(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
第１のボクセルサイズを用いて、複数のＭＲＩプロトコルにおける第２のボリュームを複数含む第１のボリュームの３次元Ｂ１マッピングを実行するステップ、
複数のＭＲＩプロトコルを実行するために、各ＭＲＩプロトコル及び各第２のボリュームを選択するステップ、
前記各ＭＲＩプロトコルに従って、前記各第２のボリュームより大きく且つ前記各第２のボリュームを含むボリュームに対して、前記Ｂ１マッピングに基づいてＢ１シミングを実行するステップ、
その後、前記各ＭＲＩプロトコルを実行し、各第２のボクセルサイズを用いて前記各第２のボリュームのＭＲＩ撮像データを収集するステップ、
を有し、
前記第１のボクセルサイズは前記各第２のボクセルサイズより大きく、前記第１のボリュームは前記各第２のボリュームより大きく、且つ前記各第２のボリュームは前記第１のボリューム内に含まれる、
ＭＲＩ画像データを収集する方法。
【請求項２】
前記Ｂ１マッピングは、変更された傾斜磁場タイミングシーケンスを有するＡＦＩパルスシーケンスを用いて実行され、前記変更された傾斜磁場タイミングシーケンスは、傾斜磁場パルスがＥＰＩ傾斜磁場パルスで置き換えられている、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記Ｂ１マッピングはプレスキャンＭＲＩシーケンスと統合される、請求項１又は２に記載の方法。
【請求項４】
前記Ｂ１マッピングはＢ０マッピングと統合される、請求項１乃至３の何れか一項に記載の方法。
【請求項５】
前記Ｂ１マッピングは、前記第１のボリューム内であるが前記第２のボリュームの外側である領域を含む前記ＭＲＩプロトコルにおいて、スキャンプレパレーション・パルスシーケンス又は磁化プレパレーション・パルスシーケンスを実行するためのＢ１シミングに使用される、請求項１乃至４の何れか一項に記載の方法。
【請求項６】
前記Ｂ１マッピングは、磁化プレパレーションパルス、脂肪抑圧パルス、動き検知、動脈スピンラベリング（ＡＳＬ）、ＲＥＳＴ、ＳＰＩＲ、及びインバージョンからなる群から選択されたＭＲＩ技術のＢ１シミングに使用される、請求項１乃至５の何れか一項に記載の方法。
【請求項７】
請求項１乃至６の何れか一項に記載の方法を実行する一組のコンピュータ実行可能命令を有するコンピュータプログラム。
【請求項８】
第１のボクセルサイズを用いて、複数のＭＲＩプロトコルにおける第２のボリュームを複数含む第１のボリュームの３次元Ｂ１マッピングを実行する手段、
複数のＭＲＩプロトコルを実行するために、各ＭＲＩプロトコル及び各第２のボリュームを選択する手段、
前記各ＭＲＩプロトコルに従って、前記各第２のボリュームより大きく且つ前記各第２のボリュームを含むボリュームに対して、前記Ｂ１マッピングに基づいてＢ１シミングを実行する手段、
その後、前記各ＭＲＩプロトコルを実行し、各第２のボクセルサイズを用いて前記各第２のボリュームのＭＲＩ撮像データを収集する手段、
を有し、
前記第１のボクセルサイズは前記各第２のボクセルサイズより大きく、前記第１のボリュームは前記各第２のボリュームより大きく、且つ前記各第２のボリュームは前記第１のボリューム内に含まれる、
ＭＲＩ画像データを収集する装置。
【請求項９】
１つ以上の送信チャネルと、第１の費用関数を最小化する手段とを更に有し、
前記第１の費用関数を最小化する解は複素振幅の組を提供し、各チャネルに対して前記複素振幅の組の要素が存在し、前記要素は、対応する送信チャネルによって使用されるべき振幅及び位相を特定し、前記第１の費用関数は、ＳＡＲの指標としての前方ＲＦパワーの項とＢ１磁場不均一性を表す第２の費用関数との和を有し、ＳＡＲとＢ１磁場均一性との間のトレードオフを調整するよう作用する正則化パラメータを用いて、前記前方ＲＦパワーの項は、前記第２の費用関数に対して重み付けられる、
請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
オペレータがパラメータを入力することを可能にするように適応されたユーザインタフェースを更に有し、
前記パラメータは、前記Ｂ１磁場均一性と検査中に使用されるトータル前方パワーとの間のトレードオフを調整する、
請求項９に記載の装置。
【請求項１１】
前記Ｂ１マッピングを実行する手段は、前記Ｂ１マッピングをプレスキャンＭＲＩシーケンスと統合するよう動作可能である、請求項８に記載の装置。
【請求項１２】
前記Ｂ１マッピングを実行する手段は、前記Ｂ１マッピングをＢ０マッピングと統合するよう動作可能である、請求項８乃至１１の何れか一項に記載の装置。
【請求項１３】
前記Ｂ１シミングを実行する手段は、前記第１のボリューム内であるが前記第２のボリュームの外側である領域を含む前記ＭＲＩプロトコルにおいて、スキャンプレパレーション・パルスシーケンス又は磁化プレパレーション・パルスシーケンスを実行するためのＢ１シミングのために動作可能である、請求項８乃至１２の何れか一項に記載の装置。
【請求項１４】
前記Ｂ１シミングを実行する手段は、磁化プレパレーションパルス、脂肪抑圧パルス、動き検知、動脈スピンラベリング（ＡＳＬ）、ＲＥＳＴ、ＳＰＩＲ、及びインバージョンからなる群から選択されたＭＲＩ技術におけるＢ１シミングのために動作可能である、請求項８乃至１３の何れか一項に記載の装置。
【請求項１５】
前記ＭＲＩプロトコルに従って前記Ｂ１シミングを実行するステップは更に、前記第１のボリューム内であるが前記第２のボリュームの外側である領域に関してＢ１シミングを実行することを有する、請求項１に記載の方法。
【請求項１６】
前記ＭＲＩプロトコルに従って前記Ｂ１シミングを実行する手段は更に、前記第１のボリューム内であるが前記第２のボリュームの外側である領域に関して前記Ｂ１シミングを実行する、請求項８に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムの総合的なＢ１シミングを実行する方法、装置及びコンピュータプログラム製品に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩでは、患者の体内の画像を生成するための手順の一部として原子の核スピンを揃えるために静磁場が使用される。この静磁場はＢ０磁場と呼ばれている。一般的に知られているように、ＭＲＩスキャンを実行するために使用されるＢ０磁場の強度を増大させることは、診断画像の空間分解能及びコントラスト分解能を高める状況をもたらす。この分解能及びコントラストの向上は、患者を診断するためにＭＲＩ画像を用いる医師に恩恵をもたらす。
【０００３】
ＭＲＩスキャン中、送信コイルにより生成される無線周波数（ＲＦ）パルスが局所磁場に摂動を生じさせ、核スピンによって放射されたＲＦ信号が受信コイルによって検出される。これらのＲＦ信号は、ＭＲＩ画像を構築するために使用される。これらのコイルはアンテナと呼ぶこともできる。また、送信コイル及び受信コイルは、双方の機能を果たす単一の送受信（トランシーバ）コイルへと一体化されることも可能である。理解されるように、送受信コイルという用語は、別々の送信コイル及び受信コイルが使用されるシステムに言及するときにも使用される。
【０００４】
しかしながら、臨床ＭＲＩに使用される磁場の強度を増大させると、人体の誘電特性によって、技術的な難問が課される。送受信コイルによって引き起こされる摂動は、Ｂ０磁場に揃えられた核スピンの向きを操作するために使用される。問題は、人体の誘電特性が、送信されたＲＦ磁場（所謂Ｂ１磁場）の波長を短くさせることである（λ〜１／Ｂ０）。Ｂ０磁場が増大すると、核スピンを操作するために必要なＲＦ磁場の波長が短くなる。人体の外側では、ＲＦ磁場の波長はメートルのオーダーとし得る。体内では、該波長は遙かに短くなる。Ｂ０磁場が十分に強い場合、体内でのＲＦパルスの波長は、体内にＲＦ定在波が存在するところまで短縮されることになる。これは、送信コイルによって誘起される磁場に局所的な揺動をもたらして該磁場を不均一にし、その結果、標準的なＭＲＩシーケンスにおいて、不均一な励起、信号強度及びコントラストがもたらされる。これは、Ｂ１不均一性として知られており、診断画像のコントラストにおける誤差、及び誤診の可能性をもたらし得る。
【０００５】
この効果に対抗するため、フェーズドアレイ送受信コイルが使用されている。これらのコイルは複数のエレメントを有し、個々のエレメントによって、ＲＦ放射の振幅及び位相がアンテナのその他のエレメントに対して制御される。Ｂ１不均一性効果に対抗するように適切な位相及び振幅を選択する処理は、Ｂ１シミングとして知られている。Ｂ１シムを実行するため、送信磁場のマップが構築される。この処理はＢ１マッピングとして知られている。Ｂ１シミングは特許文献１に記載されている。特許文献１は、対応するＲＦパルス合成器及び増幅器を備えた複数の送信コイルを有するシステムを開示している。
【０００６】
現行の複数のＢ１シミング方法は、Ｂ１磁場を均一化することに集中している。平均して、得られるシム後のＢ１磁場は、シムされない磁場の平均より低い。核スピンを所望のフリップ角まで傾けるのに十分な強さのＢ１磁場を得るためには、送信パワーを増大させなければならない。これは、より高い比吸収率（Specific  Absorption  Rate；ＳＡＲ）の値をもたらす。この問題を解決するために、送信エレメントによって生成される電場を計算あるいは推定し、この情報を、結果として生じる総合的な電場を最小化するために用いることが提案されている。これは、電場の計算が詳細なオフラインでのモデリング及び計算を必要とするため、臨床条件では実用的でない。
【０００７】
現在、Ｂ１マッピング及びシミングは、ＭＲＩ検査で撮像される個々のボリューム（体積）又は個々のスライスに関してのみ行われている。スライスは、技術的に一般的な用語であり、撮像される薄いボリュームを意味するために使用されている。ボリュームという用語は、スライスをも意味し得るものとして理解される。撮像される個々のボリュームのＢ１シミングは十分なものではない。例えば、最新のＭＲＩ検査では、スキャン準備段階において、例えば別個のボリュームにおいて各々行われる共鳴周波数ｆ０又はＢ０シムの決定など、スキャン条件を最適化するために、多様なＲＦパルスが用いられる。このようなＲＦパルスはまた、例えばＲＥＳＴ、ＳＰＩＲ（Spectral  Presaturation  Inversion  Recovery）及び反転（インバージョン）技術などの磁化プレパレーション（preparation）のためにも使用される。プレパレーションＭＲＩパルスシーケンスは、所望の画像コントラスト及び画質を操作するため、あるいは更なる情報をエンコードするために使用される。更なる例には、動き検知のために使用されるナビゲータＲＦパルス技術や、局所動脈スピンラベリング（Arterial  Spin  Labeling；ＡＳＬ）に使用される同様のＲＦパルスがある。最適な画質は、これらの技術の最適性能を必要とする。
【０００８】
これらの技術は、高いＢ０磁場において存在するＢ１不均一性によって著しく損なわれる。これは、局所的なＢ１シミングを強要する。個々のパルスシーケンスは人体の異なる部分に作用し、異なる局所範囲を有する。数多くの技術はまた、撮像されるスライス又はボリュームの外側に均一なＢ１磁場を有することをあてにしている。例えば、ＲＥＳＴ（REgional  Saturation  Technique）又はＡＳＬのプレパレーションパルスは、しばしば、撮像する関心ボリュームの外側に適用される。これらのパルスシーケンスでは、標準的な技術を用いてでは、Ｂ１磁場に関する情報を欠くことになる。
【０００９】
静磁場Ｂ０は、典型的に、傾斜磁場コイルを用いて操作される。傾斜磁場コイルを用いてＢ０磁場を調整する処理は、Ｂ０シミングと呼ばれている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】米国特許第６９８９６７３号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
本発明は、独立請求項に記載されるような、ＭＲＩ画像データを収集する方法、コンピュータプログラム、及びＭＲＩ画像データを収集する装置を提供する。本発明の実施形態が従属請求項にて与えられる。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明の実施形態によれば、好ましくは患者の検査の開始時に実行されるプレスキャンとして、ボリュームＢ１マッピング手順が実行される。これは、診断スキャンに先立って個々のＲＦアンテナの空間感度分布を取得するパラレルイメージングの枠組みにおけるリファレンススキャンの概念と同様である。リファレンススキャンの概念は、Pruessmann  KP等の、Magn  Reson  Med.、1999年、第42巻、pp.952-962（以下、Pruessmannとして引用する）に記載されている。３次元（３Ｄ）Ｂ１マッピングは、後のスキャン手順に関与する全てのＲＦオブジェクトに関して後にＢ１シミングすることを可能にするよう、適切な領域（ボリューム）に及んでいなければならない。スキャン手順のことをＭＲＩプロトコルと呼ぶ。ＲＦオブジェクトとは、ＲＦパルスを記述するＭＲＩパルスシーケンスの構成要素である。１つのＲＦオブジェクトが、ＲＦパルスの特徴を定める複数の要素を有する。それらの要素の例は、ＲＦ波形、送信周波数、フェーズドアレイ送信コイルのエレメント群についての送信利得設定、及びフェーズドアレイ送受信コイルのエレメント群の間の位相関係である。これを行うための１つの必要条件は、時間効率に優れた３Ｄマッピングシーケンスを用いることである。３Ｄマッピングシーケンスを実現するための様々な手法が、Yarnykh  VL、Magn  Reson  Med.、2007年1月、第57巻、第l号、pp.192-200（以下、Yarnykhとして引用する）、van  der  Meulen  P、van  Yperen  GH、Proc.  SMRM、1986年、p.1129（以下、van  der  Meulenとして引用する）、Cunningham  CH、Pauly  JM、Nayak  KS、Magn.  Reson.  Med、2006年、第55巻、pp.1326-1333（以下、Cunninghamとして引用する）、及びDowell  NG、Tofts  PS、Magn.  Reson.  Med.、2007年、第58巻、pp.622-30（以下、Dowellとして引用する）にて議論されている。これらの技術は３次元に拡張可能である。これらの技術を加速するため、すなわち、拡大されたボリュームを測定時間の増大なくマッピングするため、エコーパルス撮像法（ＥＰＩ）のような高速撮像技術又はその他の効率的なサンプリング手法が用いられ得る。データ収集を更に加速するため、パラレルイメージングが使用され得る。ＳＥＮＳＥスキャンはデータ収集に先立って受信コイル感度に関する知識を必要とするものであるが、ＧＲＡＰＰＡスキャンはそうではない。ＧＲＡＰＰＡスキャンは、Griswold  MA等、Magn.  Reson.  Med.、2002年、第47巻、pp.1202-1210（以下、Griswoldとして引用する）に記載されている。その点において、ＧＲＡＰＰＡは、ＳＥＮＳＥリファレンススキャンの前にこのＢ１送信マッピングを実行することを可能にするので、有利なものとなり得る。考慮すべき重要な点は、個々のコイルの感度の最も本質的な特徴を捕捉するために必要な必須の空間分解能又はボクセルサイズである。ボクセルサイズは、ボリュームカバレッジのための総測定時間に比例する。
【００１３】
さらに、効率的なボリュームＢ１マッピングが適切なＢ０マッピングと融合され得る。Ｂ０磁場のマップは、異なる複数のエコー時間に同一のｋ空間標本をサンプリングするマルチエコーシーケンスによって取得されることができる。潜在的な水及び脂肪の問題に対処するため、Reeder  SB等、Magn.  Reson.  Med.、2005年、第54巻、pp.636-44に記載されている技術と同様の３ポイント手法を提案する。
【００１４】
プレスキャンデータに基づいて、その他の位置に対する全てのＲＦオブジェクトの最適なＢ１シミングパラメータを計算する基礎を形成するＢ１マップを抽出することができる。故に、個々のＲＦオブジェクトごとに別々の線形あるいは非線形の最適化が実行され、均一な重畳送信磁場（Ｂ１ｓｕｐｅｒ）をもたらす個々の送信コイルエレメントの適切な位相及び振幅の組（Ａｎ，ψｎ）とそれらの感度（Ｂ１ｎ（ｒ））とが、
【００１５】
【数１】
0006133537.tif 000002
に従って見出される。重要なことには、等式（１）にて与えられる最適化は、対応するＲＦのボリュームのみに制限されるべきである。主たる目標は、Ｂ１磁場の均一化である。しかしながら、或る一定のＭＲＩプロトコルでは、空間依存するＢ１プロファイルが望まれ得る。これもまた、必要な（Ａｎ，ψｎ）の組を変更することにより、等式（１）に従った重ね合わせを用いて実現され得る。このボリュームマッピング処理により得られるＢ１マップに基づいて、検査全体で使用されることになる最適な送信設定を、全てのＲＦオブジェクトに関して得ることができる。
【００１６】
比吸収率（ＳＡＲ）は、ここでは、単位質量当たり吸収されるＲＦパワーとして定義される。局所（ローカル）ＳＡＲは、ここでは、最大のＳＡＲを有するボクセルのＳＡＲの値として定義される。大域的（グローバル）ＳＡＲは、ここでは、撮像対象全体にわたって積分されたＳＡＲとして定義される。
【００１７】
費用関数は、ここでは、その従属変数が最適化アルゴリズムによって最大化あるいは最小化される関数として定義される。最適化アルゴリズムは、最適化を行うために独立変数又は変数群を調整する。
【００１８】
正則化パラメータは、ここでは、最適化の結果への２つ以上の項の相対的な影響を制御するために使用される費用関数内で用いられるパラメータとして定義される。
【００１９】
送信チャネルは、ここでは、多素子（マルチエレメント）送信コイル又は多素子（マルチエレメント）送受信コイルの各エレメントに対応する個々のＲＦ回路として定義される。送信チャネル群という用語は、ここでは、複数の送信チャネル全ての集合として定義される。
【００２０】
複素振幅は、ここでは、個々の送信チャネルに印加される電流の位相及び振幅として定義される。これが複素振幅と呼ばれるのは、複素振幅は位相と振幅とを用いて特定されることができ、あるいは複素振幅は複素数の形態で表現されることができるからである。複素振幅群は、ここでは、送信チャネル群に対応する複数の複素振幅全ての組として定義される。Ｂ１磁場をより均一にするように複素振幅群を調整することがＢ１シミングである。
【００２１】
空間送信感度は、ここでは、送信チャネルによって生成される空間依存するＢ１磁場として定義される。
【００２２】
前方（フォワード）ＲＦパワーは、ここでは、反射されてＲＦ送信器に戻るＲＦパワーの部分を無視した、ＲＦ送信器によって送信される総電力として定義される。
【００２３】
視野（Field  Of  View；ＦＯＶ）は、ここでは、ＭＲＩ画像が構築されるボリュームを意味するものとして定義される。ＭＲＩ画像を構築するために使用されるＭＲＩデータは、周波数ドメインで収集される無線信号である。故に、重要なことには、ＭＲＩデータはフーリエ積分を用いて画像に変換され、その結果、ＦＯＶの外側の組織も画像に寄与する。
【００２４】
本発明の実施形態は、Ｂ１シミングによって引き起こされるＳＡＲの増大を最小化する高速且つ効率的な一手法を提供する。標準的なＲＦ  Ｂ１シミングは典型的に、費用関数を最小化することによって実行される。これらの関数は典型的に、得られるＢ１マップの標準偏差を有し、非線形な反復的な探索を用いて解かれる。
【００２５】
本発明の実施形態は、この費用関数を、正則化パラメータで重み付けられるＳＡＲ関連の項を用いて変更する。この正則化パラメータは、ＲＦパワーとＢ１磁場の均一性との間のトレードオフを制御する。ＳＡＲ関連の項は、シム加重群の振幅の二乗の和に比例し、患者内のＳＡＲの指標として用いられ得る前方ＲＦパワーを生み出す。
【００２６】
これを、Ｎ個の送信チャネルと、Ｔｎ（ｘ）なる対応する（複素）空間送信感度分布（ｎ＝１…Ｎ）とを有するマルチ送信システムに関して数学的に記述する。これらの感度全ての和は、複素振幅Ａｎ＝Ａｎｅｘｐ（ｉψｎ）の組を用いて、トータル送信感度Ｔｔｏｔ：
【００２７】
【数２】
0006133537.tif 000003
である。最適なＡｎは、所定のＲＯＩにわたる振幅Ｔｔｏｔ＝｜Ｔｔｏｔ｜の標準偏差又は正規化された二乗平均平方根誤差（ＮＲＭＳＥ）に対応する費用関数δｕｓｕ：
【００２８】
【数３】
0006133537.tif 000004
を最小化することによって決定される。この手法を用いたシミングの潜在力を高めるために必要な、Ｔｔｏｔの位相についての要件は存在しない。故に、等式（３）の最小化は非線形問題であり、反復的な最適化アルゴリズムが適用される。
【００２９】
ＳＡＲを推定するため、等式（３）の費用関数に、前方ＲＦパワーに関する項（故に、ＳＡＲ関連の項）が付加される。この新たな項は、正則化パラメータλで重み付けられる：
【００３０】
【数４】
0006133537.tif 000005
λはＲＦパワーとＢ１磁場の均一性との間のトレードオフを制御する。＜Ｔｔｏｔ（ｘ）＞による振幅Ａｎのスケーリングが必要なのは、＜Ｔｔｏｔ（ｘ）＞がＡｎの全体的なスケーリングに比例するためである。送信チャネル当たりの前方ＲＦパワーは、Ａｎの二乗に比例する。
【００３１】
小さいλでは、δｐｒｏは標準的な費用関数δｕｓｕと同等である。換言すれば、λが小さいとき、Ｔｔｏｔは可能な限り均一にされる。λが増大すると、このアルゴリズムは、小さいＡｎを用いるＴｔｏｔの解を提供する。非常に大きい値のλでは、Ａｎを最小化しながらＢ１磁場が最大化され、Ｂ１磁場の均一性は無視される。バードケイジ型コイルの場合、このケースは直角位相（クワドラチャ）モードに相当する。等式（４）を用いて、λは、Ｔｔｏｔ及びＡｎのスケーリングの有／無、及びスケーリングの仕方に応じて、０と無限大との間で変化させられ得る。等式（４）は、λの範囲が０と１の間に制限されるとして、形態：
【００３２】
【数５】
0006133537.tif 000006
に書き直されることができる。これは、数値計算にとって一層都合の良い形態である。しかしながら、Ｔｔｏｔ及びＡｎが好適にスケーリングされることが要求される。スケーリングが適切に選定されない場合には、λの最適値が、例えばλ＝０．９９９９９９９９など、数値計算を複雑にする値を有することになり得る。λのこのような値は、数値計算で用いられるとき、丸め誤差又は減算誤差を生じさせ得る。スケーリングは任意に選択され得るが、数値計算を簡便にするように倍率が選ばれるべきである。
【００３３】
等式（３）の費用関数を解くために使用される反復的な最適化アルゴリズムが、等式（４）を解くために使用され得る。故に、本発明の実施形態は、等式（３）の費用関数を変更することによって実現され得る。このことは、ＳＡＲの調整管理には、複雑なモデルや集約的な数値計算は必要とされないことを意味する。正則化パラメータは、用途及び所与のＳＡＲ制約に応じて、ユーザによって自由に調整されることができる。
【００３４】
本発明の実施形態において、Ｂ１シムは、ＦＯＶより大きく且つＦＯＶのボリュームを含むボリュームに対して実行される。故に、各ＲＦオブジェクトに関して、それが所望のＦＯＶの内部又は外部の何れで作用するかにかかわらず、個々のＢ１シミングが３ＤのＢ１マップに基づいて実行される。これは、ＭＲＩプロトコル中に、より完全且つ柔軟なＢ１シミングを可能にするという利点を有する。多くのＭＲＩプロトコルで、ＦＯＶの外側で作用するＲＦオブジェクトのためのＢ１シミングは画質に有益である。さらに、これはまた、より効率的な作業フローを有し、時間を節減するという利点を有する。Ｂ１マッピングの一層大きいボクセルサイズは、ＭＲＩスキャンに感度を有するボリューム全体でのＢ１シミングを可能にする。Ｂ１マッピングで使用されるボクセルサイズは、ＭＲＩプロトコルを実行してＭＲＩ撮像データを収集する際に使用されるボクセルサイズより大きくし得る。このＢ１マップは、多様なＭＲＩプロトコルにおいてＢ１シミングに使用されることができる。
【００３５】
他の一実施形態において、Ｂ１マッピングは、傾斜磁場タイミングシーケンスが傾斜磁場パルスをエコーパルスイメージング（ＥＰＩ）傾斜磁場パルスで置き換えた変更されたアクチャルフリップ角撮像（Actual  Flip-angle  Imaging；ＡＦＩ）パルスシーケンスを用いて実行される。これは、ＡＦＩパルスシーケンスが有意に高速化されるという利点を有する。
【００３６】
他の一実施形態において、単一のＢ１マッピングがＭＲＩプレスキャンの部分として実行される。これは、時間を節減し且つより効率的な作業フローを生み出すという利点を有する。オペレータはまた、ＭＲＩプレスキャンシーケンス中にスキャンされる感度領域全体にＢ１マッピングを組み込んだ多様なＭＲＩプロトコルを実行することができる。
【００３７】
他の一実施形態において、Ｂ１マッピングはＢ０マッピングと統合される。これは、検査時間を短縮して作業フローを増加させるという利点を有する。
【００３８】
他の一実施形態において、Ｂ１マッピングは、ＦＯＶの外側であるがＢ１マッピングのボリュームの内側でのＭＲＩプロトコルにおいて、スキャンプレパレーション・パルスシーケンス又は磁化プレパレーション・パルスシーケンス中に使用される。これは、ＦＯＶの外側の多様なボリュームにＢ１シミングを適応させることができるという利点を有する。ＦＯＶの外側のボリュームはＦＯＶの内側の画質に影響を及ぼし得るので、これは重要である。
【００３９】
他の一実施形態において、Ｂ１マッピングは、磁化プレパレーションパルス、脂肪抑圧パルス、動き検知、動脈スピンラベリング（ＡＳＬ）、ＲＥＳＴ（Regional  Saturation  Technique）、ＳＰＩＲ（Spectral  Presaturation  Inversion  Recovery）、及びインバージョン（Inversion）からなる群から選択されたＭＲＩ技術のＢ１シミングに使用される。これらの技術はＦＯＶの外側のボリュームを組み入れるので、これは有利である。大きいＢ１マップは、画質に影響を及ぼす全領域がそれ自身の最適化されたＢ１シムパラメータを有することを可能にする。
【００４０】
他の一実施形態において、Ｂ１マッピングは、反復処理を用いて第１の費用関数の最小値を計算するために使用され、第１の費用関数を最小化する解は複素振幅の組を提供し、各送信チャネルに対して複素振幅の組の要素が存在し、該要素は、対応する送信チャネルによって使用されるべき振幅及び位相を特定し、第１の費用関数はＳＡＲの項と第２の費用関数とを有し、第２の費用関数は、送信チャネルの全てに関する空間的な送信感度分布と前記複素振幅の組とを用いて計算され、ＳＡＲの項は、前記複素振幅の組と、平均された全体的な送信感度と、ＳＡＲとＢ１磁場均一性との間のトレードオフを調整するよう作用する正則化パラメータとを用いて計算され、ＳＡＲの項は、正則化パラメータを用いて重み付けられ、且つ、ＳＡＲの項は平均された全体的な送信感度に反比例する。これは、Ｂ１均一性とトータル前方ＲＦパワーとの間のトレードオフを制御するために正則化パラメータを使用することができるという利点を有する。前方ＲＦパワーを調整することはＳＡＲを調整することと等価であるので、これは有益である。
【００４１】
他の一態様において、本発明は、本発明に係る方法の実施形態を実行するために使用可能な一組のコンピュータ実行可能命令を有するコンピュータプログラムに関する。コンピュータプログラム製品を用いて本発明を実現することは、ヒトのオペレータが制御するには速すぎる時間尺度でパルスシーケンスが行われるという利点を有する。方法を自動化することは、時間を節減し、作業フローを増加させ得る。
【００４２】
他の一態様において、本発明は、ＭＲＩシステムを含むＭＲＩ装置に関する。ＭＲＩシステムは、患者又はその他の対象物内の核スピンを偏極させることが可能な静止磁場、１つ以上の傾斜磁場コイル、傾斜磁場コイルの電源のシステム、患者用の磁場内の位置、フェーズドアレイ送受信コイル、及びフェーズドアレイ送受信コイルの独立したエレメント群を駆動することが可能なＲＦ送受信器を有する。ＭＲＩシステムを制御し、ＭＲＩ画像を構築するように収集ＭＲＩデータを用いるために、マイクロプロセッサ又はコンピュータシステムが使用される。コンピュータシステムは、本発明の実施形態を実装するために使用され得る。コンピュータシステムは、ＭＲＩデータの収集を制御し、オペレータと相互作用し、且つＭＲＩ画像を構築することが可能なコンピュータプログラム製品を有する。この装置は、ＭＲＩプロトコル中に、より完全且つ柔軟なＢ１シミングを可能にするという利点を有する。これらの利点については上述した。
【００４３】
他の一実施形態において、装置は、１つ以上の送信チャネルと、第１の費用関数を最小化する手段とを有する。第１の費用関数を最小化する手段は、コンピュータ又はマイクロコントローラとして実装され得る。第１の費用関数を最小化することによる解は、上記１つ以上の送信チャネルによって使用されるべき位相及び振幅を特定する複素振幅の組を提供する。これは、複素振幅の組がＢ１シミングのための位相を特定するという利点を有する。
【００４４】
複素振幅の組の各要素は、対応する送信チャネルによって使用されるべき振幅及び位相を特定する。第１の費用関数はＳＡＲの項と第２の費用関数とを有する。第２の費用関数は、送信チャネルの全てに関する空間的な送信感度分布と前記複素振幅の組とを用いて計算される。ＳＡＲの項は、前記複素振幅の組と、平均された全体的な送信感度と、ＳＡＲとＢ１磁場均一性との間のトレードオフを調整するよう作用する正則化パラメータとを用いて計算される。ＳＡＲの項は、正則化パラメータを用いて重み付けられ、且つＳＡＲの項は平均された全体的な送信感度に反比例する。これは、Ｂ１の均一性とトータル前方ＲＦパワーとの間のトレードオフを制御するために正則化パラメータを使用し得るという利点を有する。前方ＲＦパワーを調整することはＳＡＲを調整することと等価であるので、これは有益である。
【００４５】
他の一実施形態において、本発明は更に、オペレータが、正則化パラメータの値を変化させることによって、Ｂ１均一性とトータル前方パワーとの間のトレードオフを調整することを可能にするように適応されたユーザインタフェースを有する。前方ＲＦパワーを調整することはＳＡＲを調整することと等価であるので、これは明らかに有利である。Ｂ１の均一性と前方ＲＦパワーとの間のトレードオフを調整することにより、オペレータはＢ１均一性とＳＡＲとの間のトレードオフを効率的に調整する。
【００４６】
このようなユーザインタフェースを実装する多様な手法が存在する。幾つか例を挙げると、１つの手法は、事前選択された正則化パラメータの様々な値の組に対して第１の費用関数が解かれ、均一性及びＲＦパワーがユーザに表示されるものである。ユーザは、正則化パラメータの何れの値を使用するかを選択することができる。ユーザが正則化パラメータの様々な値がＢ１均一性及びＳＡＲに対して有する効果を見て、これら２つの間の妥協点を選択することができるので、これは有利である。ユーザインタフェースを実装する他の一手法は、正則化パラメータの調整を可能にするよう作用するスライダー（スライド機構）をユーザインタフェースが有するものである。このユーザインタフェースは、スライダーがオペレータによって調整されるときに、リアルタイムに、Ｂ１均一性及びＳＡＲ（又はＲＦパワー）を図形的に表示する。正則化パラメータを変化させることがＢ１均一性及びＳＡＲに対して有する効果をオペレータが図形的に見ることができるので、これは有利である。これらのユーザインタフェースは何れも、Ｂ１均一性とＳＡＲ（又はＲＦパワー）との間のトレードオフが図形的に表示され、ユーザが自身の選択を行うことを可能にするという利点を有する。
【００４７】
他の一実施形態において、複素振幅の値は一連の反復ステップを用いて計算され、該一連の反復ステップのうちの１つの反復ステップにおいて、正則化パラメータの複数の異なる値に対して複素振幅の値が決定され、費用関数の値が、正則化パラメータの１つ以上の値に対して計算される。これは、正則化パラメータの複数の異なる値に関して同時に複素振幅が決定されるという利点を有する。
【００４８】
他の一実施形態において、大きいボリュームに関する単一のＢ１マッピングがＭＲＩプレスキャンシーケンスの部分として実行される。これは、時間を節減し且つより効率的な作業フローを生み出すという利点を有する。オペレータはまた、ＭＲＩプレスキャンシーケンス中にスキャンされる感度領域全体にＢ１マッピングを組み込んだ多様なＭＲＩプロトコルを実行することができる。
【００４９】
本発明の一実施形態によれば、Ｂ１マッピングはＢ０マッピングと統合される。これは、検査時間を短縮し、作業フローを増加させるという利点を有する。
【００５０】
本発明の一実施形態によれば、Ｂ１マッピングは、ＦＯＶの外側であるがＢ１マッピングのボリュームの内側でのＭＲＩプロトコルにおいて、スキャンプレパレーション・パルスシーケンス又は磁化プレパレーション・パルスシーケンス中に使用されることができる。これは、ＦＯＶの外側の多様なボリュームにＢ１シミングを適応させることができるという利点を有する。ＦＯＶの外側のボリュームはＦＯＶの内側の画質に影響を及ぼし得るので、これは重要である。
【００５１】
本発明の一実施形態によれば、Ｂ１マッピングは、磁化プレパレーションパルス、脂肪抑圧パルス、動き検知、動脈スピンラベリング（ＡＳＬ）、ＲＥＳＴ（Regional  Saturation  Technique）、ＳＰＩＲ（Spectral  Presaturation  Inversion  Recovery）、及びインバージョン（Inversion）からなる群から選択されたＭＲＩ技術のＢ１シミングに使用されることができる。これらの技術はＦＯＶの外側のボリュームを組み入れるので、これは有利である。大きいＢ１マップは、画質に影響を及ぼす各領域がそれ自身の最適化されたＢ１シミングパラメータを有することを可能にする。
【００５２】
本発明の一実施形態によれば、Ｂ１シムは複数のＭＲＩプロトコルに使用され得る。これは、多様なボリューム又はＦＯＶの複数のＭＲＩ画像を構築するために同一のＢ１マップが反復的に使用され得ることを意味する。これは、ＭＲＩ検査を実行するのに必要は時間を大いに短縮するという利点を有する。１つのＭＲＩプロトコルを実行した後、オペレータは、Ｂ１マッピングを繰り返し行う必要なく、異なるＭＲＩプロトコルを実行し得る。
【００５３】
本発明の一実施形態によれば、オペレータがＢ１マッピングを１つ以上の別個のＭＲＩ画像の収集に適用することを可能にするように、ユーザインタフェースが設計され得る。これは、ＭＲＩ検査において時間を節減し、作業フローを増加するという利点を有する。
【図面の簡単な説明】
【００５４】
以下では、下記の図を含む図面を参照して、単なる例として、本発明の好適実施形態を詳細に説明する。
【図１】総合的なＢ１及びＭＲＩ調査スキャンを実行することが可能なＭＲＩシステムの一実施形態を示す機能図である。
【図２】本発明に係る方法の一実施形態を示すブロック図である。
【図３】標準的なＡＦＩ（Actual  Flip-angle  Imaging）パルスシーケンスの一部と、本発明の一実施形態の実装を可能にする変更の一実施形態とを示すタイミング図である。
【図４】肝臓ＭＲＩプロトコルで撮像された領域と、該領域に隣接する、ＲＥＳＴパルスシーケンスに掛けられる領域とを示す冠状ＭＲＩ画像である。
【図５】水ファントムのＭＲＩ画像のコントラストへの、複数の異なる種類のＢ１シミングの効果を示す図である。
【図６】Ｂ１均一性とＲＦパワーとの間のトレードオフを例証するグラフである。
【図７】ＳＡＲと前方ＲＦパワーとの間の相関を例証するグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００５５】
図１は、本発明の実施形態を実行することが可能なＭＲＩスキャナ１００の一実施形態を示している。Ｂ０磁場として知られる大きい磁場を生成して、患者１１２又はその他の対象物内の核スピンをＢ０磁場に揃えさせることが可能な、静的磁石１０８が存在している。患者１１２は、支持台１１０上で、上記磁石のボア内に位置している。上記磁石のボア内には、磁場を調整することが可能な傾斜磁場コイル１０４も配置されている。フェーズドアレイ送受信コイル１１６が、撮像すべき患者１１２のボリュームに隣接している。このコイルはＲＦ信号の送信及び受信を行う。送信モードにおいて、このコイルはＲＦ信号を生成し、該ＲＦ信号が、患者１１２内の核スピンの向きを操作するために使用される磁場の局所的な揺動を生成する。受信モードにおいて、フェーズドアレイ送受信コイル１１６は、Ｂ０磁場内での核スピンの推移によって生じるＲＦ信号を受信する。送受信コイルの機能は、非常に一般的に、別個の送信コイル及び受信コイルに分割される。送受信コイルという用語は、ここでは、何れの可能性をも意味するものとして使用される。コイル又はコイル群の厳密な設計は、実行されるＭＲＩ検査の種類に依存するとともに、技術的に周知である。
【００５６】
傾斜磁場コイル１０４は傾斜磁場コイル制御ユニット１０２に接続されている。傾斜磁場コイル制御ユニット１０２は、制御可能な電流源を内蔵している。傾斜磁場コイルがエネルギー供給されると、それらを流れる電流が上記磁石のボア内で磁場の揺動を生じさせる。この磁場の揺動は、Ｂ０磁場をより均一にするため、あるいは磁場内に意図的に勾配を生じさせるための何れかで使用され得る。一例は、磁場勾配を用いて、Ｂ０磁場内で核スピンが推移する周波数の空間エンコーディングを生じさせるものである。上記磁石は磁石制御ユニット１０６に接続されている。磁石制御ユニットは、上記磁石の状態の制御及び監視を行うためのものである。
【００５７】
フェーズドアレイ送受信コイル１１６は、ＲＦ送受信コイル制御ユニット１１４に接続されている。フェーズドアレイ送受信コイル１１６は、個別のコイルエレメントを有する。この制御ユニットは、フェーズドアレイ送受信コイル１１６の個々のコイルエレメントに印加されるＲＦ信号の位相及び振幅を独立して制御することが可能な１つ又は複数のＲＦ発生器を内蔵している。他の一実施形態は別個の送信コイル及び受信コイルを有し得る。
【００５８】
傾斜磁場コイル制御ユニット１０２、磁石制御ユニット１０６及び送受信コイル制御ユニット１１４は全て、制御システム１２０のハードウェアインタフェース１２２に接続されている。この制御システムは、ＭＲＩスキャナ１００の機能を制御する。制御システム１２０は、マイクロプロセッサ１２４に接続された、ハードウェアインタフェース１２２及びユーザインタフェース１２８を有している。本発明の最も見込みある実施形態は、マイクロプロセッサ１２４がコンピュータシステムであるものとし得る。ハードウェアインタフェース１２２は、マイクロプロセッサ１２４が、傾斜磁場コイル制御ユニット１０２、磁石制御ユニット１０６及びＲＦ送受信コイル制御ユニット１１４にコマンドを送信すること、及びマイクロプロセッサ１２４がこれらの制御ユニットから情報を受信することを可能にする。ユーザインタフェース１２８は、オペレータがＭＲＩシステムの機能を制御することを可能にするとともに、ＭＲＩ画像を表示することができる。ＭＲＩ画像を構成するためのＭＲＩシステム１００の制御及びＭＲＩデータの分析を自動化するために、マイクロプロセッサ１２４によってコンピュータプログラム製品１２６が使用される。
【００５９】
図２は、本発明を実行する方法の一実施形態を示している。より詳細な説明は例１及び例２にて後に行う。図２の実施形態はＭＲＩプレスキャンシーケンス２００を示している。ＭＲＩプレスキャンシーケンス２００は、ともに統合される相異なる要素を有し得る。一例は、順次あるいは同時に実行される調査スキャン２０２、Ｂ０マッピング２０４及びＢ１マッピング２０６とし得る。ＭＲＩプレスキャンシーケンス２００が完了した後、オペレータは、２１０にて、ＭＲＩプロトコルと、ＭＲＩ画像が構築されるべき撮像ボリュームとを選択し得る。そして、システムは、Ｂ１マップを用いて、特定のＭＲＩプロトコル及び撮像ボリュームに対してＢ１シミングを最適化する。その後、２４０にて、ＭＲＩシステム１００はＭＲＩプロトコルを実行する。
【００６０】
図３は、パルスシーケンスのタイミング図３００の一例を示している。この図は、Ｂ１マップを測定するために使用されるＡＦＩ（Actual  Flip-angle  Imaging）パルスシーケンスの一部を示している。このパルスシーケンス図及びこのＢ１マップの測定方法は、Yarnykhに詳細に記載されており、ここでは繰り返さないこととする。図３は、ＲＦタイミングシーケンス３１０と、標準的なＡＦＩの傾斜磁場タイミングシーケンス３２０と、本発明の一実施形態の実装を可能にする変更された傾斜磁場タイミングシーケンス３３０の一実施形態とを示している。この変更された傾斜磁場タイミングシーケンスは、ＡＦＩとＥＰＩとの組み合わせに等価であり、測定時間を増大させることなく、拡大されたボリュームをマッピングすることを可能にする。ＲＦパルスシーケンス図３１０は、核スピンをαの角度まで傾けるＲＦ励起パルス３１２を示している。この図はまた、各励起パルス３１２の直後の信号強度３１４の関係を示している。ＡＦＩ傾斜磁場タイミングシーケンス３２０及び変更された傾斜磁場タイミングシーケンス３３０は、例えばタイミング遅延ＴＲ１、ＴＲ２及び勾配クラッシュパルス３３２など、幾つかの共通する特徴を共有している。これら２つの間の相違は、傾斜磁場パルス３２２がエコープラナーイメージング（Echo  Planar  Imaging；ＥＰＩ）傾斜磁場パルス３３４で置換されていることである。この変更の利点は、一層効率的なサンプリング手法を有することである。より迅速にＢ１マッピングを実行することができ、それをＭＲＩプレスキャンシーケンスの一部として含めることが可能になる。換言すれば、より大きいボリュームのＢ１マッピングを、現行技術によって可能にされるよりも迅速に実行することができる。図３については、例１にて更に詳細に後述する。
【００６１】
図４は、胴体４００の冠状（コロナル）ＭＲＩ画像を示すとともに、ＭＲＩ肝臓スキャンを有する相異なるＲＦカーネル又は領域の関係を示している。破線の長方形で囲まれた領域は、ＭＲＩ肝臓プロトコルの一部を有するＳＰＩＲパルスシーケンスに対して感度を有する３Ｄボリューム４０２である。白抜きの長方形は、ＳＰＩＲ感度領域４０２に隣接する、ＲＥＳＴ（REgional  Saturation  Technique）ＲＦパルスが適用されている領域を示している。ＦＯＶ４０２に隣接する領域４０４には、ＲＥＳＴパルスシーケンスが適用される。ＦＯＶ４０２は撮像される領域である。ＲＥＳＴパルスシーケンスは、これら隣接領域４０４によって引き起こされるＦＯＶ４０２内の位相効果アーチファクトを排除するために実行される。上述のように、ＦＯＶ内の画像は、フーリエ積分又は変換を用いて構築される。故に、ＦＯＶの外側の領域は画像に対して影響を及ぼす。ＲＥＳＴパルスシーケンスでは、最適な影響を有するように、この領域４０４内でもＢ１シミングが実行されることを必要とする。Ｂ１シミングがＦＯＶ４０２内でのみ実行される場合、ＲＥＳＴパルスシーケンスは、Ｂ０強度が増大されるとき、位相効果アーチファクトを適正に排除しないことになる。この図については、例１にて更に詳細に後述する。
【００６２】
ＭＲＩプロトコルによっては、ＲＥＳＴパルスシーケンスが適用されるボリュームは、有利となるようにＦＯＶに直に接していることを必要としない。ＲＥＳＴパルスシーケンスは、患者の体内の任意のボリュームに適用され得る。これは、大きいボリュームに及ぶＢ１マップを測定することが何故有益となり得るかについて、更なる例を提供する。
【００６３】
図５は、球状の水ファントム（φ＝２０ｃｍ、振幅画像）に対するＢ１シミングの影響を例証している。白線５１０は、破線に沿ってとられた振幅プロファイルを示している。数字は、正規化された二乗平均平方根誤差（ＮＲＭＳＥ）［％］を示している。画像５００、５０２及び５０４におけるＮＲＭＳＥの値は、それぞれ、１５．３、１４．６及び０．９２である。画像５００は、シムなしの場合、すなわち、円偏波に対応する直交励起の場合を示している。画像５０２は、一定位相要求（線形最適化）に基づく基本的なＲＦシムの場合を示している。画像５０４は、任意位相要求（非線形最適化）に基づく基本的なＲＦシムの場合を示している。この図については、例１にて後述する。
【００６４】
例１：
肝臓検査が実行される。準備の部分として、２チャンネル送信システムの個々の送信コイルの感度を得るために、低分解能の３ＤボリュームＢ１送信マッピングスキャンが実行される。この目的のため、３ＤのＥＰＩ加速スキャンが、Yarnykhに記載された手法を変更したものを用いて実行される。変更されたパルスシーケンス図の一部が図３に示されている。Yarnykhに記載された手法は、３D撮像を高速化するためにＥＰＩ読み出しパルス（３３４）を用いることによって変更される。Ｂ１マップのボリュームは、肝臓領域より遙かに大きくされる必要がある。これは、図４によって例証されている。収集された磁場マップに基づいて、特定のＭＲＩ肝臓プロトコルのＲＦオブジェクトに関する適切なシミング係数が得られる。第１に、この例において用いられるべき３Ｄグラディエントエコー撮像スキャンのＦＯＶに対応するボリューム内で、Ｂ１の均一性が最適化される。このスキャンは磁化プレパレーションを用いる。故に、第２に、磁化プレパレーションパルスのうちの１つである脂肪抑圧ＳＰＩＲ  ＲＦパルスに関して、Ｂ１が最適化される。しかしながら、このパルスの最適性能は、実際のＦＯＶ内でのみ必要である。従って、以前の同じＢ１シミング係数が適用され得る。さらに、所望の３次元ＦＯＶの外側の位置で、２つのアウタボリューム抑圧パルスが適用されるべきである。これらのＲＦパルスに関し、Ｂ１の均一性が、収集されたマップに基づいて計算される。シーケンスの実行中、実行されるＲＦオブジェクトの適切な性能を維持するよう、ＲＦチャネルに依存する対応する位相及び振幅が変更される。
【００６５】
各ＲＦオブジェクトに関する振幅及び位相は、例えば、Ｋ個のボクセル（ｋは対応するインデックス）の空間格子上で等式（１）を離散化し、且つ得られたベクトル及び行列方程式を反転することによって決定され得る。この反転は典型的に（正則化）擬似反転：
【００６６】
【数６】
0006133537.tif 000007
によって実行される
ここで、Ｐは、送信エレメント群に関するＮ個の重み付け係数Ｐｎ＝Ａｎｅｘｐ（ｉψｎ）を含むベクトルであり、Ｃは、空間格子上で離散化された一定な目標パターンの濃淡値を反映するＫ個の一定な複素成分を有するベクトルである。Ｎ×Ｋの行列：
【００６７】
【数７】
0006133537.tif 000008
は、空間的に離散化された感度：
【００６８】
【数８】
0006133537.tif 000009
を含む。
【００６９】
しかしながら、大多数の用途においては、一定な振幅｜Ｃ｜のみが必要とされ、任意の空間位相分布ψ（ｒ）が許容可能であり、Ｃ（ｒ）＝const・ｅｘｐ（ｉψ（ｒ））である。ただし、constは定数である。これは、振幅画像にのみ関心がある場合に当てはまる。得られる自由度は、Ｂ１シミングの能力を相当に高める。これは、図５に例証されている。しかしながら、等式（１）はもはや線形ではなく、対応する非線形反転技術が必要とされる。例えば、先行ステップの解を局所的に最適化する多次元パウエル（Powell）法と組み合わせて等式（１）を大域的に最適化するために、模擬された強化手法が用いられ得る。これは、Katscher等、Proc.  ISMRM  15、2007年、p.1693（以下、Katscherとして引用する）に記載されている。
【００７０】
例２：
局所的な撮像を用いて骨盤検査が実行される。局所的に撮像するためには、局所的な信号励起を容易にするよう、３次元ＲＦパルスが用いられるべきである。このＲＦパルスは、８エレメント送信システムを用いて加速的に適用されなければならない。結合されたＢ１及びＢ０マッピングプレスキャンが、後に実行される実際のスキャンにおけるボリュームより大きいボリュームにわたって実行される。マッピングには、Yarnykhの手法に従って、パラレルイメージング−加速的３Ｄグラディエントエコースキャンが用いられる。ＴＲ１においては単一のエコーのみがサンプリングされ、長いＴＲ間隔（ＴＲ２）においては、励起後に数回にわたって同一プロファイルをサンプリングするＥＰＩ式の読み出しが実行される。これは、水及び脂肪を分離するケミカルシフトエンコーディングを実行し、後処理ステップにてＢ０磁場マップを得ることを可能にする。適切な送信ＳＥＮＳＥ  ＲＦパルス設計を行うために、測定されたボリュームＢ１マップに基づいて、関連するコイル感度及びＢ０不均一性を抽出することができる。これは、Katscher  U等、Magn.  Reson.  Med.、2003年、第49巻、pp.144-150（以下、Katscher2として引用する）に記載されている。斯くして励起されたボリュームは、高速３Ｄ  ＥＰＩスキャンを用いて読み出されることになる。スキャン中、オペレータは、以前の領域に対してシフトされた第２の関心領域の存在に気付く。オペレータは、新たな励起ボリュームの計画を行い、新たなパルス計算を開始する。ボリューム情報が既に利用可能であるので、新たなＢ１マップが収集される必要はない。ＲＦパルス設計アルゴリズムが、必要なＢ１及びＢ０情報を更新し、後に撮像検査にて使用することが可能な新たなＲＦパルスを計算する。
【００７１】
図６は、Ｂ１均一性とＲＦパワーとの間のトレードオフを例証する図を示している。値は、任意の正規化定数を用いて正規化されている。これらの結果は、Graesslin等、MRI  18、2000年、p.733に記載された実験装置を用い、全身用８チャネルＴｘ／Ｒｘ型ＭＲシステムで３Ｔにて、円筒形の水ファントムを用いて実験的に得られたものである。
【００７２】
正則化パラメータの値が低い場合（グラフの左側）、B1磁場は非常に均一であるが、これを達成するために使用されるＲＦパワーは高い。高い正則化パラメータは逆の結果を生じさせ、ＲＦパワーは低く、Ｂ１磁場の不均一性は増大されている。上述のように、大きい正則化パラメータに対応するケースは、直交励起モードと等価である。この図から、Ｂ１均一性とＲＦパワーとの間のトレードオフを選択することが可能なことも明らかである。
【００７３】
図７は、図６に示した実験結果をモデル化するシミュレーションを示している。やはり、任意の正規化定数が用いられている。このシミュレーションは、電界を計算するために、モーメント法（Method  of  Moments）又は境界要素法（Boundary  Element  Method）の何れとしても知られる方法を使用している。前方ＲＦパワーを計算することに加えて、Ｂ１磁場の標準偏差、ローカルＳＡＲ及びグローバルＳＡＲを電界を用いて計算した。この図は、印加される前方ＲＦパワーと臨床的に関連するローカルＳＡＲとの間、及び印加される前方ＲＦパワーとグローバルＳＡＲとの間の相関を例証している。
【符号の説明】
【００７４】
１００  ＭＲＩスキャナ
１０２  傾斜磁場コイル制御ユニット
１０４  傾斜磁場コイル
１０６  磁石制御ユニット
１０８  磁石
１１０  患者支持台
１１２  患者
１１４  ＲＦ送受信コイル制御ユニット
１１６  フェーズドアレイ送受信コイル
１２０  制御システム
１２２  ハードウェアインタフェース
１２４  マイクロプロセッサ又はコンピュータ
１２６  コンピュータプログラム製品
１２８  ユーザインタフェース
２００  ＭＲＩプレスキャン
２０２  調査スキャン
２０４  Ｂ０マッピング
２０６  Ｂ１マッピング
２１０  ＭＲＩプロトコル及び撮像ボリュームの選択
２２０  Ｂ１シミングの最適化
２４０  ＭＲＩプロトコルの実行
３００  パルスシーケンスタイミング図
３１０  ＲＦタイミングシーケンス
３１２  ＲＦ励起パルス
３１４  信号強度
３２０  ＡＦＩ傾斜磁場タイミングシーケンス
３２２  傾斜磁場パルス
３３０  変更された傾斜磁場タイミングシーケンス
３３２  勾配クラッシュパルス
３３４  ＥＰＩ傾斜磁場パルス
４００  胴体の冠状ＭＲＩ画像
４０２  視野（ＦＯＶ）
４０４  ＲＥＳＴにかけられる領域
５００  シムなし
５０２  基本ＲＦシム（一定位相）
５０４  基本ＲＦシム（任意位相）
５１０  白線（振幅プロファイル）
【図１】
0006133537.tif 000010
【図２】
0006133537.tif 000011
【図３】
0006133537.tif 000012
【図４】
0006133537.tif 000013
【図５】
0006133537.tif 000014
【図６】
0006133537.tif 000015
【図７】
0006133537.tif 000016