JP2013523371A - 非選択的調整ｒｆパルスによって磁気共鳴画像法におけるｂ１不均一性を補償するための方法および装置 - Google Patents

Abstract

身体において核スピンを励起する方法は、（ａ）磁化軸（ｚ）に沿って核スピンを整列させるために静磁場（Ｂ_０）に身体（ＰＢ）を浸すステップであって、静磁場は、少なくとも身体の関心体積（ＶＯＩ）にわたって実質的に均一である、ステップと、（ｂ）少なくとも３つの非共面方向（ｘ、ｙ、ｚ）に沿って向けられた成分（Ｇ_ｘ、Ｇ_ｙ、Ｇ_ｚ）を有する時間変化磁場勾配、および横断方向高周波場（Ｂ_１）に対して身体または少なくとも関心体積をさらすステップであって、時間変化磁場勾配は、離散点（ｋ_Ｔ ^１〜ｋ_Ｔ ^９）を連結する区域によって構成された、ｋ空間における三次元軌道を画定し、横断方向高周波場は、関心体積内の前記離散点の位置から独立して、同じ所定のフリップ角度だけ核スピンをフリップするために、軌道の少なくとも一部分に沿って高周波エネルギーを蓄積させる、ステップとを含む。画像化される身体において核スピンを励起するステップを備える磁気共鳴画像化を行う方法は、そのステップが、ある方法を実行することによって行われることを特徴とする。そのような方法を実行するための磁気共鳴画像化スキャナが開示される。
【選択図】図６

Description

本発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）、さらに詳細には、核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）おける高周波パルス磁場（または「Ｂ_１」）の不均一性を補正するための方法に関する。本発明はまた、そのような方法を実行するように適応された装置、または「スキャナ」に関する。

磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）は、研究や診断法において非常に有効なツールである。磁気共鳴画像法は、身体の核スピンを整列させるために、静磁場Ｂ_０に身体を浸すことと、所定の角度だけ核スピンをフリップするために、「ラーモア周波数」として公知の共鳴周波数における横断方向円偏光高周波（ＲＦ）パルスＢ_１に身体をさらすことと、フリップされた核スピンによって放射された信号を検知することとを含み、該信号から身体の画像は再構築されることが出来る。ここで、「横断方向」は、ＲＦパルスの偏光面が、「ｚ」軸に沿って整列されると従来考えられていた静磁場Ｂ_０に対して、垂直であることを意味する。

ＭＲＩの空間分解能を改善するために、さらに程度が高い静磁場に向かう傾向がある。たとえば、１．５Ｔ（テスラ）の磁場が臨床診療において現在使用され、３Ｔが商用装置において使用される最も高い磁場であり、研究用システムは７Ｔよりも上で動作することが出来る。しかしながら、静磁場の強度が増加すると、高周波パルスの波長は減少し、画像化される身体内での高周波パルスの振幅分布はより均一ではなくなる。

高周波パルス場の不均一性は、３Ｔにおいて既にかなりのアーチファクトを導入する。７Ｔにおいて、プロトンの「ラーモア周波数」は約２９８ＭＨｚであり、これは、人間の脳における約１４ｃｍの波長、すなわち人間の頭部のサイズに相当するサイズに対応する。これらの条件において、高周波場の空間分布は非常に不均一となるので、たとえば、標準的な技術で取得された人間の脳の画像は、解釈することが非常に困難になり得る。

Ｂ_１の不均一性の問題は非常に重要であるので、この問題は高分解能ＭＲＩのさらなる開発を妨げ得る。

非常に多数の技術が、Ｂ_１の不均一性を補償するために、または、さらに一般的には、均一な励起パターンに従って核スピンを励起するために開発された。

パラレル伝送は、高周波パルス磁場Ｂ_１を発生させるために複数のアンテナを使用することにある。「静的」パラレル伝送（「ＲＦシミング」）において、各アンテナにおける振幅と初期位相とが、干渉によってＲＦ場を均一化するように調整される。一方、たとえば、いわゆる「Ｔｒａｎｓｍｉｔ ＳＥＮＳＥ」技術［１］における「動的」パラレル伝送は、瞬間的高周波場を均一化することを目的としていないが、結果として生じるスピンフリップ角度だけを均一化することを目的とする。言い換えると、場は何らかの所与の瞬間においては不均一なままであってもよいが、高周波場に関する時間的変化が最終的に所望の励起パターンをもたらす。静的「ＲＦシミング」に関して、動的パラレル伝送は、非常に大きな体積にわたってフリップ角度を均一化することと、身体に残された熱としての電気エネルギーを減少させることとを可能にする。しかしながら、全てのパラレル伝送技術が、ハードウェアを複雑にするという欠点を有する。パラレル伝送が、Ｂ_１の不均一性を和らげるための単一の戦略として使用される場合には、非常に複雑な励起コイルが必要とされるか、またはかなりの残余不均一性が許容されなければならないかのいずれかである。

「三次元調整パルス」の手法［２、３］は、ＲＦパルスを伝送する間に、所定の軌道に沿って空間周波数領域（「ｋ空間」）において操作する時間変動磁場勾配を使用する。

特に、文献［２］は、均一なＢ_０場に浸された身体の関心のある領域内のスピンの均一な励起（すなわち、フリップ）を達成するために、大量のらせん構造の形態のｋ空間軌道を使用する方法に関する。この方法は、長いＲＦパルスの持続時間によって不利益をもたらされ、その方法を臨床医療に対して利用不可能にし、Ｂ_０の不均一性と緩和との問題を前面に出す。

文献［３］は、スライス選択を行うために所与の方向における静磁場勾配を有する「スポーク」軌道を使用する方法を記載する。この方法は、スライス面におけるフリップ角度の均一化に対処するだけであり、Ｂ_１の不均一性は、選択されたスライスを通して僅かであると想定する。

本発明は、人間の脳などの広範な体積にわたって均一に核スピンを励起する方法を提供し、従来技術の限界の少なくとも一部分を克服することを目的とする。本発明の方法は、短い非選択的調整高周波パルスを見出すための戦略に基づき、その方法は、パラレル伝送を必要とはしないが、パラレル伝送が利用可能である場合にはパラレル伝送から利益を得ることが出来る。

従って、本発明の目的は、請求項１に従って身体において核スピンを励起する方法であって、その方法は、
（ａ）磁化軸に沿って核スピンを整列させるために静磁場Ｂ_０に身体を浸すステップであって、その静磁場は、少なくとも身体に関して関心体積にわたって実質的に均一である、ステップと、
（ｂ）少なくとも３つの非共面方向に沿って横断方向高周波電磁場（Ｂ_１）に対して向けられた成分を有する、時間変化磁場勾配に対して身体または少なくとも関心体積をさらすステップであって、時間変化磁場勾配は、離散点を連結する区域によって構成されたｋ空間において三次元軌道を画定し、その横断方向高周波電磁場は、関心体積内の核スピンの位置とは独立して、同じ所定のフリップ角度で核スピンをフリップするために軌道の少なくとも一部分に沿って高周波エネルギーを蓄積させる、ステップと、
を含む。

磁場Ｂ_０は、意図的に導入された勾配を伴うことなく、磁場が合理的に可能な均一さであるという意味で「実質的に均一」である。実際に、この場の何らかの空間的変化ΔＢ_０は、画像化される身体の磁化率の不均一性により常に存在する。以下で記載されるように、この空間的変化は、パルス設計において構成されることが出来る。

特に、時間変化磁場勾配は、一連の磁場勾配パルスからなることが出来る。さらにまた詳細には、横断方向高周波電磁場は、磁場勾配パルスと交互配置される横断方向高周波サブパルスを備えることが出来、その高周波サブパルスは、ｋ空間の離散点に高周波エネルギーを蓄積させる。さらにまた詳細には、磁場勾配パルスに対して同時に高周波電磁場を適用することを回避することによって、ｋ空間の離散点において高周波エネルギーを蓄積させるだけであることが可能である。

文献［２］の方法は、ｋ空間に関する比較的広範囲のサンプリングを行おうとして非常に長いパルスをもたらすこととなるが、本発明の方法は、注意深く選択されたわずかな数の空間周波数成分の励起に基づく。文献［３］の方法もまた、二次元のｋ_ｘ−ｋ_ｙ面のわずかなサンプリングを実現するが、同時に、静的スライス符号化勾配によりｋ_ｚ軸に沿った区域の迅速なスキャンを行い、さらに、上記で考察されたように、この方法は、本質的にスライス選択的であり、広範な体積にわたったフリップ角度の均一化を可能にはしない。

本発明の実施形態に従った方法の独自の特徴は、高周波エネルギーが、伝送ｋ空間軌道の「静的な」点に対応する、ｋ空間の離散位置または「ｋ_Ｔ点」に、排他的にまたは非排他的に蓄積させられるという事実である。言い換えると、本発明の実施形態に従った方法において、限られた量のエネルギーが、ｋ空間軌道がわずかに止まる、ｋ空間の選択された点に蓄積させられる。その代わりに、文献［２］および［３］の方法においては、高周波エネルギーは、ｋ空間における線（［２］に関しては、ｋ_ｘ−ｋ_ｙ面におけるらせん、［３］に関しては、ｋ_ｚ軸に沿った「スポーク」）に沿って動く間に蓄積させられるだけである。

特に、高周波エネルギーの蓄積は、完全に離散的であってもよい。この場合、高周波サブパルスは、磁場勾配パルスに対して同時には適用されない。あるいは、「ハイブリッド」手法が続くことが出来、ハイブリッド手法では、何らかの高周波エネルギーがまた、ｋ_Ｔ点間で動いている間に蓄積させられる。限られた場合において、ｋ_Ｔ点を通る間に勾配を継続的に利用すること、および／またはｋ空間軌道が巻きほどかれるので高周波電磁場を継続的に利用することによって、ｋ_Ｔ点において停止することを回避することが可能である。いずれの場合においても、重要な目的は、フリップ角度の不均一性に関するターゲットの残余スプレッドを考慮して、訪問されるｋ_Ｔ点の数をできるだけ少なく維持することと、ｋ_Ｔを横切る可能な最短軌道を選択することとである。有利なことに、ｋ空間軌道は、「ひざ」または軌道の屈曲部という形状に対応する注意深く選択されたｋ_Ｔ点を連結する（ほぼ）真直ぐな区域によって構成されることが出来る。

本発明の方法に関する別の顕著な特徴は、全ての空間的方向（ｘ、ｙ、およびｚ）、従って、全ての空間的周波数方向（ｋ_ｘ、ｋ_ｙ、およびｋ_ｚ）が、実質的に同じ方法で処理されるという事実である。その代わりに、文献［２］および［３］の方法においては、ｋ空間は、ｋ_ｚ軸に沿って、かつｋ_ｘ−ｋ_ｙ面において異なった方法でサンプリングされる。

本発明の方法の特定の実施形態は、従属請求項２〜１３に記載の主題対象を構成する。

本発明の別の目的は、人間の頭部において核スピンを励起する方法であって、その方法は、
（ａ）人間の頭部の頭尾方向（cranio-caudal direction）に対して実質的に平行な磁化軸に沿って核スピンを整列させるために、静磁場に人間の頭部またはその一部分を浸すステップであって、その静磁場は、少なくとも人間の頭部の関心体積（ＶＯＩ）にわたって実質的に均一である、ステップと、
（ｂ）離散点を連結する直線状の区域によって構成された、ｋ空間における二次元軌道を画定する、時間変化磁場勾配に少なくとも関心体積をさらすステップであって、横偏光を有する非選択的高周波パルスは、少なくとも軌道の一部分に沿って高周波エネルギーを蓄積させ、ｋ空間における離散点の位置が決定され、横偏光を有する非選択的高周波パルスは、関心体積内での核スピンの位置から独立して、同じ所定のフリップ角度で核スピンをフリップするように設計される、ステップと、
を含む。

さらに詳細には、時間変化磁場勾配は、頭尾方向に沿って向けられた第１の成分と、人間の頭部の左右方向に沿って向けられた第２の成分とを有することが出来るが、どの成分も人間の頭部の腹背方向（ventro-dorsal direction）に沿っては向けられない。

有利なことに、横偏光を有する非選択的高周波パルスは、頭尾方向周りに配置された複数のアンテナによって放射されることが出来る。

本発明の別の目的は、画像化される身体において核スピンを励起するステップを含む磁気共鳴画像法を行う方法であり、その方法は、このステップが上記のような方法を行うことによって行われることを特徴とする。

本発明のまた別の目的は、
磁化軸に沿って核スピンを整列させるために静磁場を発生させる磁石であって、その静磁場は、少なくとも身体の関心体積にわたって均一である、磁石と、
横断方向の高周波電磁場と、磁場勾配パルスとを発生させ、身体に向かってサブパルスを向ける手段と、
体内または少なくとも関心体積内のフリップされた核スピンによって放射された信号を検知する手段と
を備える磁気共鳴画像スキャナであって、横断方向の高周波電磁場と、磁場勾配パルスとを発生させる手段が、上記のような方法を実行するコンピュータ計算手段を備えることを特徴とする、磁気共鳴画像スキャナである。

本発明のさらなる特徴と利点とは、添付の図面と併用される以下の記載から明らかになる。
図１は、本発明に従った方法を実行するための磁気共鳴画像スキャナの機能図である。 図２は、パラレル伝送に適するとともに、本発明の実施形態を実装するために使用される複数双極子頭部コイルである。 図３Ａ〜図３Ｃは、均一の磁場に浸されて単一の非選択的（スクウェア）高周波パルスにさらされたゲルファントムのアクシャル方向、サジタル、およびコロナル面に沿ったフリップ角度分布に関する３つのマップである。図４Ａ〜図４Ｃは、図３Ａ〜図３Ｃのフリップ角度分布のフーリエ変換と理想的に均一な励起のフーリエ変換との間の絶対差に関する３つのマップである。図５Ａ〜図５Ｃは、本発明の方法を適用することによって取得されたゲルファントムのアクシャル方向、サジタル、およびコロナル面に沿ったフリップ角度分布に関する３つのマップである。 図６は、本発明の実施形態に従った方法に対応するｋ空間軌道である。 図７Ａは、本発明の実施形態において使用される高周波サブパルスの出力図であり、図７Ｂ、図７Ｃ、および図７Ｄは、図６のｋ空間軌道を画定するために本発明の実施形態において使用される３つの直交軸（それぞれ、ｘ軸、ｙ軸、およびｚ軸）に沿った磁場勾配の図である。 図８は、本発明の実施形態に従った方法のフローチャートである。 図９Ａは、本発明の別の実施形態に従った方法に対応するｋ空間軌道であり、図９Ｂは、本発明の実施形態において使用される高周波サブパルスの出力図であり、図９Ｃ、図９Ｄ、および図９Ｅは、図９Ａのｋ空間軌道を画定するために本発明の実施形態において使用される３つの直交軸（それぞれ、ｘ軸、ｙ軸、およびｚ軸）に沿った磁場勾配の図である。 図１０Ａ〜図１０Ｄは、本発明の実施形態の性能を評価するための比較テストの結果である。

詳細な説明
図１は、
画像化される患者の身体（または患者の身体の一部）ＰＢが浸される、ｚ方向に沿って配向された実質的に均一な静磁場Ｂ_０を発生させる磁石Ｍと、
横断方向の高周波パルス（ここで、「横断方向」は、Ｂ_０に対して垂直である極性を有するのでｘ−ｙ面にあることを意味する）に身体をさらし、身体内のフリップされた核スピンによって放射される信号を検知するための高周波コイルＲＦＣと、
関心体積（ＶＯＩ）にわたったそれぞれの空間方向に沿って線形で変化する、ｚ方向に沿って向けられた勾配磁場、すなわち磁場を発生させるための３組の勾配コイルＧＣと
高周波コイルに供給する高周波パルスを発生させるための発振器ＯＳ、変調器、およびＲＦ増幅器であって、パラレル伝送において、高周波変調器と増幅器とは、伝送チャンネルの数と同じ数だけ複製される、発振器ＯＳ、変調器、およびＲＦ増幅器と、
スピン共鳴信号を復調およびデジタル化する前にスピン共鳴信号を増幅するためのレシーバＲであって、パラレル画像化において、プリアンプとレシーバとは、受信チャンネルの数と同じ数だけ複製される、レシーバＲと、
発振器ＯＳ、高周波コイルＲＦＣ、勾配コイルを駆動し、レシーバＲによって増幅された共鳴信号Ｓ_Ｒ（ｔ）を受信し処理するための情報処理手段ＩＰＭと、
を備える磁気共鳴画像（ＭＲＩ）スキャナを非常に概略的に表す。情報処理手段ＩＰＭは、コンピュータプログラム（すなわち、一片の実行可能なコード）を格納するための少なくとも１つのメモリと、プログラムを実行するための少なくとも１つのプロセッサとを備えるコンピュータまたは一組の電子プログラマブルコンピュータであり得る。スキャナのハードウェア部分は、従来のものであることが出来るが、ソフトウェアは、本発明の方法を実行するために適応される。従って、たとえば、ＣＤ−ＲＯＭなどのコンピュータ読み取り可能な格納媒体に格納されたコードなどのソフトウェア手段は、ハードウェアの改変を全く必要とすることなく、標準的なスキャナを本発明によるデバイスに変えることが出来る。

図２は、本発明の実施形態に従った方法を実行するように適応された高周波コイルを説明する。このコイルは人間の頭部を画像化するのに特に適する。このコイルは、８チャンネルのトランシーバとして機能し、円筒形絶縁筐体ＣＨ（内径２７．６ｃｍ）を備え、円筒形絶縁筐体は、患者の身体ＰＢの頭部ＰＢＨを収容することが出来、患者の目の前に配置されることが意図されたスロットを有する（これは必須ではない）。８つのストリップライン双極子Ｄ１〜Ｄ８がこの筐体の内側で４０°毎に分散させられる。双極子は互いに同一であり、双極子が独立して規定された振幅と位相とを有する直線偏光された電磁場を照射することが出来るように独立した駆動回路（表示されず）を有する。その他任意のＭＲＩコイルが本発明を実行するために使用され得ることが理解されるべきである。ここで記載された実施形態のコイルと同じコイルが、ＲＦ信号を送受信するために使用され得、または別個の送受信コイルが使用され得る。

本発明の方法は、伝送における単発でのｋ空間の３Ｄ適用範囲のための新たな高効率の戦略に基づき、その戦略は、人間の安全性とＳＡＲ（比吸収率）規制とに適合する振幅レベルを維持しながらＲＦパルスの持続時間を制限する。方法は、かなりの体積にわたって核スピンのフリップ角度（ＦＡ）を均一化する非選択的ＲＦパルスを生成する。この方法は、参考文献［２］および［３］に記載された方法などの、「三次元調整パルス」を使用する既存の方法によって示唆される。方法の新規性は、特に、３Ｄのｋ空間と、「ｋ_Ｔ点」と呼ばれる静的なｋ空間位置におけるＲＦの伝送とにおいて操作するために３つの直交する方向、またはさらに一般的には非共面に沿って磁場勾配のパルス（「ブリップ」）を使用することにあり、ｋ_Ｔ点においては、ＲＦ不均一性を克服するために、特にエネルギーが必要とされる。ｋ_Ｔ点において行われるスクウェア・サブパルスは、全体的なパルスの長さとＳＡＲ最小化との間の理想的な歩み寄りを可能にするように、可変の持続時間を有し得る。

図３Ａ〜図３Ｃは、球状ゲルファントム（直径１６ｃｍ）のアクシャル方向（１Ａ）、サジタル（１Ｂ）、およびコロナル（１Ｃ）面に沿ったフリップ角度分布のグレースケールマップを示し、球状ゲルファントムは、均一な７Ｔの磁場Ｂ_０に浸されると共に、水プロトンのラーモア周波数（７Ｔにおいて２９８ＭＨｚ）で同調された単一の非選択的（スクウェア）横断方向円偏光高周波（Ｂ_１）パルスにさらされる。円偏光（ＣＰ）パルスは、同一な振幅と、８つの双極子それぞれの方位角に等しい初期位相とで８つの双極子Ｄ１〜Ｄ８を駆動することによって取得される。ゲルファントムは、平均的な人間の頭部と同じ誘電率と伝導率とを有する。

高周波サブパルスの振幅と持続時間とは、ファントム内でのＢ_１の分布が均一であった場合には、プロトンの核スピンが１５°だけフリップされるように選択される。特に断りがない場合には、ターゲットフリップ角度（ＦＡ_{Ｔａｒｇｅｔ}）は１５°である。図は、実際のフリップ角度（ＦＡ）分布が非常に不均一であり、ＮＲＭＳＥ（正規化二重平均平方誤差）が２３％であり、フリップ角度値が４．９°〜２３．３°まで変化することを示す。

図３Ａ〜図３ＣのＦＡマップは、スクウェア・パルスで駆動された実際のフリップ角度獲得シーケンス（ＡＦＩ）［４］を使用することによって取得された。これらのマップに加えて、エコー間の相変化（phase evolution）からの主磁場（ΔＢ_０）の空間変化を測定するために同じシーケンス内で、追加のエコーが取得された［５］。このΔＢ_０の不均一性マップは次に、調整パルス設計を洗練するために使用されることが出来るが、それは本発明の主題ではない。

図４Ａ〜図４Ｃは、図３Ａ〜図３Ｃのフリップ角度分布のフーリエ変換と、ＦＡの均一性に関してｚ軸に沿って選ばれた１３２ｍｍスラブにわたって理想的に均一な励起（ＦＡ（ｘ、ｙ、ｚ）＝ＦＡ_{Ｔａｒｇｅｔ}）のフーリエ変換との間の絶対差のグレースケールマップを示し、このＶＯＩの寸法は、成人の脳のアクシャル方向の高さに概ね対応する。

これらの図は、ＦＡの均一なターゲット分布のフーリエ変換と、標準的な円偏光（ＣＰ）モードで取得されたＦＡ分布との差が、ｋ空間の中心付近に集められた支配的な周波数成分をもたらすことを示す。これらの空間周波数は、具体的には、Ｂ_１不均一性を補償するために対処される空間周波数である。

本発明の方法に従って、ＦＡの均一化は、Ｂ_１の不均一性を特に補償する励起ｋ空間軌道を記述する一連のサブパルスでＲＦコイルと勾配コイルとを駆動することによって、ＶＯＩ内で取得されることが出来る。この理由のために、励起ｋ空間軌道は、以下では「補償軌道」と呼ばれる。当面、ＣＰモード画像と均一なターゲット励起との間の差が、「補償パターン」と呼ばれる。

本発明の基礎となる１つのアイデアは、ほぼ均一なＦＡ分布が、文献［２］によって教示されたようなｋ空間の広範囲のサンプリングを行う代わりに、ｋ空間の中心付近に典型的には１０個未満のわずかな数であるＮ個の離散空間周波数成分を備えるだけの単純な伝送ｋ空間軌道を使用することによって取得されることが出来ることである。これは、パルスの持続時間をかなり減少させることを可能にする。以下で考察されるように、パラレル伝送の使用が、提示された設定に関してミリ秒未満までパルスの持続時間を減少させることをさらに可能にする。

上で考察されたように、本発明の代替の実施形態において、高周波パワーはまた、ｋ_Ｔ点間を動く間に蓄積されることが可能である。選択されたｋ_Ｔ点において停止せず、ｋ_Ｔ部位を横切る間に勾配を継続的に利用することでさえ可能である。パルスの持続時間において誘導されたさらなる減少は、いかなる量のエネルギーが様々な部位に蓄積されることを必要とするかに依存する。典型的には、パルスの持続時間におけるこれらの減少は、ＳＡＲの増加の代償として生じ、ＳＡＲの増加は、迅速なシーケンスに対する適用性を制限し得る。結局、全体的なｋ空間軌道は、ＳＡＲ最小化とパルスの持続時間との間の最適なバランスを提供するために、迅速な交差と組み合わされた静的なｋ_Ｔ点のハイブリッド連結であり得る。

ｋ_Ｔ点またはｋ_Ｔ点のうちの少なくとも一部が、有利なことに、離散グリッドにわたってサンプリングされた、補償パターンの三次元フーリエ変換のＮ個の最もエネルギーの高い成分に対応するとして選択される。

図６は、９個のｋ_Ｔ点ｋ_Ｔ ^１〜ｋ_Ｔ ^９（黒球）を備えるｋ空間軌道を示す。これらの点のうちの７つ（ｋ_Ｔ ^１〜ｋ_Ｔ ^５、ｋ_Ｔ ^７、ｋ_Ｔ ^８）は、単純なＣＰモード（図３Ａ〜図３Ｃ）によって誘導されたフリップ角度分布の三次元フーリエ変換と、ＶＯＩにわたる均一な分布の三次元フーリエ変換との間の相違（図４Ａ〜図４Ｃ）の最もエネルギーの高い７つのフーリエ成分に対応する。ｋ空間における中心の位置とは別に、これらのｋ_Ｔ点は、典型的には、ｋ空間において中心にある平行六面体の面の中心に対応し、平行六面体の側面のサイズは、概ね（２／λ_ｏｂｊ）であり、ここで、λ_ｏｂｊは、３つの空間方向のそれぞれにおいて、画像化される物体のＲＦ波長である。この場合において、画像化される物体（人間の脳）は、ＲＦ周波数と同じ桁のサイズを有するので、λ_ｏｂｊは、視野ＦＯＶと等しくなるように取られ、ＦＯＶは、物体の寸法をわずかにだけ超え、その物体は、本形態ではＶＯＩと同一である。この場合、平行六面体は２／ＦＯＶのサイズを有する。

一部の場合において、６つ未満のｋ_Ｔ点が使用されることが出来、たとえば、ｋ空間において中心となる平行六面体の平行ではない面の３つの中心点が使用されることが出来る。平行六面体はまた、ｋ空間の中心に対してわずかに移動させることが出来るが、平行六面体は、中心を含むべきであり、すなわち、点ｋ_ｘ＝ｋ_ｙ＝ｋ_ｚ＝０を含むべきである。

２つのさらなるｋ_Ｔ点（ｋ_Ｔ ^６、ｋ_Ｔ ^９）は、ｋ空間の中心から２／ＦＯＶの距離でｋ_ｚに沿って選択された。これらの追加のｋ_Ｔ点は、性能を増強するために見出された。フーリエ変換法は、これらの追加の点において比較的に大きな寄与を示したが、これらの追加の点は、２番目に最も高い振幅を有する点ではなかった。これらの追加の点を用いて改善された性能の詳細は後に考察される。

図６の例において、ｋ空間軌道は、ｋ_Ｔ ^１で始まり、かつ、終わり、ｋ_Ｔ ^１の座標は、ｋ_ｘ＝ｋ_ｙ＝ｋ_ｚ＝０である。

図７Ｂ、図７Ｃ、および図７Ｄは、図６のｋ空間軌道を画定するために使用された、ｘ軸、ｙ軸、およびｚ軸それぞれに沿って整列された磁場勾配パルス（または「ブリップ（blips）」）Ｇ_ｘ、Ｇ_ｙ、およびＧ_ｚの経時的な図を示す。ｋ空間に広がることが出来るように、勾配パルスは、３つの非共面方向、好ましくは、互いに垂直な方向に沿って適用されなければならない。これらの方向のうちの１つが磁化軸（ｚ）と同じであることは不可欠ではない。隣接するｋ_Ｔ点を接続する区域は、ｘ軸、ｙ軸、またはｚ軸に沿って配向される必要はなく、傾斜区域に沿ってｋ空間内で動かすために、２つ（Ｇ_ｘ、Ｇ_ｙ；Ｇ_ｘ、Ｇ_ｚ；Ｇ_ｙ、Ｇ_ｚ）または３つ（Ｇ_ｘ、Ｇ_ｙ、Ｇ_ｚ）の勾配パルスが同時に適用されなければならない。

勾配パルスは、Ｓｉｅｍｅｎｓ ＡＣ８４勾配頭部コイルによって発生させられ、５０ｍＴ／ｍまでの勾配振幅と、３３３Ｔ／ｍ／ｓのスルーレートとを可能にし、パルスの上昇前面と下降前面とは、図に明らかに見ることが出来る。ＲＦパワーを伝送しながら勾配が継続的に行われる場合、すなわち、ｋ空間軌道がｋ_Ｔ点において「停止」を含まない場合には、勾配パルスは、図２の勾配パルスのようには充分に分離されない。限られた場合において、勾配パルスはアイデンティティを失い、多かれ少なかれ継続的な時間変化磁場勾配にマージされる。

フーリエ法は特に有利であるが、フーリエ法だけが、補償パターンを見出すと共にｋ_Ｔ点を配置するために利用可能な唯一の方法ではない。スライス選択法におけるスポーク配置の二次元的な問題に対して開発された他の方法は、ｋ_Ｔ点の配置にも適用されてもよい。たとえば、［６］によって開示された所謂「sparsity-enforced」法を参照されたい。

ｋ_Ｔ点が配置されると、次のステップは、最小の移動で全ての点に及ぶように、区域によってｋ_Ｔ点を接続することである。それから、勾配ブリップ間で、および／または勾配ブリップと同時に身体に適用されるようなＲＦ横磁場の設計に至る。ここで、本発明者らは、ＲＦエネルギーがｋ_Ｔ点に蓄積させられるだけの場合を考慮するので、ＲＦエネルギーは、勾配パルスが交互配置された（そして、勾配パルスに重複しない）ＲＦサブパルスの形態で提供されるだけである。

スクウェアＲＦサブパルスＰ_１〜Ｐ_１０が使用された。これは本発明の必須の特徴ではないが、この選択は、そのサブパルスの広帯域特性と、そのようなサブパルスが、（サブパルスの平方振幅の時間積分に従って変化する）ＳＡＲを最小化しながら、所与の積分（すなわち、フリップ角度）に到達するような最適な形状を有することとにより、最適であると考えられる。

頭部コイルＲＦＣは、いくつか（８つ）の独立したコイル素子（双極子）を備えるので、ＦＡ分布の均一化を補助するためにパラレル伝送の使用を可能にする。各双極子は、２つの連続的な勾配ブリップ間で、他の双極子によって放射されたサブパルスの振幅および位相とは異なり得る振幅および位相を有するスクウェアＲＦサブパルスを放射する。しかしながら、これらのサブパルスは、同時に放射され同じ持続時間を有する。これは必須ではないが、強く推奨される。容易に理解されるように、１つの双極子が、他の双極子よりも短いサブパルスを放射した場合には、これは、励起シーケンスの全体的な持続時間を短くすることなくＳＡＲを増加させるので、このサブパルスの積分を一定に維持するように、サブパルスの振幅を減少させながら、サブパルスを長くすることが有利である。１つの双極子が他の双極子よりも長いサブパルスを放射した場合には、これは、ＳＡＲに関して最小の利点でシーケンスの全体的な持続時間を増加させるので、従って、持続時間を減少させるためにこのサブパルスを短くするか、またはＳＡＲを減少させるために他のサブパルスを長くするかのいずれかであることが有利である。いずれの場合においても、最適な解決策は、同じ持続時間を有するパルスを伝送することにある。

所与の時間において異なるコイル素子によって伝送されたパルスは同じ持続時間を有するが、異なる時に伝送された（すなわち、異なるｋ_Ｔ点においてエネルギーを蓄積させた）パルスは、異なる持続時間を有し得る。

頭部コイルの８つのチャンネルに対するＲＦ励起サブパルスの設計は、チャンネル依存伝送Ｂ_１のプロフィールだけでなくＶＯＩ内でのＢ_０空間変化を考慮する、空間領域におけるＳｍａｌｌ Ｔｉｐ Ａｐｐｒｏｘｉｍａｔｉｏｎ［７］を使用することによって行われ得る。さらに、局所変数交換法［８］は、有利なことに、Ｍａｇｎｉｔｕｄｅ Ｌｅａｓｔ Ｓｑｕａｒｅｓの問題を解決するために適用され得、これが、不要な位相均一性の制約を緩和する。パラレル伝送を使用してＲＦパルスを設計するためのこれらの技術の適用は、むしろ周知であり、これらの技術は、勾配ハードウェアと適合性のある任意の所定のｋ空間軌道に対して働く。ｋ_Ｔ点の配置と連結とはそのようなｋ空間軌道を提供する。

このように取得された励起パルスは、準最適なｋ_Ｔ点サブパルスの持続時間を含む。実際に、全てのＭＲＩ用途に対して、ＳＡＲと全体的なパルスの持続時間との間のトレードオフが存在する。長いパルスは、画像の品質に負の影響を有し得る。一方、長さを減少させることは、同じフリップ角度を取得するために高いピーク振幅を必要とする。これは一部の用途にとって利益があり得るが、ＲＦ波振幅の二乗に対して比例してＳＡＲを増加させる。空間領域法［７］を用いて、ΔＢ_０関連の相変化を、パルス設計の間に考慮に入れることが出来る。この目的のために、励起シーケンスのｊ個の個々のサブパルスのそれぞれの持続時間δｔ_ｊは、事前に特定されなければならない。比較的低いパワー要件を維持しながら、これらのサブパルスの持続時間を最小化するために、単純な反復最適化手順を実装することが出来る。第１に、比較的任意の持続時間が全てのサブパルスに対して設定される。空間領域法を適用することによって、一組の振幅が励起パルスのそれぞれに対して見出される。可能な最大ピーク振幅（Ｐ_Ｌｉｍ）が与えられると、パルスの持続時間は、下記の方程式

を使用することによって再スケールすることが出来、ここで、Ｐ_ｉは、ｉ番目のチャンネルで見出された振幅を示す。ここで考慮される特定の例において、Ｐ_Ｌｉｍは、伝送チャンネルで利用可能な最大電圧（１７０Ｖ）であった。しかし、Ｐ_Ｌｉｍは、局所的なＳＡＲ制約および全体的なＳＡＲ制約に対応する最大値まで再スケールすることが出来た。定数Δは理想的には０であるべきである。しかしながら、実際には、小さいΔを含むことによって最適化手順における制約を和らげることが多くの場合に助けとなる。最適化された

を先に見出された励起パルスに直接適用することが、不正確なΔＢ_０誘導位相補償をもたらす。新たに見出されたサブパルスの持続時間で励起パルスを単に再設計することは、新たな励起パルスが、適切な補正を含むことを見出されることを可能にする。新たなパルスは、時間の経過と共に、わずかに異なるパワー分布を有することが出来る。従って、最適化基準が満たされるまで、この手順の数回の反復を繰り返すことが必要である。

図７Ａは、８つ全ての伝送チャネルにわたって合計された全ＲＦパワーの経時的な図を示す。この特定の場合において、磁場勾配がオンである間にはＲＦパルスが生じないことが理解できる。

パラレル伝送の使用と特定の構造のＲＦコイルとは、２つの追加のｋ_Ｔ点が補償パターンの８番目および９番目に最も高いエネルギーの空間周波数成分に対応しない場合であっても、ｋ_ｚ方向に沿って２つの追加のｋ_Ｔ点をｋ空間軌道において導入することが有利である理由を説明することが出来る。コイルの８つの伝送ストリップラインの位置は、それらの方位だけ異なる。これは、パラレル伝送が、軸（ｚ）方向ではなく横断方向面においてのみＲＦ不均一性を克服するために、さらなる自由度を導入することを意味するが、これは、ＣＰモードだけが考えられるｋ_Ｔ点配置に対しては、フーリエ法によって無視される。この不均衡を補償するために、ｋ_ｚに沿って余分のｋ_Ｔ点を導入することが有利である。独立したｚ_＋ストリップライン素子およびｚ₋ストリップライン素子を有するｚに沿ったコイルのさらなる分割は、これらの余分なｋ_Ｔ点を必要とすることを回避する可能性があり得る。この要件に対して考えられる別の原因は、フーリエベースのｋ_Ｔ点識別の間には考慮に入れられないΔＢ_０分布の影響である。

ＲＦパルスの設計は、ブロッホ方程式の線形化を可能にするスモールチップ近似法の枠組みにおいて記載された。しかしながら、いくつかの公知の技術が、これらの限界の克服を可能にする。たとえば、［９〜１２］を参照されたい。これらの技術は、本発明の方法に適用されてもよい。

図８は、本発明に従った方法の簡略化されたフローチャートを示す。

第１のステップＳ１は、ＦＡの不均一性、または同様にＢ_１の不均一性をマッピングすることにある。Ｂ_０マップもまた、後のより良いパルス設計のために獲得され得る。

第２のステップＳ２は、不均一性にも関わらず、ターゲットの均一な励起パターンを達成するために、補償パターンを決定することにある。

第３のステップＳ３は、補償パターンに従ってｋ空間においてｋ_Ｔ点を配置することと、短い励起ｋ空間軌道をもたらすようにこれらの点を連結することとにある。パラレル伝送の使用は、伝送するコイル素子のレイアウトに依存して、少なくとも一部の方向に沿って励起パターンの満足な均一化を達成するために必要なｋ_Ｔ点の多数の削減を可能にする。

第４のステップＳ４は、ｋ_Ｔ点によって決定されたｋ空間軌道に沿ってエネルギーを蓄積させるようにＲＦサブパルスを決定することにある。このステップは、サブパルスの持続時間の反復的な最適化を含む。ここでもやはり、このステップは、パラレル伝送を使用しても使用しなくてもよい。

第５のステップＳ５は、画像化される身体に励起シーケンスを適用することにある。

図５Ａ〜図５Ｃは、本発明の方法によって達成された結果を説明する。図５Ａ〜図５ＣはＦＡマップであり、標準的なスクウェア・パルスを上記の方法によって設計されたサブパルスシーケンスで置換することによって、ＡＦＩシーケンスを用いて取得された。

１５°のＦＡをターゲット化することが、７．３％のＮＲＭＳＥ（関心体積にわたる正規化二乗平均平方誤差）、すなわち１５±１．１°をもたらす９５０μｓ励起パルスをもたらす。ＣＰモード（２３％のＮＲＭＳＥ）と比較して、最大／最小ＦＡは、２３．３／４．９°から１８．０／１１．４°に減少させられた。完全なＢｌｏｃｈシミュレーションと実験結果との比較は、相関係数９９．７％を示し、理論と実験との間の優れた一致を示す。パルス持続時間の最適化は、３回の反復後に最小値に収束された。４ＧＢのＲＡＭを有するＩｎｔｅｌ Ｃｏｒｅ ２ ｄｕｏ ２．４Ｇｈｚの性能に基づいて、パルス設計は約５分で行われることが出来た。

本発明のこの実施形態に従って発生させられたパルスは、有利なことに、ＦＬＡＳＨまたはＭＰ−ＲＡＧＥなどの短いＴＲ３Ｄシーケンスにおいて小さい励起として使用されることが出来た。

本発明の方法は、医学的な用途、特に、人間の脳の高磁場（＞３Ｔ）ＭＲＩのために開発された。しかしながら、その方法はまた、他の医学的ＭＲＩ技術および非医学的ＭＲＩ技術（たとえば、石油探鉱）、核磁気共鳴（ＮＭＲ）分光法、さらに一般的には、サンプルの体積内で核スピン励起の均一な空間分布を必要とする全ての技術に適用されることが出来る。

本方法の有効性を示すために、本方法が、８つの独立駆動チャンネルを有する伝送アレイシステム上で実装することによって、三人のボランティアの脳全体にわたって７ＴでＦＡを均一化するように適用された。

実験の有効性確認は、８チャンネルの伝送アレイ（１チャンネル当たり１ｋＷのピークパワー）を装備されたＳｉｅｍｅｎｓ ７Ｔ Ｍａｇｎｅｔｏｍスキャナ（Ｅｒｌａｎｇｅｎ、Ｇｅｒｍａｎｙ）上で行われた。頭部勾配の組は、５０ｍＴ／ｍまでの振幅と、３３３ｍＴ／ｍ／ｍｓのスルーレートとを可能にした。ターゲットフリップ角度は５°であった。ＲＦの伝送および受信の両方のために、図２に説明された構造と同様な構造を有するトランシーバアレイ頭部コイルが使用された。そのトランシーバアレイ頭部コイルは、直径２７．６ｃｍの円筒形表面上に４２．５°毎に分布された８つのストリップライン双極子からなり、被検体の目の前に小さく開いた空間を残す。全ての双極子は、理想的には、７Ｔにおけるプロトンラーモア周波数に同調され、理想的には、５０Ωのラインインピーダンスに適合された。

脳の体積が最初に、第１のシーケンスを用いて獲得された最初の画像から引き出された。３Ｄの脳マスクのフーリエ変換に続いて、ｋ_Ｔ点の位置が、ｋ空間における最大の大きさのＮ個の成分の位置によって決定された。上記で考察された先のファントム研究から予期されるように、低い空間成分がｋ空間を支配することが見出された。Ｂｌｏｃｈシミュレーションは、５つのｋ_Ｔ点が人間の脳において１０％よりも良い空間励起均一性を達成するために充分であったことを示した。驚くべきことに、５つのｋ_Ｔ点はｋ_ｘ−ｋ_ｚ面にあることが分かり、この面においては、ｚが（静磁場Ｂ_０の配向と一致する）頭尾方向（cranio-caudal direction）であり、ｘは左右方向である。言い換えると、スピンのフリップ角度に関して満足のいく均一性は、図９Ａに表されたｋ空間における二次元軌道を使用することによって人間の脳内で達成されることが出来た。図９Ｃ、図９Ｄ、および図９Ｅは、対応するＧ_ｘ、Ｇ_ｙ、およびＧ_ｚの勾配パルスまたは「ブリップ」をそれぞれ表す。「ブリップ」はそれぞれ、４０μｓの持続時間を有する。Ｇ_ｙ＝０であることが理解されることが出来る。５つのｋ_Ｔ点だけの選択が有利であった。なぜならば、その選択は、ｋ空間における三次元軌道が比較的に均一な成果に到達するために必要であることが分かったファントムの場合に関して、パルスの持続時間、従ってＳＡＲを減少させることを可能にしたからである。

その後、空間領域におけるスモールチップ近似法と、絶対値最小自乗（ＭＬＳ）の問題を解決するための局所変数交換法とを使用してパルス設計が行われた。６つの最適化されたスクウェアＲＦパルスが図９Ｂに表される。

これらの解決策は、典型的には、パルス持続時間最適化手順の３〜４回の反復において見出された。４ＧＢ ＲＡＭを有するＩｎｔｅｌ ｃｏｒｅ ２ ｄｕｏ ２．４Ｇｈｚの性能に基づいて、完全なパルス設計手順は、概ね３０秒間で行われることが出来た。

被検体番号１において測定されたフリップ角度の分布が、図１０Ｃに説明される（中央のコロナル断面、サジタル断面、およびアクシャル方向の脳断面。フリップ角度（ＦＡ）のヒストグラムが、グレースケールで重ね合わされる）。図１０Ｄは、数値シミュレーションによって取得された対応する分布を示す。実験的なフリップ角度分布は理論的な分布よりもわずかに広いけれども、理論（図１０Ｄ）と実験（図１０Ｃ）との間の一致が非常に良好であることが理解されることが出来る。図１０Ｂは、ｋ空間の中心において最適化された単一のｋ_Ｔ点に対応する静的シム（shim）シーケンスを使用して取得された実験結果を示す。ＦＡ分布が図１０Ｃの場合よりもかなり大きいことが容易に理解されることが出来る。それでもやはり、必要とされる全ＲＦエネルギーは、両方の場合においてほぼ同じ（１０％の範囲内）であった。静的シムの場合における全エネルギーは、さらに減少させることが出来たが、全エネルギーは、同じ桁の大きさのままであった。図１０Ａは、標準的なＣＰ（円偏光）パルスの使用に対応し、２°と８°との間のフリップ角度の広い分布をもたらす。

［参考文献］
[1] “Transmit SENSE”, U. Katscher, P. Bornert, C. Leussler, JS van den Brink, Magnetic Resonance in Medicine, vol. 49, pp 144-150 (2003).
[2] “Small Tip Angle Three-Dimensional Tailored Radiofrequency Slab-Select Pulse for Reduced B₁ Inhomogeneity at 3T”, S. Saekho et al., Magnetic Resonance in Medicine 53:479-484 (2005).
[3] “Fast-k_z Three-Dimensional Tailored Radiofrequency Pulse for Reduced B₁ Inhomogeneity”, S. Saekho et al., Magnetic Resonance in Medicine 55:719-724 (2006).
[4] “Actual Flip-Angle Imaging in the Pulsed Steady State: A Method for Rapid Three dimensional Mapping of the Transmitted Radiofrequency field”, V. L. Yarnykh, Magnetic Resonance in Medicine, vol. 57:192-200 (2007).
[5] “MAFI Sequence: simultaneous cartography of B₀ and B₁” Amadon A. et al., ISMRM 16:1248 (2008).
[6] “Sparsity-enforced slice-selective MRI RF excitation pulse design”, A.C. Zelinski et al., IEEE Transitions in Medical Imaging 27: 1213-1228 (2008).
[7] “Spatial domain method for the design of RF pulses in multicoil parallel excitation”, W. Grissom, C-Y Yip, Z. Zhang, A. Stenger, J.A. Fessler, D.C. Noll, Magnetic Resonance in Medicine, vol. 56, pp 620-629 (2006).
[8] “Magnitude Least Squares Optimization for Parallel Radio Frequency Excitation Design Demonstrated at 7 Tesla With Eight Channels”, K. Setsompop, L.L. Wald, V. Alagappan, B.A. Gagoski, E. Adalsteinsson, Magn. Reson. Med. 59: 908-915 (2008).
[9] “High-flip-angle slice-selective parallel RF transmission with 8 channels at 7T”, K. Setsompop et al., Journal of Magnetic Resonance 195:76-84 (2008).
[10] “Additive Angle Method for Fast Large-Tip-Angle RF Pulse Design in Parallel Excitation”, W.A. Grissom et al., Magnetic Resonance in Medicine 59:779-787 (2008).
[11] “Designing Mutichannel, Multidimensional, Arbitrary Flip Angle RF Pulses Using an Optimal Control Approach”, D. Xu et al., Magnetic Resonance in Medicine 59:547-560 (2008).
[12] “Fast Large-Flip-Angle Multidimensional and Parallel RF Pulse Design in MRI”, W.A. Grissom et al., IEEE Transactions on Medical Imaging, 28,10:1548 -1559 (2009).

Claims (18)

1. 身体における核スピンを励起する方法であって、前記方法は、
   （ａ）磁化軸（ｚ）に沿って核スピンを整列させるために、静磁場（Ｂ_０）に前記身体（ＰＢ）を浸すステップであって、前記静磁場は、実質的に、少なくとも前記身体の関心体積（ＶＯＩ）にわたって均一である、ステップと、
   （ｂ）少なくとも３つの非共面方向（ｘ、ｙ、ｚ）に沿って向けられた成分（Ｇ_ｘ、Ｇ_ｙ、Ｇ_ｚ）を有する時間変化磁場勾配と、横偏光（Ｂ_１）を有する非選択的高周波パルスとに対して前記身体または少なくとも前記関心体積をさらすステップであって、前記時間変化磁場勾配は、離散点（ｋ_Ｔ ^１〜ｋ_Ｔ ^９）を連結する真直ぐな区域によって構成された、ｋ空間における三次元軌道を画定し、横偏光を有する前記非選択的高周波パルスは、前記軌道の少なくとも一部分に沿って高周波エネルギーを蓄積させ、ｋ空間における前記離散点の位置が決定され、横偏光を有する非選択的高周波パルスは、前記関心体積内の前記離散点の位置から独立して、同じ所定のフリップ角度だけ前記核スピンをフリップするように設計される、ステップと、
   を備える、方法。
2. 前記時間変化磁場勾配は、一連の磁場勾配パルスからなる、請求項１に記載の方法。
3. 横偏光を有する前記非選択的高周波パルスは、前記磁場勾配パルスが交互配置された横断方向高周波サブパルス（Ｐ_１〜Ｐ_１０）を備え、前記高周波サブパルスは、ｋ空間の前記離散点において高周波エネルギーを蓄積させる、請求項２に記載の方法。
4. 高周波パルスは、前記磁場勾配パルスに対して同時には適用されず、高周波エネルギーは、ｋ空間の前記離散点に蓄積させられるだけである、請求項３に記載の方法。
5. 横偏光を有する前記非選択的高周波パルスを発生させて適用するための複数の独立駆動アンテナ素子（Ｄ_１〜Ｄ_８）を使用することを含む、請求項１〜請求項４のうちのいずれか１項に記載の方法。
6. 補償パターンと呼ばれる所定の励起パターンの三次元フーリエ変換をコンピュータ計算することによって、ｋ空間の前記離散点と、対応する量の高周波エネルギーとを決定する予備ステップをさらに備える、請求項１〜５のうちのいずれか１項に記載の方法。
7. 前記予備ステップは、
   ｉ．前記核スピンのフリップ角度の均一なターゲット分布が望まれる前記関心体積を画定するサブステップと
   ｉｉ．前記関心体積における標準的な円偏光高周波モードによって誘導される前記核スピンのフリップ角度分布を決定するサブステップと、
   ｉｉｉ．前記核スピンのフリップ角度の前記均一なターゲット分布と、前記標準的な円偏光高周波モードによって誘導される前記核スピンのフリップ角度の前記分布との間の相違を前記補償パターンとするサブステップと
   を備える、請求項６に記載の方法。
8. 前記サブステップｉｉ．は、測定によって行われる、請求項７に記載の方法。
9. 前記予備ステップは、前記補償パターンの前記三次元離散フーリエ変換の多数の最もエネルギーの高い成分に対応するとして、励起ｋ空間の前記離散点の少なくとも一部を決定することをさらに含む、請求項６〜８のうちのいずれか１項に記載の方法。
10. 前記予備ステップは、ＳＡＲ制約の下で前記高周波場の適用の全持続時間を最小化するように、前記横断方向高周波サブパルスの前記位相と前記振幅とを反復してコンピュータ計算するか、または前記独立駆動アンテナ素子のそれぞれによって発生させられた前記横断方向高周波サブパルスに寄与するステップをさらに備える、請求項７〜請求項９のうちのいずれか１項に記載の方法。
11. ｋ空間の前記離散点のうちの少なくとも一部は、平行六面体の表面の中心に属し、前記平行六面体は、ｋ空間の中心を含み、前記平行六面体の側面のサイズは、約（２／λ_ｏｂｊ）であり、ここで、λ_ｏｂｊは、画像化される身体におけるＲＦ周波数である、請求項１〜１０のうちのいずれか１項に記載の方法。
12. 前記時間変化磁場勾配は、３つの垂直方向に沿って向けられた一連の磁場勾配パルスからなり、前記３つの垂直方向のうちの１つは、前記磁化軸に対して平行である、請求項１〜１１のうちのいずれか１項に記載の方法。
13. 横偏光を有する前記非選択的高周波パルスは、一連のスクウェア・サブパルスによって構成され、各前記スクウェア・サブパルスは、励起ｋ空間の前記離散点のうちの１つ、または前記点のうちの２つを連結する区域に対応する、請求項１〜１２のうちのいずれか１項に記載の方法。
14. 人間の頭部における核スピンを励起する方法であって、前記方法は、
    （ａ）前記人間の頭部の頭尾方向（cranio-caudal direction）に対して実質的に平行な磁化軸に沿って核スピンを整列させるために、静磁場に前記人間の頭部またはその一部分を浸すステップであって、前記静磁場は、少なくとも前記人間の頭部の関心体積（ＶＯＩ）にわたって実質的に均一である、ステップと
    （ｂ）離散点を連結する真直ぐな区域によって構成された、ｋ空間における二次元軌道を画定する時間変化磁場勾配に少なくとも関心体積をさらすステップであって、横偏光を有する前記非選択的高周波パルスは、前記軌道の少なくとも一部分に沿って高周波エネルギーを蓄積させ、ｋ空間における前記離散点の位置が決定され、横偏光を有する前記非選択的高周波パルスが、前記関心体積内の前記離散点の位置から独立して、同じ所定のフリップ角度だけ前記核スピンをフリップするように設計される、ステップと
    を含む、方法。
15. 前記時間変化磁場勾配は、前記頭尾方向に沿って向けられた第１の成分と、前記人間の頭部の左右方向に沿って向けられた第２の成分とを有し、前記人間の頭部の腹背方向（ventro-dorsal direction）に沿って向けられた成分を有さない、請求項１４に記載の方法。
16. 横偏光を有する前記非選択的高周波パルスは、前記頭尾方向周りに配置された複数のアンテナによって放射される、請求項１４または１５のいずれか１項に記載の方法。
17. 画像化される身体における核スピンを励起するステップを備える磁気共鳴画像法を行う方法であって、前記ステップが、請求項１〜１６のうちのいずれか１項に記載の方法を実行することによって行われる、方法。
18. 磁気共鳴画像スキャナであって、前記スキャナは、
    磁化軸に沿って核スピンを整列させるために静磁場を発生させるための磁石（Ｍ）であって、前記静磁場は、少なくとも前記身体の関心体積にわたって実質的に均一である、磁石と、
    横偏光を有する非選択的高周波パルスと、少なくとも３つの非共面方向（ｘ、ｙ、ｚ）に沿って向けられた成分（Ｇ_ｘ、Ｇ_ｙ、Ｇ_ｚ）を有する時間変化磁場勾配とを発生させ、前記身体に向かって前記磁場を向けるための手段（ＩＰ、ＲＦＣ、ＧＣ）と、
    前記身体または少なくとも前記関心体積内のフリップされた核スピンによって放射された信号を検知するための手段（ＲＦＣ、Ｒ）と、
    を備え、横断方向高周波場と時間変化磁場勾配とを発生させるための前記手段が、請求項１〜１６のうちのいずれか１項に記載の方法を実行するために配置されたコンピュータ計算手段（ＩＰＭ）を備える、
    スキャナ。

Images