(57)【要約】      （修正有）【課題】ＭＲＩ装置における送信高周波磁場の空間的パターンと振幅とを決定するための改善されたＢ１マップを決定又は計算する方法を提供する。【解決手段】ＭＲＩシステムのイメージング・ボリューム内のＭＲ核から、空間周波数領域ｋ空間内の少なくとも１セットのＢ１振幅タグ付きＭＲＩデータ信号を収集し、そのようなｋ空間データを処理し、周波数フィルタリングされたｋ空間データの少なくとも２つのサブセットを生成、対応する空間領域データ・セットに別々に変換し、ベースライン絶対値セットと高調波絶対値セットとを画素ごとに算術的に組み合わせ、上側及び下側の絶対値包絡線データ・セット値を画素ごとに処理し、空間領域内の所定の画素位置の前記上側及び下側の画素データ値の比率に関連付けられた値の逆関数に基づいてＢ１マップ値を生成し、データをＢ１マップ値を記憶又は表示したり、得られた診断ＭＲ画像を患者ごとに修正／補正したりする。【選択図】図２
2010221026.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
イメージング・ボリューム内のＭＲ核から、空間周波数領域ｋ空間内の少なくとも１セットのＢ１振幅タグ付きＭＲＩデータ信号を収集する収集部と、
前記ｋ空間データを処理し、周波数フィルタリングされたｋ空間データの少なくとも２つのサブセットを生成する部であって、前記サブセットが（ｉ）ベースライン低周波サブセットと、（ｉｉ）前記ベースライン・サブセットの高調波バージョンを含む正の高周波数サブセット及び前記ベースライン・サブセットの高調波バージョンを含む負の高周波数サブセットのうちの少なくとも１つと、であるサブセット生成部と、
前記サブセットのそれぞれを、対応する空間領域データ・セットに別々に変換する部であって、前記空間領域データ・セットが（ｉ）ベースライン絶対値セットと、（ｉｉ）正の高調波絶対値セット及び負の高調波絶対値セットのうちの少なくとも１つと、である変換部と、
前記ベースライン絶対値と前記少なくとも１つの高調波絶対値セットとを画素ごとに算術的に組み合わせ、上側及び下側の絶対値データ・セットを提供する絶対値データ・セット提供部と、
前記上側及び下側の絶対値データ・セット値を画素ごとに処理し、前記空間領域内の所定の画素位置の前記上側及び下側の画素データ値の比率に関連付けられた値に基づいてＢ１マップ値を生成するＢ１マップ値生成部と、
前記Ｂ１マップ値をコンピュータ・アクセス可能読み取り可能なメモリ・デバイスに記憶する記憶部と、
を具備するＭＲＩシステム。
【請求項２】
前記収集部は、ＭＲイメージング・パルス・シーケンスを適用する前に、少なくとも２つの高周波励起パルスを少なくとも１つの介在磁場勾配パルス・プレシーケンスに印加し、空間周波数領域内のｋ空間データの２次元セットの対応する部分にマッピングされる時間領域内の連続ＮＭＲ応答を引き出す、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項３】
前記収集部は、
更に、最初に収集された２次元ｋ空間データのセットに２ＤＦＴ（２次元フーリエ変換）を適用し、空間領域データの２次元セットを提供し、
前記空間領域データの２次元セットに２ＤＦＴを適用し、ｋ空間上の空間周波数領域データの他の２次元セットを提供する、
請求項２に記載のＭＲＩシステム。
【請求項４】
前記プレシーケンスは、ＳＰＡＭＭ（spatial modulation of magnetization）シーケンスであり、
前記Ｂ１マップ値生成部は、生成されたＢ１マップ値の前記比率の逆余弦関数を利用する、
請求項２に記載のＭＲＩシステム。
【請求項５】
前記プレシーケンスは、ＤＡＮＴＥ（delays alternating with nutations for tailored excitation）シーケンスである、請求項２に記載のＭＲＩシステム。
【請求項６】
前記収集部は、
同一章動角度方向を有する少なくとも２つの高周波励起パルスの第１のタギング・プレシーケンスを利用してｋ空間データの第１セットを収集し、
異なる交番章動角度を有する少なくとも２つの高周波励起パルスの第２のタギング・シーケンスを利用してｋ空間データの第２セットを収集し、
前記第１セット及び第２セットのｋ空間データを画素ごとに算術的に組み合わせ、ｋ空間データの組み合わせセットを生成する、
請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項７】
前記収集部は、更に、
前記２次元ｋ空間データの組み合わせセットに２ＤＦＴ（２次元フーリエ変換）を適用して、空間領域データの更に他の２次元セットを提供し、
前記空間領域データの更に他の２次元セットに２ＤＦＴを適用して、ｋ空間上の空間周波数領域データの更に他の２次元セットを提供する、
請求項６に記載のＭＲＩシステム。
【請求項８】
前記サブセット生成部は、
ｋ空間の中間部分からｋ空間データを抽出して前記ベースライン低周波数サブセットを生成し、
前記中間部分の片側に配置されたｋ空間の異なる部分からｋ空間データを抽出して、前記正の高周波数サブセットを生成し、
前記中間部分の他の側に配置されたｋ空間の他の異なる部分からｋ空間データを抽出して、前記負の高周波数サブセットを生成する、
請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項９】
前記サブセット生成部は、前記ベースライン低周波数サブセットを生成するために、それぞれ対応する形状の窓関数を前記ｋ空間データに乗算する、請求項８に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１０】
前記サブセット生成部は、前記ベースライン低周波数サブセットを生成するために、ｋ空間データ全体にわたる水平又は垂直なストリップ（strips）を抽出する、請求項８に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１１】
前記サブセット生成部は、前記ベースライン低周波数サブセットを生成するために、ｋ空間データ内の長方形領域又は正方形領域を抽出する、請求項８に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１２】
前記変換部は、
前記周波数フィルタリングされたｋ空間データのサブセットのそれぞれに２ＤＦＴを適用し、前記周波数フィルタリングされたｋ空間データのサブセットを空間領域に変換し、得られた各画素データ点の絶対値だけを利用して前記空間領域データの絶対値セットをそれぞれ提供する、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１３】
前記絶対値データ・セット提供部は、
空間領域データの３つ全ての絶対値セットを画素ごとに加算し、ピーク又は上側信号の絶対値包絡線データ・セットのマップを提供し、
前記ベースライン絶対値セットから前記高調波絶対値セットの和を画素ごとに減算し、谷又は下側信号の絶対値包絡線データ・セットのマップを提供する、
請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１４】
前記Ｂ１マップ値生成部は、
各画素がＴＤ＝（下側絶対値データ・セット値／上側絶対値データ・セット値）に対応するタグ深さ比率（ＴＤ）データ・セットを生成し、
前記タグ深さ比率の逆余弦関数を画素ごとに計算し、実効タグ章動フリップ角のＢ１マップを提供する、
請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１５】
前記Ｂ１マップ値生成部は、更に、実効／計画タグ章動フリップ角の正規化値を画素ごとに計算し、正規化タグ章動フリップ角のＢ１マップを提供する、請求項１４に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１６】
前記Ｂ１マップ値生成部は、更に、前記タグ章動フリップ角に基づくＢ１強度を画素ごとに計算し、実効Ｂ１磁場強度のＢ１マップを提供する、請求項１４に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１７】
前記ＢＩマップ値生成部は、更に、実効／計画Ｂ１磁場強度の正規化値を画素ごとに計算し、正規化されたＢ１磁場強度のＢ１マップを提供する、請求項１６に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１８】
前記データ値のＢ１マップを表示画面又はプリンタ上に表示する表示部を更に備える、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１９】
前記記憶されたデータ値のＢ１マップを利用して診断画像を補正し、画質が改善された診断画像を提供する画像提供部を更に備える、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項２０】
前記サブセット生成部は、前記空間変調のより高次の関連高調波成分をそれぞれ含む更に他のサブセットを含めることによって、前記ｋ空間データを処理し、周波数フィルタｋ空間データの４つ以上のサブセットを生成する、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項２１】
各画素のＢ１マップ値の決定は、より高次の関連高調波成分を利用するデータ・フィッティング処理を含む、請求項２０記載のＭＲＩシステム。
【請求項２２】
前記収集部は、プレシーケンス・タギング高周波パルス間のタイム・シフトを抑制し、脂肪核種と水核種との間のオフ共鳴周波数差のタグ・ラインのシフトを、これら核種の間に１位相サイクルが生じるのに必要な時間期間の略倍数にする、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項２３】
前記収集部は、複数の高周波送信チャネルを利用し、異なる収集パルス・シーケンスにそれぞれ対応する前記高周波送信チャネルのうちの異なるもの又は組み合わせを利用して収集パルス・シーケンスを複数回繰り返す、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項２４】
コンピュータに、
イメージング・ボリューム内のＭＲ核から、空間周波数領域ｋ空間内の少なくとも１セットのＢ１振幅タグ付きＭＲＩデータ信号を収集する機能と、
前記ｋ空間データを処理し、周波数フィルタリングされたｋ空間データの少なくとも２つのサブセットを生成する機能であって、前記サブセットは（ｉ）ベースライン低周波サブセットと、（ｉｉ）前記ベースライン・サブセットの高調波バージョンを含む正の高周波数サブセット及び前記ベースライン・サブセットの高調波バージョンを含む負の高周波数サブセットのうちの少なくとも１つと、である機能と、
前記サブセットのそれぞれを、対応する空間領域データ・セットに別々に変換する機能であって、前記空間領域データ・セットが（ｉ）ベースライン絶対値セットと、（ｉｉ）正の高調波絶対値セット及び負の高調波絶対値セットのうちの少なくとも１つと、である機能と、
前記ベースライン絶対値と前記少なくとも１つの高調波絶対値セットとを画素ごとに算術的に組み合わせ、上側及び下側の絶対値データ・セットを提供する機能と、
前記上側及び下側の絶対値データ・セット値を画素ごとに処理し、前記空間領域内の所定の画素位置の前記上側及び下側の画素データ値の比率に関連付けられた値に基づいてＢ１マップ値を生成する機能と、
前記Ｂ１マップ値をコンピュータ・アクセス可能読み取り可能なメモリ・デバイスに記憶する機能と、
を実現させるためのプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体。
【請求項２５】
ＭＲＩシステムにおいてＢ１マップを生成する方法であって、前記ＭＲＩシステムを利用して、
前記ＭＲＩシステムのイメージング・ボリューム内のＭＲ核から、空間周波数領域ｋ空間内の少なくとも１セットのＢ１振幅タグ付きＭＲＩデータ信号を収集し、
前記ｋ空間データを処理し、周波数フィルタリングされたｋ空間データの少なくとも２つのサブセットを生成することであって、前記サブセットは（ｉ）ベースライン低周波サブセットと（ｉｉ）前記ベースライン・サブセットの高調波バージョンを含む正の高周波数サブセット及び前記ベースライン・サブセットの高調波バージョンを含む負の高周波数サブセットのうちの少なくとも１つと、であり、
前記サブセットのそれぞれを、対応する空間領域データ・セットに別々に変換することであって、前記空間領域データ・セットは（ｉ）ベースライン絶対値セットと（ｉｉ）正の高調波絶対値セット及び負の高調波絶対値セットのうちの少なくとも１つと、であり、
前記ベースライン絶対値と前記少なくとも１つの高調波絶対値セットとを画素ごとに算術的に組み合わせ、上側及び下側の絶対値データ・セットを提供し、
前記上側及び下側の絶対値データ・セット値を画素ごとに処理し、前記空間領域内の所定の画素位置の前記上側及び下側の画素データ値の比率に関連付けられた値に基づいてＢ１マップ値を生成し、
前記ＭＲＩシステムによって後で利用するために、前記Ｂ１マップ値をコンピュータ・アクセス可能読み取り可能なメモリ・デバイスに記憶する、
ことを具備する方法。
【請求項２６】
高周波パルス及び変調傾斜磁場を標識化パルスとして印可して撮像対象のイメージングを行うイメージング手段と、
前記イメージングにより得られたＭＲＩデータ信号に基づいて画像を再構成する再構成手段と、
前記画像又は当該画像のｋ空間に逆変換したデータに基づいて、送信高周波パルスに関するＢ１マップを計算するマップ計算手段と、
を具備するＭＲＩシステム。
【請求項２７】
前記マップ計算手段は、前記画像又は逆変換したデータの前記標識化された部分において基準値との差分を計算する、請求項２６記載のＭＲＩシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本出願は、ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）システムにおける、ラジオ周波数（高周波）磁場（一般に、「Ｂ１」磁場と呼ばれる）の空間分布の多次元マップを生成する方法及び装置について述べる。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）システムは今や周知である。様々なタイプの市販のＭＲＩシステムが医学研究や診断のために利用されている。詳細な画像収集プロセスやＭＲＩシステムのジオメトリには多くのバリエーションがあるが、それらは全て幾つかの基礎的な根本原理を共有している。
【０００３】
例えば、ＭＲＩシステムは全て、正味の磁気モーメントを有する核（例えば、水素原子核等の奇数個の陽子を有する核）がバックグランド静磁場Ｂ0に浸されるという核磁気共鳴（ＮＭＲ）の原理を利用する。理想的には、このバックグランド静磁場は、イメージング対象のボリューム全体にわたって均質である（イメージング対象の介在物体がある場合も同様）。このバックグランド静磁場は、膨大な数の核磁気モーメントを整列させて、均質なバックグランド静磁場Ｂ0に沿って整列された相当な有意性を有する正味の核磁化を生成する。
【０００４】
核磁気モーメントは、特定の空間位置にある原子核に印加された磁場に比例する周波数で軸回りに回転するものと考えることができる。いわゆるラーモア角周波数はω＝γβで表される。ここで、γは、核種とその構造的環境の磁気回転比定数であり、βは、印加された磁場の強さである。従って、理想的には、共通の物理環境を有する特定の核種は全て、共通のラーモア回転周波数を有することになる。しかしながら、線形傾斜を有する補助磁場（例えば、３つの直交方向ｘ、ｙ、ｚのうちの１つ）を重ね合わせることによって、変化する傾斜磁場に沿って配置されたそのような共通の核種のラーモア周波数は、核の空間位置における線形傾斜磁場の大きさに応じて異なる値を有する。この場合も、理想的には、そのような重ね合わされた傾斜磁場は、所望の一次元でのみ厳密に線形な傾斜磁場を有し、他は均一で均質である。通常、ＭＲＩシステムは、互いに異なる３つの直交方向の各々に線形傾斜磁場に印加するために配置される３組の傾斜磁場コイルを有する。
【０００５】
ラーモア周波数を有する高周波磁場をイメージング対象のボリューム内に送信することによって、選択されたボリューム（例えば、「スライス」）内にある核磁気共鳴（ＮＭＲ）核を選択的に「励起」して、核磁気モーメントを静磁場Ｂ0から章動（nutate）させることができる。そのような励起高周波パルスの振幅と持続時間とに応じて、原子核の磁気モーメントを、制御された量（例えば、９０°）だけ静磁場Ｂ0から「章動させる」ことができる。そのような章動の後、核磁気モーメントは、固有の縦の時定数Ｔ１と横の時定数Ｔ２とに従って静磁場Ｂ0の方に緩和する傾向がある。この過程において、各緩和核磁気モーメントは、特定の振幅、周波数、及び位相を有する高周波信号として検出できる高周波応答信号（例えば、励起高周波磁場や他のＮＭＲ核放射高周波応答信号に対して）を放出する。
【０００６】
高周波励起パルスと傾斜磁場パルスとの特定の「ＭＲＩシーケンス」を注意深く選択することによって、空間エンコードされた高周波応答信号を引き出して、ＭＲＩシステムの特定のボリューム（例えば、「イメージング・ボリューム」のスライス）全体にわたるＮＭＲ核密度の画像又はマップを構成することができる。最近数十年間のＭＲＩシステムの開発で、かなり多くのＭＲＩシーケンスが開発され商品化された。そのようなイメージング・シーケンスは、全てではないにしてもほとんど、以下の例示的な実施形態に利用することができる。また、そのようなイメージング・シーケンスは当業者にとって既知なので、特定のＭＲＩシーケンスについての更なる詳細は不要である。
【０００７】
イメージング・ボリューム内に送信される高周波励起磁場と、イメージング・ボリュームから受信された高周波応答磁場は、高周波アンテナとして働く高周波コイルを介して送受信される。様々な高周波コイル形状が当業者に周知である。例えば、「頭部」コイル、「表面」コイル、「全身」コイル、「マルチコイル・アレイ」等がある。これらの高周波アンテナ／コイル構造は全て、当業者に明らかなように、イメージング・ボリューム内のＮＭＲ核との間の電磁高周波を、高周波送信回路や受信回路に適切に接続された（例えば、送信受信両方を行うために同じコイル構造が利用される場合は送信／受信スイッチを介して）高周波アンテナ／コイルのフィード・ラインに変換する。
【０００８】
この場合も、イメージング対象のボリューム全体にわたる高周波アンテナ／コイルの感度が、イメージング対象のボリューム内の全ての点で完全に均一で均質であることが望ましい。
【０００９】
残念ながら、ＭＲＩシステムにおける種々の磁場／高周波磁場に必要とされる完全に均一な均質性、完全な線形傾斜等の概念は、実際には実現されない。従って、理想からの望ましくない逸脱を修正したり、そのような理想的でない状況から悪影響を受けた収集信号を補正したりするために、種々の「シミング」が試みられている。
【００１０】
本出願は、ＭＲＩシステムの高周波アンテナ／コイルの送受信感度に関連した高周波Ｂ１磁場のマッピングのための新規の改良された技術を対象とする。そのようなＢ１マップを生成するために種々の先行技術が利用されてきており、それらの先行技術は、ＭＲＩシステム自体の設計を改善したり、補正された出力画像をＭＲＩシステムから提供したりするために利用される（例えば、特にそのような画像に基づいて定量的な測定が行われる）。しかしながら、後で説明するように、そのような先行技術には改善の余地があり、例示的な実施形態は後で詳細に説明される。
【００１１】
本出願に関連する可能性のある先行手法の幾つかの例を、非特許文献１、非特許文献２、非特許文献３、非特許文献４、非特許文献５、非特許文献６、非特許文献７、非特許文献８、非特許文献９、非特許文献１０、非特許文献１１、及び非特許文献１２に示す。
【００１２】
ＭＲＩは、送信高周波磁場と受信高周波磁場との両方を必要とする。これら高周波磁場はしばしば、Ｂ１磁場と呼ばれる。送信磁場は、通常の利用では、被検体内のイメージング対象の領域にわたってほぼ均一でなければならない。高周波磁場の空間的不均質性は、画像の種々のアーチファクト、画像コントラストの低下、又は種々の定量化方法の劣化若しくは障害を含む望ましくない効果をもたらす。人体内で作用する送信磁場は、主磁場強度が大きくなるほど高い非均一性を示す。主静磁場は、Ｂ0磁場と表される。実効Ｂ１磁場は、ＭＲＩスキャナの工学的設計（高周波アンテナ／コイルのジオメトリ等）と、スキャナ内の被検体（多くの場合は人間患者）のジオメトリと電磁特性との両方に依存する。
【００１３】
特定の被検体内の送信Ｂ１磁場における非均質性分布に関する情報を得ることは、様々な形で有益なことがある。そのようなデータを得る利点には、画像とアーチファクトとをより正確に解釈できること、スキャナの設計改善によって実際の磁場パターンを空間的に改善できること、特定の被検体上や特定のスキャン領域内の磁場を対話式又は動的に改良すること、収集データや生成画像を改善又は修正できることがある。「多重チャンネル送信」や「トランスミットＳＥＮＳＥ（Transmit SENSE）」等の幾つかのより高度な方法では、改善された高周波励起及び空間ローカリゼーションの目標を達成するために、不均一な空間上の磁場パターンの情報が必要とされ利用されることは明確である。
【００１４】
Ｂ１磁場を実験的に決定するための多数の方法が存在し、提案されてきた。その情報が２次元又は３次元空間分布の形式で決定又は提示される場合、その情報は、Ｂ１マップと呼ばれる。
【００１５】
高周波励起（即ち、章動（nutation））パルスの連続振幅を利用してパルス・シーケンスを何度も繰り返すことができる。受信ＭＲ信号強度は、次のように実効的なＢ１送信振幅に特定の関数依存性を有することが分かっている。
【００１６】
S(θ(x,y,z), x,y,z) = [ρ(x,y,z)] sin (θ(x,y,z))3    （式１）
θ(x,y,z) = RF_ampl_factor (B1_spatial(x,y,z))    （式２）
ここで、Ｓは測定データであり（種々のＲＦ_ampl_factor値に関してスキャナでのパルス・シーケンス収集を利用して）、
Ｂ１_spatial（即ち、θ又はＢ１_spatial）の未知の値は、決定される空間分布であり、
「Ｓ」は、ＭＲ信号の強度を示し（実際の数学的関数依存性は、利用されるパルス・シーケンスに基づく）、
ρは、陽子密度、陽子密度と受信コイル感度との積等の信号強度因子であり、
ＲＦ_ampl_factorは、パルス・シーケンスにおける個別に調整された制御因子（例えば、高周波パルスの振幅と持続時間）であり、
Ｂ１_spatial(x,y,z)は、ＲＦ_ampl_factorの基準値に関連付けられた空間的依存Ｂ１（spatially dependent B1）の形式であり、
θは、空間的依存実効Ｂ１磁場（spatially dependent effective B1 field）の意図を有する。
【００１７】
前に示した特定の「Ｓ」の式は、単なる例として、完全なＴ１／ＴＲ信号回復とエコー時間中の最小Ｔ１，Ｔ２減衰を有する単一のスティミュレイテッド・エコーを生成するパルス・シーケンスに適している。
【００１８】
一般に、Ｓを検出又は測定し、その結果からθを決定し、その結果からＢ１_spatialを決定することができる。文献では、著者により、θを計算し報告することもあり、Ｂ１を計算し報告することもある。一方から他方への変換は単純であり、２つの用語は、以下の説明全体にわたってある程度交換可能に利用されることがある。
【００１９】
厳密には、Ｂ１_spatialは、時間に応じて変化する磁場成分の瞬間的な物理測定値を表わすはずである。θは（γＢ１）の時間積分であり、γは磁気回転比である。時間積分は、単純な線形近似でよく、より正確には、フル・ブロッホ（full Bloch）方程式を積分した結果でよい。これらの関係は、ＭＲＩでは周知であり、ここではこれ以上詳しく説明しない。Ｂ１とθとの変換が、典型的な撮像条件下では簡単であると言うだけに留める。
【００２０】
Ｓの複数の値から「ρ」とθの値を求めることができるように、一般に複数の測定が必要とされる。
【００２１】
空間的に局在した画像を一連の振幅で収集することができる。ピークの調査（即ち、カーブ・フィッティング）等の分析を行って、Ｂ１の強度を決定することができる。Ｓ＝Ｓ（θ）＝ｓｉｎ（θ）3のスティミュレイテッド・エコー・シーケンス等の単純な例示的ケースでは、ほぼ均一なＢ１_spatial(x,y,z)を仮定した場合に、ある公称範囲（nominal range）にわたって幾つかのＲＦ_ampl_factor値の各々でＭＲデータを収集することができる。信号値「Ｓ」がピークとなるＲＦ_ampl_factorは、θ（ｘ，ｙ，ｚ）＝π／２（ラジアンで表したフリップ角）に対応し、即ち、Ｓが最大値になる特定のＲＦ_ampl_factorで、Ｂ１_spatial＝（π／２）／ＲＦ_ampl_factorである（この場合も、γや高周波パルス持続時間等の他の因子を無視する）。
【００２２】
他のパルス・シーケンスを利用することができ、１８０°励起パルス・シーケンスの場合の信号の最初の最小値や、１８０°反転パルスとその後の符号識別読出し（sign-sensitive readout）の場合の最も負の無限大に近い値の信号等、信号強度関数の他の特徴を利用することができる。
【００２３】
連続振幅は、範囲を規定の方式（例えば、ある公称範囲にわたる線形的な増分）で段階的に網羅するか、２分法などの逐次的な探索法によって制御することができる。
【００２４】
変化する振幅因子（ＲＦ_ampl_factor）を調和した順序で変更し全ての送信高周波パルスに適用することもでき、或いは、１つ又は幾つかのパルスを、他のパルスを一定にしたまま修正することができる。例えば、２つの章動パルス（α１とα２）を有するスピン・エコー・パルス・シーケンスでは、信号強度は、次の形をとることができる。
【００２５】
S(α1,α2) = sin(α1) * (sin(0.50α2))2
この場合、α１とα２とは一緒に変化してもよく、どちらか一方が独立に変化してもよい。
【００２６】
Ｂ１_spatial(x,y,z)が定数（即ち、空間的均質）として扱われない場合、単純であるが時間のかかる方法は、幾つかの高周波利得係数の各々の２次元又は３次元画像の全体を収集し生成し、次に画像セットを画素ごとに分析して、各画素位置で振幅スケーリングを当て嵌めるか又は探索することである。探索アルゴリズムとＲＦ_ampl_factorのデータ依存選択を利用して、最適条件に収束するようにする試みは、Ｂ１が空間的に均一なときは適切であるが、Ｂ１が不均一なときは適切でないことに注意されたい。例えば、ある位置でゼロ信号（signal null）等の目標値となるＲＦ_ampl_factorの値は、同時に他の位置ではゼロ（null）にならない。
【００２７】
次に、得られたＢ１強度（即ち、フリップ角θ）は、Ｂ１マップとして知られる画像の形式で収集され提供される、又は記憶される。Ｂ１値を絶対値（magnitude）として扱うことも、（適切又は任意の基準位相に対して）位相値を含む複素数値として扱うこともできる。
【００２８】
Ｂ１を決定するために利用できる多くの収集方法が知られている。基本的に、全てのＭＲＩパルス・シーケンスは、Ｂ１送信磁場に依存性を有する。しかし、ＭＲＩパルス・シーケンスの中には、ある範囲の送信値にほぼ線形の依存性を有したり、組織のＴ１パラメータやＴ２パラメータ等の他の変数から切り離された依存性を有したり等、より好適な特徴を有するものもある。また、特定の収集方法には、対応する分析方法がしばしば存在する。
【００２９】
幾つかのケースでは、一連の多数の高周波パルス振幅が連続収集で利用される。次に、前に説明したように、ゼロや最小値等の信号レベルの特徴が、どの高周波パルス振幅が特定のフリップ角又は特定のＢ１強度に最も合致するかを示すことができる。
【００３０】
Ｓからθを決定することは、幾つかの方法のうちのいずれの方法でも行うことができる。ρとＳとの両方を求める回帰又はフィッティングがある（ρに明確な関心がない場合でも）。最大値やゼロ等の信号曲線上の単純な特徴の単純な調査でもよい。Ｓの幾つかの値を収集する方法（おそらく、ＲＦ_ampl_factor＝ＲＦ_ampl_factor1を利用したＳ１と、ＲＦ_ampl_factor＝（２＊ＲＦ_ampl_factor1）を利用したＳ２のような）があり、特にその閉形式の依存性（closed-form dependence）がρのような他の変数を消去する場合、Ｓ１とＳ２とのθへの閉形式の数学的依存性が見られる。
【００３１】
様々な数の高周波パルス（即ち、様々な振幅）により収集された画像のペアを得て、そして画像の比率を形成することが一般的である。これらの比率は、画像強度に寄与する他の因子を相殺し、高周波パルスに依存する条件が残す。信号比は、計算し反転することができる高周波パルス振幅に依存性を有する。
【００３２】
同じパルス・シーケンスと（ＲＦ_ampl_factor以外の）同じ収集パラメータとをそれぞれ利用する幾つかのＲＦ_ampl_factorの値を有するデータの収集については前に説明した。この概念の変形は、代わりに２つ（又はそれより多い以上の）パルス・シーケンス、複数のエコー等を収集することである。一例としては、２つの基本パルス・シーケンスは異なってもよく、それぞれがθへのＳの異なる関数依存性を有する（例えば、飽和パルス又は反転プレパルス（inversion pre-pulse）を有するあるスピン・エコーやプレパルス（pre-pulse）のない別のスピン・エコー）。他の例においては、複数のエコーを単一のより複雑なパルス・シーケンスで収集することができる（例えば、スピン・エコーとスティミュレイテッド・エコー、あるいはある種の第１の高周波エコーと第２の高周波エコー）。さらなる他の例において、ショートＴＲ（short TR）やロングＴＲ（long TR）等の２セットのパラメータで、おそらく交互に、パルス・シーケンスを実行することができる。
【００３３】
そのような比率計算の例の一般に参考にされる１つの方法は、２倍角法（double angle method）である。（Ｉｎｓｋｏ，１９９３年；Ｓｔｏｌｌｂｅｒｇｅｒ，１９９６年等）
高周波タギング法（「ＳＰＡＭＭ」を含む）は、高周波振幅に依存し、従ってこの方法は、Ｂ１空間依存性（Ｂ１マップ）の決定に利用できることが知られている。（Ａｘｅｌ，１９８９年，２つの参考文献）
ＳＰＡＭＭ高周波タギングにおいて、複数の類似の高周波タギング章動パルス（RF tagging nutation pulses）が印加され、これらの高周波タギング章動パルス間に傾斜磁場パルス（pulsed gradient）が印加される。傾斜磁場は、空間的「変調パターン」を発生させる。１つの単純なパターンは、各サイクルがほほ正弦曲線の強度パターンを示す周期的な１セットの平行ストライプである。単純な物理的説明は、２つの高周波パルスが個々に類似の効果を有することができるが、最初のパルスの後に印加される傾斜磁場が、最初の高周波タギング・パルスに関連付けられた空間依存の位相因子を生じさせることである。次に、２つの高周波タギング・パルスは、この位相因子により、「積極的に加算され」てもよく、「弱め合う干渉のように互いに打ち消され」てもよい。これにより、一連のストライプが生成され、その結果、タギング・パルスが互いに打ち消し合う場所に明るいタグなし信号が現れ、２つの高周波タギング・パルスの影響が積極的に組み合わさる場所にタグ付き減少信号帯域（暗い）が現れる。この数学的説明は、非特許文献１０に記載されている。
【００３４】
Ｂｅｒｎｓｔｅｉｎの論文の１７６ページには、ＳＰＡＭＭプレパルスを利用してＢ１マップを描写できるという事実に関する簡素な言及がある。また、元のＡｘｅｌの論文の一方又は両方には幾つかの類似の簡素な言及がある。そのような言及では、これを行うことができると述べられているが、発明者らは、２００８年５月のＩＳＭＲＭトロント会議での論文で実際にそれを行って結果を公開した人はおらず、またそれは純粋に画像を利用する処理であった。ＳＰＡＭＭを利用してＢ１マッピングを達成する先行技術を検討すると、出版物が制限されていることに気付く。
【００３５】
Ａｘｅｌの論文は、空間的タギング・ラインが、特定条件下で複数対の最小値として現れる場合があり、１対の最小値の空間的隔離距離を利用してＢ１を決定することができるという事実を示唆している。この収集方法及び分析手法を好適に適用する条件には、９０°より大きい全タギング励起（例えば、１１０°〜２７０°）、絶対値画像再構成、及び複雑なタギング・パターンの各完全空間サイクル中の複数画素の画像画素分解能が挙げられる。
【００３６】
２つのパルスのそれぞれが、特定の位置に公称振幅を有し、ある領域に（例えば、）３５°の傾き角度（tip angle）が生じる場合を考える。次に、収集シーケンスのタギング部分を、７０°の全タギング高周波章動角度（total tagging RF nutation angle）を有するように説明することができる。この角度は、その領域内の谷での信号抑制の割合を決定する。
【００３７】
収集のためにＳＰＡＭＭタギングを利用する従来のＤａｎｎｅｌｓ、Ｃｈｅｎ及びＳｈｏｕの手法（後述するものと異なる分析概念であるが）は、異なる１セットの好適な収集条件を好む。全タギング高周波角度が約９０°より小さいときは、タグ付き領域の相対的な暗さを利用してタギング高周波角度を直接決定することができる。得られた画像は、タグ付き信号とタグなし信号との両方で交互の帯又はストライプの構造を有する。明るいピークがタグなしである。各谷の最も暗い部分は、全タギング高周波パルスの全Ｂ１角度による影響を受ける位置に対応する。そのような条件下では、谷に対するピークの比率は、実効Ｂ１磁場を決定するのに十分である。そのような戦略により、単一画像内でピークと谷とが完全に同時に得られる。従って、複数の測定値間に存在する不一致の原因を最小限考慮しなければならない。（患者の動きは、このような不一致の最もよく知られた原因である。）これは、タグ付き画像を利用する本質的な利点である。しかしながら、複数の収集を利用するデータ整合性問題（data-consistency problem）の回避と引き換えに、タギング方法は、複数の位置にわたる他の整合性問題に左右される。例えば、信号強度比率は、高周波タギング・パルス（ピークと谷との差）とその局所的Ｂ１磁場に起因する。「ρ」、Ｔ１又はＴ２による交絡差等の「Ｓ」のずれの他の主要因はないはずである。
【００３８】
２００８年５月のＩＳＭＲＭ会議に向けて２００７年１１月に提出された要約では、発明者（及び共著者ＣｈｅｎとＳｈｏｕ）は、タグを生成する実効高周波パルス振幅を計算するために、タギングで画像内の近くのピークと谷とを検出する方法の分析を提示した。発明者は、これを特に有効な方法であるとは考えない。（非特許文献１０を参照）。また、この手法の文書は、同じタギング収集の利用を分析するが、ピークと谷との（画像領域での）処理を利用するポスターである。このポスターは、２００８年４月にCase Western Reserve Universityで提示された。
【００３９】
Ｂ１マッピングのそのような先行技術の多くには、収集速度の制限がある。例えば、「高速」Ｂ１マッピング技術として、２次元マップでは１分、又は３次元ボリューム・マップでは４分が奨励されてきた。身体の体動アーチファクトは、個々の画像を劣化させる場合がる。しかし、より重要なことは、体動アーチファクトが対の画像間の不一致を生じさせる場合があることである。不正確さと偏りとが生じうる。Ｔ１減衰による影響はしばしば分析されてきた。この技術は、付加的な補正又はキャリブレーションを必要とすることがある（例えば、２倍角は交絡効果（confounding effect）を有することが知られている。この場合、選択的励起スライスの厚さとプロファイルとは、局所的Ｂ１への望ましくない依存性を示す）。（Ｗａｎｇ，２００６年を参照。）信号レベルが平衡状態又は定常状態値に達するのは、例えばＴ１の約数倍のオーダで遅くてもよい。これは、スキャン時間を制限するか、あるいは時間分解能を制限し、又はより高速の収集が試みられた場合に誤差が生じる可能性がある。固有ＳＮＲは、精度、分解能、又はスキャン収集時間に悪影響を及ぼす可能性がある。既知の公称値に対するＢ１のずれに関するダイナミック・レンジに制限があることがある。（例えば、Ｄｏｗｅｌｌ，２００７年を参照。）画像を読み取るための関連した収集技術には、関連マップ内に広まる制限又はアーチファクトがある場合がある。例えば、ＥＰＩ（Ｊｉｍ，２００６年で利用されたような）は、大きな形状ひずみ（即ち、化学シフト）を有することがあり、又は脂肪抑制を利用し、これにより、脂肪内のＢ１の決定が非現実的になる。
【００４０】
ほとんどの先行技術は、より長時間の収集を必要とし、２次元又は３次元マップのスキャンに数分間もかかる。これらの技術の多くで、様々な収集画像は、高周波パルス振幅だけでなく、Ｔ１、Ｔ２、又は共鳴周波数シフト等の他の因子にも依存する。これは、得られたＢ１決定の誤差の原因になり、或いはＢ１と他の因子との両方を同時に決定するために付加的な収集を必要とする。スキャンがより長時間のとき、又は複数のスキャンを組み合わせなければならないときは、生理学的な動きは、個々の収集画像を劣化させ、あるいは別々の画像を不整合にし、比率を崩壊させる。体動アーチファクトは、人体の胴体内においてはこの技術を無益にさせる場合がある。単一タグ付き画像を利用するとこれらの問題が回避されるが、より高度な処理が必要になる。タグ付き画像の局所的信号変化の検出は、非変調画像自体が著しい局所的変化を含むとき、特に画像領域内で処理するときには容易ではない。
【００４１】
ＳＰＡＭＭ収集が画像領域におけるピークと谷との検出方法と一緒に利用される場合、隣り合うピークと谷とがある比率で一緒に利用される場合に著しい誤差が生じる可能性がある。しかし、それらは、ρの大きな違いのように他の交絡効果を有する。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【００４２】
【非特許文献１】L.Axel, L.Dougherty, "MR Imaging of Motion with Spatial Modulation of Magnetization", Radiology, Vol.171, ページ841-845 (1989)
【非特許文献２】L.Axel, L.Dougherty, "Heart Wall Motion: Improved Method of Spatial Modulation of Magnetization for MR Imaging," Radiology, Vol.172, ページ349-350 (1989)
【非特許文献３】E.K.Insko, L.Bolinger, "Mapping of the Radiofrequency Field," JMagn Reson (A), Vol.103, ページ82-85 (1993)
【非特許文献４】R.Stollberger, P.Wachs, "Imaging of the Active B1 File in Vivo,"  Magn Reson Med, Vol.35, ページ246-251 (1996)
【非特許文献５】N.G.Dowell, P.S.Tofts, "Fast, Accurate, and Precise Mapping of the RF Field In Vivo Using the 180°Signal," Null Magn Reson Med, Vol.56, ページ622-630 (2007)
【非特許文献６】F.Jiru, U.Klose, "Fast 3D Radiofrequency Field Mapping Using EchoPlanar Imaging," Magn Reson Med, Vol.56, ページ1375-1379 (2006).
【非特許文献７】J.T.Vaughan, M.Garwood, C.M.Collins, W.Liu, L.DelBarre, G.Adriany, P.Anderson, H.Merkle, R.Goebel, M.B.Smith, K.Ugurbil, "7T vs.4T: RF Power, Homogeneity, and Signal-to-Noise Comparison in Head Images," Magn Reson Med, Vol.46, ぺージ24-30 (2001)
【非特許文献８】J.Wang, W.Mao, M.Qiu, M.B.Smith, R.T.Constable, "Factors Influencing Flip Angle Mapping in MRI: RF Pulse Shape, Slice Select Gradients, Off-Resonance Excitation, and B0 Inhomogeneities," Magn Reson Med, Vol.56, ページ463-468 (2006)
【非特許文献９】V.L.Yarnykh, "Actual Flip Angle Imaging in the Pulses Steady State: A Method for Rapid Three-Dimensional Mapping of the Radiofrequency Field," Magn Reson Med, Vol.57, ページ192-200(2007)
【非特許文献１０】M.A.Bernstein, K.F.King, X.J.Zhou, Handbook of MRI Pulse Sequences, Elsevier Academic Press, 特にページ166-171 (2004)
【非特許文献１１】X.Chen, X.Shou, W.R.Dannels, "Feasibility of Rapid B1 Mapping with RF Prepulse Tagging," Proceedings of ISMRM, 16th Scientific Meeting, Toronto, Canada, 2008年5月、Abstract #3045
【非特許文献１２】X.Chen, X.Shou, W.R.Dannels, "Feasibility of Rapid Bl Mapping with RF Prepulse Tagging," Research Showcase 2008で公表されたポスター, Case Western Reserve University, Veale Convocation Center, オハイオ州クリーブランド, 2008年4月16-17日
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００４３】
本出願は、ＭＲＩシステムにおける送信高周波磁場の空間的パターンと振幅とを決定するための改善された方法について記述する。適切なＭＲＩ収集パルス・シーケンスと併せて利用される場合、スキャナ設計と被検体との両方に依存するパターンの測定が行われる。従って、個人患者の実験的測定と決定とは、例えば１人の患者又は１つの幾何学的モデルの理論計算より適切である。この技術は、磁場強度がより高い場合、胴体及び腹部、収集速度が重要な場合、又は体動によって測定に問題が生じる可能性のある場合に特に有利である。
【００４４】
本出願は、適切な種類の実験的に収集されたＭＲデータからＢ１マップを決定又は計算する方法について記述する。詳細には、利点は、特に人間又は動いている生体内でＢ１マップを生成するときに高精度、実用的な性能、実用的な速度で実現することができる。
【００４５】
送信磁場は、ＴｘやＴｘＢ１等で示されることがあり、またこれらは回転偏光の特定の極性を示すことができるので、これらをＢ１+として示すこともできる。同様に、サンプル及びコイルに関連付けられた受信高周波磁場は、Ｒｘ、ＲｘＢ１、Ｂ１-等として示すことができる。
【００４６】
以下で述べる例示的な実施形態は、ＭＲＩシステムを利用して、  
・ＭＲＩシステムのイメージング・ボリューム内のＭＲ核から、空間周波数領域ｋ空間内の少なくとも１セットのＢ１振幅タグ付きＭＲＩデータ信号を収集し、  
・そのようなｋ空間データを処理し、周波数フィルタリングされたｋ空間データの少なくとも２つのサブセット（例えば、ベースライン低周波サブセットと、それぞれ対応するベースライン・サブセットの高調波バージョン（version）を含む（ａ）ベースライン・サブセットの高調波バージョンを含む正の高周波数サブセット，及び（ｂ）ベースライン・サブセットの高調波バージョンを含む負の高周波数サブセットのうちの少なくとも１つ）を生成し、  
・これら少なくとも２つのフィルタリングされたサブセットのそれぞれを、対応する空間領域データ・セット（例えば、ベースライン絶対値セットと（ａ）正の高調波絶対値セット及び（ｂ）負の高調波絶対値セットのうちの少なくとも１つ）に別々に変換し、  
・ベースライン絶対値セットと高調波絶対値セットとを画素ごとに算術的に組み合わせ、上側及び下側の絶対値包絡線データ・セットを提供し、  
・上側及び下側の絶対値包絡線データ・セット値を画素ごとに処理し、空間領域内の所定の画素位置の前記上側及び下側の画素データ値の比率に関連付けられた値の逆関数（例えば、正弦曲線状のタギングが利用される例示的な実施形態においては三角関数）に基づいてＢ１マップ値を生成し、  
・ＭＲＩシステム設計においてＢ１マップ値を記憶又は表示したり、ＭＲシステムにより得られた診断ＭＲ画像を修正／補正したりする（例えば、患者ごとに）。
【００４７】
好ましくは、ＭＲ核からのｋ空間データの収集は、ＭＲＩパルス・シーケンス（例えば、従来周知の多くのＭＲＩパルス・シーケンスのうちの１つ）を適用する前のプレシーケンスで少なくとも１つの介在磁場勾配パルス（interleaved magnetic gradient pulse）を有する少なくとも２つの高周波励起パルスを印加し、時間領域上の連続ＭＲ応答を引き出し、対応するｋ空間上の位置にマッピングすることによって達成される。（例えば、空間周波数領域上のｋ空間データの多次元セットの連続（それぞれ対応する）ラインを提供することによって）
また、元のｋ空間データ・セットが、（ａ）空間領域に２次元フーリエ変換され、（ｂ）更なる処理の前に２次元フーリエ変換で空間周波数領域ｋ空間に戻される場合に有利である。空間領域から再びｋ空間に戻るこの迂回（detour）は、Ｂ１マッピングのためにより理想化されたｋ空間データ・セットを生成することができるという点で有利であることが分かった。例えば、ＭＲＩシステムが、例えば、完全なデータ収集を達成するように組み合わされた出力を有する複数の受信コイルを利用したり、パラレル・イメージング技術を利用したり、ｋ空間の一部分の複素共役充填物を利用したりする場合、経験から、空間領域から再び空間周波数領域に戻る迂回によって、より理想化された「開始」ｋ空間データ・セット（Ｂ１マッピングのための）が得られることが分かった。
【００４８】
また、空間タギング・プレパルス・シーケンスは、多くの異なるタイプのものでよい。例えば、ＳＰＡＭＭ（spatial modulation of magnetization）シーケンスやＤＡＮＴＥ（delays alternating with nutation for tailored excitation）シーケンス等の周知のタギング・シーケンスがある。このようにタギング・シーケンスは、例示的な実施形態において逆三角関数として利用される正弦曲線状に変化する空間変調を生成することができる。他のタギング・シーケンスは、非正弦曲線変調を生成し、他の逆関数の利用を要する。
【００４９】
「開始」ｋ空間データ・セットの収集は、また、複数のデータ収集サイクルと得られたｋ空間データの組み合わせとを含んでもよい。例えば、特に、同じ向きの章動角度を有する少なくとも２つの高周波励起パルスの第１のタギング・プレシーケンスを利用して第１セットのｋ空間データを収集し、異なる向きの交番章動角度（alternating nutation angle）を有する少なくとも２つの高周波励起パルスの第２のタギング・シーケンスを利用して第２セットのｋ空間データを収集することが適切であることが分かった。次に、このように収集された２セットのｋ空間データが、算術的に組み合わされて、例示的な実施形態の次のステップで「開始」ｋ空間データ・セットとして利用されるｋ空間データの組み合わせセットが生成される。詳細は後述するが、このｋ空間データの複数の収集及び組み合わせ自体により、例示的なＢ１マッピング・プロセスにおいて後で利用される「開始」ｋ空間データ・セットの高調波含有量が減少するので好ましい。
【００５０】
適切な「開始」ｋ空間データ・セット（迂回やさらなる他の予備処理のない単一の第１収集のｋ空間データ・セットでもよい）を収集した後で、ｋ空間の空間周波数データ・セットの様々な部分からｋ空間データを抽出することによってｋ空間内で空間周波数フィルタリングされる。詳細には、ｋ空間のベースライン低周波数サブセットが抽出され、またｋ空間データの高周波数の高調波含有部分が抽出される（例えば、ベースライン・ストリップ（strip）の上に位置するｋ空間のストリップとｋ空間上のベースラインの下に位置するデータのストリップとのような、ｋ空間の２つの他の隣接領域から抽出される）。ｋ空間データが既に空間周波数領域内にあるので、周波数フィルタリング関数を実際に実行するために、抽出は、ｋ空間（鋭いか又は重み形成されたエッジを有する可能性がある）内のストリップ又は長方形／正方形（又は、他の形状）の窓に関して行われてもよい。
【００５１】
次に、周波数フィルタリングされたｋ空間抽出データは、空間領域に変換するために２次元フーリエ変換され。それにより少なくとも２セットの空間領域データが提供され（各データ・ポイントごとに絶対値だけを利用することによって、高調波の高周波数データを有効に復調し、値のセットを定義する「包絡線」にすることができる）、１セットの空間領域データは、低周波数成分を表わし、他の２セットの空間領域データは、高周波数の復調成分（例えば、ｋ空間内のベースライン成分の上（及び／又は下）に位置する）を表わす。
【００５２】
得られた空間領域データの全てのセットの絶対値が画素ごとに加算することにより、ピーク、すなわち「上側」信号の絶対値の包絡線値のマップが提供される。同様に、ベースライン絶対値セットから画素ごとに減算された場合、高調波絶対値セットにより、谷すなわち「下側」信号の絶対値の包絡線値のマップが提供される。
【００５３】
そのような最小画素値と最大画素値とを決定した後で、画素ごとに「タグ深さ（tag depth）」比率データ・セットを生成してもよく、例えば、各画素のタグ深さ比率データは、ＴＤ＝（最小値／最大値）であり、最小値は、下側の絶対値データ・セット値であり、最大値は、上側の絶対値データ・セット値である。次に、タグ深さ比率値の逆余弦（ｃｏｓ-1ＴＤ）を画素ごとに計算して、実効タグ章動フリップ角（effective tag nutation flip angle）θのＢ１マップを提供してもよい。当然ながら、実効章動フリップ角θが既知の場合は、対応するＢ１磁場強度を、既知の式に基づいて計算して実効Ｂ１磁場強度のＢ１マップを提供してもよい。当然ながら、実効章動フリップ角θのＢ１マップ又は実効磁場強度Ｂ１のＢ１マップは、そのような値をθ又はＢ１の所望の公称値と比例させて正規化Ｂ１磁場強度やフリップ角θのマップを提供することによって正規化されてもよい。
【００５４】
これらのタイプのＢ１マップはいずれも、当然ながら、視覚的観察／利用（例えば、ＭＲＩシステム変更を設計したりＭＲＩ画像を定量化したりする際、そのようなＭＲＩ画像を「修正する」又は「補正する」等）のために画面又はプリンタ上に表示されてもよい。
【００５５】
この例示的な実施形態の幾つかの利点は、次の通りである。
【００５６】
・タグ付きデータによるピーク及び谷の画像領域検出と比較して、例示的プロセスは、単一比率内で且つ領域内のＢ１の単一決定で利用される不均質なベースライン信号から誤差を低減又は除去する。
【００５７】
・例示的プロセスは、ピーク（又は谷）の位置が画素の中央に位置しない場合、ピークの実際の高さ（又は、谷の実際の最低値）を決定するための局所的なフィッティングを不要にする。修正されない場合、これにより、通常、ピークと谷との間の信号レベル差が過小評価されることになる。従って、Ｂ１レベルとフリップ角θとの過小評価の元となるバイアスが生じる。
【００５８】
・例示的プロセスは、有限範囲の画素内にタギング波形の部分平均があるときに生じる可能性のあるバイアスを除去する。
【００５９】
・例示的プロセスは、人間の動きによる不整合を除去する方法として、真のシングル・ショット読出しに適用可能である（例えば、１００ミリ秒よりはるかに小さい時間分解能を得ることができる）。
【００６０】
・例示的プロセスは、呼吸動アーチファクトの影響を受けにくくするために、息を止めた状態で容易に利用することができる。
【００６１】
・主な収集方法を変更して種々のパルス・シーケンスを利用することができるので、幅広い分解能とＭＲＩパラメータに対する高い感度が得られ、即ち、空間分解能が高く、感度が高く、又は動きの影響の受けにくいシーケンスを選択することができる。
【００６２】
・例示的プロセスは、脂肪を含む種々の組織タイプの存在下において利用することができる。
【００６３】
・例示的プロセスは、完全に自動化されており、Ｔ１マップ、オフ共鳴マップ（off resonance map）、Ｔ２又はＴ２*の推定値等の補助入力を必要としない。
【００６４】
・例示的プロセスは、利用可能な信号分析範囲を完全タギング角度９０°より大きくしなくても、高いダイナミック・レンジを有する。例えば、１つの収集で、２０°〜８０°の範囲のフリップ角を収集することができる（即ち、４倍〜１倍のダイナミック・レンジ）。
【００６５】
・例示的プロセスは、優れたフィルタリングの結果としてノイズの多い画像の影響を受けにくい。
【００６６】
・例示的プロセスは、必要に応じて、高い空間分解能を実現する能力を有する（他の幾つかの方法では３２ｘ３２以下のマップは珍しいことではない）。
【００６７】
・例示的プロセスは、タグ・ラインが潜在的により接近しているという点で、タグ・ラインの画像領域ベース分析（image-domain-based analysis）でより高い解像度を可能にする。フィルタリング・ステップ、即ち変調部分の包絡線を生成するステップは、一般に、Ｂ１マップに、ほぼタグ・ラインの間隔のぼやけ又は解像度の低下をもたらす。従って、例えば５〜１０画素／サイクルと比べて、２、３又は４画素／サイクル等のより狭いタグ・ライン間隔で、より高い解像度のＢ１マップが得られる。
【００６８】
例示的な実施形態の以上その他の目的及び利点は、添付図面と関連して行われる以下のより詳細な説明から明らかになるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００６９】
【図１】例示的な実施形態を実施するように構成されたＭＲＩシステムの概略全体図。
【図２】例示的な実施形態で利用するための空間タグ付きｋ空間データを収集するために次のＭＲイメージング・シーケンスと関連して利用されるプレシーケンスの概略図。
【図３】ｋ空間に対する空間周波数領域フィルタリングを利用するＭＲＩシステムにおけるＢ１マッピングのための例示的な実施形態に利用される例示的プロセスの比較的高レベルの概略図。
【図４】図１に示したＭＲＩシステムの例示的な実施形態で利用されることがあるプロセス制御プログラム・コード構造のより詳細なフローチャート。
【図５】代替の実施形態で利用されるｋ空間フィルタリングの概略図。
【図６】代替の実施形態で利用されるｋ空間周波数フィルタリングの概略図。
【図７ａ】様々なタギング・プレパルス・シーケンスを有する第１と第２のデータ収集サイクルとその後の得られたｋ空間データ・セットの組み合わせを利用して、改善された「開始」ｋ空間データ・セットを生成する１実施形態の概略図。
【図７ｂ】様々なタギング・プレパルス・シーケンスを有する第１と第２のデータ収集サイクルとその後の得られたｋ空間データ・セットの組み合わせを利用して、改善された「開始」ｋ空間データ・セットを生成する１実施形態の概略図。
【図７ｃ】様々なタギング・プレパルス・シーケンスを有する第１と第２のデータ収集サイクルとその後の得られたｋ空間データ・セットの組み合わせを利用して、改善された「開始」ｋ空間データ・セットを生成する１実施形態の概略図。
【図７ｄ】様々なタギング・プレパルス・シーケンスを有する第１と第２のデータ収集サイクルとその後の得られたｋ空間データ・セットの組み合わせを利用して、改善された「開始」ｋ空間データ・セットを生成する１実施形態の概略図。
【図８】プレパルス・タギング・シーケンスの利用により視認可能な空間変調タギング・ラインが重ね合わされた人間の骨盤の画像。
【図９】図８のタギング画像から生成されたＢ１マップ。
【図１０】人間の骨盤全体にわたるＢ１実効絶対値の変化を示す等高線が重ねられた図９からの正規化Ｂ１マップ。
【発明を実施するための形態】
【００７０】
図１に示されるＭＲＩシステムは、ガントリ１０（概略断面図で示される）と、ガントリ１０と接続された種々の関連システム構成要素２０とを含む。少なくともガントリ１０は、典型的には、遮蔽室内に配置される。図１に示した１つのＭＲＩシステムジオメトリは、静磁場Ｂ0磁石１２と、Ｇx、Ｇy、及びＧz傾斜磁場コイル・セット１４と、ＲＦコイル組立品１６とからなる略共軸円筒状の配置を含む構成要素のこの円筒状配列の水平軸に沿って、患者台１１に支持された患者９の頭部を実質的に包含するようにイメージング・ボリューム１８が示される。
【００７１】
ＭＲＩシステム制御部２２は、ディスプレイ２４、キーボード２６、及びプリンタ２８に接続された入出力ポートを有する。ディスプレイ２４は、タッチスクリーンの種類のものでよく、従って、制御入力も提供することができる。
【００７２】
ＭＲＩシステム制御部２２は、ＭＲＩシーケンス制御部３０と接続されている。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｇx、Ｇy、及びＧz傾斜磁場コイル駆動部３２と、並びに高周波送信部３４と、送信／受信スイッチ３６とを制御する（同じ高周波コイルが送信と受信との両方に利用される場合）。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＭＲＩシーケンス制御部３０の能力内で既に利用可能な他の（例えば、従来の）ＭＲＩシーケンスと関連して空間変調プレシーケンス（例えば、ＳＰＡＭＭやＤＡＮＴＥ）を実施するのに適したプログラム・コード構造３８を含む。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、これらプログラム・コード構造３８に従って、高周波パルス及び変調傾斜磁場を標識化パルス（タギング・パルス）として印可して撮像対象のイメージングを実行する。高周波パルス及び変調傾斜磁場は、例えば、ＳＰＡＭＭシーケンスやＤＡＮＴＥシーケンスに含まれる。このようにＭＲＩシーケンス制御部３０は、イメージング手段を有する。
【００７３】
ＭＲＩシステム２０は、高周波受信部４０を含む。高周波受信部４０は、ＭＲＩデータ処理部４２にＭＲＩデータ信号を提供する。ＭＲＩデータ処理部４２は、ＭＲＩデータ信号に基づいて画像のデータを再構成する。ＭＲＩデータ処理部４２は、再構成された画像のデータをディスプレイ２４に送信する。また、ＭＲＩデータ処理部４２は、Ｂ１マップ・プログラム・コード構造４４とＢ１マップ・メモリ４６（例えば、例示的な実施形態に従った処理から得られたＢ１マップ・データとＢ１マップ・プログラム・コード構造４４とを記憶するための）にアクセスするように構成される。ＭＲＩデータ処理部４２は、画像又は画像のｋ空間に逆変換したデータに基づいて、送信高周波パルスに関するＢ１マップを計算する。Ｂ１マップは、送信高周波パルス等により形成されるＢ１磁場の空間分布を表す。ＭＲＩデータ処理部４２は、Ｂ１マップを計算するために、画像又は画像のｋ空間に逆変換したデータのうちの標識化された部分において基準値との差分を計算する。このようにＭＲＩデータ処理部４２は、画像の再構成手段とＢ１マップの計算手段とを有する。
【００７４】
図１には、また、ＭＲＩシステム・プログラム記憶部５０も概略的に示されており、記憶されたプログラム・コード構造（例えば、空間周波数領域分析に基づくＢ１マッピングのための）は、ＭＲＩシステムの種々のデータ処理構成要素にアクセス可能なコンピュータ読み取り可能な記憶媒体に記憶される。当業者が理解するように、プログラム記憶部５０は、セグメント化され、少なくとも１部分は、通常動作でそのような記憶プログラム・コード構造の最も早急な必要性を有するシステム２０の処理コンピュータの異なる構成要素に直接接続されてもよい（即ち、共通に記憶されＭＲＩシステム制御部２２に直接接続されるのではなく）。
【００７５】
実際には、当業者が理解するように、図１は、以下で述べる例示的な実施形態を実現するために幾つかの変形を有する典型的なＭＲＩシステムの極めて高度な簡略図である。システム構成要素は、様々な論理集合又は「ボックス（boxes）」に分割され、一般に、多数のデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、マイクロプロセッサ、専用処理回路（例えば、高速Ａ／Ｄ変換、高速フーリエ変換、アレイ処理等）を含む。これらのプロセッサはそれぞれ、典型的に、クロック動作する「状態マシン」である。物理データ処理回路は、各クロック・サイクルの発生（又は、所定数のクロック・サイクル）に基づいてある物理状態から他の物理状態に移る。
【００７６】
そのようなシステムの動作中に、処理回路（例えば、ＣＰＵ、レジスタ、バッファ、演算装置等）の物理状態は、動作の過程であるクロック・サイクルから他のクロック・サイクルに徐々に変化するだけでなく、関連するデータ記憶媒体の物理状態（例えば、磁気記憶媒体内のビット記憶場所）は、このようなシステムの動作過程において、ある状態から他の状態に変換される。例えば、Ｂ１マッピング・プロセスの終わりに、物理記憶媒体内のコンピュータ読み取り可能でアクセス可能なデータ値記憶位置の配列は、ある先行状態（例えば、全て一様に「０」値又は全て「１」値）から新しい状態に変換される。そのような配列の物理的位置の物理状態は、最小値と最大値との間で変化し、実世界の物理イベント及び状態（例えば、イメージング・ボリューム空間全体の高周波アンテナ／コイルの感度マップ）を提示する。当業者が理解するように、そのような記憶データ値配列は、命令レジスタにロードされ、ＭＲＩシステム２０の１つ又は複数のＣＰＵによって実行されたとき、ＭＲＩシステム内で特定のシーケンスの動作状態を引き起こし遷移させるコンピュータ制御プログラム・コードの特定の構造のような物理的構造を表し構成する。
【００７７】
以下に述べる例示的な実施形態は、収集をし、タギング・パルスからの強度変調を有する画像からのＢ１マップを計算する優れた方法である。
【００７８】
収集された単一画像には空間変調がかけられる。変調の空間周波数は既知である。変調の振幅は、高周波パルスの強度に依存し、従って空間Ｂ１磁場（送信磁場）に依存する。これらのスキャンの生ＭＲデータ（ｋ空間データ）は、画像の非変調（即ち、低周波ベースバンド）部分を生成する中央部分を含む。
【００７９】
好ましい実施形態において、ｋ空間データは、（逆）２ＤＦＴと複素画像の絶対値の利用とを含む通常の方法で空間領域上の画像に再構成される。次に、更に他の（順）２ＤＦＴを利用して、ｋ空間データを、画像の高周波数変調成分を生成するシフト・レプリカ（shifted replicas）を含むｋ空間上の空間周波数領域に戻す。単純なウィンドウイング（windowing：窓を掛けること）操作は、変調成分と非変調成分とを分離する（ｋ空間上で）。ｋ空間データは、信号の「低域通過」非変調部分と、正の空間周波数を有する「高域通過」変調部分と、負の空間周波数を有する「高域通過」変調部分とを含む。次に、各部分（２つの変調部分と１つの非変調部分）は、個々に画像領域に変換される。複素量の（画像領域上の）絶対値の利用により、変調部分が復調される。これらの寄与を「変調−非変調」部分と呼ぶように選択することがある。次に、これらの部分の和と差とにより、最大信号包絡線と最小信号包絡線とのロバスト・マップ（robust map）が生成される。非変調部分と変調−非変調部分との和により、ピーク包絡線（peak envelope）が生成される。非変調部分から変調−非変調部分の差により、谷包絡線（trough envelope）が生成される。これらの生成された包絡線は、画像領域内の定量化ピーク及び谷より正確である。この方法は、臨床的なスキャニングアプリケーションにおいて、必要に応じてキャリブレーション又はプレスキャンに利用できるほど高速である。
【００８０】
ｋ空間上でのフィルタリングは、データに、例えば２つ、３つ（又はそれより多い）の窓関数を乗算することによって行うことができる。ｋ空間の中心（即ち、直流成分）上に第１の窓（低域通過用）を配置することができる。もしくは、ｋ空間データを探索し、最高ピークを有する位置を検出し、その位置を低域通過窓の中心として利用することが可能である。
【００８１】
少なくとも１つの高域通過窓（例えば、例示的な実施形態において２つであり、１つは正の空間周波数用、もう一つは負の空間周波数用）を適用する位置は、幾つかの方法のうちのどの方法で決定することもできる。２つの高周波タギング・パルス間で利用される傾斜磁場パルスの領域にラーモア周波数を乗算して、ｋ空間距離をサイクル／センチメートル等の単位で得ることができる。この距離とイメージングＦＯＶの情報とを利用して、多数のサンプルに関して距離を決定することができる（例えば、限界ナイキスト・サンプリング・レートを推定する）。例えば、勾配領域があるために６ミリメートルごとに累積位相が１サイクルになり、イメージングＦＯＶが２４センチメートルの場合は、画像全体にわたる４０サイクルの変調になる。従って、フーリエ・シフト原理によって、変調部分は、非変調低域通過中央データ（unmodulated low-pass central data）の片側に４０サンプル分ずらされる。従って、１つのｋ空間データのコピー（copy）に、ある方向に４０指数分ずらされた窓を掛け、ｋ空間データの他のコピーに、全く同じであるが中心から反対方向に４０指数ずらされた窓を掛ける。特定の窓関数は、信号処理とＭＲＩとにおいて周知のハニング（Hanning）関数、ハミング（Hamming）関数、ガウス（Gaussian）関数、カイザー・ブラックマン（Kaiser-Blackman）関数、フェルミ（Fermi）関数などの様々な形態のいずれでもよい。勾配パラメータとシーケンス・パラメータとからシフトを計算する他の方法は、ｋ空間データを探索し、それらの補助ピークの位置を検出することである。
【００８２】
ｋ空間上のウィンドウイング操作により、一種のフィルタリングが行われてノイズが減少し、ピークの信号と谷の信号とを適切に決定することができる。しかし、非変調−変調画像領域データと低域通過非変調データとのわずかな振動が除去され、全ての画素で有意味な値を有するという事実から、より大きな利点が生じる。信号のない領域は、ほぼゼロの値を有する。従って、同じ画素において２つの成分の比率を構成することができる。前に谷であった画素で、同じ位置におけるピークの妥当な推定値となる補間値又はフィッティング値になるものが得られるようになる。前は単にピークであった画素では、同様に、利用可能な推定値の谷を有することになる。また、ピークと谷との間で、ピークと谷との両方に対する高品質のフィッティングを有する。これにより、ピーク位置から谷位置まで移動されたときの組織信号の変化から生じる誤差の主要因が除去される。これにより、ＭＲＩ組織特性が変化する領域内のＢ１マップの品質が大幅に改善される。
【００８３】
次のステップは、画素毎に最大信号に対する最小信号の比率を求めることである。この比率を「タグ深さ」と呼ぶ。タグ深さは、１に近い値の場合、全タギング高周波角度によるほぼ完全な黒（飽和）を示す。全タギング高周波角度は、タグ深さＴＤ＝最小値／最大値の逆余弦関数（アークコサイン）、すなわちｃｏｓ-1をとることによって決定される。最小値が最大値に近い場合、ＴＤは、１よりわずかに小さく、タギング効果は、ほとんど無い。最小値がゼロに近い場合、ＴＤは、小さく、印加されたタギングの効果は、１００％の飽和に近い。
【００８４】
任意に、代替的な計測が記憶又は表示のために発生される。例えば、（１−ｍｉｎ／ｍａｘ）と規定される「タギング効率」は、人間にとって理解しやすいであろう。「タギング効率」が１．０に近い場合、高度に効果的なタギング飽和を表し、０．０に近い場合、完全に無力なタギングを表す。
【００８５】
Ｂ１磁場は、幾つかの表現のうちのいずれでも保存することができる。各画素における値を実効送信高周波磁場の磁場強度として表現するのが適切である。もしくは、特定のパルス又は全タギング高周波パルスのフリップ角を示すことが適切である。
【００８６】
Ｂ１マップの他の好ましい表現は、シーケンスにおいて特定された公称値によって正規化された実際の局所値を示す比率を構成することである。この比率は、傾き角度間、Ｂ１磁場強度間等で構成されてもよい。このような表現では、１．０を超える値は「オーバーチッピング（over-tipping）」を示し、１．０が理想値であり、１．０より低い値は「アンダーチッピング（under-tipping）」を示す。このような表現は、Ｂ１  Ｔｘ磁場の空間変化を含むだけでなく、キャリブレーション又はシステム利得誤差の影響も取得するので役立つことがある。これは、起こり得るキャリブレーションのずれや送信利得等を含むＭＲシステム送信高周波全体を特徴付ける。
【００８７】
無理のない範囲内で、バイアスの原因を最小限にするために、タギングから励起パルスまでの時間は、特に材料のＴ１値に比べて短く維持されなければならず、タグ付けされた核のＴ１緩和は、振幅を過小評価させ、Ｂ１値も過小評価させる可能性がある。同様に、それぞれのタギング・パルスの持続期間は、短く維持されなければならず、さもなければパルス中のオフ共鳴によって異なる実効傾き角度が生じる可能性がある。詳細には、オフ共鳴は、バイアスを発生させ、高周波パルス角度とＢ１とを過小評価させることがある。
【００８８】
図２は、ＳＰＡＭＭプレシーケンスが従来のＭＲイメージング・シーケンスより先にある典型的なデータ収集シーケンスを示す。この特定の例では、２つの３０°高周波章動パルスが、イメージング・ボリューム内に送信され、それらの高周波章動パルスの間にＳＰＡＭＭ傾斜磁場パルスが挟まれる。空間変調周波数は、タギング勾配の積分に比例する。また、プレシーケンス後に及び従来のＭＲイメージング・シーケンスが始まる前に、オプションのスポイラ・パルスが利用されてもよい。従来のＭＲイメージング・シーケンスの際に後で受信高周波信号が生じることを理解されるであろう。しかしながら、これらの信号は、図２に示されたプレシーケンスにより空間変調されることになる。図２の例では、ＳＰＡＭＭ空間エンコード（即ち、「タギング」）傾斜磁場パルスは、Ｇy（典型的には、従来のＭＲイメージング・シーケンスにおける位相エンコード傾斜磁場）を利用して印加されているが、この傾斜磁場パルスは、（図２に括弧内に示された）Ｇx傾斜磁場を介して印加されてもよい。スポイラ・パルスは、Ｇx、Ｇy、又はＧzのいずれによって提供されてもよい。一般に、Ｇzは、従来のＭＲイメージング・シーケンスにおける次の高周波励起パルス中の「スライス選択」傾斜磁場として利用され、一方、Ｇxは、読み出し高周波信号をｘ空間次元で周波数エンコードするために、例えば時間領域内の高周波エコー応答の読み出し中に印加される。
【００８９】
図３は、例示的プロセスの高度な概略図である。この場合、３００において、ｋ空間ＭＲ画像データは、余弦関数状の空間変調により得られる（例えば、前述のようにプレシーケンス中に利用されるタギング傾斜磁場によって決定される空間周波数ｋfで）。
【００９０】
前に示したように、元の収集ｋ空間データを２回２次元フーリエ変換して、この実施形態に従って周波数フィルタリング操作が実行される前に「開始」ｋ空間データ・セットを生成することによって、幾つかの利点が得られる。
【００９１】
図３の右側に示したように、空間領域上の１列のｋ空間データは、空間周波数ｋfの変調に重ね合わされる。
【００９２】
次に、「開始」ｋ空間データ・セットは、３１０、３２０において周波数フィルタリングされ、空間領域に変換される（例えば、２ＤＦＴによって）。フィルタ・バンク３１０は、絶対値出力Ｌを提供する低域フィルタであり、フィルタ・バンク３２０は、通過帯域が±ｋfの低域フィルタ・バンクの上と下とにある高帯域通過フィルタである。次に、フィルタリングされた高い通過帯域の空間領域データ・セット（例えば、ベースバンド信号の高調波に基づく）は、３３０において復調され（例えば、複素値の絶対値を利用することによって）、１対の高周波数包絡線＋Ｅと−Ｅとが提供される。これら出力を示すために、図３の右側に、空間領域内の画像全体にわたる例示的な１列のデータの概略図を示す。
【００９３】
３４０において、平滑化された「上側」曲線（Ｌ＋Ｅ）が得られ、３５０において、平滑化された「下側」曲線（Ｌ−Ｅ）が得られる。この場合も、図３の右側に、空間領域内の画像全体にわたる１列のデータを示す。
【００９４】
３６０において、各画素において「下側」データの絶対値と「上側」データの絶対値との比率をとることによって、タグ深さ比率Ｒを計算することができる。次に、３７０において、逆三角関数を利用することによって、このタグ深さ率を実効章動高周波パルス角度θ（Ｂ１磁場強度に比例する）に変換することができる。例えば、量Ｌ／Ｕを逆余弦関数に組み込むことにより、θを計算することができる。当然ながら、θをＢ１磁場強度に変換することができる。またθ値とＢ１値とのいずれか又は両方は、元のプレパルス章動変調に利用される公称期待制御値（nominal expected control values）に対して正規化されうる。
【００９５】
最後に、３８０において、得られたθ、Ｂ１マップ・データを表示するか、機械読み取りアクセス可能な記憶媒体に記憶するか、或いは診断画像（おそらく、Ｂ１マップ・データの導出の際にあった全く同じ患者の解剖のための）を補正するために他の方法（例えば、記憶データから取り出すことによって）で利用することができる。
【００９６】
図４に、図１のＭＲＩシステムのより詳細なプログラム・コード構造を示す。ここで、Ｂ１マッピング・プロセスを選択した場合、プロセスは、４００から始まる。その後、４０２で、空間変調でタグ付けされた少なくとも１セットのｋ空間データが収集される。例えば、このｋ空間データは、既知の空間変調周波数ｆmで収集される。様々なサイズのｋ空間データ配列を利用することができるが（例えば、３２×３２、６４×６４、１２８×１２８等）、仮説的な例として、ｆmが２ｃｍごと又は０．５ｃｍ-1に１サイクルになるように仮定されてもよい。また、ｋ空間アレイが、イメージング・ボリュームの２５６ｍｍ四方のスライスを包含する１２８×１２８点列であるとする。これは、約０．２ｃｍ／画素の解像度に等しい。このことは、１センチメートル当たり約５ラインの空間変調があり、またｋ空間の原点（即ち、ｋ空間の中心でｋx＝０とｋy＝０）に現われるベースバンド信号の高調波間の全距離が約１２．８個のｋ空間データ点であることを意味する。この例において、次に、約１２ラインの幅で中間「ゼロ」ラインに中央があるｋ空間のベースバンド・ストリップは、ｋ空間のベースライン低周波数フィルタリング部分を構成することになる。次に、約１２ライン幅のベースライン・ストリップのすぐ上の類似サイズのストリップが、ｋ空間の高域通過「正」フィルタ区域を構成し、ｋ空間全体にわたるベースラインのすぐ下にある類似の１２ライン区域又はストリップは、高域通過「負」周波数フィルタ通過帯域を構成する。
【００９７】
当業者が理解するように、他の状況では、変数は、ｋ空間全体が３つに分割され、３つのうちの中間が、ベースバンド低域通過周波数成分であり、３つのうちの上側と下側とがそれぞれ正と負との高帯域通過フィルタリングされた成分であるように選択されてもよい。
【００９８】
必要に応じて、４０４において、ＭＲＩシステム変数を補正したいか否かの判定ポイントが挿入されてもよく、４０６において元のｋ空間データに空間領域への最初の２次元フーリエ変換を実行し、次に、適切な「開始」ｋ空間データ・セットに達する前に４０８において空間領域から周波数領域への第２の２次元フーリエ変換が実行される。当然ながら、当業者が理解するように、これは、ユーザ制御判定ポイント４０４を提供せずに、常に自動的に行われるか、あるいは決して行われなくてもよい。
【００９９】
次に、該当する所望の「開始」ｋ空間データは、周波数フィルタリングされ、少なくとも３つの部分、即ち、低域通過ベースライン部分＝ＬＰ、高域通過正変調部分＝ＨＰ＋、及び高域通負変調部分＝ＨＰ−に分割される。
【０１００】
ｋ空間データの各周波数フィルタ（例えば、抽出された部分）は、２次元フーリエ変換されて空間領域に戻され、それぞれ４１２、４１４、及び４１６において空間領域値の絶対値のみを利用することによって復調される。
【０１０１】
その後、４１８において、画素ごとに、３つのフィルタリングされたサブセットがすべて加算されてピーク又は最大信号包絡線値のマップが提供される。４２０において、低域通過ベースライン絶対値と高域通過側帯波の和との差が取られて、谷又は最小信号包絡線値の画素ごとのマップが提供される。
【０１０２】
その後、４２２において、画素ごとにタグ付き深さ値が計算される。タグ付き深さ値は、最終的に逆余弦関数と共に利用されるように設計されたこの例示的な実施形態において、最小値／最大値で計算される。各画素において、このタグ付き深さ値は、最大値に対する最小値の比率を得ることを要する。
【０１０３】
その後、この例示的な実施形態では、４２４において、タグ付き深さ値の逆余弦関数を画素毎に計算し、画素毎の実効高周波フリップ・パルス角θを導出し、フリップ角θ値のマップを提供する。必要に応じて、４２６において、周知の式を利用して、θ値がＢ１磁場強度値に変換されてもよい。
【０１０４】
更に、必要に応じて、４２８において、正規化されたθやＢ１マップ値が生成されてもよい。次に、必要に応じて、４３０において、そのようなθやＢ１マップ値のいずれか又は全てが、記憶されたり、表示されたり、印刷されたりする。当業者によって理解されるように、４３２において、そのようなマップ値を利用して、ＭＲＩシステムからの診断画像（おそらくＢ１マップを生成するために利用された患者と全く同じ患者からの）を補正したりＭＲＩシステム等に対する改善を設計したりすることができる。４３４において、このルーチンが終了される。また図４に概略的に示すように、プログラム・コード構造は、多くの所望のポイント（例えば、４３６，４３８，４４０，４４２、又は４４４）に選択的な出口（又は、所望のタイプのマッピングへのジャンプ）を有するように構成されてもよい。
【０１０５】
幾つかの改良（以下の１〜１５Ｅとして列挙した）は、Ｂ１マッピングの全体の性能を高める方法として、収集パルス・シーケンスの最適化を提供することができる。狭義には、例示的な実施形態は、主に、処理及び分析プロセスである。しかし、広義には、幾つかのケースでは、処理と改良された収集とを組み合わせることによって方法全体を改善することができ、収集の改良は、本明細書で望まれる例示的な実施形態とともに利用する以外には特別の意味を持たない場合がある。
【０１０６】
改良１：より高い高調波の条件は、より複雑な変調への適合に利用されうる。これは、高周波タギング・パルス振幅のダイナミック・レンジを、絶対値画像再構成と９０°未満の高周波振幅のタグとに関連付けられた正弦波状のパターンよりも拡張することができる。Ｂｅｒｎｓｔｅｉｎ、Ｋｉｎｇ、及びＺｈｏｕの文献には、様々なタグ・ライン・パターンが示されている。例えば、タギング・パルスのダイナミック・レンジを拡張するために、変調パターンの最初の２つ、３つ、又は４つのフーリエ成分が、全タグ高周波角度に応じてどのように変化すると期待されるかを示すことによって、タギングの形状を特徴付けることができる。次に、複数の高調波を個別にウィンドウイングし再構成することができる。そして最終的に、画素のデータと最も厳密に一致する成分の期待比率を有するタギング角度を選択することができる。
【０１０７】
改良２：ＳＰＡＭＭのようなタギング・プレパルス内の成分高周波パルス間のタイム・シフトを抑制することができ、その結果、脂肪と水とのオフ共鳴差に対するタグ・ラインのシフトは、実質的に、これらの種の間で１位相サイクルが生じるのに必要な時間周期の倍数である。例えば、３Ｔで、タギング・プレパルスは、あるパルスの中心から次のパルスの中心までの遅延が約２．３ミリ秒になるように時間設定された２つのパルスによって生成されてもよい。この時間増分は、他のＭＲＩパルス・シーケンスでは、「脂肪−水間同相エコー時間（fat-water in-phase echo time）」として知られる。その理由は、脂肪信号でのストライプの位置と水信号でのストライプの位置とが同じであり、脂肪と水との境界界面を横切るときに高周波タギング・パターンのわずかなシフトが起こらないからである。これにより、変調成分のフィルタリングと分離とがより頑強になる。
【０１０８】
改良３：タギング後にエコー・トレイン式読出し法［ＥＰＩ，ＦＳＥ，ＦＡＳＥ］が適用された場合、エコー・トレインの振幅減衰変調の影響を考慮しなければならない。振幅減衰の影響は、各レプリカント（replicant）で同一でなければならない。他の状況では、様々な信号成分が、振幅減衰の様々な部分の中心に位置する場合、様々なレプリカントが異なるＴ２減衰を有することになり、その振幅は、誤差やバイアスなしに比率内でそのまま利用されない可能性がある。従って、レプリカントのシフト方向は、ｋ空間の読出し方向に生じるはずである。
【０１０９】
改良４：上述のｋ空間データのフィルタリングは一方向に行われる。得られるＢ１マップは、その方向に制限された空間分解能を有する。しかしながら、画像内の反対方向で、より高い空間分解能が得られることがある。フィルタリングは、２つの方向の収集と結合（merging）とを含むことができ、その１つは、エッジに略水平な方向（horizontal edge direction）で優れた分解能を達成し、他方は、エッジに略垂直な方向（vertical edge direction）近くで優れた分解能を達成する。
【０１１０】
改良５：完全回復を待つことなく２つの励起が必要とされる場合、これは、９０°シフトされた（又は、タグ間隔がシフトされた）異なるスペーシング・タグ方向（spacing tag orientation）で収集することによって行われることがある。第１セットのタグが完全には回復されていないことがあるが、この第１セットは、第２セットのタグをフィルタリングし分離するために利用される窓（Ｋ空間内）の外にある場合は無視することができる。
【０１１１】
改良６Ａ：符号付き又は複素画像入力を利用してもよい（即ち、複素信号の通常の絶対値再構成ではなく）。次に、タギング・パターンの第１の正弦高調波の単純なｋ空間フィルタリングを利用しながら、ダイナミック・レンジを高めるために変調範囲が９０°全タギング角度を超えてもよい。
【０１１２】
改良６Ｂ：利用される空間領域画像が複素数ではなく、絶対値又は実数の場合、空間データは、エルミート対称であることを明記しておく。正及び負の周波数でのシフト周波数帯域は、ｋ空間の中心についての反射と複素共役とに関係しているという事実を直接的に利用する。従って、正のシフトされた周波数帯域のみをウィンドウイングし、それに２ＤＦＴを実行し、２ＤＦＴの結果の実数部分に２を乗算することによって等価なシフトされた周波数の結果を発生するような、交番等価演算（alternate equivalent operations）を実行することが可能である。フーリエ変換の基礎的な数学特性から導出されるこれらの変形例は、当業者によりよく知られている。
【０１１３】
改良６Ｃ：利用される画像が複素数の場合、正及び負方向にシフトされた周波数の両方の代わりに、シフトされた周波数側波帯の１つを扱うことも可能である。一例として、１つの側波帯を利用することが可能である。空間領域上での２ＤＦＴの結果に生じるアーチファクト又は劣化を受け入れながら、１つの側帯波を利用し、正周波数の高調波又は負周波数の高調波の何れかを利用し、それらの寄与の２倍波（double its contribution）を利用し、そしてシフトされた周波数側波帯を全く利用しないということも可能である。アーチファクトを低減するために、部分的なデータ・セットの再構成のための既知のＭＲＩ再構成技術を利用することも可能である。例えば、低解像度の位相マップは、主低域通過周波数画像（main low-pass frequency image）から発生されうる。この位相マップは、負の側帯波からの生成物に対応する等価な２ＤＦＴ空間領域画像を合成する場合、修正のために利用されうる。これら種類の方法は、ＭＲの分野においてよく知られており、それらは部分的フーリエ再構成、非対称ｋ空間収集、共役対称再構成等としてよく知られている。
【０１１４】
改良７：身体の外側等の大きなエッジで、高域通過部分と低域通過部分とを区別する点広がり問題が生じることがある。これにより、そのような領域内でフリップ角又はＢ１のデータの計算精度が低下することがある。同様に、これは、空信号近くで生じることがある。処理の１つのステップは、極めて低い信号、極めて大きい信号勾配、又はこれらの両方の領域を識別するマスクを生成することである。次にエロージョン演算子（erosion operator）は、より大きな誤差を有しうるＢ１マップ内のエッジ領域を除去するために、マスク画像上で利用されうる。
【０１１５】
改良８：Ｂ１のマップの他に、ρ等の補助マップを生成してもよく、ρの閾値処理によってマスクを生成してもよく、その結果、Ｂ１マップを利用する演算の後、どの画素にＢ１の適切な推定値が生成され、どの画素に有用な推定値がないかが分かる。
【０１１６】
改良９：この方法の拡張によって、別個の高周波送信チャネルの相対振幅や相対位相を決定することができることがある。２つの送信コイルを有するシステムを想定する。収集パルス・シーケンスを２又は３回繰り返すことができる。第１の繰返しで、両方の高周波タギング・パルスに単一の送信コイル又はチャネルが利用されることがある。第２の繰返しで、２つの高周波タギング・パルスを適用することができ、１つのコイルは、タギング対の第１のパルスを送信するために利用され、他のコイルは、タギング対の第２の高周波パルスを送信するために利用され、それぞれのマップから変調（高域通過）成分の位相感度マップを生成することができる。
【０１１７】
必要に応じて、第２のコイルが両方のパルスに利用される第３の繰返しを実行することができる。２つのマップの基本位相差から、２つの送信コイルの相対位相差を計算することができる。より多数のコイルへの拡張等の多くの異なる類似の代替案を想像することは当業者にとって容易に違いない。
【０１１８】
改良１０：２パルスＳＰＡＭＭ以外のタギング構造を利用することができる（但し、２パルスＳＰＡＭＭから生じる正弦波変調は、ｋ空間内のフィルタリング及び復調の特に容易なケースに対応する）。詳細には、局所的に実質的に周期的な構造を有するどのパターンも、ｋ空間内のフィルタリングと分離との候補でなければならない。
【０１１９】
改良１１：処理のための本明細書における例の図は、絶対値画像で始まり、次に必要に応じてｋ空間データ表現に戻す逆変換を実行するプロセスを示す。これは、生成物の再構成（１つの例は、複数のレシーバ・コイルからのデータの組み合わせ）において実行される補助機能の利用を暗黙的に可能にするような特定の実際的な利点を有する。しかしながら、フィルタリング前に画像領域との間で変換する必要はない。代替案は、順変換と逆変換とを最初に実行することなく、収集した生のｋ空間データに窓フィルタリングと分離とを直接適用することである。
【０１２０】
改良１２Ａ：この方法のイメージング読出しに適切な選択はシングル・ショット収集である（例えば、シングル・ショットＥＰＩ、又はシングル・ショットＦＳＥ、又はＴｏｓｈｉｂａ（登録商標）ＭＲアプリケーション・ソフトで利用可能なシングル・ショットＦＡＳＥ）。しかしながら、マルチプルショット・イメージング読出しを利用することも妥当である。マルチプルショット読出しを利用する場合、好ましい実施態様は、タグを再び適用し次のショットを収集する前に信号がタギング・パルスから回復できるようにすることである。例えば、回復時間は、組織内で生じた標準範囲のＴ１の３〜４倍の定数の範囲でよい。この一般的な助言は、任意のタギング分析に当てはまり、ｋ空間フィルタ分析に限定されないことがある。
【０１２１】
改良１２Ｂ：複数のショット又は複数の画像が必要な場合は、各イメージング読出し直後の飽和パルス及びスポイリング・パルスの利用を考えてもよい。これにより、より高速な読出しが可能になり、即ち、タグ・ライン強度に残留バイアス（不均衡な飽和と不完全な回復とから生じるバイアス）が残ることなく、ＴＲ＝Ｔ１より少し速くなる。この一般的な事項は、任意のタギング分析に当てはまり、ｋ空間フィルタ分析に限定されない。
【０１２２】
改良１３：この技術を２次元マップから３次元マップに拡張するとき、ＳＮＲが体動よりも制限されている場合、３ＤＦＴは優れている。代替として、各スライス間でタグが回復するための時間だけ分離された連続的な２ＤＦＴ収集は、体動の制御がＳＮＲより重要な場合、優れたイメージング読出しシーケンスである。この一般的な事項は、任意のタギング分析に当てはまり、ｋ空間フィルタ分析に限定されない。
【０１２３】
改良１４：中央ローブ（central lobe）とシフトされたレプリカントとのウィンドウイングが一次元で行われる場合、ｋ空間の遠隔領域からの高いエネルギーが間違った窓に現われることがある。これにより、Ｂ１マップに階段状パターン又は局所的に重なった「縞模様」を示す対角エッジのようなアーチファクトが生じうる。間違った窓に含まれる信号から相対誤差を減少させる単純な１つの方法は、フィルタ又は窓をｋ空間内の反対方向に適用することである。この結果は、図５に示したような２次元窓又はフィルタである。
【０１２４】
１つのレプリカント・エコーの中心付近において、例えば、変調信号部分からの信号のエネルギーは、他の２つの部分（非変調部分と、周波数が反対符号を有する他の複製部分）のエネルギーよりかなり大きくなる。しかし、ｋ空間内のより遠い距離において、他の部分からの誤差信号は、適正な変調部分からのエネルギーと同等かそれより大きい。従って、これらのより遠い領域は、比較的により誤差に寄与し、重み付けを減少し、又は個別の成分の個別の処理を考慮してはならない。
【０１２５】
誤差を低減する他の方法は、単純に収集するｋ空間のラインの数を減らすことである。
【０１２６】
図５に示したように、主非変調ベースバンド信号５００は、５０２において第１「負」高調波に対して左側にシフトされ、５０４においてｋ空間内の第１高調波変調「正」信号に対して右側にシフトされるように現れる。従って、（丸で囲まれた十字又はプラス記号によって表された）基本ローブのそれぞれから対角線方向に延在するハッシュマークは、５０６において、上側及び下側の側波帯又は高調波から中心窓領域内に拡張することが分かる。従って、この望ましくない影響を減少しやすくするように、５０８において、ｋ空間の完全なストリップではなく２次元窓を利用して、隣り合った側帯波／高調波から妨害リップル（interfering ripples）の少なくとも一部をフィルタリングすることができる。図５において５１０で示したように、ｋ空間内の３つ全ての周波数成分のフィルタリングに、類似の２次元窓（例えば、長方形、正方形、円形等）を利用することができる。
【０１２７】
改良１５Ａ：ある信号成分（即ち、非変調成分、変調正周波数成分、又は変調負周波数成分）からの遠隔ｋ空間信号は、他の成分の主フィルタリング窓内に現われる可能性がある（改良すなわち代替的な実施形態１４でも述べたように）。この信号は、適正な信号成分が追加される一種のベースライン・リップルと見なすことができる。ベースライン・リップルを低減又は除去できれば、アーチファクトは低減又は除去される。次に、「ベースライン」リップルを低減又は除去する４つの技術的方法を説明する。
【０１２８】
１５Ｂ：図６に示したように、ある方向に向けられたタグを有する（例えば、６０２のように、横方向に向けられたＢ１マップではＸ方向に沿ったタギング勾配を有する）１つのタグ付き収集を得て、また、６０４のように平面内の逆方向、即ちＹ方向に沿って向けられたタグを有する第２のタグ付き画像を収集することができる。２つの方向の２つの収集により、４つの位置（即ち、＋ｋｘ、−ｋｘ、＋ｋｙ、−ｋｙ）にあるデータによりレプリカントが生じる。できるだけ無理のない範囲で、ｋ空間内の同じ位置でのエコー減衰が同じになるように、例えば、ｋ空間エコーの順序や位相エンコード方向を含む走査パラメータを選択されたい。タギング成分が、（プラス又はマイナス）ｋｘ方向にシフトされたときは、６０６で示された（プラス又はマイナス）ｋｙシフト位置にある窓によって検出されるようにベースライン・リップルを保存する。他の収集において、タグ付き成分が、（プラス又はマイナス）ｋｙ方向にシフトされたときは、（プラス又はマイナス）ｋｘシフト位置にある窓によって検出されるようにベースライン・リップルを保存する。６１０，６１２で示したものと同じ窓内の収集した変調信号から各シフト窓内の測定ベースライン・リップルを減算して、ベースライン・リップルを少なくとも部分的に減少させる。２つの修正された収集からマップを組み合わせる。
【０１２９】
シーケンスがエコー・トレイン式読出し技術［ＥＰＩ、ＦＳＥ、ＦＡＳＥ等］を利用する場合は、セグメント化されたｋ空間の複数ショットを利用する。この場合、１ショット当たりの位相エンコードスケジュールの選択が重要である。位相エンコードスケジュールは、振幅減衰変調関数を決定する。第１の収集［Ｘに沿ったタグ］では、シフト［＋／−ｋｘ］の同一方向に沿って読出し方向を収集することによって、中央の低周波数成分と外側の高周波成分とが、振幅減衰変調関数の同じ位置内で中心になる。成分は全て同じ振幅減衰変調を経験する。第２の収集［Ｙに沿ったタグ］では、位相エンコード方向は、第１の収集と同じでなければならない。シフト方向だけが変化しなければならない［＋／−ｋｙ方向に］。成分は全て、各セグメント内の位相エンコードスケジュールの同じ位置で中央になければならない。これに応じて、セグメント・サイズ、位相エンコードスケジュールやタグ・サイクル間隔が選択されなければならない。従って、ベースライン除去方法にエコー・トレイン読出し法を利用する場合、ショット（セグメント）の数は必然的に３の倍数になる。成分が振幅減衰関数において同じように中心に位置するようにするために、第２の収集において各成分ごとに他のショットを利用してもよい。この方法では、対象のリップル推定値領域［図６のＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄ］とシフト成分は全て、同じ振幅減衰変調関数から同じように作用を受ける。リップル推定値領域は、それらの対応するシフト成分と同じ振幅減衰変調を有するので、直接減算を実行することができる。
【０１３０】
改良１５Ｃ：１５Ａと同じように、タグ・データの２つの（又はこれを超える数の）向きを有するデータを収集する。各収集からの非修正Ｂ１マップを生成する。画像を画素ごとに、単純な平均化や重み付けされた組み合わせの実行などによって、最も少ない高周波数成分を有するＢ１マップの画像空間内の各位置における優先的重み付けに組み合わせる。
【０１３１】
改良１５Ｄ：タグ付きの収集とタグなしの収集とを得る。フィルタ窓がｋ空間内の変調信号と共にシフト信号成分上に配置される位置に注意されたい。タグなしスキャンｋ空間データ上の窓に対応する位置から、高周波のｋ空間データのコピーを抽出する（これらはベースライン・リップルになる）。必要に応じて、振幅因子を決定する。振幅因子は、データの中心タグなし成分がｋ空間内で全体の振幅をどれだけ減少させたかを示す。ベースライン・リップル推定値を減算する（必要に応じて、減少した振幅の因子を乗じる）。マップ生成プロセスの残りを続ける。
【０１３２】
改良１５Ｅ：Ｂ１マップを生成するためにそれぞれ利用される２つの収集を得る。図７ａに示した第１の収集プレパルス・シーケンスは、図２に対して前に説明したものと同じである。しかしながら、図７ｂでの第２の収集では、シーケンスは、（正弦波）タギング・パターンにおけるピークと谷との空間的位置が反対になるように変更される。これは、２つの高周波タギング・パルスの一方の極性又は位相を逆にすることによって行われてもよい。第１の収集が、（＋αＲＦ，Ｇtag_encode，＋αＲＦ）として記号で示されたタギング・シーケンスを有するとする。次に、第２の収集は、（＋αＲＦ、Ｇtag_encode、−αＲＦ）として記号で示されたシーケンスを有してもよい。
【０１３３】
２つの収集（それぞれ図７ｃと図７ｄに示したような）のそれぞれから３つの成分を抽出し、これらの６つの成分は、ＬＰ+alpha、ＬＰ-alpha、ＨＰ+alpha+freq、ＨＰ-alpha+freq、ＨＰ+alpha-freq、ＨＰ-alpha-freqと示される。ここで、「+alpha」又は「-alpha」と示された部分は、２つの収集で利用される高周波極性を指す。次に、加法と減法とにより幾つかの組み合わせを構成する。
【０１３４】
ＬＰ＝（ＬＰ+alpha）＋（ＬＰ-alpha）
ＨＰ+freq＝（ＨＰ+alpha+freq）−（ＨＰ-alpha+freq）
ＨＰ-freq＝（ＨＰ+alpha-freq）−（ＨＰ-alpha-freq）
ここで、ＬＰは、低域通過（又は非変調）成分であり、ＨＰ+freqとＨＰ-freqは、変調（高域通過）され、正と負の周波数変位にシフトされた成分である。
【０１３５】
この位相循環方式により、ベースライン・リップルが相殺される。位相の他の変形、即ち、望ましくない信号からの寄与が除去されるように修正された位相は当業者にとって明らかであろう。
【０１３６】
マップ生成プロセスの残りを続ける。
【０１３７】
図８、図９及び図１０は、代替１５Ｄの特定の実施態様の写真である。ここで、図８は、タギング・ラインが示された骨盤の空間領域画像を示す。図９は、図８のタグ付き画像から生成された正規化章動角度θマップである。図１０は、等高線が重ねられた図９のθマップを示す。ここで、例えば、１．０は、測定された全傾き角度が、名目的に指定されたものと合致していることを意味し、０．８０は、傾き角度が、名目的に指定されたものより２０％低いことを意味する。
【０１３８】
以上、僅かな数の例示的な実施形態だけを詳細に説明してきたが、当業者は、これらの実施形態の多くの新規な特徴及び利点が、多くの詳細が例示的な実施形態から変更された場合でも実現できることを理解するであろう。そのような修正及び変形は全て、添付の特許請求の範囲の範囲内に含まれる。
【符号の説明】
【０１３９】
１０…遮蔽、１２…磁石、１４…傾斜磁場コイル、１６…高周波コイル、２２…ＭＲＩシステム制御部、２４…ディスプレイ、２６…キーボード、２８…プリンタ、３０…ＭＲＩシーケンス制御部、３２…傾斜磁場コイル駆動部、３４…高周波送信部、３６…送受信スイッチ、３８…ＳＰＡＭＭ（ＤＡＮＴＥ）プレシーケンス制御部、４０…高周波受信部、４４…Ｂ１マップ・プログラム・コード、４６…Ｂ１マップ・メモリ、５０…プログラム記憶部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７ａ】
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【図７ｂ】
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【図７ｃ】
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【図７ｄ】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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