具有温度映射的mr成像
阅读说明：本技术 具有温度映射的mr成像 (MR imaging with temperature mapping ) 是由 K·内尔克 P·博尔纳特 于 2014-10-14 设计创作，主要内容包括：本发明涉及一种对被放置在MR设备(1)的检查体积中的目标(10)进行MR成像的方法。本发明的目的是提供改进的基于MR的温度映射方法。本发明的方法包括以下步骤：使所述目标(10)经受RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列,所述成像序列是受激回波序列,其包括：a)在准备时期(21)期间朝向所述目标(10)辐射的至少两个准备RF脉冲(α),以及b)在时间上继所述准备时期(21)之后的采集时期(22)期间朝向所述目标(10)辐射的一个或多个读取RF脉冲(β)；在所述采集时期(22)期间采集至少两个MR信号,其中,所述两个MR信号或者是(i)FID信号(I-(1)、FID)和受激回波信号(I-(2))或者是(ii)两个受激回波信号(STE、STE～(*))；并且根据所述至少两个采集到的MR信号来导出指示所述目标(10)内的温度的空间分布的温度图。此外,本发明涉及一种MR设备(1)和用于MR设备(1)的计算机程序。(The invention relates to a method of MR imaging of an object (10) placed in an examination volume of a MR device (1). It is an object of the present invention to provide an improved MR based temperature mapping method. The method of the invention comprises the following steps: subjecting the object (10) to an imaging sequence of RF pulses and switched magnetic field gradients, the imaging sequence being a stimulated echo sequence comprising: a) at least two preparation RF pulses (a) radiated towards the object (10) during a preparation period (21), and b) one or more preparation RF pulses (a) radiated towards the object (10) during an acquisition period (22) temporally subsequent to the preparation period (21)A read RF pulse (β); acquiring at least two MR signals during the acquisition period (22), wherein the two MR signals are either (I) FID signals (I) 1 FID) and stimulated echo signal (I) 2 ) Or (ii) two stimulated echo signals (STE ) * ) (ii) a And deriving a temperature map indicative of a spatial distribution of temperature within the object (10) from the at least two acquired MR signals. Furthermore, the invention relates to a MR device (1) and to a computer program for a MR device (1).)
本申请是申请日为2014年10月14日、发明名称为“具有温度映射的MR成像”的专利申请201480057938.5的分案申请。
技术领域
本发明涉及磁共振(MR)成像的领域。本发明关注对对象进行MR成像的方法。本发明也涉及MR设备和要在MR设备上运行的计算机程序。
背景技术
利用磁场与核自旋之间的交互以便形成二维图像或三维图像的图像形成MR方法如今被广泛使用，尤其是在医学诊断的领域中，这是因为对于软组织的成像，它们在许多方面优于其他成像方法，不要求电离辐射且一般为无创的。
根据通常的MR方法，要被检查的患者的身体被布置在强的、均匀磁场(B0场)中，该磁场的方向同时定义测量所基于的坐标系的轴(通常为z轴)。磁场取决于磁场强度针对个体核自旋产生不同的能级，所述个体核自旋能够通过施加定义的频率(所谓的拉莫尔频率或MR频率)的电磁交变场(RF场，也被称为B1场)而被激励(自旋共振)。从宏观的观点来看，个体核自旋的分布产生总体磁化，能够通过施加适当频率的电磁脉冲(RF脉冲)而将所述总体磁化从平衡状态偏转，而该磁场垂直于z轴延伸，使得磁化执行关于z轴的进动运动。所述进动运动描述锥的表面，所述锥的孔角被称为翻转角。翻转角的幅度取决于所施加的电磁脉冲的强度和持续时间。在所谓的90°的脉冲的情况中，自旋从z轴偏转至横向平面(翻转角90°)。
在RF脉冲结束之后，磁化弛豫回到原始的平衡状态，在所述原始的平衡状态中，以第一时间常数T1(自旋晶格或纵向弛豫时间)再次构建在z方向上的磁化，并且，以第二时间常数T2(自旋-自旋或横向弛豫时间)弛豫在垂直于z方向的方向上的磁化。能够借助于一个或多个接收RF线圈来检测磁化的变化，所述接收RF线圈以在垂直于z轴的方向上测量磁化的变化的方式被布置并定向在MR设备的检查体积内。在施加例如90°脉冲之后，横向磁化的衰减伴随有核自旋从具有相同相位的有序状态到所有相位角均匀地分布的状态(失相)的(由局部磁场非均匀性诱发的)转变。能够借助于重新聚焦脉冲(例如，180°脉冲)来补偿失相。这产生接收线圈中的回波信号(自旋回波)。
为了实现身体中的空间分辨率，将沿着三个主轴延伸的线性磁场梯度叠加在均匀磁场上，引起自旋共振频率的线性空间相关性。然后在接收线圈中拾取的信号包含能够与身体中的不同位置相关联的不同频率的分量。经由RF线圈获得的MR信号数据与空间频域相对应，并且被称为k空间数据。k空间数据通常包括利用不同的相位编码采集的多条线。通过收集多个样本来使每条线数字化。借助于傅里叶变换将一组k空间数据转换为MR图像。
在多个MR引导的诊断和治疗流程中，对组织温度的测量是尤其重要的。因此，例如，在MR-HIFU(“磁共振引导的高强度聚焦超声”)应用(其中通过超声能量的聚焦辐照来局部地加热和破坏组织)中，需要在该流程中监测温度分布的局部改变，以便能够以靶向方式控制超声的辐照。加热管理方案必须适于保持使对健康组织的局部温度增加在可允许的界限内，同时对要被破坏的靶(例如，恶性肿瘤)进行足够的加热。除了MR-HIFU以外，存在多种其他治疗流程以及诊断和功能MR研究，其中可能对温度改变的空间分布感兴趣，并且需要对其进行监测。
最为灵敏的基于MR的温度映射方法之一是已知的质子共振频移(PRF)方法(Rieke等人的“Magnetic Resonance in Medicine”(第51卷，第1223-1231页))。水质子的磁共振频率根据温度而改变。温度改变诱发水分子中的质子之间的键合角度的轻微变化，导致电子屏蔽的变化，从而导致化学位移的小的改变。对于在给定的回波时间处在两个不同温度时执行的梯度回波采集，能够观察到信号相位的局部改变。缺点在于PRF方法要求相当长的回波时间(大约为T2 *)以达到最优的灵敏度。因此，为了允许实时的温度映射，通常使用基于螺旋或基于EPI的快速MR信号读取，所述快速MR信号读取易于产生不同类型的图像伪影(重影、模糊、图像失真、与化学位移有关的伪影等)。此外，由常规PRF方法采集的温度图易于产生由影响MR信号相位的不同类型的效应诱发的误差，例如，患者/器官运动、总体系统漂移(RF、主场磁场、梯度线圈的加热等)、涡流等。此外，在所采集的MR图像的每个个体体素内的信号成分能够损害PRF方法。脂肪不示出PRF效应。这能够在脂肪质子和水质子二者都贡献于单个体素内的MR信号的情况下导致很多温度改变估计结果。这在MR-HIFU的背景下尤其是个问题，这是因为MR-HIFU通常应用在异常腔室中，其中可以存在相当大量的内脏脂肪。最终，在PRF方法中流动表现出问题，这是因为与流动有关的相位伪影可以降低PRF移位测量结果的准确性。
欧洲专利申请EP 2615470公开了采用受激回波采集准备序列来编码相位信息。该方法用于编码局部翻转角，根据所述局部翻转角来导出B1场分布。
发明内容
根据上文能够容易地认识到，存在对改进的基于MR的温度映射方法的需要。
根据本发明，公开了一种对被放置在MR设备的检查体积中的目标进行MR成像的方法。所述方法包括以下步骤：
-使所述目标经受RF脉冲和切换的磁场梯度的成像序列，所述成像序列是包括以下的受激回波序列：
a)在准备时期期间朝向所述目标辐射的至少两个准备RF脉冲，以及
b)在时间上继所述准备时间之后的采集时期期间朝向所述目标辐射的一个或多个读取RF脉冲；
-在所述采集时期期间采集至少两个MR信号，其中，所述两个MR信号或者是(i)FID信号和受激回波信号，或者是(ii)两个受激回波信号；并且
-根据所述至少两个采集到的MR信号来导出指示所述目标内的温度的空间分布的温度图。
本发明的要点是使用受激回波序列作为成像序列来测量PRF移位。所述成像序列可以被简单地调整用于PRF移位测量结果。在准备时期期间，即，在受激回波准备期间，能够对PRF移位进行几乎完全的编码，并且然后在采集时期期间能够以非常快速且鲁棒的梯度回波脉冲串的方式在几毫秒的短的重复时间内来采集MR信号。此外，在受激回波准备中对PRF移位的编码使本发明的序列关于不同的主磁场强度是非常灵活的，这是因为仅两个准备RF脉冲之间的时间间隔需要适于获得最优温度灵敏度。
本发明的基于受激回波的温度映射技术允许以大约100ms的持续时间在受激回波序列的单次激发中采集温度图，使该方法在原理上能够实时进行。
由于能够借助于根据本发明的成像序列的单次重复来采集温度图，因此与对PRF方法的其他已知实施方式相比，该实施方式对于运动更具有鲁棒性。
本发明的方法因受激回波的低的流动灵敏度而自动减少流动诱发的相位误差。然而，在非常强的流动的情况中，能够在以适当地抑制流动自旋的方式施加所提出的序列之前采取预防措施来准备纵向磁化。这能够通过所有类型的已知的流动灵敏的或所谓的“黑血”磁化准备序列来容易地实现。
应当指出，归因于PRF移位方法的原理，在本发明的意义内的术语“温度图”不是必须指根据空间坐标的绝对温度的图。其也可以指指示例如两个相继的测量结果之间发生的温度移位的相对温度值的图。
总体而言，受激回波序列包括三个(例如，60°或90°)RF脉冲，其中，前两个RF脉冲是准备脉冲。第一准备RF脉冲将纵向核磁化变换成横向核磁化。第二准备RF脉冲“存储”沿着纵轴的失相的横向核磁化的一部分。在90°RF脉冲的情况中，该部分几乎为失相的横向磁化的一半。在时间上继准备时期之后的采集时期期间施加第三RF脉冲。第三RF脉冲(“读取RF脉冲”)再次将所存储的纵向核磁化变换成横向核磁化，从而生成所谓的受激回波。通过这三个RF脉冲序列来生成其他RF重新聚焦的回波，而不生成那些对这里不感兴趣的回波并且可以通过适当的梯度切换来抑制那些回波。能够根据本发明来对受激回波MR信号以及同样通过第三RF脉冲生成的FID信号进行采集，并且将所述受激回波MR信号和所述FID信号用于温度映射。能够通过用低翻转角读取RF脉冲串代替第三RF脉冲来加速基于受激回波的MR成像，其中，每个读取RF脉冲重新聚焦仅在准备时期之后存储的纵向核磁化的一小部分。
必须提及的是，用于存储沿着z轴的磁化的至少两个准备RF脉冲不必是相同类型或者具有相同的翻转角。然而，关于必须评价测量数据的数学处置，选择相同的RF脉冲和翻转角使形式更加简单。
需要采集具有适当的相位编码的多个FID信号和/或受激回波信号，以生成完整的温度图。针对该目的，能够将如EPI、并行成像或压缩感测的高效采样方案结合本发明进行有利地应用。
根据本发明的优选实施例，FID和/或受激回波信号被采集为梯度回波(gradientrecalled echo)信号。
在本发明的优选实施例中，温度图是根据两个采集到的MR信号的逐体素相位差来导出的。例如，根据采集到的FID信号重建的MR图像可以充当参考，以消除源自于所使用的MR装置的发射/接收链的所有相移。能够根据采集到的MR信号中的一个与复共轭的其他MR信号的乘积来确定逐体素的温度诱发的相移。
根据本发明的另一优选实施例，成像序列的参数(例如，回波时间、梯度强度)被选择为使得来自水自旋的信号贡献和来自脂肪自旋的信号贡献以允许重建单独的水图像和单独的脂肪图像的方式重叠在采集到的MR信号中。这使得能够去除来自脂肪自旋的信号贡献，并且致使该技术对抗在所导出的温度图中的化学位移诱发的误差具有鲁棒性。可以使用两点或多点Dixon技术来分离来自水自旋和脂肪自旋的信号贡献。能够计算诸如水和脂肪的不同化学物质种类对总体采集到的MR信号的相对贡献，这是因为利用本发明的方法能获得来自在不同回波时间处采集的两个或更多个回波信号的信息。该类型的化学位移编码当应用于分离水和脂肪对总体MR信号的贡献时常常指Dixon类型的测量。在其最简单的形式中，回波时间被选择为使得通过“同相位”数据集或“异相位”数据集的相加或相减来生成水图像和脂肪图像。在对水贡献与脂肪贡献进行分离之后，能够根据本发明仅根据来自采集到的MR信号中的水自旋的信号贡献来导出温度图。以此方式，能够避免PRF移位的“脂肪污染”。此外，脂肪信号可以被用作参考，以区分来自例如主磁场强度的漂移的温度诱发的PRF移位。
在另一实施例中，根据本发明通过在受激回波序列的准备RF脉冲之前施加一个或多个脂肪饱和准备RF脉冲可以解决PRF移位的脂肪污染的问题。备选地，可以使受激回波序列自身仅对编码水信号是谱选择性的。这能够例如通过用谱选择性RF脉冲代替准备RF脉冲中的至少一个(优选为第二个)来实现，以将RF能量仅施加于水物质种类。在原理上，可以使受激回波准备RF脉冲和在采集时期期间辐射的RF脉冲(不是如此高效)二者具有化学位移选择性，以抑制脂肪信号贡献。
根据本发明的另外的优选实施例，至少两个准备RF脉冲每个都具有45°-90°的翻转角。以此方式，采集到的受激回波信号的幅度被最大化，这就信噪比而言是有利的。
根据本发明的另一优选实施例，借助于多个连续的读取RF脉冲来生成多个FID信号和/或受激回波MR信号，每个都具有小于90°的翻转角，优选小于45°，最优选地小于30°。如以上已经提及的，具有小的翻转角的读取RF脉冲串能够用于实现对多个FID信号和/或受激回波信号的快速读出。
根据本发明的又一优选实施例，在采集时期期间采集两个受激回波信号，优选为直接的受激回波信号和共轭的受激回波信号。以此方式，能够进一步增加基于受激回波的PRF测量结果的灵敏度。能够在不同的回波时间处采集两个受激回波信号，其中，受激回波和共轭受激回波被从由两个准备RF脉冲生成的不同相干的核磁化重新聚焦。优选地，直接的受激回波信号和共轭的受激回波信号被采集为梯度回波(gradient recalled echo)信号。本发明的该实施例使得能够导出在特别长的有效PRF编码时间处的温度图。
至此描述的本发明的方法能够借助于MR设备来执行，所述MR设备包括：至少一个主磁体线圈，其用于生成在检查体积内的均匀稳定的磁场；多个梯度线圈，其用于生成在所述检查体积内的在不同的空间方向上的切换的磁场梯度；至少一个RF线圈，其用于生成在所述检查体积内的RF脉冲和/或用于接收来自被定位在所述检查体积中的患者的身体的MR信号；控制单元，其用于控制RF脉冲和切换的磁场梯度的时间顺序；以及重建单元，其用于根据所接收的MR信号来重建MR图像。能够通过对所述MR设备的所述重建单元和/或所述控制单元的对应编程来实施本发明的方法。
在目前的临床使用中，能够在大部分MR设备中有利地执行本发明的方法。为此，仅仅有必要利用计算机程序，通过所述计算机程序来控制MR设备，使得所述MR设备执行以上解释的本发明的方法步骤。所述计算机程序可以存在于数据载体上或存在于数据网络中，以便被下载而用于在所述MR设备的所述控制单元中的安装。
附图说明
附图公开了本发明的优选实施例。然而，应当理解，附图仅出于图示目的而被设计，并不作为对本发明的限制的定义。在附图中：
图1示意性地示出了用于执行本发明的方法的MR设备；
图2示出了图示根据本发明的成像序列的示意图；
图3示出了图示根据本发明的另一实施例的成像序列的示意图，其中，采集直接的受激回波信号和共轭的受激回波信号。
具体实施方式
参考图1，示出了MR设备1。所述设备包括超导或电阻性主磁体线圈2，使得沿着z轴通过检查体积而创建大体上均匀且在时间上恒定的主磁场B0。所述设备还包括一组(一阶、二阶，并且在可用时三阶)均场线圈2’，其中，出于使检查体积内的B0偏差最小化的目的，通过该组2’的个体均场线圈的电流是可控的。
磁共振生成及操纵系统施加一系列RF脉冲和切换的磁场梯度，以反转或激励核磁自旋、诱发磁共振、重新聚焦磁共振、操纵磁共振、空间地并以其他方式编码磁共振、使自旋饱和等，以执行MR成像。
更具体地，梯度脉冲放大器3将电流脉冲施加到沿着检查体积的x轴、y轴和z轴的全身梯度线圈4、5和6中选定的一些。数字RF频率发射器7经由发送/接收开关8将RF脉冲或脉冲包发射到身体RF线圈9，以将RF脉冲发射到检查体积中。典型的MR成像序列包括彼此一起获得的短持续时间的RF脉冲段的包，并且任何施加的磁场梯度都实现对核磁共振的选定操纵。RF脉冲用于使共振饱和、激励共振、反转磁化、重新聚焦共振或操纵共振并选择被定位在检查体积中的身体10的部分。也由身体RF线圈9来拾取MR信号。
为了借助于并行成像生成身体10的有限区域的MR图像，一组局部阵列RF线圈11、12、13被放置为与选定的用于成像的区域相邻。阵列RF线圈11、12、13能够用于接收通过身体线圈RF发射而诱发的MR信号。在并行发射应用中，阵列RF线圈11、12、13也可以用于例如针对RF匀场的目的的RF发射。
得到的MR信号由身体RF线圈9和/或阵列RF线圈11、12、13拾取，并且由接收器14解调，所述接收器14优选地包括前置放大器(未显示)。接收器14经由发送/接收开关8被连接到RF线圈9、11、12和13。
主计算机15控制通过均场线圈2’的电流以及梯度脉冲放大器3和发射器7，以生成多个MR成像序列中的任一个，例如，回波平面成像(EPI)、回波体积成像、梯度及自旋回波成像、快速自旋回波成像等。对于选定的序列，接收器14接收以快速顺序跟随每个RF激励脉冲的MR数据线中的单个或多个。数据采集系统16执行所接收的信号的模数转换，并将每个MR数据线转换成适合于进一步处理的数字格式。在现代MR设备中，数据采集系统16是专门采集原始图像数据的单独的计算机。
最后，由重建处理器17将数字原始图像数据重建成图像表示，所述重建处理器17应用傅里叶变换或诸如SENSE或SMASH的其他适当的重建算法。MR图像可以表示通过患者的平面切片、平行平面切片的阵列、三维体积等。然后，图像被存储在图像存储器中，可以在所述图像存储器中访问所述图像，以将切片、投影或图像表示的其他部分转换成用于可视化的适当格式，例如经由视频监视器18，所述视频监视器18提供对得到的MR图像的人可读显示。
图2示出了图示根据本发明的成像序列的示意图。所描绘的成像序列是受激回波序列，所述受激回波序列被细分成准备时期21和采集时期22。在准备时期21期间施加具有翻转角α的两个准备RF脉冲。将两个准备RF脉冲分开时间间隔TE。在两个准备RF脉冲之间施加失相磁场梯度Gmc2。在采集时期22期间生成具有翻转角β的读取RF脉冲的序列，所述采集时期22在时间上在准备时期21之后。FID信号I1和受激回波信号I2在每个读取脉冲之后被采集为梯度回波(gradient-recalled echo)。
紧接着准备序列21之后，通过以下公式给定纵向磁化：
Mz1＝cos2(α)·M0
其中，Mz1和Mz2分别指代无准备的(即，同相的)纵向磁化和受激回波准备的(即，失相的)纵向磁化。根据本发明，在不同的时间点TE1和TE1+ΔT处分别采集根据Mz1生成的FID信号I1和根据Mz2生成的受激回波信号I2二者。由以下关系来确定两个回波I1、I2之间的延迟ΔT：
ΔT＝Amc2/Gm
其中，Amc2指代失相梯度Gmc2的梯度时间区，并且Gm指代读出磁场梯度的强度。忽略T1效应和T2效应，由以下公式给定两个采集到的回波信号I1和I2：
I1＝S·C(TE1)sin(β)Mz1
I2＝S·C(TE1+ΔT-TE)sin(β)Mz2
其中，S表示复杂系统常数，其对于回波信号I1和I2是相等的，并且针对给定体素例如通过发射和接收线圈灵敏度来确定。β是读取RF脉冲的标称翻转角。C描述针对给定体素归因于PRF移位的信号失相：
其中，ρ和ρω分别指代质子密度和温度诱发的频率偏移(PRF移位)。积分描述在给定体素上的加和。为了根据本发明的温度映射的目的，可以根据FID信号I1与复共轭的受激回波信号的乘积来确定温度诱发的相移：
其中，有效的PRF移位编码时间tPRF,有效为：
tPRF,有效＝TE－ΔT
然后能够针对每个体素根据PRF方法来导出温度图，这是因为局部温度移位与PRF相移是成比例的：
其中，γ是旋磁比，并且B0是主磁场的强度。
能够通过使用图3所示的三重回波采集来增加基于受激回波的PRF移位测量的灵敏度。
图3示出了图示根据本发明的另一实施例的成像序列的示意图。该示意图示出了成像序列(底部)以及示出针对与静态、磁易感性有关的梯度(顶部)和切换的梯度(中央)的相干路径的相位图。读取RF脉冲序列包括准备时期21和采集时期22。读取RF脉冲β创建FID信号、受激回波STE和共轭的受激回波STE*，它们被采集为单独的梯度回波IFID、ISTE和由失相梯度Gm2来确定采集顺序。由切换的梯度Gm1、Gm(由较低的相位图ΦGr图示)来控制对三个梯度回波的计时。上方相位图Φoffr图示了静态非均质性的影响，以及因此对信号的谱编码的影响。
紧接着受激回波准备时期21之后，通过以下公式给出纵向核磁化：
Mz,FID＝cos2(α)·M0
其中，Mz,FID指代无准备的(即，同相的)纵向磁化，并且Mz,STE和指代两个镜像的受激回波准备的(即，失相的)纵向磁化贡献。横向磁化分量(即，来自第一RF脉冲α的FID，FID以及来自第二RF脉冲α的自旋回波)被强的破碎梯度破坏，并且将不被进一步考虑。因此，成像序列的读取RF脉冲β生成三个横向信号贡献：
IFID＝S·C(t)sin(β)Mz,FID
ISTE＝S·C(t-TS)sin(β)Mz,STE
其中，S表示复杂系统常数，其包括例如针对给定体素的发射和接收线圈灵敏度，并且β是读取RF脉冲的标称翻转角。同样，C描述针对给定体素归因于PRF移位的信号失相：
其中，ρ和ω指代质子密度和温度诱发的频率偏移，并且积分描述在给定体素上的加和。
根据本发明为了达到温度映射的目的，在该实施例中可以根据共轭的受激回波信号与复共轭的受激回波信号的乘积来确定温度诱发的相移：
其中，有效的PRF移位编码时间tPRF,有效为：
能够在此基础上通过使用针对ΔT的以上公式根据PRF方法来导出温度图。
在这些计算中抵消来自所使用的MR装置的发射/接收链的伪相移。有利的是，STE信号和STE*信号源于相同的起源，具有相同的幅度但不同的相位。仅根据STE信号和STE*信号的相位差来导出温度信息。因此，不再如图2中示出的实施例那样要求FID信号作为参考信号。然而，在短的回波时间处采集的FID信号仍然可以用于重建解剖结构图像和/或作为参考用于运动检测。
可以在本发明的以上实施例中通过在准备时期21之前施加脂肪饱和准备脉冲来解决PRF移位的脂肪污染的问题。备选地，可以使受激回波序列自身仅对编码水信号是谱选择性的。这能够例如通过用谱选择性RF脉冲代替准备RF脉冲中的一个(优选为第二个)来解决，以将RF能量仅施加于水物质种类。可以使准备RF脉冲和采集时期22的RF脉冲(不是如此高效)二者具有化学位移选择性，以抑制脂肪信号贡献。
尽管STE信号ISTE重新聚焦为受激回波，但是STE*信号进一步失相，并且因此通常在常规的受激回波实验中被丢弃。然而，图3中示出的成像序列采用经调整的切换的磁场梯度以采集全部三个信号贡献作为在故意选取的回波时间处的单独的梯度回波。由受激回波失相器梯度Gm2的极性来确定采集顺序(STE-FID-STE*或STE*-FID-STE)。在从例如采集带宽或RF以及梯度功率限制得到的通用序列计时约束内，可以独立地选择梯度回波时间(即，梯度回波顶部的时间)，以获得针对不同回波的期望的谱编码。例如，化学位移效应能够被编码成两个不同的STE回波信号和STE*回波信号。因此，具有灵活的回波时间的两点Dixon方法(参见Egger等人的“Dual-echo Dixon imaging with flexible choice of echotimes”(MRM 2011，第65卷，第96-107页)和Berglund等人的“Two-point Dixon methodwith flexible echo times”(MRM 2011，第65卷，第994-1004页))可以应用在根据STE*信号和STE信号重建的MR图像上，以分离水信号和脂肪信号。类似于常规的两点Dixon，将优选地选取大体同相/反相编码时间以优化该方法的稳定性。然而，与常规的Dixon序列相对比，不要求梯度极性的改变，这导致较短的序列并且减少与奇数/偶数涡流有关的相位误差。在对水贡献与脂肪贡献进行分离之后，仅根据来自水自旋对采集到的STE信号和STE*信号的信号贡献来导出温度图。