JPH11216129A - 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ｍｒｉInfo
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 傾斜エコーとスピンエコーとを効率的に結合
し、実用可能なＭＲＩＮＭＲパルスシークエンスを提供
する。 【解決手段】 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、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等しい時間インター
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Ｎ
ＭＲスピンエコーの列を発生する工程であって、該等し
い時間インターバルの各々が該ＴＲインターバルを開始
する工程と最初の１８０゜ＮＭＲＲＦパルスとの間のイ
ンターバルの実質的に２倍である工程；該１８０゜ＮＭ
ＲＲＦパルスの各々の後にのみ、複数の交互極性読み出
し傾斜磁場パルスを印加し、該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパ
ルスの間で生じる、複数の傾斜エコーのサブシークエン
スを生成する工程を包含する。
し、実用可能なＭＲＩＮＭＲパルスシークエンスを提供
する。 【解決手段】 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、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等しい時間インター
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Ｎ
ＭＲスピンエコーの列を発生する工程であって、該等し
い時間インターバルの各々が該ＴＲインターバルを開始
する工程と最初の１８０゜ＮＭＲＲＦパルスとの間のイ
ンターバルの実質的に２倍である工程；該１８０゜ＮＭ
ＲＲＦパルスの各々の後にのみ、複数の交互極性読み出
し傾斜磁場パルスを印加し、該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパ
ルスの間で生じる、複数の傾斜エコーのサブシークエン
スを生成する工程を包含する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】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、ＭＲＩＮＭＲ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。
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、ＭＲＩＮＭＲ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。
【０００２】
【従来の技術】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および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。
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および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。
【０００３】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（ｒｅｓｉｓｔｉｖｅ）、および／または永久
型）構造が、実質的に一定で均一な磁場Ｂｏを生成す
る。イメージ容積中で基本の磁場Ｂｏ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（Ｂｏ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。
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（ｒｅｓｉｓｔｉｖｅ）、および／または永久
型）構造が、実質的に一定で均一な磁場Ｂｏを生成す
る。イメージ容積中で基本の磁場Ｂｏ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（Ｂｏ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。
【０００４】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Ｂｏ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
差パルスおよ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。
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Ｂｏ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
差パルスおよ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。
【０００５】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。
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。
【０００６】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Ｓ
Ｅ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、ＣＲ
Ｔ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提供される。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。
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Ｓ
Ｅ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、ＣＲ
Ｔ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提供される。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。
【０００７】ＭＢＥＳＴ、ＡＢＥＳＴ、およびＩｎｓｔ
ａｓｃａｎ、（Ｏｒｉｄｇｅら、Ｍａｇｎ． Ｒｅｓｏ
ｎ． Ｍｅｄ．、Ｖｏｌ １０、ｐ２２７ （１９８
９）；Ｆｅｉｎｂｅｒｇら、Ｍａｇｎ． Ｒｅｓｏｎ．
Ｍｅｄ．、Ｖｏｌ １３、ｐ１６２ （１９９０）；
Ｒｚｅｄｚｉａｎら、Ａｍｅｒ． Ｊ． Ｒｏｅｎｔ
ｇｅｎｏｌ、Ｖｏｌ １４９、ｐ２４５ （１９８
７））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（ｄｉｓｐｌａｃｅ）する。緩和増大を伴う迅速採取（Ｒａｐｉｄ Ａｃｑｕｉｓｉ
ｔｉｏｎ Ｗｉｔｈ Ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ Ｅｎｈａ
ｎｃｅｍｅｎｔ）（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 Ｍｅｔｈｏｄｓ）（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 ＭＲ
Ｉ−−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ことであ
る。
ａｓｃａｎ、（Ｏｒｉｄｇｅら、Ｍａｇｎ． Ｒｅｓｏ
ｎ． Ｍｅｄ．、Ｖｏｌ １０、ｐ２２７ （１９８
９）；Ｆｅｉｎｂｅｒｇら、Ｍａｇｎ． Ｒｅｓｏｎ．
Ｍｅｄ．、Ｖｏｌ １３、ｐ１６２ （１９９０）；
Ｒｚｅｄｚｉａｎら、Ａｍｅｒ． Ｊ． Ｒｏｅｎｔ
ｇｅｎｏｌ、Ｖｏｌ １４９、ｐ２４５ （１９８
７））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（ｄｉｓｐｌａｃｅ）する。緩和増大を伴う迅速採取（Ｒａｐｉｄ Ａｃｑｕｉｓｉ
ｔｉｏｎ Ｗｉｔｈ Ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ Ｅｎｈａ
ｎｃｅｍｅｎｔ）（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 Ｍｅｔｈｏｄｓ）（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 ＭＲ
Ｉ−−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ことであ
る。
【０００８】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。
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。
【０００９】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（Ｆ
ｅｉｎｂｅｒｇら、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ Ｆｉｆｔ
ｈ Ａｎｎｕａｌ Ｍｅｅｔｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ Ｓ
ｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅａｓｏｎ
ａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、ｐ．９５０ （１
９８６））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。
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（Ｆ
ｅｉｎｂｅｒｇら、Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ Ｆｉｆｔ
ｈ Ａｎｎｕａｌ Ｍｅｅｔｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ Ｓ
ｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅａｓｏｎ
ａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、ｐ．９５０ （１
９８６））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。
【００１０】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、Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ （１９８
２））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％〜４
０％の予期されたＳ／Ｎの減少を伴う。
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、Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ （１９８
２））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％〜４
０％の予期されたＳ／Ｎの減少を伴う。
【００１１】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
（１９８６）； ＨｅｎｎｉｎｇらＭａｇｎ． Ｒｅｃ
ｏｎ． Ｉｍａｇ．， Ｖｏｌ ６， ｐ３９１（１９
８８））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８〜１６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、Ｒ
ＡＲＥ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、かなり長い合計時間により物理的に制限され
る。
ーチであるＲＡＲＥ（Ｈｅｎｎｉｎｇら、Ｍａｇｎ．
Ｒｅｓｏｎ． Ｍｅｄ． Ｖｏｌ ３， ｐ．８２３
（１９８６）； ＨｅｎｎｉｎｇらＭａｇｎ． Ｒｅｃ
ｏｎ． Ｉｍａｇ．， Ｖｏｌ ６， ｐ３９１（１９
８８））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８〜１６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、Ｒ
ＡＲＥ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、かなり長い合計時間により物理的に制限され
る。
【００１２】ＥＰＩ（Ｍａｎｆｉｅｌｄら、Ｊ． Ｍａ
ｇｎ． Ｒｅｓｏｎ．， Ｖｏｌ２７， ｐ．１０１
（１９７７））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。
ｇｎ． Ｒｅｓｏｎ．， Ｖｏｌ２７， ｐ．１０１
（１９７７））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。
【００１３】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−ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ）を生ずる。
この問題は、脂肪抑制法（ｆａｔ ｓｕｐｐｒｅｓｓｉ
ｏｎ 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。
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−ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ）を生ずる。
この問題は、脂肪抑制法（ｆａｔ ｓｕｐｐｒｅｓｓｉ
ｏｎ 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。
【００１４】（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 − Ｄｕｍｏｕｌｉ
ｎ （１９８９）； 米国特許第４，８１８，９４２号 − Ｒｚｅｄｚｉａ
ｎ （１９８９）； 米国特許第４，８３３，４０７号 − Ｈｏｌｌａｎｄ
ら （１９８９）； 米国特許第４，８９６，１１３号 − Ｐｅｌｃ（１９
９０）；および 米国特許第４，９０１，０２０号 − Ｌａｄｅｂｅｃ
ｋ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゜Ｒ
Ｆ歳差パルスを使用する示唆はない。
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 − Ｄｕｍｏｕｌｉ
ｎ （１９８９）； 米国特許第４，８１８，９４２号 − Ｒｚｅｄｚｉａ
ｎ （１９８９）； 米国特許第４，８３３，４０７号 − Ｈｏｌｌａｎｄ
ら （１９８９）； 米国特許第４，８９６，１１３号 − Ｐｅｌｃ（１９
９０）；および 米国特許第４，９０１，０２０号 − Ｌａｄｅｂｅｃ
ｋ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゜Ｒ
Ｆ歳差パルスを使用する示唆はない。
【００１５】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、１
８０度ＲＦパルスを繰り返すこと、および初期９０度Ｒ
Ｆ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ー
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。
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、１
８０度ＲＦパルスを繰り返すこと、および初期９０度Ｒ
Ｆ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ー
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。
【００１６】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
ぞれを共通のｋー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ー空間の約１／
４だけオフセットされ、ｋー空間上部の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（ｃｏｍ
ｐｌｅｘ ｃｏｎｊｕｇａｔｉｏｎ）を用いてｋー空間
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。
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
ぞれを共通のｋー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ー空間の約１／
４だけオフセットされ、ｋー空間上部の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（ｃｏｍ
ｐｌｅｘ ｃｏｎｊｕｇａｔｉｏｎ）を用いてｋー空間
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。
【００１７】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ー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。
゜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ー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。
【００１８】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ー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 − Ｄｕｍｏｕｌｉ
ｎら （１９８９） 米国特許第４，８７１，９６７号 − Ｒｏｔｅｍら
（１９８９） 米国特許第４，８９３，０８１号 − Ｚｕｒ （１９
９０） 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 （Ａｕｇ１９８７）；Ｈ
ｅｎｎｉｇ Ｊ． Ｆｒｉｅｂｕｒｇ Ｈ． Ｍａｇｎ
Ｒｅｓｏｎ Ｉｍａｇ： ６：３９１ （１９８
８）；Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ Ｐ， Ｏｒｄｉｄｇｅ Ｒ
ＪおよびＣｏｘａｎ， Ｊ． Ｐｈｙｓ Ｅ２１， ２
７８（１９８８）；およびＦｅｉｎｂｅｒｇら、１９８
６ ＳＭＲＭ Ａｂｓｔｒａｃｔ。
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ー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 − Ｄｕｍｏｕｌｉ
ｎら （１９８９） 米国特許第４，８７１，９６７号 − Ｒｏｔｅｍら
（１９８９） 米国特許第４，８９３，０８１号 − Ｚｕｒ （１９
９０） 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 （Ａｕｇ１９８７）；Ｈ
ｅｎｎｉｇ Ｊ． Ｆｒｉｅｂｕｒｇ Ｈ． Ｍａｇｎ
Ｒｅｓｏｎ Ｉｍａｇ： ６：３９１ （１９８
８）；Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ Ｐ， Ｏｒｄｉｄｇｅ Ｒ
ＪおよびＣｏｘａｎ， Ｊ． Ｐｈｙｓ Ｅ２１， ２
７８（１９８８）；およびＦｅｉｎｂｅｒｇら、１９８
６ ＳＭＲＭ Ａｂｓｔｒａｃｔ。
【００１９】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、Ｔ
Ｒインターバルの各々でスライス選択９０゜および１８
０゜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。
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、Ｔ
Ｒインターバルの各々でスライス選択９０゜および１８
０゜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。
【００２０】
【発明が解決しようとする課題】Ｆｅｉｎｂｅｒｇら
（前記Ｓｏｃ． Ｍａｇｎ． Ｒｅｓ． ｉｎ Ｍｅ
ｄ．ｐ９５０、（１９８６））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ＭＲ
Ｉ ＮＭＲパルスシークエンスを発見した。
（前記Ｓｏｃ． Ｍａｇｎ． Ｒｅｓ． ｉｎ Ｍｅ
ｄ．ｐ９５０、（１９８６））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ＭＲ
Ｉ ＮＭＲパルスシークエンスを発見した。
【００２１】
【課題を解決するための手段】本発明は、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
方法に関し、この方法は、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
引き続いて起こる等しい時間インターバルで、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
の列を発生する工程であって、該等しい時間インターバ
ルの各々が該ＴＲインターバルを開始する工程と最初の
１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスとの間のインターバルの実
質的に２倍である工程；該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルス
の各々の後にのみ、複数の交互極性読み出し傾斜磁場パ
ルスを印加し、該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの間で生
じる、複数の傾斜エコーのサブシークエンスを生成する
工程を包含する。
物においてＮＭＲ核類からのＭＲＩシグナルを検出する
方法に関し、この方法は、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
引き続いて起こる等しい時間インターバルで、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
の列を発生する工程であって、該等しい時間インターバ
ルの各々が該ＴＲインターバルを開始する工程と最初の
１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスとの間のインターバルの実
質的に２倍である工程；該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルス
の各々の後にのみ、複数の交互極性読み出し傾斜磁場パ
ルスを印加し、該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの間で生
じる、複数の傾斜エコーのサブシークエンスを生成する
工程を包含する。
【００２２】本発明の１つの局面は、ヒトを除く動物に
おいてＭＲＩシグナルを検出する方法に関し、この方法
は、（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、（ｉ
ｉ）該１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスの後そして別の
１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスの印加前に生じる複数
の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、最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスの前
に交互極性読み出し傾斜磁場パルスを印加することな
く、同一ＴＲインターバル内の等しい時間インターバル
であって、該等しいインターバルの各々が該初期の摂動
パルスと最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスとの間
のインターバルの実質的に２倍であるインターバルで工
程（ｉ）および（ｉｉ）を繰り返す工程を包含する。
おいてＭＲＩシグナルを検出する方法に関し、この方法
は、（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、（ｉ
ｉ）該１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスの後そして別の
１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスの印加前に生じる複数
の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、最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスの前
に交互極性読み出し傾斜磁場パルスを印加することな
く、同一ＴＲインターバル内の等しい時間インターバル
であって、該等しいインターバルの各々が該初期の摂動
パルスと最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスとの間
のインターバルの実質的に２倍であるインターバルで工
程（ｉ）および（ｉｉ）を繰り返す工程を包含する。
【００２３】１つの実施態様において、上記摂動ＮＭＲ
ＲＦ歳差パルスは９０゜ＮＭＲＲＦ歳差パルスであり
得る。
ＲＦ歳差パルスは９０゜ＮＭＲＲＦ歳差パルスであり
得る。
【００２４】１つの実施態様において、上記工程（ｂ）
（ｉｉｉ）は、複数の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）の複数
の繰り返しを包含し得る。
（ｉｉｉ）は、複数の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）の複数
の繰り返しを包含し得る。
【００２５】１つの実施態様において、上記工程（ａ）
および（ｂ）は、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
返され得る。 １つの実施態様において、上記ＮＭＲ
ＲＦ歳差パルスのすべては、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生じ得る。
および（ｂ）は、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
返され得る。 １つの実施態様において、上記ＮＭＲ
ＲＦ歳差パルスのすべては、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生じ得る。
【００２６】１つの実施態様において、傾斜磁場読み出
しパルスの各々は、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
得る。
しパルスの各々は、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
得る。
【００２７】本発明の１つの局面は、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に関
し、この装置は、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；同一の該スライス
容積内で、同一ＴＲインターバル内の引き続く等しい時
間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発生する手段であって、
該等しい時間インターバルの各々が該初期歳差パルスと
最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスとの間のインターバ
ルの実質的に２倍である手段；該１８０゜ＮＭＲ ＲＦ
パルスの各々の後にのみ複数の交互極性読み出し傾斜磁
場パルスを印加し、該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの間
で生じる、複数の傾斜エコーのサブシークエンスを生成
する手段を備える。
で、ＮＭＲ核類からＭＲＩシグナルを発生する装置に関
し、この装置は、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；同一の該スライス
容積内で、同一ＴＲインターバル内の引き続く等しい時
間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発生する手段であって、
該等しい時間インターバルの各々が該初期歳差パルスと
最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスとの間のインターバ
ルの実質的に２倍である手段；該１８０゜ＮＭＲ ＲＦ
パルスの各々の後にのみ複数の交互極性読み出し傾斜磁
場パルスを印加し、該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの間
で生じる、複数の傾斜エコーのサブシークエンスを生成
する手段を備える。
【００２８】本発明の１つの局面は、ＭＲＩシグナルを
生成する装置に関し、該装置は、（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、（ｉ
ｉ）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（ｉ
ｉｉ）最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスの前に交
互極性読み出し傾斜磁場パルスを印加することなく、該
１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの後であって別の１８０゜
ＮＭＲ ＲＦパルスの印加の前に生じるさらなる複数の
傾斜エコーのシークエンスを発生するために、同一ＴＲ
インターバル内の等しい時間インターバルであって、該
等しい時間インターバルの各々が該初期摂動パルスと最
初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスとの間のインターバル
の実質的に２倍であるインターバルで工程（ｉ）および
（ｉｉ）を繰り返すための手段を備える。
生成する装置に関し、該装置は、（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、（ｉ
ｉ）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（ｉ
ｉｉ）最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスの前に交
互極性読み出し傾斜磁場パルスを印加することなく、該
１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの後であって別の１８０゜
ＮＭＲ ＲＦパルスの印加の前に生じるさらなる複数の
傾斜エコーのシークエンスを発生するために、同一ＴＲ
インターバル内の等しい時間インターバルであって、該
等しい時間インターバルの各々が該初期摂動パルスと最
初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスとの間のインターバル
の実質的に２倍であるインターバルで工程（ｉ）および
（ｉｉ）を繰り返すための手段を備える。
【００２９】１つの実施態様において、本発明の装置
は、複数のＴＲインターバルの各々で手段（ａ）および
（ｂ）を繰り返し作動させて、さらなる傾斜エコーのシ
ークエンスを生成する手段を備え得る。
は、複数のＴＲインターバルの各々で手段（ａ）および
（ｂ）を繰り返し作動させて、さらなる傾斜エコーのシ
ークエンスを生成する手段を備え得る。
【００３０】１つの実施態様において、上記手段（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、前記ＮＭＲ Ｒ
Ｆ歳差パルスを生成する手段を備え得る。
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、前記ＮＭＲ Ｒ
Ｆ歳差パルスを生成する手段を備え得る。
【００３１】１つの実施態様において、上記手段（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得る。
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得る。
【００３２】本発明の１つの局面は、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に
関し、この方法は、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゜ＮＭ
Ｒ 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工程；該１８
０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの各々の後にのみ、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；および前記サブシーク
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デコードする傾
斜磁場パルスを印加する工程を包含する。
おいてＮＭＲ核類からＭＲＩシグナルを検出する方法に
関し、この方法は、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゜ＮＭ
Ｒ 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工程；該１８
０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの各々の後にのみ、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；および前記サブシーク
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デコードする傾
斜磁場パルスを印加する工程を包含する。
【００３３】本発明の１つの局面は、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に
関し、この方法は以下の工程を包含する：核類を歳差運
動させてＭＲＩデータ採取パルスシークエンスを開始す
る工程；引き続く等しいインターバルでのみ、複数の１
８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスを繰り返し印加して１８０゜
ＮＭＲ ＲＦパルスの各々の後に等しいインターバルで
Ｈａｈｎスピンエコーを生成する工程；および１８０゜
ＮＭＲ ＲＦパルスの各々の後にのみ、複数の交互極性
読み出し傾斜磁場パルスを印加し、該１８０゜ＮＭＲ
ＲＦパルスの各々の後に生じる傾斜エコーのサブシーク
エンスを生成する工程を包含する。
おいてＮＭＲ核類からＭＲＩシグナルを検出する方法に
関し、この方法は以下の工程を包含する：核類を歳差運
動させてＭＲＩデータ採取パルスシークエンスを開始す
る工程；引き続く等しいインターバルでのみ、複数の１
８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスを繰り返し印加して１８０゜
ＮＭＲ ＲＦパルスの各々の後に等しいインターバルで
Ｈａｈｎスピンエコーを生成する工程；および１８０゜
ＮＭＲ ＲＦパルスの各々の後にのみ、複数の交互極性
読み出し傾斜磁場パルスを印加し、該１８０゜ＮＭＲ
ＲＦパルスの各々の後に生じる傾斜エコーのサブシーク
エンスを生成する工程を包含する。
【００３４】１つの実施態様において、同一極性である
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、傾斜エコーの各々の前に印加さ
れ、位相エンコーディングされた傾斜エコーのサブシー
クエンスを生成し得る。
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、傾斜エコーの各々の前に印加さ
れ、位相エンコーディングされた傾斜エコーのサブシー
クエンスを生成し得る。
【００３５】１つの実施態様において、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し得る。
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し得る。
【００３６】１つの実施態様において、上記位相エンコ
ーディング傾斜磁場パルスは、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し、該サブシ
ークエンスの各々が、他の傾斜エコーサブシークエンス
の軌跡の間に連続的に挿入される非連続的ｋ空間軌跡を
有し得る。
ーディング傾斜磁場パルスは、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し、該サブシ
ークエンスの各々が、他の傾斜エコーサブシークエンス
の軌跡の間に連続的に挿入される非連続的ｋ空間軌跡を
有し得る。
【００３７】１つの実施態様において、上記位相エンコ
ーディング傾斜磁場パルスは、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し、該サブシ
ークエンスの各々が、他の傾斜エコーサブシークエンス
の軌跡の間に連続的に挿入される非連続的ｋ空間軌跡を
有し得る。
ーディング傾斜磁場パルスは、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し、該サブシ
ークエンスの各々が、他の傾斜エコーサブシークエンス
の軌跡の間に連続的に挿入される非連続的ｋ空間軌跡を
有し得る。
【００３８】本発明の１つの局面は、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に関し、
この装置は、スライス容積内で核類を歳差運動させてＭ
ＲＩデータ採取シークエンスを開始する手段；引き続く
等しいインターバルでのみ複数の１８０゜ＮＭＲＲＦパ
ルスを反復して印加し、１８０゜ＮＭＲＲＦ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
生を生成する手段；および１８０゜ＮＭＲＲＦパルスの
各々の後にのみ、複数の交互極性読み出し傾斜磁場パル
スを印加し、該１８０゜ＮＭＲＲＦパルスの各々の後に
生じる傾斜エコーのサブシークエンスを生成する手段を
備える。
ＮＭＲ核類からＭＲＩシグナルを検出する装置に関し、
この装置は、スライス容積内で核類を歳差運動させてＭ
ＲＩデータ採取シークエンスを開始する手段；引き続く
等しいインターバルでのみ複数の１８０゜ＮＭＲＲＦパ
ルスを反復して印加し、１８０゜ＮＭＲＲＦ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
生を生成する手段；および１８０゜ＮＭＲＲＦパルスの
各々の後にのみ、複数の交互極性読み出し傾斜磁場パル
スを印加し、該１８０゜ＮＭＲＲＦパルスの各々の後に
生じる傾斜エコーのサブシークエンスを生成する手段を
備える。
【００３９】
【発明の実施の形態】本発明では、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゜ＲＦ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。
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゜ＲＦ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。
【００４０】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。
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。
【００４１】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。
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。
【００４２】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。
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。
【００４３】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２
４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。
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２
４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。
【００４４】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。
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。
【００４５】ＧＲＡＳＥは、Ｔ２強調のイメージを約１
８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。ＧＲＡＳＥ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。ＧＲＡＳ
Ｅ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。
８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。ＧＲＡＳＥ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。ＧＲＡＳ
Ｅ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。
【００４６】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、ＧＲ
ＡＳＥ 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
（ｓｗｅｅｐ ｏｕｔ）。
の運動によるアーチファクトを大部分克服するが、ＧＲ
ＡＳＥ 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
（ｓｗｅｅｐ ｏｕｔ）。
【００４７】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 Ｒ
ＡＲＥとを結合させても、可能であるとは考えられな
い。
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 Ｒ
ＡＲＥとを結合させても、可能であるとは考えられな
い。
【００４８】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。
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。
【００４９】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１
８０゜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複合順序を用いて、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３Ｄｋ−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＊減衰についてのそのよう
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
なまたは階段状パターンに至るからである（階段の数は
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、この階段状パタ
ーンは多重のより小さな階段に細分化される。このよう
にして、データセットは、（ｋ−空間を通じて）実質的
に連続する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、この階段なしには、
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。
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１
８０゜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複合順序を用いて、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３Ｄｋ−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＊減衰についてのそのよう
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
なまたは階段状パターンに至るからである（階段の数は
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、この階段状パタ
ーンは多重のより小さな階段に細分化される。このよう
にして、データセットは、（ｋ−空間を通じて）実質的
に連続する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、この階段なしには、
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。
【００５０】これらの工程は、好ましくはすべて一緒に
本例のＧＲＡＳＥ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Ｅ
ＰＩ、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。
本例のＧＲＡＳＥ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Ｅ
ＰＩ、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。
【００５１】第１の例示のＧＲＡＳＥ工程は、先のＦｅ
ｉｎｂｅｒｇらによる１９８６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しよう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１９８
６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゜Ｒ
Ｆ再集束との直交平面（平行でない、即ち実質的に合同
の（ｃｏｎｇｒｕｅｎｔ）、例示の多重スライスＧＲＡ
ＳＥ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。
ｉｎｂｅｒｇらによる１９８６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しよう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１９８
６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゜Ｒ
Ｆ再集束との直交平面（平行でない、即ち実質的に合同
の（ｃｏｎｇｒｕｅｎｔ）、例示の多重スライスＧＲＡ
ＳＥ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。
【００５２】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
ての厳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２
５６×８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）×（２５
６）×（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。
元を独立にエンコーディングし、データ採取時間につい
ての厳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２
５６×８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）×（２５
６）×（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。
【００５３】
【実施例】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ウンド磁界Ｂｏ
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に示されるように、代表
的には、Ｂｏ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を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ＮＭ
Ｒ核へ伝送および／またはＮＭＲ核から受信を可能にす
る。
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ウンド磁界Ｂｏ
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に示されるように、代表
的には、Ｂｏ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を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ＮＭ
Ｒ核へ伝送および／またはＮＭＲ核から受信を可能にす
る。
【００５４】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６
４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。
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６
４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。
【００５５】さらに、図１には、以下に説明される例示
のＧＲＡＳＥ ＭＲＩ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のＧＲＡＳＥ制御プログラムが呼び出され、
ＭＲＩＲＦ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。
のＧＲＡＳＥ ＭＲＩ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のＧＲＡＳＥ制御プログラムが呼び出され、
ＭＲＩＲＦ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。
【００５６】図２−５に示される代表的な先行技術のＭ
ＲＩ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。
ＲＩ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。
【００５７】本発明によるＧＲＡＳＥパルスシークエン
スの一例を図７の（Ａ）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（ｂｌ
ｉｐｓ）の初めおよび終わりで、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７の
（Ａ）および（Ｂ）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
傾斜で繰り返されなければならない。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。
スの一例を図７の（Ａ）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（ｂｌ
ｉｐｓ）の初めおよび終わりで、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７の
（Ａ）および（Ｂ）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
傾斜で繰り返されなければならない。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。
【００５８】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、ＲＡ
ＲＥ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、ＲＡ
ＲＥシークエンスに対してよりも短い。
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、ＲＡ
ＲＥ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、ＲＡ
ＲＥシークエンスに対してよりも短い。
【００５９】・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、Ｒ
ＡＲＥ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。
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、Ｒ
ＡＲＥ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。
【００６０】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。
【００６１】例示のＧＲＡＳＥシークエンスにおいて、
１励起あたりのＲＦ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×
２５６の多重スライスイメージが１６秒で得られる。
１励起あたりのＲＦ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×
２５６の多重スライスイメージが１６秒で得られる。
【００６２】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（Ｇ
ＲＡＳＥ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。
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（Ｇ
ＲＡＳＥ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。
【００６３】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。
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。
【００６４】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。
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。
【００６５】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 Ｔ
ｒａｎｓ． 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 ｅＩｉ＋ ｊｓｉｎ ｅＩｉ）． この工程は、１ＤＦＴ後に行われる。この補正は、ＮＧ
Ｅ×ＮＳＥ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。
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 Ｔ
ｒａｎｓ． 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 ｅＩｉ＋ ｊｓｉｎ ｅＩｉ）． この工程は、１ＤＦＴ後に行われる。この補正は、ＮＧ
Ｅ×ＮＳＥ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。
【００６６】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。
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。
【００６７】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（ｂ
ｌｕｒｒｉｎｇ）、ゴーストおよび環状化（ｒｉｎｇｉ
ｎｇ）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， ｍａｇ
ｎ． Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ． １１， ３８９ （１９
８９））。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。
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（ｂ
ｌｕｒｒｉｎｇ）、ゴーストおよび環状化（ｒｉｎｇｉ
ｎｇ）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， ｍａｇ
ｎ． Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ． １１， ３８９ （１９
８９））。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。
【００６８】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
のうちの１つを用いない。図７の（Ａ）を参照。
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
のうちの１つを用いない。図７の（Ａ）を参照。
【００６９】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。
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。
【００７０】異なる位相エンコーディングスキームが、
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（ＮＳ
Ｅ）および３つまたはそれ以上（即ち、ＮＧＲ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、Ｎ
ＧＲ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。
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（ＮＳ
Ｅ）および３つまたはそれ以上（即ち、ＮＧＲ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、Ｎ
ＧＲ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。
【００７１】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。
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。
【００７２】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。
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。
【００７３】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、イメージ中にゴースト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８の（Ｂ）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。
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、イメージ中にゴースト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８の（Ｂ）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。
【００７４】特に、図７の（Ａ）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７の（Ｂ）または（Ｃ）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ｌ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）＝ｌ＋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。
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７の（Ｂ）または（Ｃ）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ｌ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）＝ｌ＋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。
【００７５】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
対する変調パターンは、図７の（Ｃ）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。
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
対する変調パターンは、図７の（Ｃ）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。
【００７６】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
的に階段状減衰となる。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。
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
的に階段状減衰となる。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。
【００７７】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。
＝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。
【００７８】図７の（Ａ）−（Ｃ）の例示のＧＲＡＳＥ
シークエンスは、１ガウス／ｃｍの最大傾斜強度、４ｍ
ｓｅｃ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． Ｓｉｇｎ
ａ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、Ｍａｇｎ． Ｒｅ
ｓｏｎ． Ｍｅｄ． １１， ３８９（１９８９））。
シークエンスは、１ガウス／ｃｍの最大傾斜強度、４ｍ
ｓｅｃ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． Ｓｉｇｎ
ａ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、Ｍａｇｎ． Ｒｅ
ｓｏｎ． Ｍｅｄ． １１， ３８９（１９８９））。
【００７９】ヒト脳の代表的なＧＲＡＳＥイメージは２
４ｃｍ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
肪シグナルでは、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。
４ｃｍ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
肪シグナルでは、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。
【００８０】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。４０００ ｍｓｅｃ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。
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。４０００ ｍｓｅｃ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。
【００８１】シグナルバンド幅の相違を除き、ＧＲＡＳ
Ｅ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、ＧＲ
ＡＳＥシークエンスは、時間を消費する選択１８０°Ｒ
Ｆ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。
Ｅ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、ＧＲ
ＡＳＥシークエンスは、時間を消費する選択１８０°Ｒ
Ｆ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。
【００８２】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Ｈａｈ
ｎスピンエコー位置にあることを示す図７の（Ｂ）およ
び図７の（Ｃ）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。
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Ｈａｈ
ｎスピンエコー位置にあることを示す図７の（Ｂ）およ
び図７の（Ｃ）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。
【００８３】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５１２
ｘ５１２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パルスを挿むことにより、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。
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５１２
ｘ５１２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パルスを挿むことにより、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。
【００８４】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。
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。
【００８５】ＧＲＡＳＥイメージングを、１ガウス／ｃ
ｍ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２ｍｓｅ
ｃ読み出し時間をそれぞれ用いることより、１．５Ｔｅ
ｓｌａＭＲ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。
ｍ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２ｍｓｅ
ｃ読み出し時間をそれぞれ用いることより、１．５Ｔｅ
ｓｌａＭＲ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。
【００８６】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１０
４ｍｓｅｃ）のため、高いコントラストを有していた。
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１０
４ｍｓｅｃ）のため、高いコントラストを有していた。
【００８７】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１０４〜１０８ｍｓｅ
ｃ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。
よび類似のＴＲ＝２．５秒および１０４〜１０８ｍｓｅ
ｃ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。
【００８８】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。
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。
【００８９】腹部の冠状ＧＲＡＳＥイメージが、１１セ
クションについて１８秒、ＴＲ２秒およびＴＥ８０ｍｓ
ｅｃ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。
クションについて１８秒、ＴＲ２秒およびＴＥ８０ｍｓ
ｅｃ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。
【００９０】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。
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。
【００９１】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、ＭＲＩ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Ｔ
２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。
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、ＭＲＩ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Ｔ
２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。
【００９２】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。
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。
【００９３】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ＲＡ
ＲＥより少ない１８０°ＲＦを用いることである。ＮＧ
Ｒ＝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ＧＲＡＳＥ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 ＋ ＮＧ
Ｒ ｘ Ｔｒｏ）／ＮＧＲ。
対応するＳＡＲの大きな減少とともに、ＴＲあたりＲＡ
ＲＥより少ない１８０°ＲＦを用いることである。ＮＧ
Ｒ＝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ＧＲＡＳＥ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 ＋ ＮＧ
Ｒ ｘ Ｔｒｏ）／ＮＧＲ。
【００９４】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１４ｍｓｅｃである。Ｎ
ＧＲ＝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。
（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１４ｍｓｅｃである。Ｎ
ＧＲ＝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。
【００９５】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。
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。
【００９６】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、９
０°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１５ｍ
ｓｅｃの間に蓄積するが、その一方全体のエコー列は２
０８ｍｓｅｃまで広がる。実際には、ＧＲＡＳＥイメー
ジングは、ＥＰＩ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。
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、９
０°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１５ｍ
ｓｅｃの間に蓄積するが、その一方全体のエコー列は２
０８ｍｓｅｃまで広がる。実際には、ＧＲＡＳＥイメー
ジングは、ＥＰＩ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。
【００９７】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。ＧＲ
ＡＳＥ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。
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。ＧＲ
ＡＳＥ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。
【００９８】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ＳＡ
Ｒを生じない。現在、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。
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ＳＡ
Ｒを生じない。現在、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。
【００９９】多重スラブ３ＤＧＲＡＳＥ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キー
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。
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キー
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。
【０１００】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
広いシグナルバンド幅で、Ｓ／Ｎ比の損失を十二分に補
う。
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
広いシグナルバンド幅で、Ｓ／Ｎ比の損失を十二分に補
う。
【０１０１】拡散強調ＧＲＡＳＥを図１０に示す。傾斜
パルスの多重ペア、即ちＳｔｅｃｊｋｅｌ−Ｔａｎｎｅ
ｒ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、ＦｅｉｎｂｅｒｇおよびＪ
ａｃｏｂによるＰｅｒｆｕｓｉｏｎ Ｉｍａｇｉｎｇを
参照のこと）。
パルスの多重ペア、即ちＳｔｅｃｊｋｅｌ−Ｔａｎｎｅ
ｒ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、ＦｅｉｎｂｅｒｇおよびＪ
ａｃｏｂによるＰｅｒｆｕｓｉｏｎ Ｉｍａｇｉｎｇを
参照のこと）。
【０１０２】エコー時間シフティングを図１１に示す。
この図は、ＮＧＲ＝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
の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。
この図は、ＮＧＲ＝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
の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。
【０１０３】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１２の（Ｃ）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（ｉｎｔｅｒｌｅ
ａｖｅ）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。
（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１２の（Ｃ）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（ｉｎｔｅｒｌｅ
ａｖｅ）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。
【０１０４】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。
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。
【０１０５】図１２の（Ａ）〜（Ｃ）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
１２の（Ｃ））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１２の（Ｄ））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゜Ｒ
Ｆ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。
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
１２の（Ｃ））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１２の（Ｄ））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゜Ｒ
Ｆ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。
【０１０６】要するに、図１１および１２の（Ａ）〜
（Ｄ）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、ＣＰＭ
Ｇ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。
（Ｄ）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、ＣＰＭ
Ｇ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。
【０１０７】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Ｔ
２＊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ＧＲ
ＡＳＥ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。
化学シフト、およびイメージ内で、空間の歪みおよびＴ
２＊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ＧＲ
ＡＳＥ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。
【０１０８】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゜再集束または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（ｉｎｔｅｒｌｅａ
ｖｅ）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階段状パターンを生
成する。
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゜再集束または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（ｉｎｔｅｒｌｅａ
ｖｅ）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階段状パターンを生
成する。
【０１０９】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。
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。
【０１１０】上記ＧＲＡＳＥシークエンスのタイミング
ダイヤグラムを、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；
ダイヤグラムを、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；
【０１１１】
【数１】 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；
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；
【０１１２】
【数２】 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。
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。
【０１１３】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ｌ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。
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ｌ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。
【０１１４】
【数３】 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。
各々のシグナルは、以下のように表現され得る。
【０１１５】
【数４】 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。
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。
【０１１６】ＧＲＡＳＥシークエンスでは、第ｌ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。
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。
【０１１７】
【数５】 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。
再集束の総数である。
【０１１８】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。
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。
【０１１９】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。
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。
【０１２０】
【数６】 ここで、Ｍ＝ｍ＝１である。
【０１２１】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Ｇ
ＲＡＳＥ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
間中の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。
トの影響を研究するため、健常ボランティアの腹部でＧ
ＲＡＳＥ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
間中の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。
【０１２２】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束し、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（ｃａｒｄｉａｃｇａｔｉｎｇ）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。
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束し、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（ｃａｒｄｉａｃｇａｔｉｎｇ）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。
【０１２３】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ＣＰＭＧシークエンスを破壊し得
る。
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ＣＰＭＧシークエンスを破壊し得
る。
【０１２４】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、３．２
ｍｓｅｃ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１２．８ｍｓｅｃ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Ｇ
ＲＡＳＥ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。
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、３．２
ｍｓｅｃ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１２．８ｍｓｅｃ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Ｇ
ＲＡＳＥ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。
【０１２５】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。
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。
【０１２６】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。
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。
【０１２７】
【発明の効果】伝統的な傾斜エコーとスピンエコーとを
効率的に結合（ＧＲＡＳＥ）することによって、各々の
技法が持つ多くの短所を避けながら各々の利点が得られ
る実用可能なＭＲＩ ＮＭＲパルスシークエンスが提供
される。これによって超高速多重セクション全身ＭＲＩ
を実施するための方法および装置が提供される。
効率的に結合（ＧＲＡＳＥ）することによって、各々の
技法が持つ多くの短所を避けながら各々の利点が得られ
る実用可能なＭＲＩ ＮＭＲパルスシークエンスが提供
される。これによって超高速多重セクション全身ＭＲＩ
を実施するための方法および装置が提供される。
【図１】本発明のＧＲＡＳＥ ＭＲＩパルスシークエン
スを行うためのＭＲＩシステムの概略を示す図である。
スを行うためのＭＲＩシステムの概略を示す図である。
【図２】先行技術ＭＲＩパルスシークエンスを模式的に
示した図である。
示した図である。
【図３】先行技術ＭＲＩパルスシークエンスを模式的に
示した図である。
示した図である。
【図４】先行技術ＭＲＩパルスシークエンスを模式的に
示した図である。
示した図である。
【図５】先行技術ＭＲＩパルスシークエンスを模式的に
示した図である。
示した図である。
【図６】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である。
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である。
【図７】本発明のＧＲＡＳＥ ＭＲＩパルスシークエン
ス、ならびにそのｋ−空間軌跡およびそのデータ構造を
示す図である。（Ａ）は、本発明のＧＲＡＳＥ ＭＲＩ
パルスシークエンスを模式的に示す図である。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）繰り返されることが示される。（Ｂ）は、
（Ａ）に示す例示の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、（Ａ）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（ｉｎｔｅｒｌｅａｖ
ｅ）されてｋ−空間を満たすことが示される。（Ｃ）
は、（Ａ）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）図である。
ス、ならびにそのｋ−空間軌跡およびそのデータ構造を
示す図である。（Ａ）は、本発明のＧＲＡＳＥ ＭＲＩ
パルスシークエンスを模式的に示す図である。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）繰り返されることが示される。（Ｂ）は、
（Ａ）に示す例示の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、（Ａ）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（ｉｎｔｅｒｌｅａｖ
ｅ）されてｋ−空間を満たすことが示される。（Ｃ）
は、（Ａ）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）図である。
【図８】本発明のＧＲＡＳＥシークエンスと、従来技術
のシークエンスのｋ−空間軌跡の比較を示す図である。
（Ａ）は本発明の例示の図７ＡのＧＲＡＳＥシークエン
ス、（Ｂ）はＲＡＲＥシークエンス、そして（Ｃ）はＥ
ＰＩシークエンスのｋ−空間軌跡をそれぞれ示す（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、ＥＰＩ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ＲＦ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、
ＧＲＡＳＥ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。
のシークエンスのｋ−空間軌跡の比較を示す図である。
（Ａ）は本発明の例示の図７ＡのＧＲＡＳＥシークエン
ス、（Ｂ）はＲＡＲＥシークエンス、そして（Ｃ）はＥ
ＰＩシークエンスのｋ−空間軌跡をそれぞれ示す（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、ＥＰＩ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ＲＦ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、
ＧＲＡＳＥ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】本発明の例示の３Ｄ ＧＲＡＳＥ ＭＲＩシー
クエンスを模式的に示す図である。
クエンスを模式的に示す図である。
【図１０】本発明の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である。
ＭＲＩシークエンスを模式的に示す図である。
【図１１】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であ
る。
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であ
る。
【図１２】エコー時間シフト技術を模式的に示す図であ
る。（Ａ）および（Ｂ）は、図１１に示す例示のエコー
時間シフト技術をさらに模式的に示し、（Ｃ）および
（Ｄ）は、それぞれ、このようなエコー時間シフトを有
する場合、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図である。
る。（Ａ）および（Ｂ）は、図１１に示す例示のエコー
時間シフト技術をさらに模式的に示し、（Ｃ）および
（Ｄ）は、それぞれ、このようなエコー時間シフトを有
する場合、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図である。
５０ 主要磁石 ５２ 患者のイメージ容積 ５４ 傾斜磁場コイル ５６ ＲＦコイル ６０ システム制御 ６２ イメージ再構成および処理装置 ６４ 制御コンソール ６６ メモリ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 598151164 75 Ｆｒａｎｃｉｓ Ｓｔｒｅｅｔ， Ｂ ｏｓｔｏｎ， Ｍａｓｓａｃｈｕｓｅｔｔ ｓ 02115 Ｕｎｉｔｅｄ Ｓｔａｔｅｓ ｏｆ Ａｍｅｒｉｃａ (72)発明者 コーイチ オシオ アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02146 ブルックリン， 175 フリーマン ストリート（502)
Claims (19)
- 【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
続いて起こる等しい時間インターバルで、実質的に１８
０゜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
を発生する工程であって、該等しい時間インターバルの
各々が該ＴＲインターバルを開始する工程と最初の１８
０゜ＮＭＲ ＲＦパルスとの間のインターバルの実質的
に２倍である工程；該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの各
々の後にのみ、複数の交互極性読み出し傾斜磁場パルス
を印加し、該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの間で生じ
る、複数の傾斜エコーのサブシークエンスを生成する工
程。 - 【請求項２】 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）該１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスの後そして
別の１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスの印加前に生じる
複数の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、最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスの前
に交互極性読み出し傾斜磁場パルスを印加することな
く、同一ＴＲインターバル内の等しい時間インターバル
であって、該等しいインターバルの各々が該初期の摂動
パルスと最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスとの間
のインターバルの実質的に２倍であるインターバルで工
程（ｉ）および（ｉｉ）を繰り返す工程。 - 【請求項３】 前記摂動ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスが９０
゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスである、請求項２に記載の方
法。 - 【請求項４】 前記工程（ｂ）（ｉｉｉ）が、複数のさ
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）の複数の繰り返しを包含する、
請求項２に記載の方法。 - 【請求項５】 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２、３
または４に記載の方法。 - 【請求項６】 前記ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスのすべて
が、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生じる、請求項２、３または４に記
載の方法。 - 【請求項７】 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る、請求項６に記載の方
法。 - 【請求項８】 イメージ容積内で、ＮＭＲ核類からＭＲ
Ｉ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：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；同一の該スライス容
積内で、同一ＴＲインターバル内の引き続く等しい時間
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発生する手段であって、
該等しい時間インターバルの各々が該初期歳差パルスと
最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスとの間のインターバ
ルの実質的に２倍である手段；該１８０゜ＮＭＲ ＲＦ
パルスの各々の後にのみ複数の交互極性読み出し傾斜磁
場パルスを印加し、該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの間
で生じる、複数の傾斜エコーのサブシークエンスを生成
する手段。 - 【請求項９】 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 Ｒ
Ｆ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）最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスの前
に交互極性読み出し傾斜磁場パルスを印加することな
く、該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの後であって別の１
８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの印加の前に生じるさらなる
複数の傾斜エコーのシークエンスを発生するために、同
一ＴＲインターバル内の等しい時間インターバルであっ
て、該等しい時間インターバルの各々が該初期摂動パル
スと最初の１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスとの間のインタ
ーバルの実質的に２倍であるインターバルで工程（ｉ）
および（ｉｉ）を繰り返すための手段。 - 【請求項１０】 複数のＴＲインターバルの各々で手段
（ａ）および（ｂ）を繰り返し作動させて、さらなる傾
斜エコーのシークエンスを生成する手段を備える、請求
項９に記載の装置。 - 【請求項１１】 前記手段（ａ）および手段（ｂ）が、
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、前記ＮＭＲ ＲＦ歳差パルスを生成す
る手段を備える、請求項９に記載の装置。 - 【請求項１２】 前記手段（ｂ）が、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る、請求項１１に記載の装置。 - 【請求項１３】 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゜Ｎ
ＭＲ 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工程；該１
８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの各々の後にのみ、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；および前記サブシー
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デコードする
傾斜磁場パルスを印加する工程。 - 【請求項１４】 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
タ採取パルスシークエンスを開始する工程；引き続く等
しいインターバルでのみ、複数の１８０゜ＮＭＲ ＲＦ
パルスを繰り返し印加して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
ーを生成する工程；および１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルス
の各々の後にのみ、複数の交互極性読み出し傾斜磁場パ
ルスを印加し、該１８０゜ＮＭＲ ＲＦパルスの各々の
後に生じる傾斜エコーのサブシークエンスを生成する工
程。 - 【請求項１５】 同一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、
傾斜エコーの各々の前に印加され、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を生成する、請
求項１４に記載の方法。 - 【請求項１６】 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１５に記載の方法。 - 【請求項１７】 前記位相エンコーディング傾斜磁場パ
ルスが、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し、該サブシークエンスの各々が、
他の傾斜エコーサブシークエンスの軌跡の間に連続的に
挿入される非連続的ｋ空間軌跡を有する、請求項１５に
記載の方法。 - 【請求項１８】 前記位相エンコーディング傾斜磁場パ
ルスが、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し、該サブシークエンスの各々が、
他の傾斜エコーサブシークエンスの軌跡の間に連続的に
挿入される非連続的ｋ空間軌跡を有する、請求項１６に
記載の方法。 - 【請求項１９】 イメージ容積内でＮＭＲ核類からＭＲ
Ｉ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Ｍ
ＲＩデータ採取シークエンスを開始する手段；引き続く
等しいインターバルでのみ複数の１８０゜ＮＭＲＲＦパ
ルスを反復して印加し、１８０゜ＮＭＲＲＦ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
生を生成する手段；および１８０゜ＮＭＲＲＦパルスの
各々の後にのみ、複数の交互極性読み出し傾斜磁場パル
スを印加し、該１８０゜ＮＭＲＲＦパルスの各々の後に
生じる傾斜エコーのサブシークエンスを生成する手段。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US727.229 | 1991-07-05 | ||
| US07/727,229 US5270654A (en) | 1991-07-05 | 1991-07-05 | Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging |
Related Parent Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5502364A Division JP2926110B2 (ja) | 1991-07-05 | 1992-07-06 | 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 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11216129A true JPH11216129A (ja) | 1999-08-10 |
Family
ID=24921843
Family Applications (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5502364A Expired - Lifetime JP2926110B2 (ja) | 1991-07-05 | 1992-07-06 | 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 |
| JP10312603A Pending JPH11216129A (ja) | 1991-07-05 | 1998-11-02 | 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 |
Family Applications Before (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5502364A Expired - Lifetime JP2926110B2 (ja) | 1991-07-05 | 1992-07-06 | 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 |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US5270654A (ja) |
| EP (1) | EP0604441B1 (ja) |
| JP (2) | JP2926110B2 (ja) |
| AU (1) | AU2337092A (ja) |
| CA (1) | CA2112893C (ja) |
| DE (1) | DE69219475T2 (ja) |
| WO (1) | WO1993001509A1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2014163370A1 (ko) * | 2013-04-01 | 2014-10-09 | 고려대학교 산학협력단 | 하이브리드 자기 공명 영상 처리 장치 및 방법 |
| CN104122519A (zh) * | 2013-04-24 | 2014-10-29 | 西门子公司 | 磁共振控制序列的确定 |
Families Citing this family (211)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5402785A (en) * | 1991-08-16 | 1995-04-04 | Trustees Of The University Of Penna | Methods for measuring perfusion using magnetic resonance imaging |
| US5300886A (en) * | 1992-02-28 | 1994-04-05 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health & Human Services | Method to enhance the sensitivity of MRI for magnetic susceptibility effects |
| US5229717A (en) * | 1992-05-22 | 1993-07-20 | General Electric Company | Simultaneous two-contrast fast spin echo NMR imaging |
| JP2677148B2 (ja) * | 1992-11-30 | 1997-11-17 | 株式会社島津製作所 | Ｍｒイメージング装置 |
| US5304930A (en) * | 1993-02-01 | 1994-04-19 | Panacea Medical Laboratories | Remotely positioned MRI system |
| JPH06327649A (ja) * | 1993-05-24 | 1994-11-29 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法 |
| DE4415393B4 (de) * | 1993-06-01 | 2010-10-14 | Siemens Ag | Verfahren zur Erzeugung von Bildern in einem Kernspintomographiegerät mit einer Spinecho-Pulssequenz |
| EP0633480A1 (en) * | 1993-07-09 | 1995-01-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Artefact suppression in GRASE MR imaging |
| DE4326902C1 (de) * | 1993-08-11 | 1994-10-27 | Hennig Juergen | Verfahren der bildgebenden Kernspintomographie zur Erzeugung von RARE-Bildern mit zusätzlicher Präparation der Magnetisierung zur Kontrastvariation |
| DE4327321C1 (de) * | 1993-08-13 | 1994-10-27 | Siemens Ag | Pulssequenz für Kernspintomographiegeräte |
| JP3419840B2 (ja) * | 1993-08-30 | 2003-06-23 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP3770562B2 (ja) * | 1993-08-31 | 2006-04-26 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE4432575C2 (de) * | 1993-09-14 | 2003-04-10 | Toshiba Kawasaki Kk | Verfahren zur Bildgebung der Gehirnfunktion mittels einer Kernspinresonanz-Vorrichtung und hieran angepasste Kernspinresonanz-Vorrichtung |
| DE69418404T2 (de) * | 1993-09-16 | 1999-11-11 | Koninkl Philips Electronics Nv | Korrektur der Polarität des Auslesegradienten in Bilderzeugung durch EPI und GRASE magnetische Resonanz |
| JP2755125B2 (ja) * | 1993-09-30 | 1998-05-20 | 株式会社島津製作所 | Ｍｒイメージング装置 |
| US5517122A (en) * | 1993-11-04 | 1996-05-14 | The Regents Of University Of California | T2 restoration and noise suppression of hybrid MR images using Wiener and linear prediction techniques |
| EP0690697A1 (en) * | 1993-12-24 | 1996-01-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Grase mri with read gradient polarity correction and t 2? measurement |
| US5545990A (en) * | 1994-03-25 | 1996-08-13 | Siemens Aktiengesellschaft | Averaging of identically phase-encoded MR signals to reduce image degradation caused by spin-spin relaxation |
| US6034528A (en) * | 1994-03-31 | 2000-03-07 | Siemens Aktiengesellschaft | Method for operating a nuclear magnetic resonance tomography apparatus |
| JP2713160B2 (ja) * | 1994-03-31 | 1998-02-16 | 株式会社島津製作所 | Ｍｒイメージング装置 |
| JPH07323021A (ja) * | 1994-05-31 | 1995-12-12 | Shimadzu Corp | Ｍｒイメージング装置 |
| JP3405813B2 (ja) * | 1994-05-31 | 2003-05-12 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング方法および磁気共鳴イメージング装置 |
| JP3472620B2 (ja) * | 1994-06-28 | 2003-12-02 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｍｒｉ装置 |
| US5561369A (en) * | 1994-07-29 | 1996-10-01 | Feinberg; David A. | Variation of number and duration of gradient read times during a single pulse sequence for proton density and T2 -weighted images |
| DE4427497C2 (de) * | 1994-08-03 | 1996-06-20 | Siemens Ag | Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät |
| US5685305A (en) * | 1994-08-05 | 1997-11-11 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Method and system for MRI detection of abnormal blood flow |
| DE4438488A1 (de) * | 1994-10-28 | 1996-05-02 | Philips Patentverwaltung | MR-Verfahren und Anordnung zur Durchführung desselben |
| JP3559597B2 (ja) * | 1994-12-21 | 2004-09-02 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| JP3496898B2 (ja) * | 1995-03-03 | 2004-02-16 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴撮影装置 |
| DE19520203C1 (de) * | 1995-06-01 | 1996-11-21 | Siemens Ag | Verfahren zur Vermeidung von Bildabschattungen bei Kernspintomographiegeräten, die mit Multiechosequenzen betrieben werden |
| US5594336A (en) * | 1995-06-02 | 1997-01-14 | Picker International, Inc. | Three point technique using spin and gradient echoes for water/fat separation |
| DE19524184B4 (de) * | 1995-07-03 | 2006-08-17 | Siemens Ag | Pulssequenz zur schnellen Bildgebung in der Kernspintomographie |
| US5680045A (en) * | 1995-07-20 | 1997-10-21 | Feinberg David A | Grase-type MR pulse sequences |
| US5612619A (en) * | 1995-07-31 | 1997-03-18 | Feinberg David A | Grase-type three-dimensional MR pulse sequences |
| US5545992A (en) * | 1995-08-03 | 1996-08-13 | General Electric Company | Fast cardiac gated NMR acquisition with improved T1 contrast |
| US5602476A (en) * | 1995-08-17 | 1997-02-11 | Picker International, Inc. | Ultra-fast MR imaging data acquisition scheme using mixed bandwidth data |
| US5909119A (en) * | 1995-08-18 | 1999-06-01 | Toshiba America Mri, Inc. | Method and apparatus for providing separate fat and water MRI images in a single acquisition scan |
| JP3688773B2 (ja) * | 1995-10-31 | 2005-08-31 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| JPH09234188A (ja) * | 1996-02-29 | 1997-09-09 | Shimadzu Corp | Ｍｒイメージング装置 |
| JP3544782B2 (ja) * | 1996-04-16 | 2004-07-21 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴診断装置 |
| DE19616387C2 (de) * | 1996-04-24 | 2002-09-19 | Siemens Ag | Pulssequenz für ein Kernspintomographiegerät zur Untersuchung von Gewebe mit verschiedenen T2-Zeiten, sowie Kernspintomographiegerät |
| US5810727A (en) * | 1996-04-24 | 1998-09-22 | U.S. Philips Corporation | Method of and device for the imaging of objects by means of magnetic resonance |
| US5672969A (en) * | 1996-04-25 | 1997-09-30 | General Electric Company | Reduction of Nyquist ghost artifacts in oblique echo planar imaging |
| US5825184A (en) * | 1996-04-26 | 1998-10-20 | Picker International, Inc. | Ultra-fast imaging technique using k-space segmentation with minimum phase and amplitude errors |
| EP0877949B1 (en) * | 1996-11-04 | 2005-03-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Mr system for interventional procedures |
| EP0883817B1 (en) * | 1996-12-18 | 2005-06-29 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Mr method for the imaging of jointed movable parts |
| US5749834A (en) * | 1996-12-30 | 1998-05-12 | General Electric Company | Intersecting multislice MRI data acquistion method |
| US6008647A (en) * | 1997-02-11 | 1999-12-28 | General Electric Company | Method for reducing Maxwell term artifacts in fast spin echo MR images |
| US5864233A (en) * | 1997-02-22 | 1999-01-26 | General Electric Company | Method to reduce eddy current effects in diffusion-weighted echo planar imaging |
| JP2000511815A (ja) * | 1997-04-11 | 2000-09-12 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | シフトエコーｍｒ方法及び装置 |
| US6025714A (en) * | 1997-04-25 | 2000-02-15 | Toshiba America Mri, Inc. | Magnetic resonance imaging (MRI) using fast spin echo (FSE) imaging process |
| DE19720438A1 (de) * | 1997-05-15 | 1998-11-19 | Max Planck Gesellschaft | Verfahren und Vorrichtung zur Gewinnung von Daten für Magnetresonanz-Bildgebung |
| US6243339B1 (en) | 1997-08-12 | 2001-06-05 | U.S. Philips Corporation | Method and device for writing optical record carriers |
| IL121775A0 (en) | 1997-09-15 | 1998-02-22 | Elscint Ltd | Removing discontinuities in K-space data |
| US6166543A (en) * | 1997-09-25 | 2000-12-26 | Schlumberger Technology Corporation | Method and apparatus for measuring nuclear magnetic resonance |
| JP3815585B2 (ja) * | 1997-10-17 | 2006-08-30 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US6043654A (en) * | 1997-11-14 | 2000-03-28 | Picker International, Inc. | Multi-volume slicing and interleaved phase-encoding acquisition for 3 D fast spin echo (FSE) |
| US6081118A (en) * | 1998-04-07 | 2000-06-27 | Kaplan; Jerome I. | Rapid high-accuracy magnetic resonance imaging |
| US6239598B1 (en) | 1998-05-08 | 2001-05-29 | The Uab Reasearch Foundation | Process for rapid sample trajectory calibration for magnetic resonance imaging |
| JP3028219B2 (ja) * | 1998-05-08 | 2000-04-04 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｍｒｉ装置 |
| DE19824762C2 (de) * | 1998-06-03 | 2000-05-11 | Siemens Ag | Pulssequenz zur Gewinnung von Rohdaten und Kernspintomographiegerät |
| DE19836612C2 (de) * | 1998-08-12 | 2000-06-29 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegeräts zur Trennung von Wasser- und Fettsignalen |
| RU2150146C1 (ru) * | 1998-09-03 | 2000-05-27 | Семенченко Михаил Григорьевич | Способ обработки изображения |
| US6265873B1 (en) * | 1999-03-17 | 2001-07-24 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Non-CPMG fast spin echo MRI method |
| US6252400B1 (en) | 1999-03-18 | 2001-06-26 | Picker International, Inc. | Spin and field echo (safe) FSE |
| US6321107B1 (en) * | 1999-05-14 | 2001-11-20 | General Electric Company | Determining linear phase shift in conjugate domain for MR imaging |
| US6268730B1 (en) * | 1999-05-24 | 2001-07-31 | Ge Medical Systems Global Technology Company Llc | Multi-slab multi-window cardiac MR imaging |
| US6728568B1 (en) * | 1999-05-31 | 2004-04-27 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging method and device |
| JP2001000415A (ja) * | 1999-06-24 | 2001-01-09 | Ge Yokogawa Medical Systems Ltd | 勾配磁場印加方法および装置並びに磁気共鳴撮像装置 |
| JP3365983B2 (ja) * | 1999-09-28 | 2003-01-14 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｍｒｉ装置 |
| JP4503747B2 (ja) * | 1999-12-13 | 2010-07-14 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US6320378B1 (en) * | 2000-03-31 | 2001-11-20 | Brigham & Women's Hospital | Continuous magnetic resonance line-scan imaging in the presence of motion and varying magnetic field inhomogeneities within the field of view |
| US6694165B2 (en) * | 2000-03-31 | 2004-02-17 | General Electric Company | Method for ultra-fast MR fluoroscopy |
| DE10028171B4 (de) * | 2000-06-09 | 2006-12-28 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Bildgebungsverfahren und Kernspinresonanztomograph |
| DE10040850C2 (de) * | 2000-08-21 | 2003-01-16 | Siemens Ag | Verfahren zum Betreiben eines Kernspintomographiegerätes mit verbessertem Offresonanzverhalten einer True-Fisp-Meßsequenz in Gegenwart zweier Spinkollektive und Kernspintomographiegerät zur Durchführung des Verfahrens |
| JP3875479B2 (ja) * | 2000-10-20 | 2007-01-31 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴撮影装置 |
| JP2002143115A (ja) * | 2000-10-30 | 2002-05-21 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒイメージング方法、位相エラー測定方法およびｍｒｉ装置 |
| WO2002050574A1 (en) | 2000-12-21 | 2002-06-27 | University Of Virginia Patent Foundation | Method and apparatus for spin-echo-train mr imaging using prescribed signal evolutions |
| USRE45725E1 (en) | 2000-12-21 | 2015-10-06 | University Of Virginia Patent Foundation | Method and apparatus for spin-echo-train MR imaging using prescribed signal evolutions |
| DE10112880A1 (de) * | 2001-03-15 | 2002-10-02 | Forschungszentrum Juelich Gmbh | Verfahren zur Untersuchung einer Probe mittels Erzeugung einer Bildgebungssequenz |
| DE10112879A1 (de) * | 2001-03-15 | 2002-10-02 | Forschungszentrum Juelich Gmbh | Verfahren zur Untersuchung einer Probe mittels Erzeugung und Ermittlung von Echosignalen |
| US6445184B1 (en) * | 2001-11-20 | 2002-09-03 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Multiple gradient echo type projection reconstruction sequence for MRI especially for diffusion weighted MRI |
| DE10157540B4 (de) * | 2001-11-23 | 2007-01-11 | Siemens Ag | Doppelechosequenz und Magnetresonanzgerät zum Ausführen der Doppelechosequenz und Verwendung desselben in der Orthopädie |
| US6933720B2 (en) | 2001-12-11 | 2005-08-23 | Toshiba America Mri, Inc. | Sequence preconditioning for ultra-fast magnetic resonance imaging |
| US7542793B2 (en) * | 2002-08-22 | 2009-06-02 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | MR-guided breast tumor ablation and temperature imaging system |
| DE10318990B4 (de) * | 2003-04-25 | 2008-04-03 | Siemens Ag | Bildgebungsverfahren für die Magnetresonanz-Tomographie |
| US6987997B1 (en) | 2003-06-18 | 2006-01-17 | General Electric Company | Method and apparatus for improved metabolite signal separation in MR spectroscopy |
| DE10333746B4 (de) * | 2003-07-23 | 2009-04-09 | Forschungszentrum Jülich GmbH | MRI-Verfahren mit keyhole-Technik |
| WO2005041748A2 (en) | 2003-09-12 | 2005-05-12 | Minnow Medical, Llc | Selectable eccentric remodeling and/or ablation of atherosclerotic material |
| US8014575B2 (en) * | 2004-03-11 | 2011-09-06 | Weiss Kenneth L | Automated neuroaxis (brain and spine) imaging with iterative scan prescriptions, analysis, reconstructions, labeling, surface localization and guided intervention |
| DE102004011874B4 (de) * | 2004-03-11 | 2006-04-20 | Universitätsklinikum Freiburg | Verfahren zur Messung der Magnetresonanz (NMR) mittels Continuously Refocused Multiecho Spectroscopic Imaging |
| DE102004019394B4 (de) * | 2004-04-19 | 2008-04-03 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Bildgebungsverfahren sowie Kernspintomograph zur Erfassung der longitudinalen Spin-Gitter Relaxationszeit |
| US7283654B2 (en) * | 2004-08-26 | 2007-10-16 | Lumeniq, Inc. | Dynamic contrast visualization (DCV) |
| US8396548B2 (en) | 2008-11-14 | 2013-03-12 | Vessix Vascular, Inc. | Selective drug delivery in a lumen |
| US9713730B2 (en) | 2004-09-10 | 2017-07-25 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Apparatus and method for treatment of in-stent restenosis |
| WO2006121827A2 (en) * | 2005-05-06 | 2006-11-16 | Board Of Regents, The University Of Texas System | System, program product, and method of acquiring and processing mri data for simultaneous determination of water, fat, and transverse relaxation time constants |
| US7230424B1 (en) * | 2005-06-17 | 2007-06-12 | Fonar Corporation | Magnetic resonance imaging |
| DE102005060986B3 (de) * | 2005-12-20 | 2007-08-23 | Siemens Ag | Verfahren zum Bestimmen der transversalen Relaxationszeit T2* bei MR-Daten |
| FR2895306B1 (fr) * | 2005-12-27 | 2008-04-04 | Goss Int Montataire Sa | Unite d'impression a amplitudes differentes de deplacement des cylindres porte-blanchet pour atteindre une configuration hors-pression et presse d'impression correspondante. |
| US7269244B2 (en) * | 2006-01-25 | 2007-09-11 | General Electric Company | Methods and apparatus for generating thick images in cone beam volumetric CT |
| WO2007122527A2 (en) * | 2006-04-21 | 2007-11-01 | Koninklijke Philips Electronics N.V., | Determination of susceptibility- induced magnetic field gradients by magnetic resonance |
| US8019435B2 (en) | 2006-05-02 | 2011-09-13 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Control of arterial smooth muscle tone |
| US8072215B2 (en) * | 2006-07-06 | 2011-12-06 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance device and method |
| CA2666663C (en) | 2006-10-18 | 2016-02-09 | Minnow Medical, Inc. | System for inducing desirable temperature effects on body tissue |
| AU2007310986B2 (en) | 2006-10-18 | 2013-07-04 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Inducing desirable temperature effects on body tissue |
| JP5312337B2 (ja) | 2006-10-18 | 2013-10-09 | べシックス・バスキュラー・インコーポレイテッド | 標的組織の選択的な処置のための調節されたｒｆエネルギーおよび電気的な組織の特徴付け |
| US20090091322A1 (en) * | 2007-04-25 | 2009-04-09 | Stefan Posse | Single-shot magnetic resonance spectroscopic imaging with partial parallel imaging |
| US20090143668A1 (en) * | 2007-12-04 | 2009-06-04 | Harms Steven E | Enhancement of mri image contrast by combining pre- and post-contrast raw and phase spoiled image data |
| US20090285463A1 (en) * | 2008-04-18 | 2009-11-19 | Ricardo Otazo | Superresolution parallel magnetic resonance imaging |
| US8353456B2 (en) | 2008-08-08 | 2013-01-15 | Snap-On Incorporated | Image-based inventory control system |
| US9041508B2 (en) | 2008-08-08 | 2015-05-26 | Snap-On Incorporated | Image-based inventory control system and method |
| US8842183B2 (en) | 2008-08-08 | 2014-09-23 | Snap-On Incorporated | Image-based inventory control system with automatic calibration and image correction |
| US9147174B2 (en) | 2008-08-08 | 2015-09-29 | Snap-On Incorporated | Image-based inventory control system using advanced image recognition |
| EP2177924A1 (en) * | 2008-10-14 | 2010-04-21 | RWTH Aachen | Nuclear Magnetic Resonance Method for detecting hydrogen peroxide in a liquid sample |
| CN102271603A (zh) | 2008-11-17 | 2011-12-07 | 明诺医学股份有限公司 | 得知或未得知组织形态的选择性能量积累 |
| US8652129B2 (en) | 2008-12-31 | 2014-02-18 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Apparatus, systems, and methods for achieving intravascular, thermally-induced renal neuromodulation |
| US8427147B2 (en) * | 2009-04-10 | 2013-04-23 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Magnetic resonance imaging with fat suppression by combining phase rotating data with phase shifted data in K-space |
| JP5633899B2 (ja) * | 2009-06-30 | 2014-12-03 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴イメージング装置 |
| EP2555699B1 (en) | 2010-04-09 | 2019-04-03 | Vessix Vascular, Inc. | Power generating and control apparatus for the treatment of tissue |
| US9192790B2 (en) | 2010-04-14 | 2015-11-24 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Focused ultrasonic renal denervation |
| CN102236083B (zh) * | 2010-04-30 | 2013-10-02 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 一种三维快速自旋回波成像方法 |
| US8473067B2 (en) | 2010-06-11 | 2013-06-25 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal denervation and stimulation employing wireless vascular energy transfer arrangement |
| US9408661B2 (en) | 2010-07-30 | 2016-08-09 | Patrick A. Haverkost | RF electrodes on multiple flexible wires for renal nerve ablation |
| US9463062B2 (en) | 2010-07-30 | 2016-10-11 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Cooled conductive balloon RF catheter for renal nerve ablation |
| US9155589B2 (en) | 2010-07-30 | 2015-10-13 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Sequential activation RF electrode set for renal nerve ablation |
| US9358365B2 (en) | 2010-07-30 | 2016-06-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Precision electrode movement control for renal nerve ablation |
| US9084609B2 (en) | 2010-07-30 | 2015-07-21 | Boston Scientific Scime, Inc. | Spiral balloon catheter for renal nerve ablation |
| JP5835989B2 (ja) * | 2010-08-11 | 2015-12-24 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 |
| EP2624751A4 (en) * | 2010-10-07 | 2018-02-07 | Duke University | Multi-dimensional iterative phase-cycled reconstruction for mri images |
| US8974451B2 (en) | 2010-10-25 | 2015-03-10 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal nerve ablation using conductive fluid jet and RF energy |
| US9220558B2 (en) | 2010-10-27 | 2015-12-29 | Boston Scientific Scimed, Inc. | RF renal denervation catheter with multiple independent electrodes |
| US9028485B2 (en) | 2010-11-15 | 2015-05-12 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Self-expanding cooling electrode for renal nerve ablation |
| US9089350B2 (en) | 2010-11-16 | 2015-07-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal denervation catheter with RF electrode and integral contrast dye injection arrangement |
| US9668811B2 (en) | 2010-11-16 | 2017-06-06 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Minimally invasive access for renal nerve ablation |
| US9326751B2 (en) | 2010-11-17 | 2016-05-03 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Catheter guidance of external energy for renal denervation |
| US9060761B2 (en) | 2010-11-18 | 2015-06-23 | Boston Scientific Scime, Inc. | Catheter-focused magnetic field induced renal nerve ablation |
| US9192435B2 (en) | 2010-11-22 | 2015-11-24 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal denervation catheter with cooled RF electrode |
| US9023034B2 (en) | 2010-11-22 | 2015-05-05 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal ablation electrode with force-activatable conduction apparatus |
| US9588203B2 (en) * | 2010-12-07 | 2017-03-07 | New York University | Apparatus, method and computer-accessible medium for determination of electrical properties of tissues and materials using multiple radio frequency measurements |
| US20120157993A1 (en) | 2010-12-15 | 2012-06-21 | Jenson Mark L | Bipolar Off-Wall Electrode Device for Renal Nerve Ablation |
| WO2012100095A1 (en) | 2011-01-19 | 2012-07-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Guide-compatible large-electrode catheter for renal nerve ablation with reduced arterial injury |
| US9476956B2 (en) * | 2011-03-16 | 2016-10-25 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus with correction of magnetic field gradient waveform distortion |
| AU2012283908B2 (en) | 2011-07-20 | 2017-02-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Percutaneous devices and methods to visualize, target and ablate nerves |
| AU2012287189B2 (en) | 2011-07-22 | 2016-10-06 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Nerve modulation system with a nerve modulation element positionable in a helical guide |
| US10874353B2 (en) * | 2011-08-31 | 2020-12-29 | Insightec, Ltd. | Systems and methods for avoiding MRI-originated interference with concurrently used systems |
| CN108318843B (zh) * | 2011-09-22 | 2021-11-16 | 东芝医疗系统株式会社 | 磁共振成像装置以及磁共振成像方法 |
| US9186210B2 (en) | 2011-10-10 | 2015-11-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices including ablation electrodes |
| WO2013055815A1 (en) | 2011-10-11 | 2013-04-18 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Off -wall electrode device for nerve modulation |
| US9420955B2 (en) | 2011-10-11 | 2016-08-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Intravascular temperature monitoring system and method |
| US9364284B2 (en) | 2011-10-12 | 2016-06-14 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Method of making an off-wall spacer cage |
| EP2768568B1 (en) | 2011-10-18 | 2020-05-06 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Integrated crossing balloon catheter |
| EP2768563B1 (en) | 2011-10-18 | 2016-11-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Deflectable medical devices |
| EP2775948B1 (en) | 2011-11-08 | 2018-04-04 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Ostial renal nerve ablation |
| WO2013074813A1 (en) | 2011-11-15 | 2013-05-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Device and methods for renal nerve modulation monitoring |
| US9119632B2 (en) | 2011-11-21 | 2015-09-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Deflectable renal nerve ablation catheter |
| US9265969B2 (en) | 2011-12-21 | 2016-02-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Methods for modulating cell function |
| AU2012358146B2 (en) | 2011-12-23 | 2015-09-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Methods and apparatuses for remodeling tissue of or adjacent to a body passage |
| WO2013101452A1 (en) | 2011-12-28 | 2013-07-04 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Device and methods for nerve modulation using a novel ablation catheter with polymeric ablative elements |
| US9050106B2 (en) | 2011-12-29 | 2015-06-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Off-wall electrode device and methods for nerve modulation |
| US10660703B2 (en) | 2012-05-08 | 2020-05-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal nerve modulation devices |
| US9618596B2 (en) * | 2012-07-02 | 2017-04-11 | Syntheticmr Ab | Methods and systems for improved magnetic resonance acquisition using a single acquisition type |
| US10073156B2 (en) * | 2012-07-02 | 2018-09-11 | Syntheticmr Ab | Methods and systems for improved magnetic resonance acquisition |
| CN104540465A (zh) | 2012-08-24 | 2015-04-22 | 波士顿科学西美德公司 | 带有含单独微孔隙区域的球囊的血管内导管 |
| US9173696B2 (en) | 2012-09-17 | 2015-11-03 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Self-positioning electrode system and method for renal nerve modulation |
| US10549127B2 (en) | 2012-09-21 | 2020-02-04 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Self-cooling ultrasound ablation catheter |
| WO2014047411A1 (en) | 2012-09-21 | 2014-03-27 | Boston Scientific Scimed, Inc. | System for nerve modulation and innocuous thermal gradient nerve block |
| CN104869930B (zh) | 2012-10-10 | 2020-12-25 | 波士顿科学国际有限公司 | 肾神经调制装置和方法 |
| KR101967243B1 (ko) * | 2012-12-28 | 2019-04-09 | 삼성전자주식회사 | 고속 자기 공명 영상 방법 및 장치 |
| WO2014163987A1 (en) | 2013-03-11 | 2014-10-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for modulating nerves |
| WO2014143571A1 (en) | 2013-03-11 | 2014-09-18 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for modulating nerves |
| US9389294B2 (en) * | 2013-03-12 | 2016-07-12 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Distortion-free magnetic resonance imaging near metallic implants |
| US9808311B2 (en) | 2013-03-13 | 2017-11-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Deflectable medical devices |
| CN105473090B (zh) | 2013-03-15 | 2019-05-03 | 波士顿科学国际有限公司 | 重建身体通道的组织或邻近身体通道的组织的方法及装置 |
| US10543037B2 (en) | 2013-03-15 | 2020-01-28 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Controlled neuromodulation systems and methods of use |
| US10265122B2 (en) | 2013-03-15 | 2019-04-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Nerve ablation devices and related methods of use |
| WO2014149690A2 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-25 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices and methods for treatment of hypertension that utilize impedance compensation |
| JP2016524949A (ja) | 2013-06-21 | 2016-08-22 | ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． | 回転可能シャフトを有する腎神経アブレーション用医療装置 |
| US9943365B2 (en) | 2013-06-21 | 2018-04-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal denervation balloon catheter with ride along electrode support |
| US9707036B2 (en) | 2013-06-25 | 2017-07-18 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Devices and methods for nerve modulation using localized indifferent electrodes |
| EP3016605B1 (en) | 2013-07-01 | 2019-06-05 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for renal nerve ablation |
| CN105377170A (zh) | 2013-07-11 | 2016-03-02 | 波士顿科学国际有限公司 | 具有可伸展电极组件的医疗装置 |
| EP3019105B1 (en) | 2013-07-11 | 2017-09-13 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Devices for nerve modulation |
| WO2015010074A1 (en) | 2013-07-19 | 2015-01-22 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Spiral bipolar electrode renal denervation balloon |
| EP3024406B1 (en) | 2013-07-22 | 2019-06-19 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for renal nerve ablation |
| US10695124B2 (en) | 2013-07-22 | 2020-06-30 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Renal nerve ablation catheter having twist balloon |
| JP6159888B2 (ja) | 2013-08-22 | 2017-07-05 | ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． | 腎神経変調バルーンへの接着性を向上させたフレキシブル回路 |
| US9895194B2 (en) | 2013-09-04 | 2018-02-20 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Radio frequency (RF) balloon catheter having flushing and cooling capability |
| CN105530885B (zh) | 2013-09-13 | 2020-09-22 | 波士顿科学国际有限公司 | 具有气相沉积覆盖层的消融球囊 |
| US11246654B2 (en) | 2013-10-14 | 2022-02-15 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Flexible renal nerve ablation devices and related methods of use and manufacture |
| WO2015057521A1 (en) | 2013-10-14 | 2015-04-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | High resolution cardiac mapping electrode array catheter |
| US9770606B2 (en) | 2013-10-15 | 2017-09-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Ultrasound ablation catheter with cooling infusion and centering basket |
| AU2014334574B2 (en) | 2013-10-15 | 2017-07-06 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device balloon |
| WO2015057961A1 (en) | 2013-10-18 | 2015-04-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Balloon catheters with flexible conducting wires and related methods of use and manufacture |
| JP2016534842A (ja) | 2013-10-25 | 2016-11-10 | ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． | 除神経フレックス回路における埋め込み熱電対 |
| EP3091922B1 (en) | 2014-01-06 | 2018-10-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Tear resistant flex circuit assembly |
| JP6325121B2 (ja) | 2014-02-04 | 2018-05-16 | ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． | 双極電極上の温度センサの代替配置 |
| US11000679B2 (en) | 2014-02-04 | 2021-05-11 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Balloon protection and rewrapping devices and related methods of use |
| US10222439B2 (en) | 2014-04-24 | 2019-03-05 | Dignity Health | System and method for spiral multislab magnetic resonance imaging |
| CN104523274B (zh) * | 2014-12-25 | 2016-11-09 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 一种利用稳态自由进动序列的磁共振成像方法 |
| WO2016149888A1 (zh) * | 2015-03-20 | 2016-09-29 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 一种磁共振成像方法及设备 |
| CN104688228B (zh) * | 2015-03-20 | 2016-11-23 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | 一种磁共振成像方法及设备 |
| EP4239549A3 (en) | 2015-04-15 | 2023-11-01 | Snap-On Incorporated | Automated asset management system with multiple sensing technologies |
| US10151814B2 (en) * | 2015-05-11 | 2018-12-11 | Siemens Healthcare Gmbh | Apparatus and method for improving balanced steady-state free precision in magnetic resonance imaging |
| DE102015219932B4 (de) * | 2015-09-30 | 2019-06-06 | Siemens Healthcare Gmbh | Beschleunigte Aufnahme von Magnetresonanzdaten |
| NZ745506A (en) * | 2016-03-03 | 2024-02-23 | Shell Int Research | Chemically-selective imager for imaging fluid of a subsurface formation and method of using same |
| JP6721489B2 (ja) * | 2016-11-14 | 2020-07-15 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置及び計算画像生成方法 |
| CN106932426B (zh) * | 2017-03-22 | 2018-07-10 | 厦门大学 | 一种测量分子中所有氢-氢耦合常数的核磁共振方法 |
| CN107367703B (zh) * | 2017-08-29 | 2020-12-15 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 磁共振扫描方法、系统、装置及存储介质 |
| EP3495832A1 (en) * | 2017-12-11 | 2019-06-12 | Koninklijke Philips N.V. | Diffusion mr imaging with fat suppression |
| US11450435B2 (en) * | 2020-04-07 | 2022-09-20 | Mazor Robotics Ltd. | Spinal stenosis detection and generation of spinal decompression plan |
| US11426119B2 (en) | 2020-04-10 | 2022-08-30 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Assessment of spinal column integrity |
Family Cites Families (22)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4021726A (en) * | 1974-09-11 | 1977-05-03 | National Research Development Corporation | Image formation using nuclear magnetic resonance |
| DE3414634A1 (de) * | 1984-04-18 | 1985-10-24 | Bruker Medizintechnik Gmbh, 7512 Rheinstetten | Verfahren zum anregen einer probe fuer die nmr-tomographie |
| DE3434161A1 (de) * | 1984-09-18 | 1986-03-27 | Bruker Medizintechnik Gmbh, 7512 Rheinstetten | Verfahren zum messen der magnetischen kernresonanz |
| US4684891A (en) * | 1985-07-31 | 1987-08-04 | The Regents Of The University Of California | Rapid magnetic resonance imaging using multiple phase encoded spin echoes in each of plural measurement cycles |
| JPH0763455B2 (ja) * | 1986-03-31 | 1995-07-12 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| IL79732A (en) * | 1986-08-15 | 1990-03-19 | Elscint Ltd | Magnetic resonance imaging with driven equilibrium |
| IL80814A (en) * | 1986-11-30 | 1990-07-12 | Elscint Ltd | Spectral component separation in mr imaging |
| US4940941A (en) * | 1986-12-03 | 1990-07-10 | Advanced Nmr Systems, Inc. | Method of high-speed magnetic resonance imaging |
| US4818942A (en) * | 1986-12-03 | 1989-04-04 | Advanced Nmr Systems, Inc. | Method of high-speed magnetic resonance imaging employing continuous wave readout gradient |
| US4796635A (en) * | 1987-02-11 | 1989-01-10 | General Electric Company | Multiple-echo, multiple-view NMR angiography |
| US4800889A (en) * | 1987-04-06 | 1989-01-31 | General Electric Company | Rapid-scan NMR angiography |
| US4833407A (en) * | 1987-06-24 | 1989-05-23 | Picker International, Inc. | Scan time reduction using conjugate symmetry and recalled echo |
| DE3730148A1 (de) * | 1987-09-09 | 1989-03-30 | Bruker Medizintech | Verfahren zum erzeugen von spin-echo-impulsfolgen mit einem kernspin-tomographen und zur durchfuehrung des verfahrens ausgebildeter kernspin-tomograph |
| US4792758A (en) * | 1987-11-19 | 1988-12-20 | Picker International, Inc. | Steady-state echo magnetic resonance imaging |
| US4901020A (en) * | 1988-05-30 | 1990-02-13 | Siemens Aktiengesellschaft | Pulse sequence for operating a nuclear magnetic resonance tomography apparatus for producing images with different T2 contrast |
| JPH0252639A (ja) * | 1988-08-15 | 1990-02-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US4896113A (en) * | 1988-11-25 | 1990-01-23 | General Electric Company | Use of repeated gradient echoes for noise reduction and improved NMR imaging |
| JP2777155B2 (ja) * | 1988-11-30 | 1998-07-16 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| JPH02215440A (ja) * | 1989-02-17 | 1990-08-28 | Toshiba Corp | 磁気共鳴映像装置 |
| US4959611A (en) * | 1989-06-29 | 1990-09-25 | Picker International, Inc. | Out-of-slice artifact reduction technique for magnetic resonance imagers |
| GB8918105D0 (en) * | 1989-08-08 | 1989-09-20 | Nat Res Dev | Echo planar imaging using 180grad pulses |
| JP3153574B2 (ja) * | 1991-08-23 | 2001-04-09 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
-
1991
- 1991-07-05 US US07/727,229 patent/US5270654A/en not_active Ceased
-
1992
- 1992-07-06 DE DE69219475T patent/DE69219475T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1992-07-06 EP EP92915780A patent/EP0604441B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1992-07-06 JP JP5502364A patent/JP2926110B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1992-07-06 WO PCT/US1992/005647 patent/WO1993001509A1/en active IP Right Grant
- 1992-07-06 AU AU23370/92A patent/AU2337092A/en not_active Abandoned
- 1992-07-06 CA CA002112893A patent/CA2112893C/en not_active Expired - Lifetime
-
1995
- 1995-08-15 US US08/515,177 patent/USRE35656E/en not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-11-02 JP JP10312603A patent/JPH11216129A/ja active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2014163370A1 (ko) * | 2013-04-01 | 2014-10-09 | 고려대학교 산학협력단 | 하이브리드 자기 공명 영상 처리 장치 및 방법 |
| KR101475932B1 (ko) * | 2013-04-01 | 2014-12-23 | 고려대학교 산학협력단 | 하이브리드 자기 공명 영상 처리 장치 및 방법 |
| CN104122519A (zh) * | 2013-04-24 | 2014-10-29 | 西门子公司 | 磁共振控制序列的确定 |
| KR20140127163A (ko) * | 2013-04-24 | 2014-11-03 | 지멘스 악티엔게젤샤프트 | 자기 공명 제어 시퀀스의 결정 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| USRE35656E (en) | 1997-11-11 |
| JP2926110B2 (ja) | 1999-07-28 |
| CA2112893C (en) | 1996-08-27 |
| US5270654A (en) | 1993-12-14 |
| DE69219475D1 (de) | 1997-06-05 |
| EP0604441B1 (en) | 1997-05-02 |
| DE69219475T2 (de) | 1997-11-06 |
| JPH07502907A (ja) | 1995-03-30 |
| EP0604441A4 (en) | 1994-03-29 |
| WO1993001509A1 (en) | 1993-01-21 |
| AU2337092A (en) | 1993-02-11 |
| EP0604441A1 (en) | 1994-07-06 |
| CA2112893A1 (en) | 1993-01-21 |
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