная ось К-пространства соответствует шагам фазового градиента и определяет время МРТ . Амплитуда градиента строится по вертикальной оси. Таким образом, каждый шаг фазового градиента представлен значением К, пропорциональным силе градиента кодировки фазы. К-пространство состоит из полного набора градиентов кодировки фазы разной амплитуды, от самого слабого в начале, к самому сильному в середине и опять к самому слабому в конце. Кроме того, К-пространство еще симметрично, то есть имеет положительную и отрицательную половины.
Поскольку МРТ матрица симметрична (положительные шаги градиента и отрицательные являются зеркальным отображением), можно использовать только одну половину матрицы, математически реконструируя вторую. Чтобы избежать артефактов от движения, МРТ матрица должна быть чуть больше 1/2. Такая методика называется половинным сканированием или половинным Фурье-преобразованием. Время томографии сокращается почти вдвое, но отношение сигнал-шум ухудшается на Ö2. В практической работе матрицу частично редуцируют когда больной не в состоянии лежать длительное время.
Можно редуцировать МРТ матрицу и по краям, где приложены слабые градиенты. Тогда построение МРТ изображения идет за счет срединной части К-пространства, а по краям представляется как ноль. Это почти не сказывается на контрастности МРТ изображения и лишь в небольшой степени на пространственном разрешении, так как первичная МРТ матрица не совпадает с матрицей конечного МРТ изображения. Время МРТ сокращается на 10 – 30%, но за счет небольшого ухудшения отношения сигнал – шум.
Манипуляции МРТ матрицей лежат в основе так называемых “ускоренных” последовательностей. Понятие “ускоренные” отражает не только короткое время МРТ, но и принципиально новые качественные возможности.
В turbo (синонимы: fast, RARE) вариантах после 90°-импульса идет несколько 180°- импульсов. После каждого из формирующихся эхо считывается сигнал. Однако в отличии от обычного МРТ типа MSE на каждое эхо приходится не один, а несколько шагов фазового градиента, другими словами несколько К-профилей. Чем больше число 180°-импульсов (значение ETL или иначе turbo-фактор), тем короче время МРТ. Истинное МРТ изображение отражает одно “эффективное” эхо, комбинируемое из нескольких. Как правило, МРТ последовательность tSE используется Т2-взвешенного типа и мало отличается от классического по изображению. Однако очень высокий турбо-фактор (больше 20 при линейном профиле) приводит к деформации МРТ изображения. Турбо-методика возможна и с двумя эхо, например последовательность DEFSE (Siemens). Сокращение времени МРТ позволяет сочетать tSE c матрицей 512 х 512. Т1-взвешенные tSE МРТ используют гораздо реже, так как с увеличением турбо-фактора пропорционально уменьшается число срезов. Сочетание половинного Фурье-преобразования с tSE-методикой получила сокращение HASTE. Эффективно применять турбо-методику в последовательности IRTSE, так как время МРТ существенно сокращается.
Turbo вариант градиентных МРТ последовательностей – turbo FLASH ( Siemens), Rapid SPGR (GE), TFE ( Philips) и т.д. – также отличается от обычных градиентных заполнением нескольких линий матрицы. Методика EPI (эхо – планар), отличается тем, что все или много шагов фазового градиента заполняются за один интервал TR. Она требует сильных градиентов. EPI бывает любого типа МРТ взвешенности и в сложных комбинациях. В частности, импульсная последовательность, использующая переслоение EPI и tSE, получила наименование GRASE. Перед возбуждающим импульсом в подготавливающем модуле можно дать 180°- импульс, что приведет к усилению Т1-взвешенности МРТ по аналогии с последовательностью IR. Этот тип турбо-градиентной МРТ последовательности имеет акронимы MPRAGE (Siemens), IR FGR (GE).
МРТ матрица может быть сокращена также в направлении частотного (считывающего) градиента. Эхо представляет собой симметричное нарастание и снижение сигнала. Поэтому можно считывать 60 – 80% эха, достраивая недостающую часть. Большого выигрыша во времени частичное эхо не дает, в отличии от сокращения К-пространства в направлении фазового градиента. Однако, чем короче ТЕ, тем меньше выражена дефазировка от движений. Поэтому метод нашел применение в МР ангиографии.