JP6113187B2 - Ｂ１マッピングのあるｍｒ撮像 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴（MR）撮像の分野に関する。本発明は、身体の少なくとも一部のMR撮像の方法に関する。本発明は、MR装置およびMR装置上で実行されるコンピュータ・プログラムにも関する。

二次元または三次元画像を形成するために磁場と核スピンとの間の相互作用を利用する画像形成MR方法は今日、特に医療診断の分野で広く使われている。軟組織の撮像について、他の撮像方法より多くの点で優れており、電離放射線を必要とせず、通例非侵襲的であるからである。

MR方法一般によれば、検査されるべき患者の身体は強い一様な磁場（B₀場）中に配置される。該磁場の方向は同時に、測定のベースとなる座標系の軸（通例z軸）を定義する。該磁場は、定義された周波数（いわゆるラーモア周波数またはMR周波数）の交流電磁場（RF場、B₁場とも称される）の印加によって励起（スピン共鳴）されることのできる磁場強さに依存して、個々の核スピンについて異なるエネルギー・レベルを生成する。巨視的な視点からは、個々の核スピンの分布が全体的な磁化を生成し、その磁化が、磁場がz軸に垂直に延在する間、適切な周波数の電磁パルス（RFパルス）の印加によって平衡状態から偏向させられることができ、それにより磁化はz軸のまわりに歳差運動をする。歳差運動は円錐面を描き、その開き角はフリップ角と称される。フリップ角の大きさは、加えられる電磁パルスの強さおよび継続時間に依存する。いわゆる90°パルスの場合、スピンはz軸から垂直な平面に偏向させられる（フリップ角90°）。

RFパルスの打ち切り後、磁化はもとの平衡状態に緩和し、その過程で、z方向の磁化は第一の時定数T₁（スピン格子または縦緩和時間）で再び強まり、z方向に垂直な方向の磁化は第二の時定数T₂（スピン‐スピンまたは横緩和時間）で緩和する。磁化の変動は、MR装置の検査体積内に配置または配向される一つまたは複数の受信RFコイルによって検出でき、それによりz軸に垂直な方向で磁化の変動が測定される。横磁化の減衰に伴って、たとえば90°パルスの印加後、核スピンは同じ位相をもつ秩序状態からすべての位相角が一様に分布している状態へと遷移する（局所的な磁場不均一性によって誘起される）（位相分散）。位相分散は、再集束パルス（たとえば180°パルス）によって補償できる。これは、受信コイルにおいてエコー信号（スピン・エコー）を生じる。

身体中の空間分解能を実現するために、三つの主要な軸に沿って延在する一様な磁場勾配が一様磁場に重畳され、スピン共鳴周波数の線形な空間依存性を生じる。すると、受信コイルにおいて拾われる信号は異なる周波数の成分を含み、それを身体中の異なる位置に関連付けることができる。RFコイルを介して得られるMR信号データは空間周波数領域に対応し、k空間データと呼ばれる。k空間データは通例、異なる位相エンコードをもって収集される複数のラインを含む。各ラインは、いくつかのサンプルを収集することによってデジタル化される。一組のk空間データがフーリエ変換によってMR画像に変換される。

一般に、撮像される患者の身体の断面および／または体積を通じて、磁気共鳴の励起のための生成される送信RF場（B₁ ⁺場）の比較的一様な均一性をもつことが望ましい。しかしながら、MR周波数が増すとともに主磁場強さが増すにつれて、患者の身体内での伝導損および波長効果のため、これはより難しくなる。その結果、送信されるRF場の空間分布の正確な測定が、多くのMR撮像用途にとって、適切な予見的（もし当てはまるなら）および遡及的補正／補償をサポートするために重要である。これは、堅牢かつ高速なB₁マッピング技法を必要とする。

非特許文献１は、STEAMベースのブロッホ・ジーゲルト・プリパレーション・パルスを使ったB₁マッピング技法を提案している。通常加えられる二倍角または他の信号大きさベースの方法とは異なり、これはB₁情報をMR信号位相中にエンコードする。その結果、収集速度、精度および堅牢さの点で重要な利点が得られる。この既知の技法によれば、ブロッホ・ジーゲルトB₁マッピング手法は、MR撮像のための刺激エコー（STEAM）・シーケンスと組み合わされる。共鳴から外れたブロッホ・ジーゲルトRFパルスは刺激エコー・シーケンスのプリパレーション期間の間に、すなわち二つの共鳴上のプリパレーションRFパルスの中間において、加えられる。このようにして、B₁不均一性に起因するブロッホ・ジーゲルト位相シフトが縦軸に沿って蓄積される。複数の刺激エコーの高速読み出しが、上記シーケンスの収集期間中に加えられる読み出しRFパルスによって可能にされる。この既知の手法の主たる利点は、SARレベルが低く保てるということである。さらに、刺激エコー・シーケンスは本来的に、化学シフトおよび感受率アーチファクトに対して堅牢であり、よってEPIのような高度な収集方式を容易にする。

K. Nerhke and P. Boernert、Proc. ISMRS19, 2011, p.4411 Helms G, Finsterbusch J, Weiskopf N, Dechent P.、Rapid radio frequency field mapping in vivo using single-shot STEAM MRI、Magn. Reson. Med. 2008; 60:739-43 C.J.R. Counsell、Stimulated echoes and spin echoes. Simultaneous determination of T2, diffusion coefficient and RF homogeneity、J. Magn. Res. B101(1993)28-34 Eggers et al.、"Dual-echo Dixon imaging with flexible choice of echo times"、MRM 2011, 65, 96-107 Setsompop et al.、MRM 2008, 59, 908-15 Berglund et al., "Two-point Dixon method with flexible echo times"、MRM 2011, 65, 994-1004

しかしながら、既知のSTEAMベースのブロッホ・ジーゲルト・プリパレーション・シーケンスの欠点は、B₁マップの決定が、MR信号がブロッホ・ジーゲルトRFパルスのそれぞれ正および負の周波数オフセットをもって収集される二つの別個の反復に基づくということである。この要求は、蠕動運動がシーケンスの相続く反復の間の位相シフトを生じるので、腹部B₁マッピングでは問題である。この二反復の必要性は、STEAMシーケンスが磁化プリパレーションのために異なるフリップ角を使って二回実行される純粋なSTEAMシーケンスに基づくB₁マッピング手法にも当てはまる（非特許文献２参照）。

非特許文献３の論文は、エコー信号の組み合わせからのフリップ角の、よってB1場におけるその空間的な均一性に言及している。しかしながら、この既知の手法は、エコー信号の各読み出し後に完全な再集束パルスを必要とする。

反復の必要性は誤ったB₁マップにつながる。さらに、T₁緩和のために必要とされる二つの別個の反復の間の時間間隔は、数秒のオーダーであることがあり、よって過剰なスキャン時間の増大につながることがある。さらに、既知のシーケンスの刺激エコー・プリパレーション・パルス自身、強く非線形なフリップ角振る舞いを示す。この欠点は、既知のB₁マッピング手法のダイナミックレンジを制限する。

以上から、改善されたB₁マッピング方法が必要とされていることが容易に理解される。

本発明によれば、MR装置の検査体積中に置かれた身体の少なくとも一部のMR撮像方法が開示される。本方法は：
・身体の前記一部をRFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配の撮像シーケンスにかける段階であって、前記撮像シーケンスは：
ｉ）プリパレーション期間の間に、身体の前記一部に向けて放射される少なくとも二つのプリパレーションRFパルス、および
ｉｉ）時間的に前記プリパレーション期間の後の収集期間の間に、身体の前記一部に向けて放射される一つまたは複数の読み出しRFパルス
を含む刺激エコー・シーケンスである、段階と；
・前記収集期間の間に一つまたは複数のFID信号および一つまたは複数の刺激エコー信号を収集する段階と；
・収集されたFIDおよび刺激エコー信号から身体の前記一部内のRFパルスのRF場の空間分布を示すB₁マップを導出する段階とを含む。

刺激エコー・シーケンスの収集期間の間に一つまたは複数の読み出しRFパルスを印加することが本発明の要旨である。ここで、FID信号および刺激エコー信号は準同時的に収集される。MR画像は、FID信号から再構成されることができ、刺激エコー信号からもう一つのMR画像が再構成されることができる。MR画像再構成後、B₁マップは、FIDおよび刺激エコー信号それぞれから再構成された二つのMR画像のボクセルごとの強度比から導出されることができる。

一般に、刺激エコー・シーケンスは三つの（たとえば60°または90°の）RFパルスを有する。ここで最初の二つのRFパルスはプリパレーション・パルスである。第一のプリパレーションRFパルスは磁気共鳴を励起し、縦核磁化を横核磁化に変換する。第二のプリパレーションRFパルスは、位相分散した横核磁化のある割合を縦軸に沿って「蓄積する」。90°RFパルスの場合、この割合は位相分散した横磁化のほとんど半分である。第三のRFパルスは、時間的にプリパレーション期間より後である収集期間の間に印加される。第三のRFパルス（「読み出しRFパルス」）は蓄積された縦核磁化を再び横核磁化に変換し、それによりいわゆる刺激エコー〔スティミュレイテドエコー（stimulated echo）〕を生成する。この三RFパルス・シーケンスによって他のRF再集束されたエコーが生成されるが、ここでは関心対象ではなく、よってRF照射と並列に行なわれる適切な勾配スイッチング方式によって抑制されてもよい。刺激エコーMR信号は、やはり第三のRFパルスによって生成されるFID信号と一緒に、収集され、本発明に基づくB₁マッピングのために使用される。刺激エコーに基づくMR撮像は、第三のRFパルスを低フリップ角読み出しRFパルスの列によって置換することによって、加速できる。ここで、各読み出しRFパルスは、プリパレーション期間後に蓄積された縦核磁化の小さな部分のみを再集束させる。

B₁エンコードされた磁化をz軸に沿って蓄積するために使われる前記少なくとも二つのプリパレーションRFパルスは同じ種類または同じフリップ角のものである必要はない。しかしながら、測定データを評価するために必要な数学的扱いに関しては、同一のRFパルスおよびフリップ角の選択により定式化が簡単になる。特に、諸プリパレーションRFパルスのフリップ角が等しく、読み出しRFパルスのフリップ角がプリパレーションRFパルスのフリップ角と異なるときは、RFプリパレーションのフリップ角は、FIDおよび刺激エコー信号の比において打ち消される。

本発明のある重要な側面は、読み出しRFパルスのフリップ角が、収集期間（２２）中に、前記一つまたは複数のFID信号（I₁）および前記刺激エコー信号および一つまたは複数の刺激エコー信号（I₂）の等しいT₂ ^*重みを引き起こすということである。特に、読み出しRFパルスはFIDおよび刺激エコー信号を完全には再集束させず、等しいT2*重み付けを達成するシーケンス・タイミングをもつ。等しいT2*重み付けの受け容れ可能なマージンは、FIDおよび刺激エコーのT2*効果が完全には打ち消し合わないときの残留信号に起因する画像アーチファクトのレベルから決定されることができる。好ましくは、読み出しRFパルスは、FID信号が、再集束されたFID信号成分に対するいわゆる「バージン」FID信号成分によって支配されるよう構成される。これは、FIDおよび刺激エコー信号の読み出し後の追加的な再集束の必要性を回避する。このように、信号収集時間は、完全なB1マップのためのたった数秒のスキャン継続時間を許容するほど短い。これは、たとえば患者が息を止めている間に、B1マップを更新することを許容する。さらに、FIDおよび刺激エコー信号の読み出し後に再集束が必要とされないので、SAR負担も低く保たれる。

B₁マップは、本発明によれば撮像シーケンスの単一の反復によって収集できるので、他の既知のSTEAMベースのB₁マッピング手法に比べて、動きに対してより堅牢である。B₁マッピングの速度は、既知の技法に関して少なくとも二倍高められる。

完備なB₁マップを生成するためには、適切な位相エンコードをもつ複数のFID信号および刺激エコー信号が収集される必要がある。この目的のために、EPI、パラレルイメージングまたは圧縮センシングのような効率的なサンプリング方式が、本発明と組み合わせて有利に適用されることができる。

さらに、本発明の技法は既知の手法に比べて増大したダイナミックレンジをもつ。これは、本発明の概念的に異なるマッピング機構の結果である。さらに、ブロッホ・ジーゲルトSTEAM手法に比べ、本発明のSARレベルは、ブロッホ・ジーゲルトRFパルスを省くため、著しく低下する。

本発明のある好ましい実施形態によれば、FIDおよび刺激エコー信号は、グラジエントリコールドエコー信号として収集される。シーケンスのタイミングは、感受率および化学シフトにより誘起される効果が、FIDおよび刺激エコー信号両方について本質的に等しくなるよう調整されることができる。

本発明のもう一つの好ましい実施形態によれば、身体の前記一部内の主磁場の空間分布を示すB₀マップも、収集されたFIDおよび刺激エコー信号から導出される。撮像シーケンスの適切なパラメータを使うことによって、FIDおよび刺激エコー信号のボクセルごとの強度から、B₁マップのみならずB₀マップも導出できることがわかる。B₁マップおよびB₀マップが追加的な測定段階なしに同時に収集できることは本発明の利点である。

本発明のもう一つの好ましい実施形態によれば、収集されたFIDおよび刺激エコー信号から、身体の前記一部内の送受信RF場の位相の空間分布を示す送受信位相マップも導出される。撮像シーケンスの適切なパラメータを使うことによって、B1およびB0マップのみならず、送受信位相マップも、FIDおよび刺激エコー信号のボクセルごとの強度から導出できることがわかる。B₁マップ、B₀マップおよび送受信位相マップが追加的な測定段階なしに同時に収集できることは本発明の利点である。

本発明のもう一つの好ましい実施形態によれば、撮像シーケンスのパラメータ（たとえばエコー時間、勾配の強さ）は、水スピンからの信号寄与および脂肪スピンからの信号寄与が、FID信号でも刺激エコー信号でも本質的に同相になるよう、選択される。これにより、本技法は、化学シフトの効果に対して堅牢になる。

本発明のさらにもう一つの好ましい実施形態によれば、撮像シーケンスのパラメータ（たとえばエコー時間、勾配の強さ）は、水スピンからの信号寄与および脂肪スピンからの信号寄与が、FID信号でも刺激エコー信号でも、別個の水および脂肪MR画像の再構成を許容するような仕方で、選択される。これにより、本技法を、脂肪‐水分離のために使うことができる。

本発明のさらにもう一つの好ましい実施形態では、提案される手法は、体積B₁マッピングおよびパラレル送信アプリケーションのために使用できる。

体積アプリケーションのためには、提案される技法のマルチスライス・バージョンが有利である。マルチスライス・バージョンでは、潜在的なスライス漏話を避けるために、適切なスライス順（たとえば、第一段階では3Dスタックにおける奇数スライスの測定、次いでその後の測定段階において偶数スライスの測定）が有用であると思われる。後述する信号評価を簡単にするため、刺激エコー・シーケンスの二つのプリパレーションRFパルスが読み出しRFパルスより広いスライス（好ましくは、二倍にしたスライス厚さ）を励起してもよい。これは、B1マッピングのための信号評価における不完全なスライス・プロファイル励起に関連する問題を回避する助けとなる。

本発明のある好ましい実施形態によれば、RFパルスは二つ以上のRFコイルまたは二組以上のRFコイルを介して身体の前記一部に向けて放射され、B₁マップは、各RFコイルまたは各組のRFコイルについての収集されたFIDおよび刺激エコー信号から導出される。各B₁マップは、それぞれのRFコイルまたはRFコイルの組を介して照射されるRFパルスのRF場の空間分布を示す。本発明のこの実施形態では、B₁マッピングは、使用されるMR装置の複数のRF送信要素（RFコイル）について、それらの対応する送信感度をマッピングするために実行される。個々のマッピング・スキャンは、個々の各RF送信要素について（またはそれらの組み合わせについて）本発明の方法に従って実行される必要がある。信号飽和の問題を回避するために、単一スライス・アプリケーションでは好適な遅延が使用される必要がある。個々のマッピング・スキャンの時間的順序は、それぞれのRF送信要素によってカバーされる対応する送信領域に従って有利に最適化されることができ、それにより全スキャン時間を最短にする。体積B₁マッピングの場合は、選択された諸アプリケーションについてはマルチスライス／マルチチャネル・マッピングが有益であることがある。そのようなマッピングでは、個々のチャネルの送信感度が、対応する位置を代表していると考えられるのに十分互いに近接している隣り合う個々のスライスにおいてマッピングされる。このようにして、複数の送信チャネルについてのB₁マッピングが一層効率的にできる。

本発明に基づいて得られたB₁マップは、RFシミングのためにその後の撮像スキャンにおいて有利に使用できる。RFシミングとは、パラレル送信MR撮像システムの個々のRFコイルを介して放射されるRFパルスの複素振幅の調整によるRF送信場の空間的な均一化をいう。簡単な既知のRFシミング手法は、あらかじめ定義された、解剖学的構造に固有のRFシム・セットを、個々の患者の解剖学的構造を考慮に入れることなく、使う。本発明は、患者固有の仕方でRFシム設定を最適化する、より高度なRFシミング手法を可能にする。この目的のために、B₁マップが、上記の仕方でFIDおよび刺激エコー信号から個々の送信RFコイルについて導出され、該B₁マップから最適なRFシム・セットが（それ自身としては既知の）数値的な方法によって導出される。

胸郭および腹部のMR撮像の場合、動き（たとえば患者の呼吸動き）に起因して、RF場の動的な変化が予期されることがある。解剖学的構造の動きによって誘起される変位が潜在的に空間的な伝導率および誘電率に影響するからである。よって、たとえば単一の較正スキャンから導出されるRFシム設定は、その後の診断MR撮像スキャンが患者の異なる位置または動き状態において実行される場合には、劣化することがある。これは、用いられる撮像パルス・シーケンスのMR画像コントラストおよび比吸収（SAR）に潜在的に影響しうる。

この背景に対して、本発明の方法はさらに：
・身体の前記一部を、一つまたは複数のRFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配を含むナビゲーター・シーケンスにかける段階であって、前記ナビゲーター・シーケンスは、刺激エコー・シーケンスの前、間または後に少なくとも一度、適用され、それにより身体の前記一部からナビゲーター信号が取得される、段階と；
・前記ナビゲーター信号から、身体の動きを反映する動きデータを導出する段階と；
・前記動きデータから導出される動き状態をB₁マップに割り当てる段階とを含む。

本発明の意味内でのナビゲーター・シーケンスは、一般に、動きデータを判別および取得するために使用できるスキャン・シーケンスである。少なくとも一つの座標軸に沿った解剖学的特徴の並進および／または少なくとも一つの座標軸のまわりの該解剖学的特徴の回転を測定するために、それ自身としては当技術分野において既知のナビゲーター・シーケンスにより、一次元、二次元または三次元体積の典型的には低解像度のデータが得られる。この動きデータは、（各送信RFコイルの）B₁マップを患者の動き状態に割り当てるために、本発明に基づいて使用できる。好ましくは、刺激エコー・シーケンスおよびナビゲーター・シーケンスの反復の間に収集されるFIDおよび刺激エコー信号から複数のB₁マップが導出され、各B₁マップは患者の異なる動き状態に割り当てられる。この実施形態によれば、本発明は、動き状態（たとえば呼吸位相）に応じてRFシム設定を動的に適応させるために、高度なパラレル送信MR撮像システムのリアルタイムRFシミング機能を活用することを提案する。この目的のために、動き状態によって分解されたB₁マップが本発明の技法に基づくB₁較正スキャンにおいて収集されてもよい。ここで、前記動き状態を同定するためにナビゲーター・シーケンスが使われる。

本発明のあるさらなる好ましい実施形態によれば、前記少なくとも二つのプリパレーションRFパルスはそれぞれ45°〜90°のフリップ角をもつ。このようにして、収集される刺激エコー信号の振幅が最大化される。これは、信号対雑音比の点で有利である。

本発明のもう一つの好ましい実施形態によれば、複数のFIDおよび刺激エコーMR信号が、複数の相続く読み出しRFパルスによって生成される。各読み出しRFパルスは90°未満、好ましくは45°未満、最も好ましくは30°未満のフリップ角をもつ。すでに上述したように、小さなフリップ角をもつ読み出しRFパルスの列は、複数のFIDおよび刺激エコー信号の高速読み出しを達成するために使用できる。T₂ ^*緩和を最小にするために、できるだけ短いエコー時間が使用されることができる。

本発明のさらにもう一つの好ましい実施形態によれば、スイッチングされた磁場勾配が、前記二つのプリパレーションRFパルス後、前記プリパレーション期間中に加えられる。これは残留核磁化をスポイルするためである。

MR撮像中のRFパワー投下の比吸収率（SAR: specific absorption rate）の正確な推定は、特にRFコイルの局所的な送信アレイが使われる場合、患者の安全にとって重要である。そのような局所的な送信コイル・アレイを用いると、MR撮像スキャンの間、RF送信コイルの安全な動作を保証するために、RFコイルおよび患者の身体組織の相対位置の動的な変化が一般にモニタリングされる必要がある。患者の安全を評価するために、個々の身体モデルについてのSARシミュレーションが典型的には実行され、テーブルにおいてまたはデータベースにおいて記憶される。しかしながら、局所的なSARホットスポットは一般に患者依存であり、呼吸および他の型の身体動きに起因する動きに依存することを考慮に入れる必要がある。

そこで、本発明のある好ましい実施形態によれば、身体の前記一部内の局所的な比RF吸収率（SAR）は、上記の仕方で導出されたB₁マップから推定される。決定されたSARは次いで、たとえばその後の診断MR撮像スキャンの際に、身体の前記一部に向けて放射されるRFパルスの振幅および位相を制御するために使われてもよい。この制御は、SAR安全限界に従う仕方で実行できる。

身体送信RFコイルの受け容れられるパワーおよびさらされる身体マス（body mass）から全身および部分身体SARが推定できるが、呼吸および器官の内的な動きに起因する身体動きの影響は無視できる。対照的に、局所的な送信RFコイル・アレイについては、動きに起因する局所的なSARに対する影響は増大し、本発明に従ってモニタリングされ、制御されることができる。SAR管理は実際、患者安全性に関して、局所的なパラレルRF送信のコンテキストにおいて中心的な問題である。局所的なパラレルRF送信において利用可能な追加的な自由度は、患者の呼吸および身体動きに起因して、ストレートなグローバルおよび／またはローカルなSAR推定を妨害する。本発明は、送信RFコイル・アレイによって生成されるB₁分布を動的にモニタリングすることを提案する。ここで、送信RFコイルを駆動するために使われるRF送信機は、MR撮像スキャンの間またはその前にフィードバック補償されることができる。

提案される方法は、局所的な送信RFコイル・アレイの、該送信RFコイル・アレイとは異なる受信RFコイル・アレイと組み合わせてのパラレルな使用のために特に有利である。受信RFコイルによって引き起こされるB₁のシェーディング（shading）は、本発明の方法によって自動的にモニタリングされ、補償されることができる。

本発明のあるさらに好ましい実施形態によれば、二つの刺激エコー信号、好ましくは直接刺激エコー信号および共役刺激エコー信号が、収集期間中に収集される。好ましくは、直接刺激エコー信号および共役刺激エコー信号は、グラジエントリコールドエコー信号として収集される。本発明のこの実施形態は、短い実効スペクトル・サンプリング間隔でB₀マップを導出することを可能にし、それにより望ましくない位相ラッピング（phase wrapping）を減らす。本発明の方法は、MR撮像におけるグローバルなプリパレーション・スキャンの潜在的な候補である。というのも、B₁/B₀両マップを得ることができ、またコイル感度情報（これはSENSEのようなパラレルイメージング技法のために有用）を受け取ることもできるからである。直接刺激エコー信号および共役刺激エコー信号の収集は、検査される身体部分における脂肪‐水組成についての追加的な情報を得るために有益であることがわかる。さらに、直接刺激エコー信号および共役刺激エコー信号の収集はT₂補償された収集方式をサポートする。

本発明の刺激エコー・ベースのB₁マッピング技法は、約100msの継続期間における刺激エコー・シーケンスの単一ショットにおいてB₁マップが取得されることを許容する。それにより、上述したように、この手法は原理的にリアルタイム対応となる。しかしながら、短い反復時間（すなわち、T_R≪T₂、T₁）をもつMRパルス・シーケンスは典型的には、測定される横磁化に多くのコヒーレンス経路が寄与する定常状態を確立することを考慮に入れる必要がある。本発明に基づくB₁マッピング原理は、刺激エコー・シーケンスのプリパレーション期間が熱平衡から始まるという想定に基づいている。よって、動的なB₁マッピング・スキャンまたはパラレル送信B₁較正スキャンにおける該シーケンスの反復時間は、本方法の精度の潜在的な劣化を避けるためには、数T₁のオーダーでなければならない。典型的な縦核スピン緩和時間T₁として1秒、本発明に基づくB₁マッピング・スキャンの継続時間として約200msを想定すると、全収集時間のうちの小さな割合のみが、患者の身体の前記一部の同じ局所的領域のスキャンのために実際に使用できることが明らかになる。

この限界を克服するために、本発明の刺激エコー・シーケンスは数回繰り返されてもよく、反復時間は縦核緩和時間T₁より短い。ここで、前記二つのプリパレーションRFパルスの位相差は、刺激エコー・シーケンスの各反復後に変えられる。このようにして、核磁化の定常状態が生成される。同時に、刺激エコー・シーケンスの各反復とともに二つのプリパレーションRFパルスの位相差を変えることにより、効率的なMR信号スポイルが、達成される。この結果、先行する諸励起からの望ましくないコヒーレンスの打ち消しが得られる。よって、最後の反復期間の間にT₁緩和によって回復された磁化のみがFIDおよび刺激エコー信号に寄与し、該シーケンスの逐次の反復によって生成される個々のMR信号は互いからむしろ独立になる。結果として、本発明のB₁マッピング技法は、縦緩和時間T₁より短い反復時間をもって適用できる。
たとえば、反復時間は0.5T₁より短くてもよく、あるいはさらに0.1T₁ほど短くてもよい。

本発明のあるさらなる好ましい実施形態では、二つのプリパレーションRFパルスの位相差は、刺激エコー・シーケンスの各反復後に所与の位相増分だけインクリメントされる。刺激エコー・シーケンスの各反復とともに二つのプリパレーションRFパルスの位相差を線形にインクリメントしていくことによって、MR信号の望ましくないコヒーレンスの最適な抑制が達成できることがわかる。この場合、n番目の反復ステップにおける二つのプリパレーションRFパルスの位相差はn×ΔΦに等しい。ここで、ΔΦが位相増分である。位相増分の最適な値は、80°から100°までの間、好ましくは90°である。90°の位相増分は、本発明のB₁マッピング技法の最適な精度を与える。

本発明のあるさらなる好ましい実施形態では、FID信号は、異なるエコー時間においてグラジエントリコールドエコー信号として二回以上収集される。代替的または追加的に、刺激エコー信号も、異なるエコー時間においてグラジエントリコールドエコー信号として二回以上収集されてもよい。これは、対応する読み出し勾配を引き延ばし、その極性を切り換えることによって、簡単に達成できる。本発明のこの好ましい実施形態では、B₁マッピングは本質的に影響されないままである。エコー時間、よってT₂の影響のみがやや増大する。水‐脂肪分離およびB₀マッピングは、それら二つ以上の測定されたFIDおよび刺激エコー信号の大きさおよび位相に基づいて、それ自身としては既知のディクソンまたはmディクソン技法（非特許文献４参照）を使って実行できる。測定されるFIDおよび／または刺激エコー信号の間のエコー間隔は基本的には自由に選ぶことができる。

これまでに記載した本発明の方法は、検査体積内の一様な静磁場を生成するための少なくとも一つの主磁石コイルと、検査体積内の種々の空間方向におけるスイッチングされる磁場勾配を生成するためのいくつかの傾斜コイルと、検査体積内のRFパルスを生成するためおよび／または検査体積内に位置される患者の身体からのMR信号を受信するための少なくとも一つのRFコイルと、RFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配の時間的な継起を制御するための制御ユニットと、受信されたMR信号からMR画像を再構成するための再構成ユニットとを含むMR装置によって実行されることができる。本発明の方法は、好ましくは、MR装置の再構成ユニットおよび／または制御ユニットの対応するプログラミングによって実装される。

本発明の諸方法は、有利なことに、現在利用上使用されているたいていのMR装置において実行できる。この目的のためには、本発明の上記で説明した方法ステップを実行するようMR装置を制御するコンピュータ・プログラムを利用するだけでよい。コンピュータ・プログラムはデータ担体上に存在していてもよいし、あるいはMR装置の制御ユニットにインストールするためにダウンロードされるようデータ・ネットワークに存在していてもよい。

付属の図面は、本発明の好ましい実施形態を開示する。しかしながら、図面は、本発明の外延の定義ではなく、例解の目的のためだけを意図されていることを注意しておくべきである。

本発明の諸方法を実行するためのMR装置を概略的に示す図である。 本発明に基づく撮像シーケンスを示す概略図である。 本発明に基づいて取得および計算されるB₁マップを示す図である。 ナビゲーターと組み合わせての本発明の方法の応用を示す図である。 RFシミングと組み合わせての本発明の方法の応用を示す図である。 SARモニタリングのための本発明の方法の応用を示す図である。 直接および共役刺激エコー信号が収集される、本発明のもう一つの実施形態に基づく撮像シーケンスを示す概略図である。 FID信号が異なるエコー時間で二回測定される、本発明に基づく撮像シーケンスのさらなる実施形態を示す概略図である。

図１を参照するに、MR装置１が示されている。本装置は、実質的に一様な時間的に一定の主磁場B₀が検査体積を通じてz軸に沿って生成されるよう、超伝導性または抵抗性の主磁石コイル２を有する。本装置はさらに、（一次、二次および該当する場合には三次の）シミング・コイル２′のセットを有する。ここで、セット２′の個々のシミング・コイルを通じた電流は、検査体積内のB₀逸脱を最小にする目的のために制御可能である。

磁気共鳴生成および操作システムは、MR撮像を実行するために、一連のRFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配を適用して、核磁気スピンを反転させたり励起したりする、磁気共鳴を誘起する、磁気共鳴を再集束する、磁気共鳴を操作する、磁気共鳴を空間的エンコードおよび他の仕方でエンコードする、スピンを飽和させるなどする。

最も特定的には、傾斜パルス増幅器３は、検査体積のx、yおよびz軸に沿った全身傾斜コイル４、５および６のうち選択されたものに電流パルスを加える。デジタルRF周波数送信機７はRFパルスまたはパルス・パケットを送受切り換えスイッチ８を介して身体RFコイル９に送信し、それによりRFパルスを検査体積中に送信する。典型的なMR撮像シーケンスは、短い継続時間の諸RFパルス・セグメントのパケットからなる。それらのセグメントが一緒になって、互いとともにまた印加される傾斜磁場があればそれとともに、核磁気共鳴の選択された操作を達成する。RFパルスは、共鳴を飽和させる、励起する、磁化を反転させる、共鳴を再集束させるまたは共鳴を操作するおよび検査体積内に位置されている身体１０の一部を選択するために使われる。MR信号は身体RFコイル９によっても拾われる。

パラレルイメージングによって身体１０の限られた領域のMR画像を生成するために、一組の局所的なアレイRFコイル１１、１２、１３が撮像のために選択された領域に隣接して位置される。アレイ・コイル１１、１２、１３は、身体コイルRF送信によって誘起されたMR信号を受信するために使用できる。パラレル送信用途では、アレイRFコイル１１、１２、１３は、たとえばRFシミングのためのRF送信のためにも使用されてもよい。

結果として生じるMR信号は身体RFコイル９および／またはアレイRFコイル１１、１２、１３によって拾われ、好ましくは前置増幅器（図示せず）を含む受信器１４によって復調される。受信器１４は送受切り換えスイッチ８を介してRFコイル９、１１、１２および１３に接続されている。

ホスト・コンピュータ１５は、エコープレーナー撮像（EPI）、エコーボリューム撮像、グラジエントおよびスピンエコー撮像、高速スピンエコー撮像などといった複数のMR撮像シーケンスのいずれかを生成するよう、傾斜パルス増幅器３および送信機７のほかシミング・コイル２′を流れる電流を制御する。選択されたシーケンスについて、受信器１４は、各RF励起パルス後に素速く相続けて単一のまた複数のMRデータ・ラインを受領する。データ収集システム１６は、受信される信号のアナログ‐デジタル変換を実行し、各MRデータ・ラインをさらなる処理に好適なデジタル・フォーマットに変換する。現代のMR装置では、データ収集システム１６は、生の画像データの収集を専門とする別個のコンピュータである。

最終的には、デジタルの生の画像データは、フーリエ変換またはSENSEもしくはSMASHのような他の適切な再構成アルゴリズムを適用する再構成プロセッサ１７によって、画像表現に再構成される。MR画像は、患者を横断する平面スライス、平行な平面スライスのアレイ、三次元的な体積などを表わしていてもよい。次いで、画像は画像メモリに記憶され、そこで、画像表現のスライス、投影または他の部分を、たとえばビデオ・モニタ１８を介した視覚化のための適切なフォーマットに変換するためにアクセスされうる。それにより、結果として得られるMR画像の人が読める表示が提供される。

図２は、本発明に基づく撮像シーケンスを示す図である。描かれている撮像シーケンスは刺激エコー・シーケンスであり、これはプリパレーション期間２１および収集期間２２に細分される。プリパレーション期間２１には、フリップ角αをもつ二つのプリパレーションRFパルスが加えられる。二つのプリパレーションRFパルスは時間間隔T_Eだけ離間している。これら二つのプリパレーションRFパルスの中間に位相分散磁場勾配G_mc2が加えられる。時間的にプリパレーション期間２１より後の収集期間２２には、フリップ角βをもつ読み出しRFパルスのシーケンスが生成される。各読み出しパルス後に、FID信号I₁および刺激エコー信号I₂がグラジエントリコールドエコーとして収集される。

プリパレーション・シーケンス２１の直後には、縦磁化は次式によって与えられる：
M_z1＝cos²(α)・M₀
M_z2＝(1/2)sin²(α)・M₀
ここで、M_z1およびM_z2はそれぞれ整えられていない（すなわち位相が揃った）縦磁化および刺激エコーで整えられた（すなわち位相分散された）縦磁化を表わす。本発明によれば、M_z1から生成されるFID信号I₁およびM_z2から生成される刺激エコー信号I₂は、それぞれ異なる時点T_E1およびT_E1＋ΔTにおいて収集される。二つのエコーI₁、I₂の間の遅延ΔTは次の関係式によって決定される：
ΔT＝A_mc2／G_m
ここで、Amc2は位相分散勾配Gmc2の勾配‐時間面積を表わし、Gmは読み出し磁場勾配の強さを表わす。T1およびT2の効果を無視すると、二つの収集されるエコー信号I1およびI2は次式によって与えられる：
I₁＝S・C(T_E1)sin(β)・M_z1
I₂＝S・C(T_E1＋ΔT−T_E)sin(β)・M_z2
ここで、Sは複素システム定数を表わし、これはエコー信号I₁およびI₂の両方について等しく、たとえば所与のボクセルについての送信および受信コイル感度によって決定される。βは読み出しRFパルスの公称フリップ角である。Cは、感受率および化学シフトの効果に起因する、所与のボクセルについての静的な信号位相分散を記述する：
C(t)＝∫_vρ(r)exp[−iω(r)・t]dr
ここで、ρおよびωはそれぞれ、プロトン密度および共鳴外れの周波数オフセットである。積分は所与のボクセルについての総和を表わす。タイミング構造
T_E＝2T_E1＋ΔT
を適用することにより、測定されるエコー信号I₁およびI₂は次式によって与えられる。

I₁＝S・C(T_E1)sin(β)・M_z1
I₂＝S・C^*(T_E1)sin(β)・M_z2
このように、位相分散項Cは、ミラーされた位相を別として、両方のエコー信号について同一である。たとえば、主磁場強度3テスラにおいてT_E1＝2.3msと選択することによって、水スピンからの信号寄与および脂肪スピンからの信号寄与は両方のエコーI₁、I₂について本質的に同相になる。上記の式を組み合わせると、次式が得られる。

|I₂/I₁|＝tan²(α)/2
よって、刺激エコー・プリパレーションRFパルスの未知のフリップ角αは、取得されたエコー信号の比から、次式に従って導出できる：
α＝arctan√(2|I₂/I₁|)
刺激エコー信号I₂のミラーされた位相はさらにB₀位相マップを導出するために用いられてもよい。

φ_B0＝arg(C(2T_E))＝arg(I₁・I₂ ^*)
さらに、使用されるMR装置１の送受信チェーンによって誘起される位相シフトのマップは、
2φ＝arg(S²)＝arg(I₁・I₂)
に従って、測定されたエコーI₁、I₂から決定できる。

B₁マッピングについては、代替的なタイミング構造T_E＝ΔTを用いることもできることを注意しておく必要がある。これは同一の、すなわちミラーされた位相のない位相分散項を与える。しかしながら、この変形は、より長いΔTに、よって当該シーケンスの、より長い全体的な反復時間につながる。さらに、たとえばB₀マッピングのための異なるの位相寄与の分離がもはや可能ではなくなる。

最後に、代替的なタイミング構造T_E＝T_E1＋ΔTを用いることもできる。これは、刺激エコーのスピンエコー属性をフルに保存する。このタイミング構造はやはり、両信号についての脂肪‐水の同相のエコー時間を許容する。さらに、刺激エコー信号は送受信位相を直接与えることになり、B₀位相マップは上に示した諸公式に従って生成されることができる。

図３は、本発明の方法によって取得された脚のB₁マップを示している。B₁マップは完全な大腿部をカバーする。B₁マッピング実験を、8個の送信チャネルおよび8要素の送受信身体コイル９を備えた3テスラMR撮像システムで生体条件で実行した。図２に示したような撮像シーケンスがB₁マッピングおよび対応するRFシミングのために使用された。450×270×15mm³の視野を用いて8個の画像スライスが収集された。64×38×1のスキャン・マトリクスが、スライス・ギャップ30mmをもって使用された。刺激エコー・プリパレーションRFパルスの公称フリップ角はα＝60°であり、読み出しRFパルスの公称フリップ角はβ＝20°であった。3.7msの反復時間が選択された。シーケンスの一回の反復当たり38個のプロファイルが収集された。スキャンの全継続時間は1.2sであった。選ばれたエコー・タイミング構造（T_E＝5.6ms、T_E1＝2.3ms、ΔT＝1ms）は両方のエコーI₁、I₂について、同相の水および脂肪の信号を与えた。図３における左の画像は、B₁マッピング・スキャンのスライス位置を示すサーベイ・スキャンを示している。図３の右側部分における左の列と右の列は、本発明に従って得られたB₁マップを示している。左の列のB₁マップでは、直交シム（quadrature shim）設定が適用された。これらのマップは、B₁不均一性を示す典型的なシェーディング・アーチファクトを示している。スライス３０の上記B₁マップから最適化されたRFシム設定が導出された。右の列は、その最適化されたRFシム設定を用いて本発明に基づいて取得されたB₁マップを示している。RFシミングされた実行については、シェーディング・アーチファクトが著しく軽減されている。B₁場の変動は、少なくとも50%低減される。

図４は、パラレル送信アプリケーションにおける動的B₁マッピングおよびリアルタイムRFシミングのためのナビゲーターとの組み合わせにおける、本発明の方法の応用を示す概略図を示している。RFシム設定は、較正スキャン４１から決定され、その後の診断撮像スキャン４２においてリアルタイムRFシミングのために使われる。患者が自由に呼吸することを許される較正スキャン４１では、本発明に基づくナビゲーターNAVおよびB₁マッピング・スキャンB1 MAPが、使用されるMR装置の個々の送信RFコイルのために適用される。いくつかの呼吸サイクルについて動的ループにおいてB₁マップが取得される。RFシム設定の呼吸位相によって分解されたセットRF SHIMが適切な最適化アルゴリズムによって導出される（たとえば非特許文献５によって記述されるように）。結果として得られる諸RFシム設定は、適切なモデルによってナビゲーター信号から導出される種々の動き状態に割り当てられる。これは、計算されたRFシム設定を対応する動き状態とともに記憶するルックアップテーブルであることができる。B₁マッピング・スキャンに基づいて較正される、より高度なモデルが考えられる。その後の診断スキャン４２においては、RFシム設定を操るためにナビゲーター・シーケンスNAVが使用される。診断スキャン４２の間のナビゲーター信号から導出された動き状態に基づいて、セットRF SHIMから適切なRFシム設定が選択され、次の画像データ収集シーケンスIMGのために使われる。

本発明の技法のさらなる応用シナリオが図５に示されている。この実施形態は、たとえば、RF場を生成するために二つのRFコイルが使用される二チャネル・パラレル送信システムに関係しうる。たとえば腹部応用のために、RFシミングされたアキシャル・スキャンが実行される。呼吸動きと同様に、蠕動動きおよび腸ガスの動きがRFシミングのパフォーマンスに影響する。したがって、B₁マップは、実際の腹部スキャンIMGの前に、二つの送信チャネルについてステップB1 MAPにおいて本発明の技法によってほとんど瞬時に測定される。この目的に向け、互いに非常に近接してかつ平行に配置された二つまたは三つの隣り合うスライスからFIDおよび刺激エコー信号を収集するために、本発明に基づくアキシャル・マルチスライス刺激エコー・スキャンが使用されることができる。アクティブな送信チャネルは、隣接スライスについては互い違いにされる。このようにして、二つの送信チャネルのB₁マップは、ほとんど同一の解剖学的環境において、すなわち長い緩和期間を用いる必要なしに、決定される。二チャネルB₁マッピングは、このようにして300-450msで実行でき、それに続いて適切なシミング係数RF SHIMのリアルタイム計算が行なわれ、該シミング係数が図５に示されるその後の撮像スキャンIMGにおいて適用されることができる。セグメント分割された画像収集の場合、毎スキャン・セグメントの前にリアルタイム・マッピング手順B1 MAPを繰り返す必要があることがある。

図６は、SARモニタリングのための本発明の方法の応用を概略的に示している。図６は、患者の身体１０を、MR装置の検査体積を通る断面図で示している。柔軟な設計の局所的な送信RFコイル・アレイ６１が身体１０の表面上に位置させられる。動きまたは呼吸（矢印６２によって示される）に起因するパラメータの相対的な変化があれば、フィードバック・システム６４によってリアルタイムでモニタリングされ、それが送信RFコイル・アレイ６１の個々の各RFコイルを介して放射される送信RFパルスの振幅および位相に関してRF合成器６３を制御するために使われる。制御は、SAR安全性閾値に従うような仕方で実行される。送信されるRFパルスは、局所的なSARホットスポットを防止するために補償される。フィードバック・システム６４についての入力パラメータは、本発明の上記の方法に基づいて刺激エコー測定から導出されるB₁マップから身体１０の前記一部内のSARを推定することによって得られる。一般に、RFコイルと身体１０との間の相互作用は、送信RFコイル・アレイ６１に統合されていてもよい種々のセンサーを使ってモニタリングできる。身体１０に対して個々のRFコイルの距離および／または位置を直接測定するセンサーが使用されてもよい。RFコイルの入力インピーダンスを測定するさらなるセンサーが使用されてもよい。さらに、送信RFコイル・アレイ６１の機械的な形状の状態（曲がり）についての情報を提供するセンサーが使用されてもよい。これらすべてのセンサーは、フィードバック・システム６４の入力パラメータを取得するために使用されうる。

図７は、本発明のもう一つの実施形態に基づく、撮像シーケンスを示す図である。この図は、撮像シーケンス（下）を、静的な感受率に関係した勾配（上）およびスイッチングされる勾配（中央）についてのコヒーレンス経路を示す位相グラフとともに示している。読み出しRFパルス・シーケンスは、プリパレーション期間２１および収集期間２２からなる。読み出しRFパルスβはFID信号、刺激エコーSTEおよび共役刺激エコーSTE^*を生成する。これらは別個のグラジエントリコールドエコーI_FID、I_STEおよびI_STE*として収集される。収集順序は、位相分散勾配G_m2によって決定される。三つのグラジエントエコーのタイミングは、スイッチングされる勾配G_m1、G_m（下の位相グラフΦ_Grによって示される）によって制御される。上の位相グラフΦ_offrは静的な不均一性の影響を、よって信号のスペクトル・エンコードを示す。

刺激エコー・プリパレーション期間２１の直後には、縦核磁化は次式によって与えられる：
M_z,FID＝cos²(α)・M₀
M_z,STE＝(1/2)sin²(α)・M₀
M_z,STE*＝(1/2)sin²(α)・M₀
ここで、M_z,FIDは整えられていない（すなわち位相が揃った）縦磁化を表わし、M_z,STEおよびM_z,STE*は二つのミラーされた、刺激エコーで整えられた（すなわち位相分散された）縦磁化の寄与を表わす。横磁化成分（すなわち、第一のRFパルスαからのFID、第二のRFパルスαからのFIDおよびスピンエコー）は強いクラッシャー勾配によってスポイルされ、以下では考慮しない。よって、撮像シーケンスの読み出しRFパルスβは三つの横信号寄与を生成する：
I_FID＝S・C(t)sin(β)・M_z,FID
I_STE＝S・C(t−T_S)sin(β)・M_z,STE
I_STE*＝S・C(t＋T_S)sin(β)・M_z,STE*
ここで、Sは複素システム定数を表わし、これはたとえば所与のボクセルについての送信および受信コイル感度を含み、βは読み出しRFパルスの公称フリップ角である。さらに、Cは、感受率および化学シフトの効果に起因する、所与のボクセルについての静的な信号位相分散を記述する。：
C(t)＝∫_vρ(r)exp[−iω(r)・t]dr
ここで、rおよびωはプロトン密度および共鳴外れの周波数オフセットである。積分は所与のボクセルについての総和を表わす。STE信号I_STEは刺激エコーとして再集束する一方、STE*信号I_STE*はさらに位相分散し、よって典型的には通常の刺激エコー実験では破棄される。しかしながら、図７に示される撮像シーケンスは、三つすべての信号寄与を、入念に選んだエコー時間における別個のリコールドグラジエントエコーとして収集するために、調整されたスイッチングされた磁場勾配を用いる。測定勾配G_m、位相復元勾配G_m1および刺激エコー位相分散勾配G_m2の勾配エリアについての関係は：
A(G_m1)＝−1.5A(G_m)
A(G_m2)＝−/＋A(G_m)
となる。

最初の式は、FIDのグラジエントエコーが第二の読み出し勾配G_mの中心で再集束されることを保証する。第二の式は、直接刺激エコーSTEおよび共役刺激エコーSTE^*がそれぞれ第一および第三の読み出し勾配G_mの中心において再集束されることを保証する。収集順序（STE-FID-STE*またはSTE*-FID-STE）は、刺激エコー位相分散勾配G_m2の極性によって決定される。たとえば収集帯域幅またはRFおよび勾配パワーの制限から帰結する一般的なシーケンス・タイミング制約条件の範囲内で、グラジエントエコー時間（すなわち、グラジエントエコー・トップの時間）は、上記の異なるエコーについて所望されるスペクトル・エンコードを得るよう、独立して選択されうる。たとえば、T_2*/T₂補償された収集方式が、さらにタイミング構造TE_STE*＝TE_FID−T_Sに従うSTE*-IFD-STEを使うことによって得られてもよい。その際、スペクトル・エンコード時間（すなわちT_2*発展時間）およびT2発展時間の両方は、STE*およびFID信号の両方について同一、すなわちTE_FIDである。したがって、STE*およびFID信号の比から導出されるB₁マップにおいては、T₂およびT_2*の効果は打ち消し合う。これは、短いT2を示す核種において、あるいは強い感受性勾配のエリアにおいて、B₁マッピング・プロセスの精度を高めることを許容する。最小の反復時間のために、シーケンスの終わりにおけるSTE信号の収集は単に省略できる。これは、図２に示した上記の実施形態と同様だが代わりにFID信号および共役刺激エコーSTE^*を収集する二エコー手法につながる。あるいはまた、STE信号はさらに、エコー時間TE_STE＝TE_FID＋T_Sにおいて収集されることができ、結果として、三つのグラジエントエコーについて等間隔のサンプリング構造を与える。このように、STEおよびSTE*信号は、同じスペクトル・エンコード時間、すなわちTE_FIDをもち、T₂発展時間においてのみ異なる。T₂発展時間はSTEについてはTE_FID＋2T_Sである。よって、十分長いT₂の場合に結果として得られるB₁マップの信号対雑音比を改善するために、STEおよびSTE*信号から再構成されたMR画像が、さらなる信号評価の前に、加えられてもよい。あるいはまた、強いT₂緩和の場合、単一指数のT₂減衰を想定して、T₂値は次式に従ってそれらの信号の比からおおまかに推定されることができる。

T₂〜2T_S／ln(I_STE*/I_STE)
さらに、STE*およびSTE信号の異なるフローのエンコードが利用されてもよい。さらなる代替として、STEおよびSTE*信号について異なるスペクトル・エンコード時間が選ばれてもよい。このようにして、T_2*またはより重要には化学シフトの効果が二つの異なるSTEおよびSTE^*エコー信号にエンコードされることができる。このように、水および脂肪信号を分離し、B₀マップの推定値を生成するために、柔軟なエコー時間をもつ二点ディクソン手法（非特許文献４，非特許文献６参照）STE*およびSTE信号から再構成されたMR画像に対して適用されてもよい。通常の二点ディクソンと同様に、手法の安定性を最適化するために、ほぼ同相／逆相のエンコード時間が選ばれることが好ましい。しかしながら、通常のディクソン・シーケンスとは対照的に、勾配極性の変化は要求されず、その結果、より短いシーケンスとなり、奇／偶の渦電流関係の位相誤りを減らす。B₀マップの推定を洗練するために、FID信号の情報（振幅、位相）が加えられることができる。B₀マップの推定の洗練は、二つのエコーのみに基づく場合には容易なことではない。さらに、さらなる洗練として、本方法は、STE*-FID-STE収集後に勾配極性をスイッチングして異なるスペクトル・エンコード時間における第二のSTE-FID-STE*収集を得ることによって、通常のディクソン技法と組み合わされることができる。拡張されたシーケンスによって与えられる追加的な情報は、本方法の堅牢性および精度を改善するために使用されることができる。

図８では、自由誘導減衰信号FIDが異なるエコー時間において二回測定される。これは、図示した実施形態では、読み出し磁場勾配を引き延ばし、中間でその極性をスイッチングすることによって達成される。このようにして、本発明に基づくB₁マッピングは本質的に影響されないままとなる。エコー時間、よってT₂の影響のみがやや増大する。水‐脂肪分離およびB₀マッピングは、ディクソン技法を使って、FIDの二つの測定された信号の大きさおよび位相に基づいて実行されることができる。水‐脂肪分離およびB₀推定を安定化するために、本発明の刺激エコー技法から利用可能なB₀についての情報をディクソン技法に統合することが可能である。特に、FIDの二つの測定される信号の間のエコー間隔を非常に短く選び、潜在的な位相ラッピングを解決するためにこれらの測定された信号に主として頼ることが可能である。一方、測定される刺激エコー信号STEおよびFIDの二つの測定される信号の間の間隔は精度を保つため、すなわちノイズの影響を減らすためにより長く保たれてもよい。さらに、合同B₀およびB₁マッピングおよび水‐脂肪分離が、本発明に基づいて実行できる。これは、自由誘導減衰信号FIDおよび刺激エコー信号STEについて、同相でない、非対称的でさえあるエコー時間を選ぶことを許容する。収集される信号は次のようにモデル化されうる。

S₁＝(W＋c₁F)exp[iφ＋(iΔφ−R_2*)TE₁]
S₂＝b(W＋c₂F)exp[iφ＋(iΔφ−R_2*)TE₂]
S₃＝b(W＋c₃F)exp[iφ＋(iΔφ−R_2*)TE₃]
WおよびFは水および脂肪の寄与を表わす。cはそれぞれのエコー時間にわたる純粋な脂肪信号の絶対値および位相変調、φは初期位相、ΔφはB₀に起因する位相オフセット、R_2*は実効横緩和レート（1/T_2*）、TEはそれぞれのエコー時間、bはB₁の影響を反映する重みである。WおよびFならびにΔφまたはB₀およびbまたはB₁は、このモデルに基づいて決定できる。

同様に、双極性読み出し勾配の使用から帰結する渦電流によって誘起される位相誤りをさらに解決するために、FID信号の代わりに刺激エコー信号STEを二回測定する、あるいはたとえば刺激エコー信号STEが再び位相復元されるよう読み出し勾配をさらに延長することによって、刺激エコー信号STEおよびFID信号の両方を二回測定する、あるいは異なるエコー時間においてFID信号を三回測定することが考えられる。
いくつかの態様を記載しておく。
〔態様１〕
MR装置の検査体積中に置かれた身体の少なくとも一部のMR撮像方法であって：
・身体の前記一部をRFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配の撮像シーケンスにかける段階であって、前記撮像シーケンスは：
ｉ）プリパレーション期間の間に、身体の前記一部に向けて放射される少なくとも二つのプリパレーションRFパルス、および
ｉｉ）時間的に前記プリパレーション期間の後の収集期間の間に、身体の前記一部に向けて放射される一つまたは複数の読み出しRFパルス
を含む刺激エコー・シーケンスである、段階と；
・前記収集期間の間に一つまたは複数のFID信号および一つまたは複数の刺激エコー信号を収集する段階であって、前記読み出しRFパルスのフリップ角は、前記収集期間の間に前記一つまたは複数のFID信号および前記刺激エコー信号および一つまたは複数の刺激エコー信号の等しいT ₂ ^* 重み付けを引き起こす、段階と；
・収集された前記FID信号および刺激エコー信号から身体の前記一部内のRFパルスのRF場の空間分布を示すB ₁ マップを導出する段階とを含む、
方法。
〔態様２〕
前記少なくとも二つのプリパレーション・パルスがそれぞれ45°〜90°のフリップ角をもつ、態様１記載の方法。
〔態様３〕
複数のFID信号および刺激エコーMR信号が、対応する複数の相続く読み出しRFパルスによって生成され、各読み出しRFパルスは90°未満、好ましくは45°未満、最も好ましくは30°未満のフリップ角をもつ、態様１または２記載の方法。
〔態様４〕
前記FIDおよび刺激エコー信号はグラジエントリコールドエコー信号として収集される、態様１ないし３のうちいずれか一項記載の方法。
〔態様５〕
前記B ₁ マップは、前記FIDおよび刺激エコー信号のボクセルごとの強度比から導出される、態様１ないし４のうちいずれか一項記載の方法。
〔態様６〕
身体の前記一部内の主磁場の空間分布を示すB0マップが、収集されたFID信号および刺激エコー信号から導出される、態様１ないし５のうちいずれか一項記載の方法。
〔態様７〕
身体の前記一部内の送信／受信RF場の位相の空間分布を示す送受信位相マップが、収集されたFID信号および刺激エコー信号から導出される、態様１ないし６のうちいずれか一項記載の方法。
〔態様８〕
水スピンからの信号寄与および脂肪スピンからの信号寄与が、別個の水および脂肪の画像の再構成を許容するような仕方で、前記FID信号および前記刺激エコー信号において重ね合わされるよう前記撮像シーケンスのパラメータが選択される、態様１ないし７のうちいずれか一項記載の方法。
〔態様９〕
水スピンからの信号寄与および脂肪スピンからの信号寄与が、前記FID信号および前記刺激エコー信号において本質的に同相であるよう、前記撮像シーケンスのパラメータが選択される、態様１ないし８のうちいずれか一項記載の方法。
〔態様１０〕
前記RFパルスが二つ以上のRFコイルを介して身体の前記一部のほうに放射され、各RFコイルまたは一組のRFコイルについて、収集されたFIDおよび刺激エコー信号からB ₁ マップが導出され、各B ₁ マップはそれぞれのRFコイルまたはRFコイルの組を介して照射されたRFパルスのRF場の空間分布を示す、態様１ないし９のうちいずれか一項記載の方法。
〔態様１１〕
RFシム設定が前記B ₁ マップから導出される、態様１０記載の方法。
〔態様１２〕
態様１ないし１１のうちいずれか一項記載の方法であって：
・身体の前記一部を、一つまたは複数のRFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配を含むナビゲーター・シーケンスにかける段階であって、前記ナビゲーター・シーケンスは、前記刺激エコー・シーケンスの前、間または後に少なくとも一度、適用され、それにより身体の前記一部からナビゲーター信号が取得される、段階と；
・前記ナビゲーター信号から、身体の動きを反映する動きデータを導出する段階と；
・前記動きデータから導出される動き状態をB ₁ マップに割り当てる段階とを含む、
方法。
〔態様１３〕
前記刺激エコー・シーケンスおよび前記ナビゲーター・シーケンスの反復の間に収集されるFIDおよび刺激エコー信号から複数のB ₁ マップが導出され、各B ₁ マップが異なる動き状態に割り当てられる、態様１２記載の方法。
〔態様１４〕
身体の前記一部内の局所的な比RF吸収率（SAR）が前記B ₁ マップから決定される、態様１ないし１３のうちいずれか一項記載の方法。
〔態様１５〕
身体の前記一部のほうに放射されるRFパルスの振幅および位相が、決定された局所的な比RF吸収率に従って制御される、態様１４記載の方法。
〔態様１６〕
前記収集期間中に二つの刺激エコー信号が収集される、態様１ないし１５のうちいずれか一項記載の方法。
〔態様１７〕
前記収集期間中に直接刺激エコー信号および共役刺激エコー信号が収集される、態様１６記載の方法。
〔態様１８〕
前記直接刺激エコー信号および前記共役刺激エコー信号は、グラジエントリコールドエコー信号として収集される、態様１７記載の方法。
〔態様１９〕
前記刺激エコー・シーケンスが数回繰り返されてもよく、反復時間は縦核緩和時間より短く、前記二つのプリパレーションRFパルスは、前記刺激エコー・シーケンスの各反復とともに変えられる位相差をもつ、態様１ないし１８のうちいずれか一項記載の方法。
〔態様２０〕
前記二つのプリパレーションRFパルスの位相差は、前記刺激エコー・シーケンスの各反復とともに所与の位相増分だけインクリメントされる、態様１９記載の方法。
〔態様２１〕
前記位相増分が80°から100°までの間、好ましくは90°である、態様２０記載の方法。
〔態様２２〕
前記FID信号が、異なるエコー時間にグラジエントリコールドエコー信号として二回以上収集される、態様１ないし２１のうちいずれか一項記載の方法。
〔態様２３〕
前記刺激エコー信号が、異なるエコー時間にグラジエントリコールドエコー信号として二回以上収集される、態様１ないし２２のうちいずれか一項記載の方法。
〔態様２４〕
前記FIDおよび／または刺激エコー信号における水スピンからの信号寄与および脂肪スピンからの信号寄与が二点または多点ディクソン技法を使って分離される、態様２２または２３記載の方法。
〔態様２５〕
検査体積内の一様な静磁場を生成するための少なくとも一つの主磁石コイルと、検査体積内の種々の空間方向におけるスイッチングされる磁場勾配を生成するためのいくつかの傾斜コイルと、検査体積内のRFパルスを生成するためおよび／または検査体積内に位置される患者の身体からのMR信号を受信するための少なくとも一つのRFコイルと、RFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配の時間的な継起を制御するための制御ユニットと、受信されたMR信号からMR画像を再構成するための再構成ユニットとを有するMR装置であって、当該MR装置は：
・身体の前記一部をRFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配の撮像シーケンスにかける段階であって、前記撮像シーケンスは：
ｉ）プリパレーション期間の間に、身体の前記一部に向けて放射される少なくとも二つのプリパレーションRFパルス、および
ｉｉ）時間的に前記プリパレーション期間の後の収集期間の間に、身体の前記一部に向けて放射される一つまたは複数の読み出しRFパルス
を含む刺激エコー・シーケンスである、段階と；
・前記収集期間の間に一つまたは複数のFID信号および一つまたは複数の刺激エコー信号を収集する段階であって、前記読み出しRFパルスのフリップ角は、前記収集期間の間に前記一つまたは複数のFID信号および前記刺激エコー信号および一つまたは複数の刺激エコー信号の等しいT ₂ ^* 重み付けを引き起こす、段階と；
・収集された前記FID信号および刺激エコー信号から身体の前記一部内のRFパルスのRF場の空間分布を示すB ₁ マップを導出する段階とを実行するよう構成されている、
MR装置。
〔態様２６〕
MR装置上で実行されるコンピュータ・プログラムであって：
・RFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配の撮像シーケンスを生成する段階であって、前記撮像シーケンスは：
ｉ）プリパレーション期間の間に、前記MR装置の検査体積内に置かれた身体の一部に向けて放射される少なくとも二つのプリパレーションRFパルス、および
ｉｉ）時間的に前記プリパレーション期間の後の収集期間の間に、身体の前記一部に向けて放射される一つまたは複数の読み出しRFパルス
を含む刺激エコー・シーケンスである、段階と；
・前記収集期間の間に一つまたは複数のFID信号および一つまたは複数の刺激エコー信号を収集する段階であって、前記読み出しRFパルスのフリップ角は、前記収集期間の間に前記一つまたは複数のFID信号および前記刺激エコー信号および一つまたは複数の刺激エコー信号の等しいT ₂ ^* 重み付けを引き起こす、段階と；
・収集された前記FID信号および刺激エコー信号から身体の前記一部内のRFパルスのRF場の空間分布を示すB ₁ マップを導出する段階とを実行するための命令を含む、
コンピュータ・プログラム。

Claims (26)

1. MR装置の検査体積中に置かれた身体の少なくとも一部のMR撮像方法であって：
   ・身体の前記一部をRFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配の撮像シーケンスにかける段階であって、前記撮像シーケンスは：
   ｉ）プリパレーション期間の間に、身体の前記一部に向けて放射される少なくとも二つのプリパレーションRFパルス、および
   ｉｉ）時間的に前記プリパレーション期間の後の収集期間の間に、身体の前記一部に向けて放射される一つまたは複数の読み出しRFパルス
   を含む刺激エコー・シーケンスである、段階と；
   ・前記収集期間の間に一つまたは複数のFID信号および一つまたは複数の刺激エコー信号を収集する段階であって、前記プリパレーションおよび読み出しRFパルスは、前記収集期間の間に前記一つまたは複数のFID信号および前記刺激エコー信号および一つまたは複数の刺激エコー信号の等しいT₂ ^*重み付けを引き起こすシーケンス・タイミングをもつ、段階と；
   ・収集された前記FID信号および刺激エコー信号から身体の前記一部内のRFパルスのRF場の空間分布を示すB₁マップを導出する段階とを含む、
   方法。
2. 前記少なくとも二つのプリパレーション・パルスがそれぞれ45°〜90°のフリップ角をもつ、請求項１記載の方法。
3. 複数のFID信号および刺激エコーMR信号が、対応する複数の相続く読み出しRFパルスによって生成され、各読み出しRFパルスは90°未満のフリップ角をもつ、請求項１または２記載の方法。
4. 前記FIDおよび刺激エコー信号はグラジエントリコールドエコー信号として収集される、請求項１ないし３のうちいずれか一項記載の方法。
5. 前記B₁マップは、前記FIDおよび刺激エコー信号のボクセルごとの強度比から導出される、請求項１ないし４のうちいずれか一項記載の方法。
6. 身体の前記一部内の主磁場の空間分布を示すB0マップが、収集されたFID信号および刺激エコー信号から導出される、請求項１ないし５のうちいずれか一項記載の方法。
7. 身体の前記一部内の送信／受信RF場の位相の空間分布を示す送受信位相マップが、収集されたFID信号および刺激エコー信号から導出される、請求項１ないし６のうちいずれか一項記載の方法。
8. 水スピンからの信号寄与および脂肪スピンからの信号寄与が、別個の水および脂肪の画像の再構成を許容するような仕方で、前記FID信号および前記刺激エコー信号において重ね合わされるよう前記撮像シーケンスのパラメータが選択される、請求項１ないし７のうちいずれか一項記載の方法。
9. 水スピンからの信号寄与および脂肪スピンからの信号寄与が、前記FID信号および前記刺激エコー信号において本質的に同相であるよう、前記撮像シーケンスのパラメータが選択される、請求項１ないし８のうちいずれか一項記載の方法。
10. 前記RFパルスが二つ以上のRFコイルを介して身体の前記一部のほうに放射され、各RFコイルまたは一組のRFコイルについて、収集されたFIDおよび刺激エコー信号からB₁マップが導出され、各B₁マップはそれぞれのRFコイルまたはRFコイルの組を介して照射されたRFパルスのRF場の空間分布を示す、請求項１ないし９のうちいずれか一項記載の方法。
11. RFシム設定が前記B₁マップから導出される、請求項１０記載の方法。
12. 請求項１ないし１１のうちいずれか一項記載の方法であって：
    ・身体の前記一部を、一つまたは複数のRFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配を含むナビゲーター・シーケンスにかける段階であって、前記ナビゲーター・シーケンスは、前記刺激エコー・シーケンスの前、間または後に少なくとも一度、適用され、それにより身体の前記一部からナビゲーター信号が取得される、段階と；
    ・前記ナビゲーター信号から、身体の動きを反映する動きデータを導出する段階と；
    ・前記動きデータから導出される動き状態をB₁マップに割り当てる段階とを含む、
    方法。
13. 前記刺激エコー・シーケンスおよび前記ナビゲーター・シーケンスの反復の間に収集されるFIDおよび刺激エコー信号から複数のB₁マップが導出され、各B₁マップが異なる動き状態に割り当てられる、請求項１２記載の方法。
14. 身体の前記一部内の局所的な比RF吸収率（SAR）が前記B₁マップから決定される、請求項１ないし１３のうちいずれか一項記載の方法。
15. 身体の前記一部のほうに放射されるRFパルスの振幅および位相が、決定された局所的な比RF吸収率に従って制御される、請求項１４記載の方法。
16. 前記収集期間中に二つの刺激エコー信号が収集される、請求項１ないし１５のうちいずれか一項記載の方法。
17. 前記収集期間中に直接刺激エコー信号および共役刺激エコー信号が収集される、請求項１６記載の方法。
18. 前記直接刺激エコー信号および前記共役刺激エコー信号は、グラジエントリコールドエコー信号として収集される、請求項１７記載の方法。
19. 前記刺激エコー・シーケンスが数回繰り返されてもよく、反復時間は縦核緩和時間より短く、前記二つのプリパレーションRFパルスは、前記刺激エコー・シーケンスの各反復とともに変えられる位相差をもつ、請求項１ないし１８のうちいずれか一項記載の方法。
20. 前記二つのプリパレーションRFパルスの位相差は、前記刺激エコー・シーケンスの各反復とともに所与の位相増分だけインクリメントされる、請求項１９記載の方法。
21. 前記位相増分が80°から100°までの間である、請求項２０記載の方法。
22. 前記FID信号が、異なるエコー時間にグラジエントリコールドエコー信号として二回以上収集される、請求項１ないし２１のうちいずれか一項記載の方法。
23. 前記刺激エコー信号が、異なるエコー時間にグラジエントリコールドエコー信号として二回以上収集される、請求項１ないし２２のうちいずれか一項記載の方法。
24. 前記FIDおよび／または刺激エコー信号における水スピンからの信号寄与および脂肪スピンからの信号寄与が二点または多点ディクソン技法を使って分離される、請求項２２または２３記載の方法。
25. 検査体積内の一様な静磁場を生成するための少なくとも一つの主磁石コイルと、検査体積内の種々の空間方向におけるスイッチングされる磁場勾配を生成するためのいくつかの傾斜コイルと、検査体積内のRFパルスを生成するためおよび／または検査体積内に位置される患者の身体からのMR信号を受信するための少なくとも一つのRFコイルと、RFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配の時間的な継起を制御するための制御ユニットと、受信されたMR信号からMR画像を再構成するための再構成ユニットとを有するMR装置であって、当該MR装置は：
    ・身体の前記一部をRFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配の撮像シーケンスにかける段階であって、前記撮像シーケンスは：
    ｉ）プリパレーション期間の間に、身体の前記一部に向けて放射される少なくとも二つのプリパレーションRFパルス、および
    ｉｉ）時間的に前記プリパレーション期間の後の収集期間の間に、身体の前記一部に向けて放射される一つまたは複数の読み出しRFパルス
    を含む刺激エコー・シーケンスである、段階と；
    ・前記収集期間の間に一つまたは複数のFID信号および一つまたは複数の刺激エコー信号を収集する段階であって、前記プリパレーションおよび読み出しRFパルスは、前記収集期間の間に前記一つまたは複数のFID信号および前記刺激エコー信号および一つまたは複数の刺激エコー信号の等しいT₂ ^*重み付けを引き起こすシーケンス・タイミングをもつ、段階と；
    ・収集された前記FID信号および刺激エコー信号から身体の前記一部内のRFパルスのRF場の空間分布を示すB₁マップを導出する段階とを実行するよう構成されている、
    MR装置。
26. MR装置上で実行されるコンピュータ・プログラムであって：
    ・RFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配の撮像シーケンスを生成する段階であって、前記撮像シーケンスは：
    ｉ）プリパレーション期間の間に、前記MR装置の検査体積内に置かれた身体の一部に向けて放射される少なくとも二つのプリパレーションRFパルス、および
    ｉｉ）時間的に前記プリパレーション期間の後の収集期間の間に、身体の前記一部に向けて放射される一つまたは複数の読み出しRFパルス
    を含む刺激エコー・シーケンスである、段階と；
    ・前記収集期間の間に一つまたは複数のFID信号および一つまたは複数の刺激エコー信号を収集する段階であって、前記プリパレーションおよび読み出しRFパルスは、前記収集期間の間に前記一つまたは複数のFID信号および前記刺激エコー信号および一つまたは複数の刺激エコー信号の等しいT₂ ^*重み付けを引き起こすシーケンス・タイミングをもつ、段階と；
    ・収集された前記FID信号および刺激エコー信号から身体の前記一部内のRFパルスのRF場の空間分布を示すB₁マップを導出する段階とを実行するための命令を含む、
    コンピュータ・プログラム。

Images