JP2926110B2 - 傾斜およびスピンエコー（ｇｒａｓｅ）イメージングを用いた超高速多重セクション全身ｍｒｉ - Google Patents

傾斜およびスピンエコー（ｇｒａｓｅ）イメージングを用いた超高速多重セクション全身ｍｒｉ

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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 1.発明の分野 本発明は、一般に、核磁気共鳴（NMR）現象と、MRI装
置内で患者のイメージ容積（image volume）から選択さ
れたNMR核類とを組み合わせて利用する、磁気共鳴イメ
ージング（MRI）に関する。より詳細には、傾斜とスピ
ンエコー（GRASE）MRI法とを有益な方法で組み合わせ
た、MRI NMRパルスシークエンスを達成するための方法
および装置に関する。
2.関連の先行技術 ここ10年程の間に、市販のMRIシステムが容易に利用
可能となった。いくつかの磁気共鳴分光イメージング
（MRSI）装置もまた、当該技術分野そして少なくとも研
究室の環境では、現在、非常によく知られている。MRI
およひMRSIの両方で、同様のMRI手法が用いられてお
り、本明細書中では、これ以降MRIという用語は、この
ような手法および装置の、どちらかまたは両方を表すた
めに集合的に用いられる。
従来のMRI装置では、検査される患者の解剖学的構造
が、所定の患者イメージング容積の中に配置される。そ
こでは、大きな磁石（例えば、極低温型、抵抗型（resi
stive）、および／または永久型）構造が、実質的に一
定で均一な磁場B0を生成する。イメージ容積中で基本の
磁場B0と傾斜磁場との迅速な重ね合わせが行われるよう
に、種々のタイプの従来型の傾斜コイル構造もまたMRI
装置に備えられる。代表的には、これらの傾斜磁場は
Gx、GyおよびGzと表記され‐‐、これらの傾斜が通常の
ｘ、ｙ、ｚカーテシアン座標（デカルト座標）系に沿っ
て配向していることを示している（B0場は、代表的に
は、同じ座標系のｚ−軸に沿って配向している）。ラジ
オ波（RF）コイルもまた、患者の組織中に位置する核類
に、および核から、RFシグナルを伝達および受信するた
めに、イメージ容積と緊密にRF連結している。
当業者に周知であるように、奇数の陽子を有する核
（例えば、水素核）では、その正味の回転磁気モーメン
トが、静止したバックグラウンドの磁場B0に沿って配向
する傾向にある。しかし（核の場所の磁場に比例した）
固有のラーモア周波数で適切なRFシグナルを受けると、
このような核の実質的部分である正味の回転磁気モーメ
ントは、静止した配向から傾くかあるいは歳差運動し得
る。次いで、このような電磁気的な歳差力から開放され
ると、核は静止した配向に再び戻ろうとし、−−そし
て、適切なMRI RF受信回路で検出し得る特徴的なRFシグ
ナルを発する。イメージされた容積内のNMR核の空間的
な分布を示すデータを生じるように、選択されたイメー
ジ容積中のNMR核にRF歳差パルスおらび傾斜磁場パルス
の特定のシークエンスを与えることによりNMR RF応答が
検出され得、そして（例えば、多次元フーリエ変換によ
り）処理され得る。次に、このようなデータは視覚的に
表示され、ここで二次元表示の画素の各々または画素の
群の強さまたは色は、イメージされた容積内のそれぞれ
に対応する空間的位置でのNMR核の密度を示す。
市販のMRIシステムは、特定のタイプのMRI効果のため
に、予めプログラムされた、RFおよび傾斜磁場パルスの
NMRシークエンスを行うための精巧なコンピュータ制御
システムを導入している。RFおよび傾斜磁場駆動装置の
操作上の限度内（例えば、振幅（magnitude）、立ち上
がりおよび立ち下げ時間、最大衝撃係数などについて）
であれば、事実上、任意の所望のNMRシークエンスをプ
ログラムし得る。これは、実際上無限の、多様な、RFお
よび傾斜磁場パルスの組合せおよび順列を可能にし、そ
してこれらの可能性のうち多数のものがいまだに検討さ
れていない。
多年にわたり、多数の異なるMRIパルスシークエンス
が開発され、種々のタイプの患者組織をイメージするこ
とに使用され成功している。数種の、より広く知られて
いるMRIパルスシークエンスを以下に簡単に記述する。
スピンエコー（SE）MRI（図２） 伝統的なSEでは、代表的には繰り返し時間インターバ
ルの各々、即ちTRの各々の間に、初期90°RF歳差パル
ス、次に１回またはそれ以上の180°RF歳差パルスを与
えてスピンエコーRF応答を形成する。所定のイメージを
得るために、180°RF歳差パルスあたり、ひとつのエコ
ーだけが得られる（複数のエコーが得られる場合、それ
らの各々は、それぞれ異なるエコーイメージのために使
用される）。位相エンコーディングされた「ｋ」−空間
の異なる部分を走査するように、SEの各々は、１つの次
元（例えばｙ軸）で、他の全てのSE応答とは異なって位
相エンコーディングされる。得られたｋ−空間データの
二次元フーリエ変換により、CRTなどの上に目的となる
視覚的なイメージを直接表示するために用いられ得るデ
ータが最終的に供給される。従って、この手法では、代
表的には、完全なイメージのために必要とされる位相エ
ンコーディングされたスピンエコーの数（例えば、256
または512）を得るためには、長いMRIデータ採取時間
（例えば、数分）が必要である。
エコー断層イメージング（EPI）MRI（図３） 伝統的なEPI手法は、代表的には、初期90°RF歳差パ
ルス（および必要に応じて180°RF歳差パルス）を用い
てスピンエコーを発生させる。このスピンエコーはその
後、迅速に極性を切り替えて、複数の「傾斜」エコー
（GE）の列を形成する、読みだし傾斜磁場により反復的
に再集束される。これらのGEの各々は、代表的には、こ
れらのエコー間に発生する、小さい一定の位相エンコー
ディング傾斜磁場または小さい傾斜磁場パルスにのいず
れかにより異なって位相エンコーディングされる。EPI
シークエンスは、非常に短時間（例えば数10ミリ秒）
で、完全なイメージセットを採取し得るが、相対的に非
常に高性能のMRIシステムハードウェアを必要とする。
MBEST、ABEST、およびInstascan、（Oridgeら、Magn.
Reson.Med.、Vol 10、p227（1989）;Feinbergら、Magn.
Reson.Med.、Vol 13、p162（1990）;Rzedzianら、Amer.
J.Roentgenol、Vol 149、p245（1987））は、Mansfield
らにより提唱された当初のEPI k−空間軌跡の変法であ
る。これらの方法では、エコー列の間にシグナル軌跡
を、ｋ−空間の位相軸に沿って連続的に転位（displac
e）する。
緩和増大を伴う迅速採取（Rapid Acquistion With Rela
xation Enhancement）（RARE）MRI（図４） 伝統的なRAREシークエンスもまた、代表的には90°RF
歳差パルスで開始する。次いで180°RF歳差パルスの列
が付与され、複数のスピンエコーを生成する。スピンエ
コーの各々は異なって位相エンコードされて連続的にｋ
−空間を走査する。しかし、ここでは、各エコーの後に
ｋ−空間の起点に戻るために反対極性の位相デコードパ
ルスを用いる。これは、180°RF歳差パルスの不備によ
り別に生じ得る、刺激されたエコーのアーチファクトを
抑制する手助けとなる。180°RF歳差パルスがエコーの
各々を発生させるために必要なので、必要なイメージ採
取時間はEPIを用いる場合よりもかなり長い。EPIが、代
表的には、「１ショット」（即ち１つのTRインターバ
ル）で実施され得るのに対し、RAREはまた、代表的に
は、完全なイメージデータセットを収集するために、複
数の励起（即ち、複数のTRインターバル）を必要とす
る。
スモールフリップアングル法（Small Flip Angle Metho
ds）（図５） 伝統的なスモールフリップアングル（例えば、GRAS
S、FLASH、FISPなど）MRIは、短縮した反復時間TR内
で、比較的高いシグナル対ノイズ比（S/N）を維持する
ために、マグニチュードを減小させた初期RF歳差パルス
（即ち90°未満、例えば45°またはそれ未満）を使用す
る。おそらく、この方法の主要な欠点は、得られるイメ
ージコントラストが、SE MRI−−これは、臨床用MRIで
現在受け入れられている標準である−−を用いて得られ
たものと異なるものである。
EPI（例えば、Mansfieldら、J.Magn.Reson.,Vol 27,p
101（1977））は、MRIシステムに多大なハードウェアの
要求を課すことで知られている；これらは静磁場B0均一
性、傾斜磁場力および傾斜磁場スイッチング時間を含
む。エコー断層イメージングのRF再集束された変法、即
ちRARE（例えば、Henningら、Magn.Reson.Med.,Vol 3,
p.823（1986））は、化学シフト、イメージ歪みおよび
他の磁場不均一性の影響によってはそれほど妨げられな
いが、それはかなり遅い。スライス選択180°RF歳差パ
ルスの使用は、傾斜極性スイッチングよりも長時間を要
する（マイクロ秒に比べミリ秒の範囲）。RAREの第２の
欠点は、その非常に高いRFエネルギーの蓄積、SARであ
り、そしてそれは、人体に対して現在許容し得る安全限
度を超過し得る。
EPIおよびRAREの制限を最小にするために、先に提案
された１つのアプローチは、シングルショット内部容積
イメージングについての先の研究（Feinbergら、Procee
edings Fifth Annual Meeting of the Society of Magn
etic Reasonance in Medicine、p.950（1986））で提案
されたように、エコー列中で、傾斜およびRF再集束を交
互させることである。このアブストラクトは、論理的に
理解できないだけでなく、スライスの単一のサブセクシ
ョン（横の横断スライスにより定義される）との使用の
ために開示されたにすぎない。さらに、それはGEとSEを
組み合わせるためのいかなる指示をも開示していない。
また、先に公開されたこのアブストラクトは、実際にGE
をSEと組み合わせる際に生じるアーチファクトおよび誤
差の種々の潜在的な原因を、認識せず、または取り扱っ
ていない。
MRIは過去10年間にわたり急速に改良されたが、多重
セクション2DFTスピンエコーイメージング（Crooks、Ra
diology（1982））が、MRIによる胴体および頭部の日常
的な臨床MRI研究のための最も一般的に受け入れられた
標準に留まっていることは驚きである。1982年の最初の
研究以来、ハードウェアーの改良およびパルスシークエ
ンスの改良（Feinbergら、Radiology（1985））によ
り、イメージシグナル対ノイズ比（S/N）は進歩的に増
大している。得られたシステムのより高いS/N比は、励
起数（NEX）を減少させることで、より速いイメージン
グ時間を可能にし、またそうしない場合は、S/N比を上
げるために用いられている。データの共役的合成（Half
FourierまたはNEX＝1/2）は、スピンエコーシグナルに
おける自然の対称性を、位相エンコーディングされたシ
グナルの半分のコンピューター合成に有利に用いること
により、イメージング時間において、さらにほぼ２倍の
減少をもたらす。共役的合成法は、通常のスピンエコー
イメージングと同一の組織コントラスト、化学シフトお
よび空間分解能を有するが、多くのT2強調されたスクリ
ーニング検査には受容可能ではあるが、約30％〜40％の
予期されたS/Nの減少を伴う。
より速いイメージングのための代替アプローチである
RARE（Henningら、Magn.Reson.Med.Vol 3,p.823（198
6）;HenningらMagn.Recon.Imag.,Vol 6,p391（1988））
は、シグナル励起の複数のサイクル（TR）の間に位相エ
ンコーディングを実行することでイメージング時間を短
縮する。イメージングセクションの数の減少は、不利な
条件であり得る。しかし、これらのイメージは従来のス
ピンエコーイメージングと同様のコントラストを有し、
NEX＝１スピンエコー技術よりイメージング時間を８〜1
6倍減少させる。イメージング速度は、現在、多数の180
°RF歳差パルスの急速な印加による、人体におけるRARE
の増大されたRFエネルギーの沈着（SAR）により制限さ
れる。要するに、RAREのイメージング速度は、NMRシグ
ナルが読み出し得ない間の複数のスライス選択180°RF
パルスに必要な、かあり長い合計時間により物理的に制
限される。
EPI（Manfieldら、J.Magn.Reson.,Vol 27,p.101（197
7）では、急速な傾斜極性スイッチングによるシグナル
再集束が、より遅いRAREのRF再集束の代わりに使用され
得る。このように、EPIおよびその近代的改変法（MBEST
およびInstascan）の両方は、100m秒未満のイメージン
グ時間でイメージをつくり上げ得る。
これらのEPI法は、（周波数軸上よりも）イメージ位
相軸上により大量の化学シフト、代表的には、水と脂肪
との間に10画素（pixel）の位置ずれ（mis−registrati
on）を生ずる。この問題は、脂肪抑制法（fat suppress
ion methods）を用いて防ぎ得る。EPIイメージは、代表
的には、スピンエコーイメージングよりも空間分解能お
よびS/N比が低いが、多重励起サイクル（多重TR）と当
初のシングルショット技術よりもイメージング時間を長
くすることとで改善され得る。高い最大傾斜強度および
短い傾斜立ち上がり時間を有する傾斜ハードウェアー
が、今日まで、一握りの研究所にEPIの使用を限定して
きたEPIのために必要である。
（同じ空間容積に向けられた）スライス選択RF歳差パ
ルスが、スピンエコーおよび傾斜エコーの両方の生成に
関与するMRI技術に関係すると思われる、いくつかの発
行された特許もまた知られている； 米国特許第4,796,635号−Dumoulin（1989）； 米国特許第4,818,942号−Rzedzian（1989）； 米国特許第4,833,407号−Hollandら（1989）； 米国特許第4,896,113号−Pelc（1990）；および 米国特許第4,901,020号−Ladebeckら（1990）； Dumoulinは、主に傾斜反転（gradient reversals）
（即ち、「傾斜エコー」）により生成された従来のエコ
ーシークエンスを使用するようである。TRインターバル
の各々で、複数の180°RF歳差パルスを使用する示唆は
ない。
Rzedzianは、90度−180度のRFパルス対の各々の後
に、複数の傾斜エコーを使用するようである。ｋ−空間
の特定の走査もまた含まれる。しかし、この文献中に
は、各TRインターバル中で、180度RFパルスのを繰り返
すこと、およひ初期90度RFパルスの後の複数の傾斜エコ
ーサブシークエンスについてはいかなる示唆もないよう
である。−−また、ｋ−空間の非連続的な横断について
も、いかなる示唆もないようである。
Hollandらは、TRの各々で単一のスピンエコーおよび
少なくとも１つの傾斜エコーを発生させ、そして、単一
のイメージを構築するために、それぞれの共通のｋ−空
間中にマップする。TRの各々における位相エンコーディ
ングパルスは、ｋ−空間の約1/4だけオフセットされ、
ｋ−空間上部の２つの1/4部分は、連続的なTRインター
バルが発生するにつれ、それぞれ斬進的に完成される。
その後、複合共役（complex conjugation）を用いてｋ
−空間の下部1/2を対称的に構築する。単一のエコー列
中で複数のスピンエコーを使用する意図はなく、このた
めパルスシークエンスダイアグラムは、傾斜エコーの１
つのスピンエコー群の後では、シークエンスの過剰を示
すのである。１つのTRインターバル中で多重180°RFパ
ルスの示唆もない。Hollandは、TR励起の各々の間に単
一のスピンエコーを伴う「多重」TR励起を使用する−−
それは、２つの傾斜エコーでさらにエンコードされ、さ
らにこの２つの傾斜エコーは、複合共役されて、２つの
追加の合成シグナルを生成し、このため、スピンエコー
イメージングからイメージング時間において４つの削減
の要素を有する。
Pelcは、TRの各々の間（即ち、90°RFパルスの各々の
後）に、複数のスピンエコーおよび複数の傾斜エコーを
使用する。しかし、それらは、すべて同じ位相エンコー
ディングを伴いそして平均化に使用して、ｋ−空間の同
じライン中にマップする。換言すれば、Pelcは、イメー
ジング速度を改善するために、多重スピンエコーから得
たデータを組み合わせない。代わりに、Pelcは、単に種
々の誤差の修正のためにのみ、第２のスピンエコーに隣
接する傾斜エコーから得た情報を使用する。
Ladebeckらは、単一のTR内で、少なくとも１つのスピ
ンエコーおよび複数の傾斜エコーを使用するようであ
る。しかし、スピンエコーおよび傾斜エコーは、個別の
独自のイメージを生成するために、ｋ−空間中に別々に
マップされるようである。そしてまた、180°RFパルス
の後で、いくつかの傾斜エコーを採用する示唆はまった
くない。
出願人の関心を引く先行技術のサーチは、現在あまり
関連しないようでさえあるが、以下である。： 米国特許第4,792,758号−Sattin（1988） 米国特許第4,800,889号−Dumoulinら（1989） 米国特許第4,871,967号−Rotemら（1989） 米国特許第4,893,081号−Zur（1990） 米国特許第4,896,112号−Ratzelら（1990） 米国特許第4,959,611号−Brovostら（1990） 現在、我々の知るおそらく最も類似する先行技術は以
下である： RzedzianおよびPykett IL,Amer.J.Roentgenol.49,245
（1987）； Feinberg DA,米国特許第4,684,891号（Aug 1987）； Henning J.Feieburg H.Magn Reson Imag:6:391（198
8）； Mansfield P,Ordidge RJおよびCoxan,J.Phys E21,278
（1988）；およびFeinbergら、1986 SMRM Abstract。
Rzedzianら、Henningら、およびFeinbergらの文献
は、上記で既に簡潔に言及した。Feinbergの1981年の特
許は、TRインターバルの各々でスライス選択90°および
180°RFパルスを用いる例であり、T2修正後の位相エン
コードされたスピンエコーの列を生成し、共通イメージ
のためにｋ−空間を満たすために用いられる。
発明の簡単な要旨 Feinbergら（前記Soc.Magn.Res.in Med.p950（198
6））によって以前になされた、傾斜エコーとスピンエ
コーとをTRインターバルの各々において結合しようとす
る限られた試みは欠陥のあるものであったが、我々はこ
の問題に取り組み、そして成功した。即ち、本発明者ら
は、GE（例えばEPIに用いるような）とSEとを効率的に
結合することによって、各先行技術中のMRI技術で別個
に得られる利点の多くが得られ、かつそれら個々の技術
で以前に見受けられた相対的欠点を避け得るような実用
可能クラスのMRI NMRパルスシークエンスを発見した。
単一のTRインターバル中で連続的な180°RF歳差パルス
の間で多重の短傾斜エコーの列を作成することにより、
場不均一性および化学シフトの影響が、隣接する180°R
Fパルス間の比較的短時間の間に−−EPIにおけるよう
に、より長い全エコー列の時間でなく−−現れる。RARE
に対する利点は、RFパワー沈着（SAR）の低減およびイ
メージング時間の高速化などである。本明細書では傾斜
およびスピンエコー（GRASE）イメージングと定義する
この組み合わされた励起アプローチは、EPIとRAREとの
中間の非常に高速なイメージング速度を維持する。
GRASEの例示の実施例は、TRインターバルあたり１つ
以上の180°RF歳差パルスを使用し、そして得られるす
べてのエコーデータを共通のｋ−空間イメージ平面中に
結合することにより速度を高める。EPI技術（MBESTおよ
びInstascanと呼ばれる最近の変形例でさえ）は、シー
クエンス中でTRインターバルあたり唯１つの180°RFパ
ルスを用い、そして単一のHahnエコー時間周辺からのデ
ータを結合する。TRインターバルあたり複数の180°RF
パルスを使用することにより、GRASEは、場不均一性に
起因する化学シフトおよび歪誤差の量を制限する。
この新規なGRASE技術は、伝統的なスピンエコーイメ
ージングと同様の組織コントラストで、かつSARのさし
たる増加なしに高速イメージングを達成する。現在の例
示の実施例では、GRASEはスピンエコーイメージングよ
りも約25倍速く、しかも高空間解像度および高イメージ
品質を維持している。
２秒のTRで、18秒間で行う身体の多重セクションイメ
ージングは、呼吸動作に起因するイメージ劣化を克服
し、ぜん動に関連するアーチファクトを低減する。例示
のGRASE技術の利点は、化学シフトの低減、場不均一性
に起因するイメージ歪の低減、および傾斜ハードウェア
を改変することなく臨床MRシステムで示された性能など
である。T2強調の腹部MRIにおける大きな向上も有り得
る。
スライス選択90°RFパルスおよび複数のスライス選択
180°RFパルスが、各TR毎にスピンエコーシグナル列を
生成する。スピンエコーシグナルの各々はまた、複数の
読み出し傾斜を用いて繰り返し再集束され、スピンエコ
ーの各々から多重の傾斜エコーシグナルを生成する。こ
のプロセスを標準的な多重セクション励起スキームにお
いて組合せ、イメージング時間あたりの正味のシグナル
／ノイズ比の増大によりおよび24倍という大幅なイメー
ジング時間の短縮により、現在のイメージング法に対し
大幅な向上を可能にする。
本発明は、他の以前の研究が、代表的には傾斜エコー
またはスピンエコー単独のいずれかを用いてイメージを
生成していたのに対し、スピンエコーから多重の傾斜エ
コーを生成する。GRASEのRARE（多重スピンエコー技
術）、に対する利点は、90°RF励起あたりの生成シグナ
ル数の増大（高速イメージング）、イメージング時間あ
たりのより高いシグナル／ノイズ比、およびRFパワーの
人体への沈着（SAR）の低下などである。エコー断層イ
メージング（EPIまたは傾斜エコー技術）に対する利点
は、T2*減衰の減少、イメージあたりのより高いS/N、場
不均一性および化学シフトアーチファクトによるイメー
ジ歪の減少などである。EPIと異なり、GRASEは、市販の
MRIイメージャーで実施し得る。
GRASEは、T2強調のイメージを約18秒、即ち１回の息
こらえの時間で生成することを可能にし、人体の腹部お
よび胸郭の呼吸運動によるMRI曇り（blurring）をなく
すことができる。これらの多重スライスT2強調イメージ
は、現在のイメージの約1/24の時間で得られ、長い時間
インターバルでは動きがちな患者、例えば小児科の患者
または緊急外傷患者の素早いイメージングを可能にす
る。イメージの拡散（diffusion）感度は、レーザー療
法が介在した場合の熱的イメージングを可能にする。GR
ASEはまた、より複雑な方法、3D多重スラブイメージ、
高空間解像度（512×512の画素アレイ）、およびフロー
イメージングのイメージング時間を減少するために用い
られ得る。ほぼ「リアルタイム」あるいはcine−MR法も
またGRASEの延長で有り得、診断器具としてのMRIに、現
在超音波イメージングで使用されているような利点をも
たらす変化を可能にし得る。GRASEシークエンスは、実
際に任意の市販のMRIイメージャーに組み込まれ得る。
傾斜磁場性能（最大強度、立ち上がり時間、および安定
性）は、励起サイクルの各々で得ることが出来るシグナ
ルの最大数を決定する。各スピンエコーあたり２以上の
傾斜エコーは、好ましくは、傾斜エコー間の変化するT2
*影響、T2影響および位相シフトのための追加のデータ
補正を含む。
EPIの秒以下のイメージング時間は心臓の運動による
アーチファクトを大部分克服するが、GRASE MRIを用い
る20秒未満のイメージングは、患者の息こらえが可能な
程度に、また、T2強調多重セクション身体イメージング
の臨床的有用性を現在のところ制限している呼吸動作に
よるアーチファクトを実質的になくす程度に十分速い。
これを目標として、本発明者らは、傾斜再集束技術とRF
再集束技術とを組合せた。傾斜再集束法を用いて、多重
RF再集束スピンエコーの各々から数個のシグナルを生成
し、RAREに比較して著しい時間的向上およびSARの減少
を達成する。同様に、イメージ品質が非常に高レベルで
維持され、そしてEPIよりもずっと少ない化学シフトが
保たれる。更に下記に説明するように、GRASEを実現し
ようとする試みは、GRASEエコー列における場不均一性
および化学シフト影響という内在する変調に起因する一
見相当な障害を包含する。このことが、RAREおよびEPI
技術で代表的に用いられるｋ−空間イメージ軌跡とは顕
著に異なる、例示のGRASE実施態様におけるまったく新
規なｋ−空間イメージ軌跡へとつながった。比較すれ
ば、例示のGRASE k−空間軌跡は、イメージ化学シフト
および場不均一性誤差を低減するために、ｋ−空間位相
軸上の多重の不連続的なおよび意図して変調した経路
を、エコー列における時間の関数として走査する（swee
p out）。
例示のGRASE技術は、複数の180°RF再集束パルス間で
多重の傾斜再集束を使用し、そして得られるシグナル
を、得られたシグナルの数に比例してイメージング時間
を短縮して１つのイメージに結合する。この複合方法を
行うことは、現在公知のイメージング方法のいかなる端
的な組合せによっても、例えばエコー断層傾斜エコーイ
メージングと多重180°RF RAREとを結合させても、可能
であるとは考えられない。
この点で、GRASEは、エコー断層タイプシークエンス
の単一スピンエコーから単純に多重傾斜エコーを生成す
る方法（何人かの他者が追求した）ではない。そのよう
な先行研究の欠点の１つは、場不均一性誤差、T2*減
衰、化学シフト、および低い信号／ノイズ比であり、そ
れらはすべてEPIの知られた問題点である。
本発明者らのGRASE MRI技術は、例示のイメージシー
クエンスの４つの好ましい特徴（様々な副次的な組合せ
および変形例で用いられ得る）のため、少なくとも部分
的には最も成功したものであると考えられる。
I.エコー生成 最初に、前記のように、スピンエコーあたりまたは各
180°RF歳差パルスあたり２またはそれ以上の180°RFパ
ルスおよび２またはそれ以上の傾斜エコーを用いて、傾
斜エコーとスピンエコーとを順次結合する。この第１の
ステップはSAR、化学シフト、場不均一性誤差、および
シグナルのT2*減衰を減少し、そしてシグナルのマグニ
チュードを増大してより高いシグナル／ノイズ比を得
る。
II.k−空間軌跡 第２に、本発明者らの例示のGRASE技術は、残存する
小さな場不均一性誤差を復調する（これは、そうでなけ
れば、本質的に、これらの傾斜エコーおよびスピンエコ
ーが結合された場合、変調され得る−−即ち、ｋ−空間
で挿入された（interleaved）様式で並置され、そして
一緒にフーリエ変換されて単一のイメージを作る）。こ
の第２のステップをおこなうことなしには、多重の180
°パルスの使用による場不均一性誤差および上記問題を
減少する利点は十分に達成されない。なぜなら、エコー
列全体を通じて配置された残留小位相誤差の不連続パタ
ーンから生じ得る激しいイメージアーチファクトが発生
し得るからである。従って、多重の一時的に続発する傾
斜磁場および180°RF再集束によってシグナルが一旦得
られれば、好適には唯１つの位相エンコーディングの特
定の復号順次を用いて、この残存する小さな場不均一性
の周期的パターン（変調）、および2Dおよび3D k−空間
の位相軸上の化学シフト位相誤差が低減されまたは実質
的になくなる。
III.初期励起を用いる位相およびマグニチュードの補正 初期励起（定常状態TRを確立するための）はいずれに
せよ一層好ましいので、本発明者らはこの機会を使用し
てテンプレートデータセットを得、そこからその後の完
全なイメージデータ採取シークエンスのために、位相誤
差およびT2、T2*減衰が測定され得る。一旦このように
して得られたならば、好ましくは、それを用いて位相配
列およびT2およびT2*減衰についてそのようなイメージ
データの全てを補正する。
IV.エコーシフト この特別なGRASE位相エンコード軌跡は、それ自体、
好結果のフーリエ変換イメージを形成させるために十分
であり得る。しかし、それでも位相誤差のいくつかのわ
ずかな不連続性がデータセットに残り得る（何故ならシ
グナルはHahnエコー時間に関しては同じそれぞれの時間
的な位置ですべて記録され、位相誤差の不連続なまたは
段階状パターンに至るからである（段階の数は180°RF
再集束パルスのそれぞれの間の傾斜エコー数と等し
い））。特定パターンの傾斜エコー群のそれぞれの時間
的な位置を、異なって時間シフト（Hahnエコー時間に対
して）させることにより、この段階状パターンは多重の
より小さな段階に細分化される。このようにして、デー
タセットは、（ｋ−空間を通じて）実質的に連続す位相
誤差の直線状の改変を有するようにされ、フーリエ変換
は入力として本質的に線型データを有する。本発明者ら
の実験によれば、この段階なしには、水分が多い組織に
隣接する脂肪を有する身体中の領域は、この組織境界に
対応するアーチファクトシグナルのバンドを有し得るこ
とが示されている。従って、このエコー時間シフトの工
程は、実質的に完全にアーチファクトのないイメージを
最終的に作成する。
これらの工程は、好ましくはすべて一緒に本例のGRAS
E技術で用いられ、非常に高質なイメージを超高速イメ
ージング速度で生成する。長いエコー列の非類似の位相
エンコーディングされた傾斜エコーを有する、その他の
既知の超高速イメージング法（例えばEPI、MBESTおよび
Instascan）は、傾斜システムハードウェアにこれら誤
差を減少させるための高価な改良を施すことによってし
か埋め合わすことができない大きなイメージアーチファ
クト、化学シフトおよびシグナル／ノイズ損失をともな
って実施される。しかし、これら後者の技術は、非常に
大きなバンド幅のシグナルを必要とするため、イメージ
シグナル／ノイズ比に大きな代価を払わなければなら
ず、それでいて場不均一性誤差および化学シフトの問題
を克服しない。
第１の例示のGRASE工程は、先のFeinbergらによる198
6年のSMRMアブストラクト中に示唆されていると論じら
れ得る。しかし、そこで実際に論じられているのは、
「内容積イメージング」と呼ばれる異なったパルスシー
クエンスである。いずれにせよ、傾斜再集束と180°RF
再集束とを組み合わせるいかなる具体的な方法も記載さ
れていない。その２つがなぜかはっきりわからないが組
み合わせられることのみが述べられており、いかなるパ
ルスシークエンスダイアグラムも示されていない。更
に、MRIの専門家らは、このアブストラクトに記載され
ている方法をまだ理解し得ていない。実際、この1986年
のアブストラクトは、人体のまたは生物学的なイメージ
をうまく生みだし得なかった失敗実験例を記載してい
る。油および水成分を一緒にイメージ使用と試みたとき
に現われた非常に大きな誤差に起因する均質な油または
水の影絵のイメージのみが作成され得た。Feinbergらの
1986年のアブストラクトはまた、「内容積−エコー断層
イメージング」と呼ばれるイメージング法を記載してい
るにすぎず、この方法では、90°RF励起と180°RF再集
束との直交平面（平行でない、即ち実質的に合同の（co
ngruent）、例示の多重スライスGRASEシークエンスと同
様な容積選択NMR RF励起）を用いてより小さなサブセク
ションイメージのみが−−例示のGRASE技術において生
成されるような横断面（cross−sectional）イメージで
はなく−生成され得るにすぎない。
3DFTイメージング法は、３つの空間次元を独立にエン
コーディングし、データ採取時間についての激しい要求
でよく知られている。多重セクション採取を伴う3D空間
エンコーディングの導入は先に評価されており（Crooks
ら）、そこではスラブあたり256×８スライスのために
長いイメージング時間（Ｔ＝TR×PEy×PEz×NEX）が必
要とされた。従って、T2強調イメージについて、Ｔ＝
（２秒）×（256）×（８）×（１）で64分を必要とす
る。多重サイクルGRASEイメージング法を融合すること
により、連続3D T2強調イメージを、より受容可能なイ
メージング時間で得ることが可能であることが見い出さ
れた。
図面の簡単な説明 本発明の上記およびその他の利点ならびに目的は、例
示のクラスのGRASE MRI NMRパルスシークエンスに関す
る以下に詳述する開示を、添付の図面を参照しながら熟
読することによってより完全に理解される。
図１は、例示のGRASE MRIパルスシークエンスを行う
ためのMRIシステムの一般化かつ簡略化した模式ブロッ
ク図である。
図２から図５は、種々の先行技術MRIパルスシークエ
ンスを模式的に示す。
図６は、位相デコーディングしないで得られるデータ
のエコーからのT2およびT2*減衰によるマグニチュード
変化をグラフで示す。
図7Aは、現在のところ好ましいタイプのGRASE MRIパ
ルスシークエンスを模式的に示す。ここではRF再集束さ
れたエコー列がCPMGスキームを用いてそしてRFエコーの
各々内に形成され、そして多重系列のデータが傾斜の反
転を用いて得られ、その一方データ系列の各々は、Gy傾
斜パルスにより異なって位相エンコーディングされ（各
々のシグナルの番号は図7Bのｋ−空間位置に対応す
る）、そしてシークエンス全体が、位相エンコーディン
グローブをわずかに変化させて（矢印）繰り返される。
図7Bは、図7Aの例示のGRASE MRIパルスシークエンス
のｋ−空間軌跡（ここで、左側の番号は、図7Aのシグナ
ル番号に対応する）を示し、そしてRF再集束されたエコ
ーごとにおいてｋ−空間の実質的な部分を走査するため
の軌跡を示し、ここで各場合において開始位置がわずか
に異なり（即ち、オフセットし）、そしてそれ故多重の
連続励起サイクルが挿入（interleave）されてｋ−空間
を満たす。
図7Cは、図7Aの例示のGRASEシークエンスのｋ−空間
の満たされたデータ構造を模式的に示す（右側はｋ−空
間データセットを示し、矢印はデータサンプリングの方
向を示し、左側はT2およびT2*減衰、「化学シフト」に
起因する位相シフト、および位相軸上の場不均一性を示
す）。
図8A−8Cは、ａ）例示の図7AのGRASEシークエンス、
ｂ）RAREシークエンスおよびｃ）EPIシークエンスのｋ
−空間軌跡の比較を示す（左側の番号はエコー列におけ
る時間の関数としてのシグナル番号の順番に対応し、EP
IおよびRAREではｋ−空間軌跡が位相軸上で連続的に転
位するが、GRASEでは時間軌跡が不連続であり、そしてR
F再集束されたエコーごとに、各180°RFパルス後の開始
位置がわずかに異なってオフセットされ、そしてその後
挿入される（interleaved）様式でｋ−空間を満たし、G
RASEおよび多重サイクルRAREではｋ−空間のほとんどす
べてにわたって走査されることを示している。RAREおよ
びEPIではky位相軸に沿って時間が合って連続的に移動
し、EPIでは化学シフトおよび場不均一性誤差がｋ−空
間軌跡全体を通じて蓄積する。
図９は、例示の3D GRASE MRIシークエンスを模式的に
示す。
図10は、例示の拡散強調されたGRASE MRIシークエン
スを模式的に示す。
図11は、イメージの質をさらに向上させるためにすべ
てのGRASE MRIシークエンスで好適に用いられる、例示
のエコー時間シフト技術を模式的に示す。
図12A−12Bは、図11の例示のエコー時間シフト技術を
さらに模式的に示し、そしてこのようなエコー時間シフ
トを有するおよび有さない場合の、同じｋ−空間内と蓄
積された位相シフトアーチファクトとにおける、エコー
時間シフティングの影響を示す。
発明の好ましい例示の実施態様の詳細な説明 代表的なMRIシステムは、図１にブロック形態で模式
的に示される。ここで、大きな主要磁石50（例えば、極
低温もしくは抵抗性電磁石またはその組合せ、または特
に低場MRIシステムの場合には永久磁石構造）は、実質
的に均一なバックグランウド磁界B0を、患者のイメージ
容積52全体に一定して発生させるために使用される。さ
らに図１に示されように、代表的には、B0は、一般的な
デカルト座標系のｚ軸に平行となるように配列される。
従来の傾斜磁場コイル54は、代表的には、主要磁石構造
内に配置され、個別に制御されて、任意の垂直座標方向
（例えば、通常、傾斜磁場Gx、Gy、Gzと呼ばれる）に沿
って、患者のイメージ容積52内のバックグラウンド磁界
に１つまたはそれ以上の所望の傾斜磁場に迅速に発生さ
せ得る。RFコイル56（オペレーションを伝送および受信
する単一なコイル、またはそれぞれ異なるRFシグナルを
伝送するための異なったコイルであり得る）は、患者の
イメージ容積52と緊密に連結される。RFコイル56は、NM
R RFシグナルの、患者のイメージ容積52内のNMR核へ伝
送および／またはNMR核から受信を可能にする。
従来より、これらの構成要素は、MRI RFおよびシステ
ム制御60（そのほとんどは、主要磁石50のシールドされ
たガントリー室外の個別の部屋に通常配置される）と通
信される。さらに、MRI RFおよびシステム制御60の一部
またはMRIコンピュータシステムの個別のサブセットと
して、イメージ再構成および処理装置62が、生のRF NMR
シグナル応答（通常、適切なRFシグナルの調整およびデ
ィジタルサンプリングした後）を処理するために提供さ
れて、制御コンソール64のCRTスクリーン上に視覚イメ
ージを生成する（または、磁気、シリコン、写真フィル
ム、もしくは他の視覚表示媒体に視覚し得るディジタル
化イメージを生成する）。通常、オペレータは、コンソ
ール64のキーボードから、MRIシステムオペレーション
全体（特に所望されるMRIパルスシークエンスを含む）
を制御し得る。
さらに、図１には、以下に説明される例示のGRASE MR
Iパルスシークエンスを行うための適切なGRASE制御プロ
グラムを含む制御プログラムメモリが模式的に示され
る。MRIの複雑な技術に関する当業者は、プログラムコ
ード、フローチャート等の形態の例示のプログラミング
を詳細に開示しなくても、例示のGRASE MRIパルスシー
クエンスを任意の特定のMRIシステムのための適切なコ
ンピュータ制御プログラムにルーチンに変換し得るはず
である。図１のメモリ66は、磁気ディスク、磁気テー
プ、シリコン記憶媒体等の任意の従来のプログラム記憶
媒体を含み得る。コンソール64でオペレータ制御により
選択されると、メモリ66すのGRASE制御プログラムが呼
び出され、MRI RFおよびシステム制御60によって実行さ
れて、以下に説明する例示のGRASEパルスシークエンス
のRF NMR歳差パルスおよび傾斜磁場パルスの所望のシー
クエンスを生成する。
図２−５に示される代表的な先行技術のMRIパルスシ
ークエンスについてはすでに説明したので、ここではそ
れより詳細な説明は必要ではないであろう。従来のMRI
パルスシークエンスが、以降の図面および本特許出願の
明細書に記載される例示のGRASEパルスシークエンスと
は、かなり異なるものであるという説明で十分である。
本発明によるGRASEパルスシークエンスの一例を図7A
に示す。選択されたスライスは、まず、90°のRF歳差パ
ルスで励起され、その後、スピンエコーの列が、２つま
たはそれ以上の180°のRFパルスで生成される。RF再集
束されたスピンエコーの各々については、複数の傾斜エ
コーが、読出し傾斜の極性を急速に切り換えることによ
って生成される。このように生成されたエコーの各々
は、傾斜エコー列の各々および傾斜エコーの各々の間の
短い輝点（blips）の始めおよび終わりで、パルスを位
相エンコーディングおよび位相デコーディングすること
によって、位相が異なってエンコーディングされる。こ
の特定の例示の位相エンコーディングスキームのｋ面表
示は図7Aおよび7Bに示される。現在市販されているスキ
ャナで実行するためには、シークエンスは、各励起サイ
クルでわずかにオフセットした位相エンコーディング傾
斜で繰り返さなければならない。その結果、ｋ面全体が
最終的に、挿入された（interleaved）様式でカバーさ
れる。しかし、より迅速なハードウエアが利用できるな
らば、１ショット（即ち、ただ１回の初期90°NMR励起
を伴う1RTインターバル内）で全イメージを走査するこ
とも可能である。
GRASEパルスシークエンスは、RF再集束されたエコー
および傾斜再集束されたエコーの両方を利用する。傾斜
エコーを使用する利点（例えば、RAREシークエンスに対
する利点）を以下にいくつか挙げる： ・より迅速である。再集束RFパルスのオーバーヘッドが
より少ないため、エコーあたりに必要な時間は、RAREシ
ークエンスに対してよりも短い。
・パワー沈着がより少ない。RAREシークエンスの問題の
１つに、患者に対する高度のRFパワー沈着がある。本発
明のGRASEシークエンスは、RAREより少ないRFパルスを
使用するため、SAR値は、現在のFDAガイドラインにまで
低減され得る。
RF再集束されたエコーを使用する利点（例えば、エコ
ー断層シークエンスに対する利点）を以下にいくつか挙
げる： ・アーチファクトが少ない。エコー断層イメージングで
は、場不均一性が、得られたイメージで空間的な歪を生
じる。再集束RFパルスを用いることによって、本発明の
GRASE法は、場不均一性に対する感受性が低い。
例示のGRASEシークエンスにおいて、１励起あたりのR
F再集束エコー数および再集束RFパルスあたりの傾斜エ
コー数は、シークエンスを特定の応用において最適とな
るように調整し得る。例えば、１励起あたり8RFエコー
および再集束RFパルス（G4−R8）あたり４傾斜エコーを
用いて、20msのRFエコーインターバルおよび2msのサン
プリングウインドウを用いて、１励起あたり32のエコー
が収集され得る。これは、現在市販されているスキャナ
ーを用いて成し遂げられる。2000msecのTRでは、256×2
56の多重スライスイメージが16秒で得られる。
小さなタイミング誤差または傾斜誤差は、再構成され
たイメージにおいて位相誤差を生じ得る。通常、マグニ
チュードイメージが使用され、そしてそれ故この種の位
相誤差はイメージに影響を与えない。しかし、位相誤差
の量がエコーの各々について異なると（GRASEシークエ
ンスでは起こり得る）、たとえマグニチュードイメージ
のみが得られるときでもゴーストアーチファクトが発生
し得る。また、各エコーのマグニチュードは、T2減衰お
よびT2*減衰が原因で変化する。これはまた、ゴースト
様のアーチファクトを生じる。
これらの誤差は、位相エンコーディング傾斜パルスを
ターンオフしたときに得られるプローブデータセットを
用いる工程によって、少なくとも部分的に補正され得
る。これは、走査時間を増加させずに、定常状態を確立
するために使用される最初の励起で行われ得る。
補正工程 1.テンプレートデータ収集 位相エンコーディングパルスをターンオフした状態
で、NGE×NSE「テンプレート」データセットを収集す
る。これは、イメージングシークエンスの最初の90°RF
歳差励起で行われ得る。最初の付加励起がいずれにして
も、イメージデータの最初の測定の前に定常状態を確立
するために必要であるため、このテンプレートデータ収
集は、さらなる走査時間を必要としない。このテンプレ
ートファイルから、３種類の情報、即ち、位相誤差、T2
およびT2*減衰が得られる。
2.位相補正 位相誤差は、主として、種々のハードウエアタイミン
グ誤差から生じる。この誤差の２つの主要な成分は、エ
コー内の一定の位相誤差およびエコー位置誤差である。
フーリエ変換後、または再構成されたイメージにおい
て、これらは、第０次および第１次（即ち、イメージ全
体に対し一定なものおよび空間位置で直線状に変化する
もの）となる。第０次誤差は、以下の式で概算される： e0＝arg［Σsi］（平均） ここで、siは、1D変換後のデータの第ｉ位画素の複合
値である。第１次誤差は、以下の式で概算される： e1＝arg［Σsi-1s* i］（自己相関） ここで、siは、1D変換後のデータの第ｉ位画素の複合
値であり、si *は、siの共役複合値である。C.B.Ahnおよ
びZ.H.Cho,IEEE Trans.Med.Imag.MI−6,32（1987）を参
照。第０次および第１次の位相誤差は、以下の式によっ
て補正され得る： si＝si（cos e0＋jsin e0）（cos eI＋jsin eii）． この工程は、1DFT後に行われる。この補正は、NGE×N
SEエコーの各々に対して行われる90°RFパルスについて
同一の相対タイミングを持つが、異なる励起にあるエコ
ーが、同一のテンプレートデータを用いて補正され得
る。他方向の付加的1DFTが、再構成されたイメージを提
供し得る。
3.T2およびT2*補正 テンプレートデータは位相エンコーディングなしで得
られるため、データセットにおけるエコーの各々は、ｋ
−空間における同一のDC線に対応し、同一の振幅を有す
るはずである。しかし、図６に示されるように、マグニ
チュードは、エコーからのT2およびT2*減衰に起因して
変化する。
図６における３つの曲線は３つの傾斜エコー群に対応
する。中央の群は、Hahnスピンエコーに対応し、そして
この曲線はT2減衰を反映している。エコー群間の相違は
T2*減衰から生じる。このマグニチュード変調は、T2お
よびT2*値に依存する曇り（blurring）、ゴーストおよ
び環状化（ringing）として見られるアーチファクトを
イメージ中に生じる。これは大抵、生のデータを反転し
てスケーリング（scaling）することによって補正され
得る（K.OshioおよびM.Singh,magn.Reson.Med.11,389
（1989））。しかし、これは、その手順が、小さい数字
での除算を含むためノイズを増幅させる。
このような補正工程を省略するために、シグナル記録
のための読出し傾斜の唯一の極性を用いることも可能で
ある。TEのいずれかの側で２つの傾斜エコーを用いるこ
とによって、T2*およびT2減衰が類似になり、傾斜が同
一の極性となり得るので、時間反転（reversal）は必要
でない。この場合、180°RFパルスの各々の後に３つの
ポテンシャルシグナルのうち１つを用いない。図7Aを参
照。
多数の位相エンコーディングスキームが、本発明のイ
メージング方法で使用され得る。例えば、データは、連
続するシグナルの各々について異なって位相エンコーデ
ィングされ得るため、ｋ−空間は、ｋ−空間を横切って
実質的に連続するT2減衰を有する。あるいは、２つまた
はそれ以上のイメージが、エコー列の第１および第２ハ
ーフの間で、余分の位相エンコーディングを行うことに
より、そして2DFT再構成のためにデータを個別にグルー
プ分けすることによって、第１および第２エコーイメー
ジに等価に、異なるT2強調を用いて生成され得る。
異なる位相エンコーディングステームが、図7Aの好ま
しい例示のGRASEパルスシークエンスで使用される。RF
再集束されたエコー列が、CPMGスキーム（90°−180°
−180°−...）を用いて形成され、このとき、多数のス
ピンエコー（NSE）および３つまたはそれ以上（即ち、N
GRの数）の傾斜リコールエコーが、Hahnスピンエコー時
間の各々を中心に形成される。従って、エコー列当たり
のシグナルの総数は、RF再集束されたエコーNSEの数
と、RFエコーNGRあたりの傾斜リコールエコーの数との
積である。本発明の例示の実施では、NSEは８で、NGRは
３であるので、一励起あたり全部で24個のシグナルにな
る。８つの励起は、ｋ−空間の256×192データポイント
をカバーする。標準的な多重セクション励起スキーム
を、多重スライスイメージングのために、スライス選択
RF励起および周波数オフセットを用いて実施した。
EPIでは、多重180°RFパルスの使用なしでは、化学シ
フトおよび場不均一性誤差が、エコー列全体にわたって
発生するのでかなり大きくなる。
各シグナルは、シグナルの各々に先行する位相エンコ
ーディングパルスによって、異なって位相コード化さ
れ、ｋ−空間において24本の線を走査する。位相エンコ
ーディングは、RAREシークエンスで使用されるのと同様
の方法で、次のRF再集束パルスの前に０に戻る。
T2*および化学シフトの影響が各傾斜エコー列を通じ
て異なることは明白である。即ち、これらの差異は、各
180°RFパルスインターバルの周期で再び発生する。要
するに、エコーからエコーに一時的に移動すると、T2*
および化学シフト変化が変調される。従って、このエコ
ー列が、連続する増加経路を、ｋ−空間の位相エンコー
ディング軸に沿ってトレースするならば、化学シフトお
よびT2*変化がｋ−空間の位相軸に沿って迅速に変調さ
れる。2Dフーリエ変換後、これは、イメージ中にゴート
スアーチファクトとして現れ得る。EPIにおいては、位
相エンコーディングは、エコー列の間で連続的に増加
し、図8Bに示されるように、位相軸ｋ−空間に沿って増
加する転位となる。
復調するためにそしてこのような化学シフト変調を効
果的に除去するために、ｋ−空間軌跡は、同一の周期
（即ち、化学シフト変調周期として）で故意にさらに変
調される。これらのシグナルを（採取順序の時間ではな
く）位相順で連続するように再順序付けすることによっ
て、化学シフト変動が、ｋ−空間の位相軸全体を横切っ
て連続した変動にマップされ得る。ｋ−空間の直交周波
数軸上で、化学シフトが、サンプルウインドウ時間のみ
を横切って発生し、これは位相軸時間インターバルと比
較して小さい。
特に、図7Aの例示のGRASEシークエンスにおいて生じ
ることは、位相エンコーディングが、図7Bまたは7Cに示
されるように、ｋ−空間の３つの大きな増分の各々を、
３つの各々に対応する傾斜リコールシグナルの間に掃き
取る（sweep through）ことである。３つのシグナルの
次のセット（即ち、同一のFID内の次のRF再集束された
エコー内）は、位相エンコーディングのかなりより小さ
な増加によって転位されること以外は同一のｋ−空間軌
跡を有する。同様に、３つのエコーの引き続く群の各々
の位相は、最終的にｋ−空間のすべての隣接する列を満
たすように傾斜オフセットの小さなさらなる増加によっ
て転位される。１つの完全な励起サイクルの後、ｋ−空
間では24の等しくインターバルをおいて配置された列が
得られる。ｋ−空間全体は、位相エンコーディングで蓄
積する増加する１つの画素オフセットを伴う励起サイク
ルを繰り返すことによってカバーされる。第１番目の励
起、第ｍ番目のRFエコーおよび第ｎ番目の傾斜エコーに
ついて位相エンコーディング量kyは、以下の式で示され
る： ky（l,m,n）＝１＋Ｌ（ｍ−１）＋LM（ｎ−１） ここで、ＬおよびＭは、それぞれ、90°RF励起サイク
ルの総数および180°RF再集束パルスの総数である。
シグナルをｋ−空間において連続した位相増加を有す
るように再配列した後、化学シフトおよび場不均一性に
起因するT2、T2*、および位相シフトに耐する変調パタ
ーンは、図7Cに示されるようになる。右側は、再配列し
たｋ−空間軌跡を示し、左側は、（ａ）T2およびT2*減
衰の変調パターン、および（ｂ）「化学シフト」および
場不均一性に起因する位相シフトを示す。要約すると、
化学シフトおよび場不均一性誤差は、傾斜エコー列の各
々の、より短い時間に比例して減少し、その一方、新規
のｋ−空間軌跡は、これらの残存する誤差の変調を除去
または減少する。
ｋ−空間に示された３つの大きなバンドは、図示され
るように、３つの傾斜エコーに対応する。T2*減衰およ
び位相シフトは、これらのシグナル群の間のみで発生
し、これらのシグナル群内では発生しない。しかし、T2
減衰の量は、エコー列全体の中のRFエコーの位置に依存
して変化する。T2減衰は、実際、指数的減衰であるが、
多重励起スキームに起因して効果的に段階状減衰とな
る。なぜなら、エコーのT2減衰および位相シフトは、励
起の各々について同一であるからである。
GRASE技術のイメージング時間は、Ｔ＝TRx（NLxNEX）
/NGRxNSE）として直接表される。ここで、NLはイメージ
列の数、NEXは励起の数、NGRはスピンエコーあたりの傾
斜再集束されたシグナルの数、NSEはRF再集束されたス
ピンエコーの数を示す。２秒のTRでは192本のイメージ
列で、16秒のＴでは３つのNGRおよび８つのNSEである。
１つの初期励起を用いてTR2秒の定常状態を確立し、18
秒の全体イメージング時間を与える。
図7A−7Cの例示のGRASEシークエンスは、１ガウス/cm
の最大傾斜強度、4msecの読出し時間および3.2msecの選
択RFパルスを用いて、1.5Tシステム（G.E.Signa社製）
で実行した。180°パルス間のインターバルは23msecで
あった。有効なTE（ｋ−空間の起点がサンプルされる時
間）は104msecであった。データ採取時間は９×TRであ
る。ここで、初期励起が定常状態を確立する。位相エン
コーディングなしで最初の励起を生成することによって
テンプレート補正ファイルを得る。この補正ファイル
を、奇数／偶数傾斜エコー位相シフト、ならびにT2およ
びT2*マグニチュードフィルタリングに使用して、T2お
よびT2*減衰の変調を補正する（例えば、Oshioら、Mag
n.Reson.Med.11,389（1989））。
ヒト脳の代表的なGRASEメイージは24cmの視野を有し
ていた。脂肪抑制パルスは使用しなかった。皮膚内の脂
肪のイメージは水成分からの相対的な転位なしに、対称
的に脳の回りに集中した。このイメージは、スピンエコ
ーイメージと本質的に同一の組織コントラストを有して
いた。多くの小血管、暗色の湾曲した線構造がこのイメ
ージで解像された。また、皮膚の脂肪シグナルは、場不
均一性または化学シフトに起因するゴーストアーチファ
クト、空間歪みがなかったことが注目された。
重要なのは、このGRASEイメージングの実行には、現
在市販されているイメージングシステムに対して、傾斜
ハードウエアの改善も静磁場の改善も必要としないこと
である。4000msecのTRに対し36秒の全データ採取時間
は、この特定の用途において、臨床使用の高い解像度お
よびT2強調を有する22の多重セクションの5mm厚さのイ
メージを生成した。
シグナルバンド幅の相違を除き、GRASEイメージング
の高速度は、シグナル／ノイズ損失を生じず、共役合成
（Half Fourier、NEX＝1/2）とは異なっていることを注
目するのも重要である（それにもかかわらず、共役合成
はGRASEイメージングと組み合わせ得る）。RAREとは異
なり、GRASEシークエンスは、時間を消費する選択180°
RFパルスを比較的少数でしか使用しない。全体の可能な
シグナル期間のこのより効果的な利用は、イメージング
時間あたりより高いS/Nおよびより低いSARを提供する。
RFパルスに対する傾斜エコーの相対数の適切な増加、例
えば３の代わりに５または７は、原則的にイメージング
速度をさらに改善し得、またはイメージ内でS/Nの増加
するために用いられ得る。T2コントラストに対するこの
ようなより長い傾斜エコー列の効果は現時点では知られ
ていない。
GRASE中の組織コントラストは、ヒト頭部イメージで
示されるように、スピンエコーイメージングのそれと本
質的に同一である。これは、パルスシークエンス図、お
よび第２の傾斜リコールエコーがHahnスピンエコー位置
にあることを示す図7Bおよび図7Cから理解され得る。こ
れらのHahnスピンエコーは、主イメージコントラストを
実質的に決定するｋ−空間の中央をカバーする。この特
定の実験では、有効なTEは全エコー列の中央にある。
臨床的身体イメージングに関して、２秒のTRには18秒
のイメージング時間の間に呼吸の停止（息こらえ）は、
呼吸動作アーチファクトのないT2強調イメージングを可
能にし得る。ダブルエコーイメージング、多重−スラブ
3D容積イメージングおよび512x512イメージについて、
いくつかのGRASEイメージングの改変が、臨床的に受容
可能なイメージング時間内に行われ得る。本発明者らの
結果は、傾斜エコー列の間に180°RFパズクを挿むこと
により、そして新規のｋ−空間軌跡を実施することによ
り、顕著なアーチファクトなしに、高い空間解像度を有
する超高速MRイメージングが達成されることを示す。
正常なボランティアの頭部および身体イメージが、最
近のGRASE技術の発展の間に、いくつかのイメージング
セッションにおいて作成されてきた。既知の放射医学お
よび臨床診断によって多発性硬化症とされた二人の患者
が、ルーチンのT2強調スピンエコー研究の間にGRASEを
用いてイメージされた。
GRASEイメージングを、１ガウス/cmの最大傾斜強度、
180°RFパルス間の23または18msecインターバルについ
て、４または2msec読み出し時間をそれぞれ用いること
により、1.5TeslaMRシステム（G.E.Signa）で再度実施
した。効果的なTGE（ｋ−空間の起点がサンプルされる
時間）は、80msec〜104msecで変化した。データ取得時
間は9xTRで初期励起が定常状態を確定する。
36秒でTR＝４秒、NEX＝１を用いる代表的なGRASE頭部
研究は、視覚神経および新皮質の白質中の多くの小さな
半径方向血管を示すに十分なイメージ品質を有してい
た。CSF、灰白質および白質は、長いTRおよび長いTE
（それぞれ４秒および104msec）のため、高いコントラ
ストを有していた。
異なる研究で、GRASEスピンエコーおよび類似のTR＝
2.5秒および104〜108msecのTEを用いるRAREイメージ間
で、脳における組織コントラストの比較が行われた。灰
白質および白質およびCSFコントラストは、２つの代表
的なレベルで観察されたように類似であった。RAREイメ
ージでは、皮膚中の脂肪からのシグナルは、GRASEおよ
びスピンエコーイメージングにおける類似のシグナルよ
りかなり高かった。NEX＝1/2スピンエコーイメージ中の
フローアーチファクトは、GRASEまたはRARE中では同じ
レベルで存在しなかった。
多発性硬化症の患者の代表的なGRASEイメージの１つ
には、右前頭葉白質に示されたMSブラークウェルが見い
出された。
腹部の冠状GRASEイメージが、11セクションについて1
8秒、TR2秒およびTE80msecで得られた。これらのイメー
ジでは、イメージングが一回の息こらえの間に行われた
ので、息をつぐ呼吸動作アーチファクトはなかった。大
動脈からの腎動脈分枝が、スピンエコーイメージではし
ばしば存在する動作アーチファクトなしに示された。肝
臓、脾臓および腎臓間のコントラストは、スピンエコー
T2強調イメージから期待されたものであった。
腰部の仙骨棘の矢状のGRASEイメージは、TRが３秒で
あったとき、CSFの脊髄造影効果を示す。L2−３椎間板
空間で最大の中央の椎間板突出部、および恐らく脂肪損
失によるL4−５椎間板からの減少したシグナル、変質椎
間板疾病のすべての代表的な特徴が存在した。
腹部イメージングのためのCT技術の発展は、MRとは異
なり、初期の３分間の頭部イメージ採取時間からの現在
の３〜４秒のスキャン時間までの進むのに、速度におい
て大きな飛躍が必要であった。現在では、CT身体イメー
ジングが臨床に大いに使用されているが、その一方、MR
Iは、今日まで、呼吸動作および器官ぜん動を克服し得
ずにいた。呼吸動作および器官ぜん動は、そうでなけれ
ば腹部病理学に対して高感度のT2強調スピンエコーイメ
ージングを著しく低下させる。T2強調GRASEイメージ
が、大部分の患者が実行し得る18秒間の息こらえを用い
ることにより、呼吸動作なしに得られた。これは、スピ
ンエコーイメージング、NEX＝１から25倍イメージング
時間の減少を必要とした。
GRASEの組織コントラストは、理論上および実際上伝
統的なスピンエコーイメージングの組織コントラストに
非常に似ている。なぜなら、それは、事実Hahnスピンエ
コーである中心傾斜エコーにより優先的に決定されるか
らである。これらのHahnスピンエコーは、最強のイメー
ジシグナルが生じるｋ−空間の中央部分をカバーする。
従って、病理学に対し感度が低減した脳の低フリップア
ングルイメージとは異なって、MSプラークは、スピンエ
コーイメージングと類似するGRASEを用いて検出され得
る。２人の患者が、スピンエコーおよびGRASEの両方を
用いてイメージされ、そしてMSプラークの数を、GRASE
イメージングがスピンエコーイメージで示されたプラー
クのすべてを検出したことを見い出した神経放射線学者
により脳内で同じレベルで比較された。
重要なのは、GRASEイメージングが、対応するSARの大
きな減少とともに、TRあたりRAREより少ない180°RFを
用いることである。NGR＝７を用い、12秒イメージング
研究を与え、一定のシグナルバンド幅およびS/Nを保持
して、GRASEイメージング時間およびSARの低減のさらな
る改善が調査されている。RAREイメージング法は、スピ
ンエコーイメージングからのイメージ時間を最大16倍減
少させる。現在のSARの制限は、RAREでは最大の許容可
能なスライス数の励起を妨害する。RAREより優れたGRAS
Eの速度の利点は、平均シグナル時間という用語で表さ
れ得る。平均シグナル時間は、FIDスポイラ傾斜（Trf）
＝8msec、位相エンコーディングおよび再位相化パルス
（Tpe）＝4msecおよび読み出し傾斜（Tro）＝4msecを含
む選択180°RF励起の例示の時間値を用いて、簡単な式
で計算され得る、 シグナルの平均時間＝（Trf＋Tpe＋NGRxTro）/NGR。
NGR＝１のRAREについて、平均時間（８＋４＋４）/1
は、180°RFパルス間の時間に等しくシグナルあたり14m
secである。NGR＝３のGRASEについては、平均時間（８
＋４＋12）/3はシグナルあたり8msecである。そしてNGR
＝７では、シグナルあたりの平均時間は5.8msecであ
る。T2コントラストに対して増加したNGRの影響はこの
時点では不明である。しかしながら、このような変化
は、頭部および身体GRASEイメージの両方で、現在では
１画素以下である化学シフトの増加に至り得る。
GRASEイメージングが、多重スピンエコーイメージン
グの１形態であること、そしてそれ故、傾斜エコーイメ
ージのアーチファクトを有しないことを実現することが
重要である。傾斜エコーイメージングは、180°RFパル
スを使用しないので、特に磁場中央から遠い身体領域に
おける場不均一性誤差がキャンセルされないことに起因
して低S/Nを生じる。これらの場不均一性誤差は、RF励
起（GRASSでは90°または90°未満）と、シグナル再集
束時間TEとの間の時間に伴い連続的に増大する。スピン
エコーイメージングでは、180°RFパルスは、スピンの
位置を反転させ、Hahnスピンエコー時間で場不均一性誤
差をキャンセルする。
これに対して、GRASEイメージングは、RF再集束され
たスピンエコーの各々の時間包絡曲線（envelope）にお
いて傾斜エコーを生成する。場不均一性誤差は、傾斜リ
コールエコーと、スピンエコー包絡曲線の各々の中央と
の間の比較的短時間の間に発生し、傾斜エコーイメージ
ングにおけるように、90°RF励起パルスからの全体の時
間では発生しない。NGRが３でありそして読み出し傾斜
が4msecであるときのGRASE実行では、場不均一性誤差は
15msecの間に蓄積するが、その一方全体のエコー列は20
8msecまで広がる。実際には、GRASEイメージングは、EP
Iと同様に、化学シフトおよび場不均一性誤差において
多くの不利益をもたらすことなく、傾斜再集束技術の速
度の利点を利用する。
臨床身体イメージングに関して、呼吸動作アーチファ
クトがない間のT2強調イメージングにより、20秒以下の
イメージング時間が得られ得る。GRASEイメージングに
は、所望のイメージコントラストのために異なるTEおよ
びTR、およびダブルエコーイメージング、臨床的に受容
可能なイメージング時間の多重−スラブ3D容積イメージ
ングおよび512x512イメージのようないくつかの明らか
な改変法が存在する。
従って、GRASEイメージングは、スピンエコーに類似
のコントラストを有するT2強調イメージングを達成し得
る。これらのイメージは、高い空間解像度を有し、呼吸
動作アーチファクトを克服するに十分速い時間で得ら
れ、そして身体における過度に高いSARを生じない。減
殺、本発明者らは、180パルスあたり５つの傾斜再集束
を用い、NGRが５であり、化学シフトで許容される増加
を除いて、イメージ品質またはS/Nに変化を伴わずに採
取時間を18秒から12秒に低減するために、GRASEを用い
た身体イメージングを改良している。GRASE技術を高性
能傾斜システムとを組合せることにより、同様の優れた
イメージ品質が、３または４の励起を用いて、一層速い
イメージング時間で得ることが可能である。
多重スラブ3D GRASEパルスシークエンスを図９に示
す。Ｍ−多重スラブの選択励起を、TRサイクルの各々の
間で、標準的な多重セクションステームで実施する。各
スラブは、エコー列（GRASE）の各々の間で、位相エン
コーディングパルスを変化させることにより面内解像度
Gyのために位相エンコーディングされる。次いでTRサイ
クルの各々が面内軸の位相エンコーディング変化させ、
そして別のTRサイクル位相が、Gzスライス選択軸をエン
コードする。このことは、Ｎスライス／スラブ×Ｍスラ
ブの採取を可能とする。あるいは、GRASE励起の各々の
間および上記TRサイクル間で、GyおよびGzの両者が変化
され得、その結果、スライス／スラブ数を変化させ得
る。
多くの3DFTイメージ法では、外部スライスは、スラブ
励起周波数プロフィルの欠陥に起因してイメージ品質は
低い（完全に矩形ではない）。上記外部スライスは、空
間的に重複し得、そして総計60の連続した1.5mmのセク
ションを得るために放棄され得る。512×512マトリック
スのディスプレイを用いた面内解像度0.5mmの使用もま
た、このイメージングスキームに組み込み得る。GRASE
再集束されたエコー列の間で位相エンコーディングの付
与は、60の薄いT2強調イメージについて64/NGR×NSE分
または64/24＝約３分と同じだけ、全イメージング時間
を減少させる。胴体の連続する1.5mmセクションは、固
有の増加した3DFTのシグナル平均化が与えられればS/N
比が低下しない。しかしながら、本発明者らはまた、単
一スピンエコーエンコーディングと比較したとき、エコ
ー列位相エンコーディングで、より効果的なシグナル生
成のために、より高いS/N比のイメージング時間を見い
出した。このことは、本発明者らのより広いシグナルハ
ンド幅で、S/N比の損失を十二分に補う。
拡張強調GRASEを図10に示す。傾斜パルスの多重ペ
ア、即ちStecjkel−Tannerシークエンスの使用を、拡散
強調についての多大な利点のためにGRASE中に導入し得
る。これは、レーザー処置がMRIによってガイドされて
いる場合、組織の熱変化を測定するために有用である
（より詳細な解説および関連した数学方程式は、Feinbe
rgおよびJacobによるPerfusion Imagingを参照のこ
と）。
エコー時間シフティングを図11に示す。この図は、NG
R＝３の使用がどの様に仮想化学シフト位相変化曲線上
の３つの不連続サンプルポイントを与えるかを示してい
る。仮に、代わりに、位相軸がｋ−空間データセットを
用いて連続的にサンプリングされるならば、そのイメー
ジは、水および脂肪成分間の標準空間シフト（化学シフ
ト）を与える。化学シフトの総量は、エコー断層法の化
学シフト量から、依然多大に減少することに留意。なぜ
なら位相誤差がより短いNGRの時間インターバルにわた
って徐々に現れ、次いで次の180°RF歳差度パルスによ
って再集束され、そして繰り返されるからである。EPI
において、180°RF再集束パルスなしでは、場不均一性
誤差が蓄積し続け、それに比例してより大きな化学シフ
トを与える。
図11は、図式的に、NGRの群の各々（例えば、180°RF
パルスのペアの各々間の３つの傾斜エコーの群）が、わ
ずかな時間増加によってどのように時間通りに正しくシ
フトされるかを示している。次いで、このような傾斜エ
コー群の各々が、周期的に起こる化学シフトの位相誤差
回復に関して異なるポイントで生じる。図12C中で３つ
のスピンエコー（各スピンエコーは、実際はNGRシグナ
ルのスピンエコー包絡曲線である）について図式的に示
されるように、これらシグナル群は次いでｋ−空間に挿
入（interleave）される。NGRシグナル群各々の相対的
な時間位置をシフトするこの方法は、化学シフト位相曲
線のより完全な増分サンプリングを生じ、その結果フー
リエ変換が実質的に線型で変化するデータで提供され
得、そして単にEPIよりは大きく短縮された化学シフト
を与える。このエコー時間シフトプロセスなしでは、水
と脂肪との間の明確な界面が、より水分の多い組成物で
ある組織上に脂肪シグナルの局部的広がりとして見られ
るアーチファクトを生成し得る。
180°RFパルス間のこのわずかなエコー時間シフティ
ングは、イメージ内の任意の組織の特徴を変化させず、
イメージ内のT2、T1コントラストのスピン密度を変化さ
せないことに留意すべきことである。
図12A〜12Cは、エコー時間シフティングの３つの異な
るサイクルが使用されて、ｋ−空間の位相エンコーディ
ングされた次元全体にわたって180°RFパルス対の間で
生じる不可避の（しかし相対的に小さい）化学シフトを
均等に分配し得る方法（図12C）を、仮にこのような時
間シフティングが使用しないならば、化学シフトに招来
する３つの不連続ジャンプ（図12D）に対して示したも
のである。要するに、大きな位相ジャンプ（これはアー
チファクトを起こし得る）を避けるために、時間スケー
ル上でサンプルウインドウおよびエコーシグナルを移動
させることにより、化学シフトの位相シフト関数上を連
続的に効果的にサンプリングし得る。このことは、180
°RFパルスあたり１つの特定の特別読み出し時間を必要
とし、他の傾斜パルスとのオーバーラップを防止する。
要するに、図11および12A〜12Dに記載のエコーシフト
は、磁場不均一性および化学シフトに起因する位相誤差
を除去するために、CPMGシークエンスにおけるHahnエコ
ー時間について傾斜エコー列の位置を変化させる。腹部
のGRASEイメージ研究は、脳の研究と同様に、最小の空
間の歪みおよび高い解像度を有するが、腹部の研究は化
学シフトにより組織界面でアーチファクトであるイメー
ジ変調を示す。この新規な方法は、同様に、多重励起エ
コー断層イメージングにおいてイメージ品質を改善す
る。
基礎となるGRASE技術は、それ自身、化学シフト、お
よびイメージ内で、空間の歪みおよびT2*依存性のシグ
ナル損失を含む静磁場不均一性の影響の両者を実質的に
低減する。この低減された化学シフトが、スピンエコー
イメージングに類似の、T2強調GRASEイメージングで水
および脂肪組織成分の両方の同時イメージングを可能に
した。
しかし、GRASEでは、残存するより小さな磁場不均一
性の影響が、エコー列の間に周期的に現れる。180°再
集速またはHahnエコー位置に関して傾斜エコー列の位置
に変化がなければ、磁場不均一性の影響で生じた位相シ
フトが、それぞれの傾斜エコー時間の各々で繰り返し経
験される。これら傾斜エコーシグナルが、ｋ−空間の位
相軸上で挿入（interleave）されるとき、それらの磁場
不均一性位相シフトが、傾斜エコーの数と等しい段数で
段階状パターンを生成する。
ｋ−空間の位相軸を横切るこのわずかな非直線性が、
シグナルの挿入を伴わない位相シフトのより破壊的な周
期的変調の代わりに生成される。このような周期的な変
調は周期的に作用して、FTによってイメージのゆがみ
（convolution）に変換され、対象構造体の激しいゴー
ストまたは重複を生じる。この残余の階段状の変調によ
り小さなアーチファクトが生成され、脂質組織と水組織
との明確な界面に沿ったバンドとして胴体イメージ中に
観察される。このアーチファクトは、このような明確な
界面を有さない脳組織のイメージ中には存在しない。
上記GRASEシークエンスのタイミングダイヤフラム
を、簡略化のために位相エンコード傾斜またはスライス
選択傾斜なしで図12Aに示す。シグナルの各々に対応す
るｋ−空間における指標を、３つの傾斜エコーおよび３
つのスピンエコーのこの代表的なシークエンスについて
数字１〜９で示す。Hahnエコー時間を中心として対称的
な傾斜エコーの使用により、磁場不均一性位相が３つの
時間位置でサンプリングされ、ｋ−空間データ中で３段
階の位相シフトに至る。上記シグナルは、Ｍ（ｒ）−磁
化、Ｇ（ｔ）−磁場傾斜、およびｒ−空間位置の項で、
以下のように表され得る； ここで、Ｅ（ｒ）は、化学シフトおよび静磁場を含む不
均一性に起因する磁場成分である。φ１位相エンコーデ
ィング、φ２位相誤差の項で式（１）を書き換えると、
以下のように表され得る； ここで、ｉは傾斜エコー指標であり、Δｔは、Ｔ−傾斜
エコー列の総時間、および、NGE−傾斜エコーの総数、
により定義される傾斜エコー期間各々の継続期間であ
る。
磁場不均一性位相シフト曲線に関する傾斜エコーの時
間は、Hahnエコー時間の中心からわずかに離心するよう
に再集束する傾斜の位置をシフトすることにより、簡単
に変えられ、図12A中に波線で示され得る。図11のよう
に、傾斜エコー時間シフティングの適切な増分を課すこ
とにより、上記位相シフト曲線は、エコー列中の引き続
くスピンエコー包絡曲線によりサンプリングされる。同
様に、第１番目の励起、第ｍ番目のRFエコー、および第
ｎ番目の傾斜エコーについて、傾斜エコー時間シフティ
ングがGRASEシークエンスの多重励起の間に実施され
る。ここで、ＬおよびＭはそれぞれ、励起の総数および
RF再集束の総数である。上記位相シフトおよび位相誤差
は、傾斜エコーシフトシークエンスについて、以下のよ
うに書き換えられる。
これらの再定義された位相シフトを用いて、ky位置の
各々のシグナルは、以下のように表現され得る。
この最後の数式中のＥ（x,y）は、ky軸に沿って連続
的にサンプリングされ、FTより前の線型の位相シフトを
生じる。その結果、予想される空間転位または通常の化
学シフトが、上述の変調された脂肪−水界面よりむし
ろ、イメージの位相軸上の水と脂質との間で起こる。
GRASEシークエンスでは、第１番目の励起、第ｍ番目
のRFエコー、および第ｎ番目の傾斜エコーについて、上
記指標ｉは以下のように表される。
ここで、ＬおよびＭはそれぞれ、励起の総数およびRF再
集束の総数である。
本発明者らの実験は特にGRASEシークエンスのために
設計されたが、この方法は、多重スピンエコーを使用し
ないより簡単なイメージシークエンスに適用し得る。ｋ
−空間を満たすために多重励起で繰り返される傾斜エコ
ー列は、GRASEと同様の、磁場不均一性位相シフトを実
現する。
多重励起または「部分」エコー断層イメージング法
は、Ｍを０そしてｍ＝１に設定したとき、位相軸上のシ
グナルを挿入する。傾斜エコー時間シフトは、以下のよ
うになる。
ここで、Ｍ＝ｍ＝１である。
生物学的組織における傾斜エコー時間シフトの影響を
研究するため、健常ボランティアの腹部でGRASEイメー
ジングを実施した。腎臓と隣接する脂肪の境界における
帯状のアーチファクトは、化学シフトにより取り除かれ
る。相対的に短い16秒のデータ採取時間中に息こらえで
呼吸動作アーチファクトがないことは、24倍より長いス
ピンエコーイメージングのスキャン時間では不可能であ
る。
GRASEイメージング中の磁場不均一性誤差および化学
シフトを３つの工程で減少させた。第１に、CPMGシーク
エンスを付与し磁場不均一性に起因する位相シフトを再
集速し、エンコードされたHahnスピンエコー包絡曲線の
数に等しい傾斜エコーの正味の位相誤差を減じる。第２
に、位相誤差の時間周期を、空間位相軌跡エンコーディ
ング軌跡で周期性を同様に課すこと、およびｋ−空間の
シグナルを再配列することにより除去する。第３に、傾
斜エコー時間シフティングが、残存する位相誤差をさら
に復調して位相軸上で連続的であるようにする。人体か
ら得られるイメージは、脂肪成分と水成分との間に最小
２画素の化学シフトで得られる。最後に、心臓サイクル
にパルスシークエンスを同調させる心臓ゲート（cardia
c gating）がさらにアーチファクトを除去する。従っ
て、心臓鼓動による脈動に起因する右腎および肝臓のわ
ずかな変位がイメージから除去される。
上記部分エコー断層法も上記傾斜エコー時間シフティ
ングの使用により同様に改良される。他の研究者らは、
部分エコー断層イメージングで磁場不均一性影響を同様
に直線化するために90°RFパルスタイミングをシフトす
ることを示唆している。しかしながら、これら後者の方
法は、Hahnエコー時間を変化させ、そしてGRASEでのCPM
Gシークエンスを破壊し得る。
傾斜エコーシフティングに必要な付加的な時間は、１
つの傾斜エコーに傾斜立ち上がり時間を加えた時間に等
しい。GRASEシークエンスでは、3.2msecが８つのスピン
エコー期間各々の間で費やされ、これら実験では12.8ms
ecのより長いTEの正味の交換条件である。本発明者らの
実験では、脳のGRASEイメージは、水が優勢な組織組成
物である場合傾斜エコー時間シフティングを必要としな
い。頭皮周囲の遊離の脂質成分は検出可能なアーチファ
クトを生成しない（１）。身体部のイメージングでは、
上記脂肪−水組織界面が、これらの新しい方法で可能と
された磁場不均一性因子の直線状サンプリングで正確に
規定される。
例示の図面は、従来の実質的に矩形の傾斜パルスを示
すが、他のパルス形状をその代わりに使用し得る。例え
ば、正弦波形の傾斜パルス（ｋ−空間に適切な補間を伴
って）を、Rzedzianの教示（米国特許第4,818,942号）
に従って使用し得る。
本発明の２〜３の例示の実施態様のみが詳細に検討さ
れているが、これらの例示の実施態様において、本発明
の新規な特徴および利点をなお維持する多くの変形およ
び改変がなされ得ることを当業者は認識する。従って、
添付の請求の範囲は、このような変形および改変のすべ
てを網羅することが意図される。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭62−227337（ＪＰ，Ａ) 特開 昭64−62140（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−261424（ＪＰ，Ａ) 国際公開91／2263（ＷＯ，Ａ１) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 5/055

Claims (44)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】ヒトを除く動物においてNMR核類からのMRI
    シグナルを検出する方法であって、該方法は以下の工程
    を包含する： 核類を歳差運動させてTRインターバルを開始する工程； 同一TRインターバル内の引き続いて起こるインターバル
    で、実質的に180°で、180°NMR RFパルスを反復して印
    加し該核類をさらに歳差運動させてNMRスピンエコーの
    列を生成する工程； 該180°NMR RFパルスのペア間に複数の交互極性読み出
    し傾斜磁場パルスを印加し、複数の傾斜エコーのサブシ
    ークエンスを生成する工程，および 各サブシークエンス内の該傾斜エコーの各々を位相エン
    コーディングしてｋ空間の不連続軌跡を横切る工程であ
    って、該不連続軌跡が磁場の不均一性および／または化
    学位相シフトの影響を、ｋ空間の位相エンコードされる
    次元にわたってより一様に分布するように他のサブシー
    クエンスの軌跡の間に挿入されている工程。
  2. 【請求項２】前記サブシークエンス間の傾斜エコーの発
    生時間が、磁場の不均一性および／または化学位相シフ
    トの影響をｋ空間の位相エンコーディングされる次元に
    わたってより一様に分布するように相対的にシフトされ
    る、請求項１に記載の方法。
  3. 【請求項３】前記サブシークエンスの各々の終末で、次
    の180°NMR RF歳差パルスの印加に先立って、核類位相
    エンコーディングをｋ空間内の同一点に戻すために位相
    をデコードする傾斜磁場パルスを印加する工程をさらに
    包含する、請求項１に記載の方法。
  4. 【請求項４】ヒトを除く動物においてNMR核類からMRIシ
    グナルを検出する方法であって、該方法は以下の工程を
    包含する： 複数の180°NMR RF歳差パルスのシークエンスを用いてN
    MRスピンエコーの列を生成する工程； 各々のRF再集束されたスピンエコーに対して、交互極性
    読み出し傾斜磁場パルスのシークエンスを用いることに
    より、NMR傾斜エコーのサブシークエンスを生成する工
    程； 該傾斜エコーの各々の位相エンコーディングしてｋ空間
    内の異なる軌跡を走査する工程であって、該サブシーク
    エンスの各々の傾斜エコーが、T2*および／または化学
    位相シフトの影響をｋ空間の位相エンコーディングされ
    る次元にわたってより一様に分布するように、他のサブ
    シークエンスの軌跡の間に挿入されているｋ空間軌跡を
    有するように該位相エンコーディングが変調されている
    工程；および 各々の該傾斜エコーのサブシークエンスの後で、次のNM
    Rスピンエコーの生成に先立って、核類位相エンコーデ
    ィングをｋ空間内の同一点に戻すために、位相をデコー
    ディングする傾斜磁場パルスを印加する工程。
  5. 【請求項５】前記NMRスピンエコーの列が、各々の複数T
    Rインターバルの間で、複数の180°NMR RF歳差パルスの
    シークエンスをともなう初期90°NMR RF歳差パルスによ
    り生成し、該RF歳差パルスの各々がスライス選択傾斜磁
    場パルスGzの間で生じる、請求項４に記載の方法。
  6. 【請求項６】前記NMR傾斜エコーのサブシークエンス
    が、各々の180°NMR RF歳差パルス後に生じる交互極性G
    x読み出し傾斜磁場パルスのシークエンスにより生成す
    る、請求項５に記載の方法。
  7. 【請求項７】前記初期90°NMR RF歳差パルスと前記最初
    の180°NMR RF歳差パルスとの間で生じる、位相戻しGx
    読み出し傾斜磁場パルスの使用を含む、請求項６に記載
    の方法。
  8. 【請求項８】前記各々のサブシークエンスの間の前記位
    相エンコーディングが、第一の極性の初期Gy傾斜磁場パ
    ルスにより、および引き続く第二の極性のGy傾斜磁場パ
    ルスにより達成され、そして該位相エンコーディング
    が、該第一の極性のさらなるGy傾斜磁場パルスにより達
    成される、請求項６に記載の方法。
  9. 【請求項９】ヒトを除く動物においてMRIシグナルを検
    出する方法であって、該方法は以下の工程を包含する： （ａ）NMR核類が摂動NMR RF歳差パルスの作用を受ける
    工程； （ｂ）その後、該NMR核類が、 （ｉ）180°NMR RF歳差パルス、次いで、 （ii）傾斜エコーのシークエンスを生成するために、複
    数の交互極性傾斜磁場読み出しパルスの作用を受け、そ
    して （iii）さらなる傾斜エコーのシークエンスを形成する
    ために、工程（ｉ）および（ii）を繰り返す工程、 ここで、該NMR RF歳差パルスは、マルチスライスシーク
    エンス内のスライス容積選択傾斜磁場パルスの間で生
    じ、 傾斜磁場読み出しパルスの各々が、所定のマグニチュー
    ドの位相エンコーディング傾斜磁場パルスによって先行
    され、該マグニチュードが、前記繰り返す工程の各々で
    印加される位相エンコーディングパルスのマグニチュー
    ドと異なり、そして 該繰り返す工程の各々内で印加される位相エンコーディ
    ング傾斜磁場パルスのマグニチュードが、ｋ空間内の非
    連続軌跡にそれぞれ対応するMRI傾斜エコーを生成し、
    他の繰り返す工程から生成するMRI傾斜エコーが、ｋ空
    間内の残りの連続軌跡を挿入される様式でそれぞれカバ
    ーする。
  10. 【請求項１０】前記位相エンコーディング傾斜磁場パル
    スが、磁場不均一性および／または工程（ｉ）および
    （ii）の各繰り返しの間で生じる化学シフトの影響によ
    り引き起こされ、次の隣接するｋ空間のエコー間の実質
    的に低減された位相シフトを有する、ｋ空間内のMRI傾
    斜エコーのシークエンスを生成するマグニチュードを有
    する、請求項９に記載の方法。
  11. 【請求項１１】前記磁場不均一性および／または化学シ
    フトの影響によって引き起こされる前記位相シフトが、
    ｋ空間の位相エンコーディングされた次元を通じて、１
    つの傾斜エコーから次の傾斜エコーに、ほぼ等量で単調
    に増加する、請求項10に記載の方法。
  12. 【請求項１２】工程（ｉ）および（ii）の各繰り返しに
    先立って、位相戻し傾斜磁場パルスが、実質的にすべて
    の先行する位相エンコーディング傾斜磁場パルスをキャ
    ンセルしそして瞬時に前記NMR核類をｋ空間内の同一点
    に戻すための極性およびマグニチュードを有して該NMR
    核類に印加される、請求項11に記載の方法。
  13. 【請求項１３】ヒトを除く動物においてMRIシグナルを
    検出する方法であって、該方法は以下の工程を包含す
    る： （ａ）NMR核類が摂動NMR RF歳差パルスの作用を受ける
    工程； （ｂ）その後、該NMR核類が、 （ｉ）180°NMR RF歳差パルス、次いで、 （ii）傾斜エコーのシークエンスを生成するために、複
    数の交互極性傾斜磁場読み出しパルスの作用を受け、そ
    して （iii）さらなる傾斜エコーのシークエンスを生成する
    ために、工程（ｉ）および（ii）を繰り返す工程、 ここで、該NMR RF歳差パルスは、マルチスライスシーク
    エンス内のスライス容積選択傾斜磁場パルスの間で生
    じ、 傾斜磁場読み出しパルスの各々が、所定のマグニチュー
    ドの位相エンコーディング傾斜磁場パルスによって先行
    され、該マグニチュードが、前記繰り返す工程の各々で
    印加される他の位相エンコーディングパルスのマグニチ
    ュードと異なり、そして 工程（ｉ）および（ii）の各繰り返しに先立って、位相
    戻し傾斜磁場パルスを該NMR核類に印加する工程であっ
    て、該位相戻し傾斜磁場パルスが、すべての先行する位
    相エンコーディング傾斜磁場パルスを実質的にキャンセ
    ルしそして瞬時に該NMR核類をｋ空間内の起点に戻すた
    めの極性およびマグニチュードを有する、工程。
  14. 【請求項１４】前記工程（ａ）および（ｂ）が、傾斜エ
    コーのさらなるシークエンスを生成するために、複数の
    TRインターバルの各々で繰り返される、請求項13に記載
    の方法。
  15. 【請求項１５】イメージ容積内で、NMR核類からMRIシグ
    ナルを生成する装置であって、該装置は以下の手段を包
    含する： スライス容積内で核類を歳差運動させてTRインターバル
    を開始する手段； 同一該スライス容積内で、同一TRインターバル内の引き
    続くインターバルで実質的に180°で、180°NMR RFパル
    スを繰り返し印加し該核類をさらに歳差運動させてNNR
    スピンエコーの列を生成する手段； 該180°NMR RFパルスのペア間に複数の交互極性読み出
    し傾斜磁場パルスを印加し複数の傾斜エコーのサブシー
    クエンスを生成する手段；および 各サブシークエンス内の該傾斜エコーの各々を位相エン
    コーディングしてｋ空間の不連続軌跡を横切る手段であ
    って、該不連続軌跡が磁場の不均一性および／または化
    学位相シフトの影響を、ｋ空間の位相エンコーディング
    される次元にわたってより一様に分布するように他のサ
    ブシークエンスの軌跡の間に挿入されている手段。
  16. 【請求項１６】異なる前記サブシークエンス間で、傾斜
    エコーの発生時間を、磁場の不均一性および／または化
    学位相シフトの影響をｋ空間の位相エンコーディングさ
    れる次元にわたってより一様に分布するようにシフトす
    る手段を備える、請求項15の装置。
  17. 【請求項１７】前記サブシークエンスの各々の終末で、
    次の180°NMR RF歳差パルスの印加に先立って、核類位
    相エンコーディングをｋ空間内の同一起点に戻すために
    位相を戻す傾斜磁場パルスを印加する手段をさらに備え
    る、請求項15に記載の装置。
  18. 【請求項１８】イメージ容積内で、NMR核類からMRIシグ
    ナルを発生する装置であって、該装置は、以下の手段を
    包含する： 複数の180°NMR RF歳差パルスのシークエンスを用いてN
    MRスピンエコーの列を生成する手段； NMRスピンエコーの各々に対して、交互極性読み出し傾
    斜磁場パルのシークエンスを用いることにより、NMR傾
    斜エコーのサブシークエンスを生成する手段； 該傾斜エコーの各々を位相エンコーディングしてｋ空間
    内の異なる軌跡をトレースする手段であって、該位相エ
    ンコーディングが、各々の該サブシークエンスの傾斜エ
    コーが、磁場不均一性および／または化学位相シフトの
    影響をｋ空間の位相エンコーディングされた次元にわた
    ってより一様に分布するように、他のサブシークエンス
    の軌跡の間に挿入されるｋ空間軌跡を有するように変調
    されている手段 ；および 各々の該傾斜エコーのサブシークエンスの後で、次のNM
    Rスピンエコーの生成に先立って、核類位相エンコーデ
    ィングをｋ空間内の起点に戻すために、位相を戻す傾斜
    磁場パルスを印加する手段。
  19. 【請求項１９】NMRスピンエコーの列を生成する前記手
    段が、各々の複数TRインターバルの間で、複数の180°N
    MR RF歳差パルスのシークエンスをともなう初期90°NMR
    RF歳差パルスによって、スライス選択傾斜磁場パルスG
    zの間で生じる該RF歳差パルスの各々を生成する、請求
    項18に記載の装置。
  20. 【請求項２０】前記NMR傾斜エコーのサブシークエンス
    を生成する手段が、各180°NMR RF歳差パルス後に生じ
    る交互極性Gx読み出し傾斜磁場パルスのシークエンスを
    生成する、請求項19に記載の装置。
  21. 【請求項２１】前記初期90°NMR RF歳差パルスと前記最
    初の180°NMR RF歳差パルス間で生じる、位相戻しGx読
    み出し傾斜磁場パルスを生成する手段を備える、請求項
    20に記載の装置。
  22. 【請求項２２】前記位相を戻す傾斜磁場パルスを印加す
    る手段が、前記位相戻しを達成するための、第一の極性
    の初期Gy傾斜磁場パルス、および、引き続く第二の極性
    Gy傾斜磁場パルス、および、該第一の極性のさらなるGy
    傾斜磁場パルスを生成する手段を備える、請求項20の装
    置。
  23. 【請求項２３】MRIシグナルを生成する装置であって、
    該装置は、以下の手段を包含する： （ａ）イメージ容積内のNMR核類が、摂動NMR RF歳差パ
    ルスの作用を受けるための手段； （ｂ）その後、該NMR核類が、 （ｉ）180°NMR RF歳差パルス、次いで、 （ii）傾斜エコーのシークエンスを生成する、複数の交
    互極性傾斜磁場読み出しパルスの作用を受け、そして （iii）さらなる傾斜エコーのシークエンスを生成する
    ために、工程（ｉ）および（ii）を繰り返すための手
    段、 ここで、該手段（ａ）および手段（ｂ）は、多重スライ
    スシークエンス内のスライス容積選択傾斜磁場パルスの
    間で、該NMR RF歳差パルスを生成する手段を備え； 該手段（ｂ）は、各々の傾斜磁場読み出しパルスに先立
    って、所定のマグニチュードの位相エンコーディング傾
    斜磁場パルスであって、該マグニチュードが前記繰り返
    す工程の各々で印加される他の位相エンコーディングパ
    ルスのマグニチュードと異なるパルスを生成する手段を
    備え；そして 該手段（ｂ）は、各繰り返し内で、ｋ空間内の非連続軌
    跡にそれぞれ対応するMRI傾斜エコーを生成するため
    の、位相エンコーディング傾斜磁場パルスのマグニチュ
    ードを生じるための手段を備え、該MRI傾斜エコーがｋ
    空間内の残りの連続軌跡を挿入された様式でそれぞれカ
    バーする他の繰り返しから生成される。
  24. 【請求項２４】前記手段（ｂ）が、前記位相エンコーデ
    ィング傾斜磁場パルスが磁場不均一性および／または各
    繰り返しの間で生じる化学シフトの影響により引き起こ
    され、次の隣接するｋ空間のエコー間で実質的に減少し
    た位相シフトを有する、ｋ空間内のMRI傾斜エコーのシ
    ークエンスを生成するマグニチュードを有するための手
    段を備える、請求項23に記載の装置。
  25. 【請求項２５】前記手段（ｂ）が、前記磁場不均一性お
    よび／または化学シフトの影響の位相シフトを、ｋ空間
    の位相エンコーディングされた次元を通じて、１つの傾
    斜エコーから次の傾斜エコーに、ほぼ等量で単調に増加
    させる手段を備える、請求項24に記載の装置。
  26. 【請求項２６】すべての先行する位相エンコーディング
    傾斜磁場パルスを実質的にキャンセルし、そして180°R
    Fパルスの各繰り返しに先立って、瞬時に前記NMR核類を
    ｋ空間内の同一起点に回復するための極性およびマグニ
    チュードを有して該NMR核類に印加される位相回復傾斜
    磁場パルスを生成する手段を備える、請求項25に記載の
    方法。
  27. 【請求項２７】MRIシグナルを生成する装置であって、
    該装置は、以下の手段を包含する： （ａ）イメージ容積内のNMR核類が、摂動NMR RF歳差パ
    ルスの作用を受けるための手段； （ｂ）その後、該NMR核類が、 （ｉ）180°NMR RF歳差パルス、次いで、 （ii）傾斜エコーのシークエンスを生成する、複数の交
    互極性傾斜磁場読み出しパルスの作用を受け、そして （iii）さらなる傾斜エコーのシークエンスを生成する
    ために、工程（ｉ）および（ii）を繰り返すための手
    段、 ここで、該手段（ａ）および手段（ｂ）は、多重スライ
    スシークエンス内のスライス容積選択傾斜磁場パルスの
    間に該NMR RF歳差パルスを生成する手段を備え； 該手段（ｂ）は、各々の傾斜磁場読み出しパルスに先立
    って、所定のマグニチュードの位相エンコーディング傾
    斜磁場パルスであって、該マグニチュードが繰り返す工
    程の各々で印加される他の位相エンコーディングパルス
    のマグニチュードと異なるパルスを生成する手段；およ
    び すべての先行する位相エンコーディング傾斜磁場パルス
    を実質的にキャンセルし、そして180°RFパルスの各繰
    り返しに先立って、瞬時に前記NMR核類をｋ空間内の同
    一起点に戻すための極性およびマグニチュードを有して
    該NMR核類に印加される位相回復傾斜磁場パルスを生成
    する手段を備える。
  28. 【請求項２８】前記手段（ａ）および（ｂ）が繰り返し
    て作動され、傾斜エコーのさらなるシークエンスを生成
    する複数のTRインターバルを規定する、請求項27に記載
    の装置。
  29. 【請求項２９】ヒトを除く動物においてNMR核類からMRI
    シグナルを検出する方法であって、該方法は以下の工程
    を包含する： 核類を歳差運動させてTRインターバルを開始する工程； 同一TRインターバル内の引き続くインターバルで、実質
    的に180°で、180°NMR RFパルスを反復して印加して核
    類をさらに歳差運動させてNMRスピンエコーの列を生成
    する工程；および 該180°NMR RFパルス間に、複数の交互極性読み出し傾
    斜磁場パルスを印加して傾斜エコーのサブシークエンス
    を生成する工程であって；ここで該サブシークエンス間
    で、傾斜エコーの発生時間が、磁場の不均一性および／
    または化学位相シフトの影響をｋ空間の位相エンコーデ
    ィングされる次元にわたってより一様に分布するように
    相対的にシフトされる工程。
  30. 【請求項３０】イメージ容積内のNMR核類からMRIシグナ
    ルを発生する装置であって、該装置は以下の手段を備え
    る： スライス容積内で、核類を歳差運動させてTRインターバ
    ルを開始する手段； 該同一のスライス容積内で、同一TRインターバル内の引
    き続くインターバルで、実質的に180°で、180°NMR RF
    パルスを反復して印加し核類をさらに歳差運動させてNM
    Rスピンエコーの列を生成する手段； 該180°NMR RFパルス間に、複数の交互極性読み出し傾
    斜磁場パルスを印加して傾斜エコーのサブシークエンス
    で生成する手段；および 該サブシークエンス間で、傾斜エコーの発生時間が、磁
    場の不均一性および／または化学位相シフトの影響をｋ
    空間の位相エンコーディングされる次元にわたってより
    一様に分布するように相対的にシフトさせる手段。
  31. 【請求項３１】イメージ容積内でNMR核類からMRIシグナ
    ルを生成する装置であって、該装置は以下の手段を備え
    る： スライス容積内で核類を歳差運動させてTRインターバル
    を開始する手段； 該同一のスライス容積内で同一TRインターバル内の引き
    続くインターバルで、実質的に180°で、180°NMR RFパ
    ルスを反復して印加し核類をさらに歳差運動させてNMR
    スピンエコーの列を生成する手段； 該180°NMR RFパルス間に、複数の交互極性読み出し傾
    斜磁場パルスを印加して傾斜エコーのサブシークエンス
    を生成する手段；および 前記サブシークエンスの各々の終末で、次の180°NMR R
    F歳差パルスの印加に先立って、核類位相エンコーディ
    ングをｋ空間内の同一点に戻すために位相をデコードす
    る傾斜磁場パルスを印加する手段。
  32. 【請求項３２】ヒトを除く動物においてNMR核類からMRI
    シグナルを検出する方法であって、該方法は以下の工程
    を包含する： （ｉ）核類を歳差運動させてTRインターバルを開始する
    工程； （ii）引き続くインターバルで、実質的に180°だけ、1
    80°NMR RFパルスを印加して核類をさらに歳差運動させ
    てNMRスピンエコーRF応答を生成する工程；および （iii）複数の位相エンコーディング傾斜磁場パルスお
    よび交互極性読み出し傾斜磁場パルスを印加して複数の
    傾斜エコーを生成する工程であって；ここで該傾斜エコ
    ーの少なくともいくつかの時間領域位置が、位相エンコ
    ーディング傾斜磁場パルスおよび交互極性読み出し傾斜
    磁場パルスを、時間において、各Hahnスピンエコー予測
    時間からシフトすることによって、連続ｋ空間MRIデー
    タにおける望ましくない位相シフトを制御された増分で
    制御する。
  33. 【請求項３３】前記工程（ii）および（iii）が、前記
    １つの工程（ｉ）の後で少なくとも１回繰り返される、
    請求項32に記載の方法。
  34. 【請求項３４】イメージ容積内で、NMR核類からMRIシグ
    ナルを生成する装置であって、該装置は以下の手段を備
    える： （ｉ）選択された容積内で核類を歳差運動させてTRイン
    ターバルを開始する手段； （ii）該容積内で、引き続くインターバルで実質的に18
    0°だけ、180°NMR RFパルスを印加して核類をさらに歳
    差運動させてNMRスピンエコーRF応答を生成する手段；
    および （iii）複数の位相エンコーディング傾斜磁場パルスお
    よび交互極性読み出し傾斜磁場パルスを印加して複数の
    傾斜エコーのシークエンスを生成する手段であって；こ
    こで該傾斜エコーの少なくともいくつかの時間領域位置
    が、位相エンコーディング傾斜磁場パルスおよび交互極
    性読み出し傾斜磁場パルスを、時間において、各Hahnス
    ピンエコー予測時間からシフトすることによって、連続
    ｋ空間MRIデータにおける望ましくない位相シフトを制
    御された増分で制御する手段。
  35. 【請求項３５】前記手段（ii）および（iii）が、前記
    手段（ｉ）の１つの作動後少なくとも２回作動される、
    請求項34に記載の装置。
  36. 【請求項３６】ヒトを除く動物においてNMR核類からMRI
    シグナルを検出する方法であって、該方法は以下の工程
    を包含する： 核類を歳差運動させてMRIデータ採取シークエンスを開
    始する工程； 複数の180°NMR RFパルスを反復して印加する工程であ
    って、該180°パルスの少なくともいくつかの後に複数
    の交互極性読み出し傾斜磁場パルスが印加され、各エコ
    ーの発生前に印加されているそれぞれ異なるマグニチュ
    ードの位相エンコーディング傾斜磁場パルスを用いて傾
    斜エコーのサブシークエンスを生成し、位相エンコーデ
    ィングされたエコーシグナルを提供する工程；および 180°NMR RFパルスの繰り返しの各々の前に、位相戻し
    傾斜磁場パルスが印加されて先行する位相エンコーディ
    ング傾斜磁場パルスのすべてを実質的にキャンセルし、
    そしてNMR核類をｋ空間の起点に瞬時に戻す工程。
  37. 【請求項３７】前記180°NMR RFパルスが、すべて互い
    に等しい時間インターバルで間隔を置いて配置され、18
    0°NMR RFパルスの各々の後に等しいインターバルでHah
    nエコー発生を生成する、請求項36に記載の方法。
  38. 【請求項３８】前記位相エンコーディング傾斜磁場パル
    スの少なくともいくつかの連続的サブシークエンスが同
    じ極性である、請求項36に記載の方法。
  39. 【請求項３９】所定のサブシークエンス内の前記位相エ
    ンコーディング傾斜磁場パルスが、非連続的ｋ空間軌跡
    を有する位相エンコーディングされた傾斜エコーのサブ
    シークエンスを生成する、請求項36に記載の方法。
  40. 【請求項４０】ヒトを除く動物においてNMR核類からMRI
    シグナルを検出する方法であって、該方法は以下の工程
    を包含する： 核類を歳差運動させてMRIデータ採取シークエンスを開
    始する工程；および 複数の180°NMR RFパルスを反復して印加する工程であ
    って、該180°パルスの少なくともいくつかの後に、複
    数の交互極性読み出し傾斜磁場パルスおよび同じ極性で
    あるがそれぞれ異なるマグニチュードの位相エンコーデ
    ィング傾斜磁場パルスが印加され、位相エンコーディン
    グされた傾斜エコーのサブシークエンスであって、各々
    が非連続的ｋ空間軌跡を有するサブシークエンスを生成
    する工程。
  41. 【請求項４１】前記180°NMR RFパルスがすべて互いに
    等しい時間インターバルで間隔を置いて配置され、180
    °NMR RFパルスの各々の後に等しいインターバルでHahn
    スピンエコー発生を生成する、請求項40に記載の方法。
  42. 【請求項４２】180°NMR RFパルスの繰り返しの各々の
    前に、位相戻し傾斜磁場パルスが印加されて先行する位
    相エンコーディング傾斜磁場パルスのすべてを実質的に
    キャンセルし、そしてNMR核類をｋ空間の起点に瞬時に
    戻す請求項40に記載の方法。
  43. 【請求項４３】イメージ容積内でNMR核類からMRIシグナ
    ルを検出する装置であって、該装置は以下の手段を備え
    る： スライス容積内で核類を歳差運動させてMRIデータ採取
    シークエンスを開始する手段； 複数の180°NMR RFパルスを繰り返し印加する手段であ
    って、該180°パルスの少なくともいくつかの後に複数
    の交互極性読み出し傾斜磁場パルスが続き、各々のエコ
    ー発生の前に印加されている個々の異なるマグニチュー
    ドの位相エンコーディング傾斜磁場パルスを有する傾斜
    エコーのサブシークエンスを生成し、位相エンコードさ
    れたエコーシグナルを提供する手段；および 180°NMR RFパルスの繰り返しの各々の前に、位相戻し
    傾斜磁場パルスを印加し、先行する位相エンコード傾斜
    磁場パルスのすべてを実質的にキャンセルし、そしてNM
    R核類をｋ空間の起点に瞬時にもどす手段。
  44. 【請求項４４】イメージ容積内でNMR核類からMRIシグナ
    ルを検出する装置であって、該装置は以下の手段を備え
    る： スライス容積内で核類を歳差運動させてMRIデータ採取
    シークエンスを開始する手段；および 複数の180°NMR RFパルスを繰り返し印加する手段であ
    って、該180°パルスの少なくともいくつかの後に、複
    数の交互極性読み出し傾斜磁場パルス、および同じ極性
    であるが、個々の異なるマグニチュードの位相エンコー
    ディング傾斜磁場パルスが続き、位相エンコードされた
    傾斜エコーのサブシークエンスであって、サブシークエ
    ンスの各々が、不連続ｋ空間軌跡を有するサブシークエ
    ンスを生成する手段。
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