身体における核スピンを励起する方法であって、前記方法は、a磁化軸zに沿って核スピンを整列させるために、静磁場B0に前記身体PBを浸すステップであって、前記静磁場は、実質的に、少なくとも前記身体の関心体積VOIにわたって均一である、ステップと、b少なくとも3つの非共面方向x、y、zに沿って向けられた成分Gx、Gy、Gzを有する時間変化磁場勾配と、横偏光B1を有する非選択的高周波パルスとに対して前記身体または少なくとも前記関心体積をさらすステップであって、前記時間変化磁場勾配は、離散点kT1~kT9を連結する真直ぐな区域によって構成された、k空間における三次元軌道を画定し、横偏光を有する前記非選択的高周波パルスは、前記軌道の少なくとも一部分に沿って高周波エネルギーを蓄積させ、k空間における前記離散点の位置が決定され、横偏光を有する非選択的高周波パルスは、前記関心体積内の前記離散点の位置から独立して、同じ所定のフリップ角度だけ前記核スピンをフリップするように設計される、ステップと、を備える、方法。前記時間変化磁場勾配は、一連の磁場勾配パルスからなる、請求項1に記載の方法。横偏光を有する前記非選択的高周波パルスは、前記磁場勾配パルスが交互配置された横断方向高周波サブパルスP1~P10を備え、前記高周波サブパルスは、k空間の前記離散点において高周波エネルギーを蓄積させる、請求項2に記載の方法。高周波パルスは、前記磁場勾配パルスに対して同時には適用されず、高周波エネルギーは、k空間の前記離散点に蓄積させられるだけである、請求項3に記載の方法。横偏光を有する前記非選択的高周波パルスを発生させて適用するための複数の独立駆動アンテナ素子D1~D8を使用することを含む、請求項1~請求項4のうちのいずれか1項に記載の方法。補償パターンと呼ばれる所定の励起パターンの三次元フーリエ変換をコンピュータ計算することによって、k空間の前記離散点と、対応する量の高周波エネルギーとを決定する予備ステップをさらに備える、請求項1~5のうちのいずれか1項に記載の方法。前記予備ステップは、i.前記核スピンのフリップ角度の均一なターゲット分布が望まれる前記関心体積を画定するサブステップとii.前記関心体積における標準的な円偏光高周波モードによって誘導される前記核スピンのフリップ角度分布を決定するサブステップと、iii.前記核スピンのフリップ角度の前記均一なターゲット分布と、前記標準的な円偏光高周波モードによって誘導される前記核スピンのフリップ角度の前記分布との間の相違を前記補償パターンとするサブステップとを備える、請求項6に記載の方法。前記サブステップii.は、測定によって行われる、請求項7に記載の方法。前記予備ステップは、前記補償パターンの前記三次元離散フーリエ変換の多数の最もエネルギーの高い成分に対応するとして、励起k空間の前記離散点の少なくとも一部を決定することをさらに含む、請求項6~8のうちのいずれか1項に記載の方法。前記予備ステップは、SAR制約の下で前記高周波場の適用の全持続時間を最小化するように、前記横断方向高周波サブパルスの前記位相と前記振幅とを反復してコンピュータ計算するか、または前記独立駆動アンテナ素子のそれぞれによって発生させられた前記横断方向高周波サブパルスに寄与するステップをさらに備える、請求項7~請求項9のうちのいずれか1項に記載の方法。k空間の前記離散点のうちの少なくとも一部は、平行六面体の表面の中心に属し、前記平行六面体は、k空間の中心を含み、前記平行六面体の側面のサイズは、約2/λobjであり、ここで、λobjは、画像化される身体におけるRF周波数である、請求項1~10のうちのいずれか1項に記載の方法。前記時間変化磁場勾配は、3つの垂直方向に沿って向けられた一連の磁場勾配パルスからなり、前記3つの垂直方向のうちの1つは、前記磁化軸に対して平行である、請求項1~11のうちのいずれか1項に記載の方法。横偏光を有する前記非選択的高周波パルスは、一連のスクウェアサブパルスによって構成され、各前記スクウェアサブパルスは、励起k空間の前記離散点のうちの1つ、または前記点のうちの2つを連結する区域に対応する、請求項1~12のうちのいずれか1項に記載の方法。人間の頭部における核スピンを励起する方法であって、前記方法は、a前記人間の頭部の頭尾方向craniocaudaldirectionに対して実質的に平行な磁化軸に沿って核スピンを整列させるために、静磁場に前記人間の頭部またはその一部分を浸すステップであって、前記静磁場は、少なくとも前記人間の頭部の関心体積VOIにわたって実質的に均一である、ステップとb離散点を連結する真直ぐな区域によって構成された、k空間における二次元軌道を画定する時間変化磁場勾配に少なくとも関心体積をさらすステップであって、横偏光を有する前記非選択的高周波パルスは、前記軌道の少なくとも一部分に沿って高周波エネルギーを蓄積させ、k空間における前記離散点の位置が決定され、横偏光を有する前記非選択的高周波パルスが、前記関心体積内の前記離散点の位置から独立して、同じ所定のフリップ角度だけ前記核スピンをフリップするように設計される、ステップとを含む、方法。前記時間変化磁場勾配は、前記頭尾方向に沿って向けられた第1の成分と、前記人間の頭部の左右方向に沿って向けられた第2の成分とを有し、前記人間の頭部の腹背方向ventrodorsaldirectionに沿って向けられた成分を有さない、請求項14に記載の方法。横偏光を有する前記非選択的高周波パルスは、前記頭尾方向周りに配置された複数のアンテナによって放射される、請求項14または15のいずれか1項に記載の方法。画像化される身体における核スピンを励起するステップを備える磁気共鳴画像法を行う方法であって、前記ステップが、請求項1~16のうちのいずれか1項に記載の方法を実行することによって行われる、方法。磁気共鳴画像スキャナであって、前記スキャナは、磁化軸に沿って核スピンを整列させるために静磁場を発生させるための磁石Mであって、前記静磁場は、少なくとも前記身体の関心体積にわたって実質的に均一である、磁石と、横偏光を有する非選択的高周波パルスと、少なくとも3つの非共面方向x、y、zに沿って向けられた成分Gx、Gy、Gzを有する時間変化磁場勾配とを発生させ、前記身体に向かって前記磁場を向けるための手段IP、RFC、GCと、前記身体または少なくとも前記関心体積内のフリップされた核スピンによって放射された信号を検知するための手段RFC、Rと、を備え、横断方向高周波場と時間変化磁場勾配とを発生させるための前記手段が、請求項1~16のうちのいずれか1項に記載の方法を実行するために配置されたコンピュータ計算手段IPMを備える、スキャナ。本発明は、人間の脳などの広範な体積にわたって均一に核スピンを励起する方法を提供し、従来技術の限界の少なくとも一部分を克服することを目的とする。本発明の方法は、短い非選択的調整高周波パルスを見出すための戦略に基づき、その方法は、パラレル伝送を必要とはしないが、パラレル伝送が利用可能である場合にはパラレル伝送から利益を得ることが出来る。従って、本発明の目的は、請求項1に従って身体において核スピンを励起する方法であって、その方法は、a磁化軸に沿って核スピンを整列させるために静磁場B0に身体を浸すステップであって、その静磁場は、少なくとも身体に関して関心体積にわたって実質的に均一である、ステップと、b少なくとも3つの非共面方向に沿って横断方向高周波電磁場B1に対して向けられた成分を有する、時間変化磁場勾配に対して身体または少なくとも関心体積をさらすステップであって、時間変化磁場勾配は、離散点を連結する区域によって構成されたk空間において三次元軌道を画定し、その横断方向高周波電磁場は、関心体積内の核スピンの位置とは独立して、同じ所定のフリップ角度で核スピンをフリップするために軌道の少なくとも一部分に沿って高周波エネルギーを蓄積させる、ステップと、を含む。磁場B0は、意図的に導入された勾配を伴うことなく、磁場が合理的に可能な均一さであるという意味で実質的に均一である。実際に、この場の何らかの空間的変化ΔB0は、画像化される身体の磁化率の不均一性により常に存在する。以下で記載されるように、この空間的変化は、パルス設計において構成されることが出来る。特に、時間変化磁場勾配は、一連の磁場勾配パルスからなることが出来る。さらにまた詳細には、横断方向高周波電磁場は、磁場勾配パルスと交互配置される横断方向高周波サブパルスを備えることが出来、その高周波サブパルスは、k空間の離散点に高周波エネルギーを蓄積させる。さらにまた詳細には、磁場勾配パルスに対して同時に高周波電磁場を適用することを回避することによって、k空間の離散点において高周波エネルギーを蓄積させるだけであることが可能である。文献[2]の方法は、k空間に関する比較的広範囲のサンプリングを行おうとして非常に長いパルスをもたらすこととなるが、本発明の方法は、注意深く選択されたわずかな数の空間周波数成分の励起に基づく。文献[3]の方法もまた、二次元のkx-ky面のわずかなサンプリングを実現するが、同時に、静的スライス符号化勾配によりkz軸に沿った区域の迅速なスキャンを行い、さらに、上記で考察されたように、この方法は、本質的にスライス選択的であり、広範な体積にわたったフリップ角度の均一化を可能にはしない。本発明の実施形態に従った方法の独自の特徴は、高周波エネルギーが、伝送k空間軌道の静的な点に対応する、k空間の離散位置またはkT点に、排他的にまたは非排他的に蓄積させられるという事実である。言い換えると、本発明の実施形態に従った方法において、限られた量のエネルギーが、k空間軌道がわずかに止まる、k空間の選択された点に蓄積させられる。その代わりに、文献[2]および[3]の方法においては、高周波エネルギーは、k空間における線[2]に関しては、kx-ky面におけるらせん、[3]に関しては、kz軸に沿ったスポークに沿って動く間に蓄積させられるだけである。特に、高周波エネルギーの蓄積は、完全に離散的であってもよい。この場合、高周波サブパルスは、磁場勾配パルスに対して同時には適用されない。あるいは、ハイブリッド手法が続くことが出来、ハイブリッド手法では、何らかの高周波エネルギーがまた、kT点間で動いている間に蓄積させられる。限られた場合において、kT点を通る間に勾配を継続的に利用すること、および/またはk空間軌道が巻きほどかれるので高周波電磁場を継続的に利用することによって、kT点において停止することを回避することが可能である。いずれの場合においても、重要な目的は、フリップ角度の不均一性に関するターゲットの残余スプレッドを考慮して、訪問されるkT点の数をできるだけ少なく維持することと、kTを横切る可能な最短軌道を選択することとである。有利なことに、k空間軌道は、ひざまたは軌道の屈曲部という形状に対応する注意深く選択されたkT点を連結するほぼ真直ぐな区域によって構成されることが出来る。本発明の方法に関する別の顕著な特徴は、全ての空間的方向x、y、およびz、従って、全ての空間的周波数方向kx、ky、およびkzが、実質的に同じ方法で処理されるという事実である。その代わりに、文献[2]および[3]の方法においては、k空間は、kz軸に沿って、かつkx-ky面において異なった方法でサンプリングされる。本発明の方法の特定の実施形態は、従属請求項2~13に記載の主題対象を構成する。本発明の別の目的は、人間の頭部において核スピンを励起する方法であって、その方法は、a人間の頭部の頭尾方向craniocaudaldirectionに対して実質的に平行な磁化軸に沿って核スピンを整列させるために、静磁場に人間の頭部またはその一部分を浸すステップであって、その静磁場は、少なくとも人間の頭部の関心体積VOIにわたって実質的に均一である、ステップと、b離散点を連結する直線状の区域によって構成された、k空間における二次元軌道を画定する、時間変化磁場勾配に少なくとも関心体積をさらすステップであって、横偏光を有する非選択的高周波パルスは、少なくとも軌道の一部分に沿って高周波エネルギーを蓄積させ、k空間における離散点の位置が決定され、横偏光を有する非選択的高周波パルスは、関心体積内での核スピンの位置から独立して、同じ所定のフリップ角度で核スピンをフリップするように設計される、ステップと、を含む。さらに詳細には、時間変化磁場勾配は、頭尾方向に沿って向けられた第1の成分と、人間の頭部の左右方向に沿って向けられた第2の成分とを有することが出来るが、どの成分も人間の頭部の腹背方向ventrodorsaldirectionに沿っては向けられない。有利なことに、横偏光を有する非選択的高周波パルスは、頭尾方向周りに配置された複数のアンテナによって放射されることが出来る。本発明の別の目的は、画像化される身体において核スピンを励起するステップを含む磁気共鳴画像法を行う方法であり、その方法は、このステップが上記のような方法を行うことによって行われることを特徴とする。本発明のまた別の目的は、磁化軸に沿って核スピンを整列させるために静磁場を発生させる磁石であって、その静磁場は、少なくとも身体の関心体積にわたって均一である、磁石と、横断方向の高周波電磁場と、磁場勾配パルスとを発生させ、身体に向かってサブパルスを向ける手段と、体内または少なくとも関心体積内のフリップされた核スピンによって放射された信号を検知する手段とを備える磁気共鳴画像スキャナであって、横断方向の高周波電磁場と、磁場勾配パルスとを発生させる手段が、上記のような方法を実行するコンピュータ計算手段を備えることを特徴とする、磁気共鳴画像スキャナである。詳細な説明図1は、画像化される患者の身体または患者の身体の一部PBが浸される、z方向に沿って配向された実質的に均一な静磁場B0を発生させる磁石Mと、横断方向の高周波パルスここで、横断方向は、B0に対して垂直である極性を有するのでx-y面にあることを意味するに身体をさらし、身体内のフリップされた核スピンによって放射される信号を検知するための高周波コイルRFCと、関心体積VOIにわたったそれぞれの空間方向に沿って線形で変化する、z方向に沿って向けられた勾配磁場、すなわち磁場を発生させるための3組の勾配コイルGCと高周波コイルに供給する高周波パルスを発生させるための発振器OS、変調器、およびRF増幅器であって、パラレル伝送において、高周波変調器と増幅器とは、伝送チャンネルの数と同じ数だけ複製される、発振器OS、変調器、およびRF増幅器と、スピン共鳴信号を復調およびデジタル化する前にスピン共鳴信号を増幅するためのレシーバRであって、パラレル画像化において、プリアンプとレシーバとは、受信チャンネルの数と同じ数だけ複製される、レシーバRと、発振器OS、高周波コイルRFC、勾配コイルを駆動し、レシーバRによって増幅された共鳴信号SRtを受信し処理するための情報処理手段IPMと、を備える磁気共鳴画像MRIスキャナを非常に概略的に表す。情報処理手段IPMは、コンピュータプログラムすなわち、一片の実行可能なコードを格納するための少なくとも1つのメモリと、プログラムを実行するための少なくとも1つのプロセッサとを備えるコンピュータまたは一組の電子プログラマブルコンピュータであり得る。スキャナのハードウェア部分は、従来のものであることが出来るが、ソフトウェアは、本発明の方法を実行するために適応される。従って、たとえば、CD-ROMなどのコンピュータ読み取り可能な格納媒体に格納されたコードなどのソフトウェア手段は、ハードウェアの改変を全く必要とすることなく、標準的なスキャナを本発明によるデバイスに変えることが出来る。図2は、本発明の実施形態に従った方法を実行するように適応された高周波コイルを説明する。このコイルは人間の頭部を画像化するのに特に適する。このコイルは、8チャンネルのトランシーバとして機能し、円筒形絶縁筐体CH内径27.6cmを備え、円筒形絶縁筐体は、患者の身体PBの頭部PBHを収容することが出来、患者の目の前に配置されることが意図されたスロットを有するこれは必須ではない。8つのストリップライン双極子D1~D8がこの筐体の内側で40°毎に分散させられる。双極子は互いに同一であり、双極子が独立して規定された振幅と位相とを有する直線偏光された電磁場を照射することが出来るように独立した駆動回路表示されずを有する。その他任意のMRIコイルが本発明を実行するために使用され得ることが理解されるべきである。ここで記載された実施形態のコイルと同じコイルが、RF信号を送受信するために使用され得、または別個の送受信コイルが使用され得る。本発明の方法は、伝送における単発でのk空間の3D適用範囲のための新たな高効率の戦略に基づき、その戦略は、人間の安全性とSAR比吸収率規制とに適合する振幅レベルを維持しながらRFパルスの持続時間を制限する。方法は、かなりの体積にわたって核スピンのフリップ角度FAを均一化する非選択的RFパルスを生成する。この方法は、参考文献[2]および[3]に記載された方法などの、三次元調整パルスを使用する既存の方法によって示唆される。方法の新規性は、特に、3Dのk空間と、kT点と呼ばれる静的なk空間位置におけるRFの伝送とにおいて操作するために3つの直交する方向、またはさらに一般的には非共面に沿って磁場勾配のパルスブリップを使用することにあり、kT点においては、RF不均一性を克服するために、特にエネルギーが必要とされる。kT点において行われるスクウェアサブパルスは、全体的なパルスの長さとSAR最小化との間の理想的な歩み寄りを可能にするように、可変の持続時間を有し得る。図3A~図3Cは、球状ゲルファントム直径16cmのアクシャル方向1A、サジタル1B、およびコロナル1C面に沿ったフリップ角度分布のグレースケールマップを示し、球状ゲルファントムは、均一な7Tの磁場B0に浸されると共に、水プロトンのラーモア周波数7Tにおいて298MHzで同調された単一の非選択的スクウェア横断方向円偏光高周波B1パルスにさらされる。円偏光CPパルスは、同一な振幅と、8つの双極子それぞれの方位角に等しい初期位相とで8つの双極子D1~D8を駆動することによって取得される。ゲルファントムは、平均的な人間の頭部と同じ誘電率と伝導率とを有する。高周波サブパルスの振幅と持続時間とは、ファントム内でのB1の分布が均一であった場合には、プロトンの核スピンが15°だけフリップされるように選択される。特に断りがない場合には、ターゲットフリップ角度FATargetは15°である。図は、実際のフリップ角度FA分布が非常に不均一であり、NRMSE正規化二重平均平方誤差が23であり、フリップ角度値が4.9°~23.3°まで変化することを示す。図3A~図3CのFAマップは、スクウェアパルスで駆動された実際のフリップ角度獲得シーケンスAFI[4]を使用することによって取得された。これらのマップに加えて、エコー間の相変化phaseevolutionからの主磁場ΔB0の空間変化を測定するために同じシーケンス内で、追加のエコーが取得された[5]。このΔB0の不均一性マップは次に、調整パルス設計を洗練するために使用されることが出来るが、それは本発明の主題ではない。図4A~図4Cは、図3A~図3Cのフリップ角度分布のフーリエ変換と、FAの均一性に関してz軸に沿って選ばれた132mmスラブにわたって理想的に均一な励起FAx、y、z=FATargetのフーリエ変換との間の絶対差のグレースケールマップを示し、このVOIの寸法は、成人の脳のアクシャル方向の高さに概ね対応する。これらの図は、FAの均一なターゲット分布のフーリエ変換と、標準的な円偏光CPモードで取得されたFA分布との差が、k空間の中心付近に集められた支配的な周波数成分をもたらすことを示す。これらの空間周波数は、具体的には、B1不均一性を補償するために対処される空間周波数である。本発明の方法に従って、FAの均一化は、B1の不均一性を特に補償する励起k空間軌道を記述する一連のサブパルスでRFコイルと勾配コイルとを駆動することによって、VOI内で取得されることが出来る。この理由のために、励起k空間軌道は、以下では補償軌道と呼ばれる。当面、CPモード画像と均一なターゲット励起との間の差が、補償パターンと呼ばれる。本発明の基礎となる1つのアイデアは、ほぼ均一なFA分布が、文献[2]によって教示されたようなk空間の広範囲のサンプリングを行う代わりに、k空間の中心付近に典型的には10個未満のわずかな数であるN個の離散空間周波数成分を備えるだけの単純な伝送k空間軌道を使用することによって取得されることが出来ることである。これは、パルスの持続時間をかなり減少させることを可能にする。以下で考察されるように、パラレル伝送の使用が、提示された設定に関してミリ秒未満までパルスの持続時間を減少させることをさらに可能にする。上で考察されたように、本発明の代替の実施形態において、高周波パワーはまた、kT点間を動く間に蓄積されることが可能である。選択されたkT点において停止せず、kT部位を横切る間に勾配を継続的に利用することでさえ可能である。パルスの持続時間において誘導されたさらなる減少は、いかなる量のエネルギーが様々な部位に蓄積されることを必要とするかに依存する。典型的には、パルスの持続時間におけるこれらの減少は、SARの増加の代償として生じ、SARの増加は、迅速なシーケンスに対する適用性を制限し得る。結局、全体的なk空間軌道は、SAR最小化とパルスの持続時間との間の最適なバランスを提供するために、迅速な交差と組み合わされた静的なkT点のハイブリッド連結であり得る。kT点またはkT点のうちの少なくとも一部が、有利なことに、離散グリッドにわたってサンプリングされた、補償パターンの三次元フーリエ変換のN個の最もエネルギーの高い成分に対応するとして選択される。図6は、9個のkT点kT1~kT9黒球を備えるk空間軌道を示す。これらの点のうちの7つkT1~kT5、kT7、kT8は、単純なCPモード図3A~図3Cによって誘導されたフリップ角度分布の三次元フーリエ変換と、VOIにわたる均一な分布の三次元フーリエ変換との間の相違図4A~図4Cの最もエネルギーの高い7つのフーリエ成分に対応する。k空間における中心の位置とは別に、これらのkT点は、典型的には、k空間において中心にある平行六面体の面の中心に対応し、平行六面体の側面のサイズは、概ね2/λobjであり、ここで、λobjは、3つの空間方向のそれぞれにおいて、画像化される物体のRF波長である。この場合において、画像化される物体人間の脳は、RF周波数と同じ桁のサイズを有するので、λobjは、視野FOVと等しくなるように取られ、FOVは、物体の寸法をわずかにだけ超え、その物体は、本形態ではVOIと同一である。この場合、平行六面体は2/FOVのサイズを有する。一部の場合において、6つ未満のkT点が使用されることが出来、たとえば、k空間において中心となる平行六面体の平行ではない面の3つの中心点が使用されることが出来る。平行六面体はまた、k空間の中心に対してわずかに移動させることが出来るが、平行六面体は、中心を含むべきであり、すなわち、点kx=ky=kz=0を含むべきである。2つのさらなるkT点kT6、kT9は、k空間の中心から2/FOVの距離でkzに沿って選択された。これらの追加のkT点は、性能を増強するために見出された。フーリエ変換法は、これらの追加の点において比較的に大きな寄与を示したが、これらの追加の点は、2番目に最も高い振幅を有する点ではなかった。これらの追加の点を用いて改善された性能の詳細は後に考察される。図6の例において、k空間軌道は、kT1で始まり、かつ、終わり、kT1の座標は、kx=ky=kz=0である。図7B、図7C、および図7Dは、図6のk空間軌道を画定するために使用された、x軸、y軸、およびz軸それぞれに沿って整列された磁場勾配パルスまたはブリップblipsGx、Gy、およびGzの経時的な図を示す。k空間に広がることが出来るように、勾配パルスは、3つの非共面方向、好ましくは、互いに垂直な方向に沿って適用されなければならない。これらの方向のうちの1つが磁化軸zと同じであることは不可欠ではない。隣接するkT点を接続する区域は、x軸、y軸、またはz軸に沿って配向される必要はなく、傾斜区域に沿ってk空間内で動かすために、2つGx、Gy;Gx、Gz;Gy、Gzまたは3つGx、Gy、Gzの勾配パルスが同時に適用されなければならない。勾配パルスは、SiemensAC84勾配頭部コイルによって発生させられ、50mT/mまでの勾配振幅と、333T/m/sのスルーレートとを可能にし、パルスの上昇前面と下降前面とは、図に明らかに見ることが出来る。RFパワーを伝送しながら勾配が継続的に行われる場合、すなわち、k空間軌道がkT点において停止を含まない場合には、勾配パルスは、図2の勾配パルスのようには充分に分離されない。限られた場合において、勾配パルスはアイデンティティを失い、多かれ少なかれ継続的な時間変化磁場勾配にマージされる。フーリエ法は特に有利であるが、フーリエ法だけが、補償パターンを見出すと共にkT点を配置するために利用可能な唯一の方法ではない。スライス選択法におけるスポーク配置の二次元的な問題に対して開発された他の方法は、kT点の配置にも適用されてもよい。たとえば、[6]によって開示された所謂sparsityenforced法を参照されたい。kT点が配置されると、次のステップは、最小の移動で全ての点に及ぶように、区域によってkT点を接続することである。それから、勾配ブリップ間で、および/または勾配ブリップと同時に身体に適用されるようなRF横磁場の設計に至る。ここで、本発明者らは、RFエネルギーがkT点に蓄積させられるだけの場合を考慮するので、RFエネルギーは、勾配パルスが交互配置されたそして、勾配パルスに重複しないRFサブパルスの形態で提供されるだけである。スクウェアRFサブパルスP1~P10が使用された。これは本発明の必須の特徴ではないが、この選択は、そのサブパルスの広帯域特性と、そのようなサブパルスが、サブパルスの平方振幅の時間積分に従って変化するSARを最小化しながら、所与の積分すなわち、フリップ角度に到達するような最適な形状を有することとにより、最適であると考えられる。頭部コイルRFCは、いくつか8つの独立したコイル素子双極子を備えるので、FA分布の均一化を補助するためにパラレル伝送の使用を可能にする。各双極子は、2つの連続的な勾配ブリップ間で、他の双極子によって放射されたサブパルスの振幅および位相とは異なり得る振幅および位相を有するスクウェアRFサブパルスを放射する。しかしながら、これらのサブパルスは、同時に放射され同じ持続時間を有する。これは必須ではないが、強く推奨される。容易に理解されるように、1つの双極子が、他の双極子よりも短いサブパルスを放射した場合には、これは、励起シーケンスの全体的な持続時間を短くすることなくSARを増加させるので、このサブパルスの積分を一定に維持するように、サブパルスの振幅を減少させながら、サブパルスを長くすることが有利である。1つの双極子が他の双極子よりも長いサブパルスを放射した場合には、これは、SARに関して最小の利点でシーケンスの全体的な持続時間を増加させるので、従って、持続時間を減少させるためにこのサブパルスを短くするか、またはSARを減少させるために他のサブパルスを長くするかのいずれかであることが有利である。いずれの場合においても、最適な解決策は、同じ持続時間を有するパルスを伝送することにある。所与の時間において異なるコイル素子によって伝送されたパルスは同じ持続時間を有するが、異なる時に伝送されたすなわち、異なるkT点においてエネルギーを蓄積させたパルスは、異なる持続時間を有し得る。頭部コイルの8つのチャンネルに対するRF励起サブパルスの設計は、チャンネル依存伝送B1のプロフィールだけでなくVOI内でのB0空間変化を考慮する、空間領域におけるSmallTipApproximation[7]を使用することによって行われ得る。さらに、局所変数交換法[8]は、有利なことに、MagnitudeLeastSquaresの問題を解決するために適用され得、これが、不要な位相均一性の制約を緩和する。パラレル伝送を使用してRFパルスを設計するためのこれらの技術の適用は、むしろ周知であり、これらの技術は、勾配ハードウェアと適合性のある任意の所定のk空間軌道に対して働く。kT点の配置と連結とはそのようなk空間軌道を提供する。このように取得された励起パルスは、準最適なkT点サブパルスの持続時間を含む。実際に、全てのMRI用途に対して、SARと全体的なパルスの持続時間との間のトレードオフが存在する。長いパルスは、画像の品質に負の影響を有し得る。一方、長さを減少させることは、同じフリップ角度を取得するために高いピーク振幅を必要とする。これは一部の用途にとって利益があり得るが、RF波振幅の二乗に対して比例してSARを増加させる。空間領域法[7]を用いて、ΔB0関連の相変化を、パルス設計の間に考慮に入れることが出来る。この目的のために、励起シーケンスのj個の個々のサブパルスのそれぞれの持続時間δtjは、事前に特定されなければならない。比較的低いパワー要件を維持しながら、これらのサブパルスの持続時間を最小化するために、単純な反復最適化手順を実装することが出来る。第1に、比較的任意の持続時間が全てのサブパルスに対して設定される。空間領域法を適用することによって、一組の振幅が励起パルスのそれぞれに対して見出される。可能な最大ピーク振幅PLimが与えられると、パルスの持続時間は、下記の方程式を使用することによって再スケールすることが出来、ここで、Piは、i番目のチャンネルで見出された振幅を示す。ここで考慮される特定の例において、PLimは、伝送チャンネルで利用可能な最大電圧170Vであった。しかし、PLimは、局所的なSAR制約および全体的なSAR制約に対応する最大値まで再スケールすることが出来た。定数Δは理想的には0であるべきである。しかしながら、実際には、小さいΔを含むことによって最適化手順における制約を和らげることが多くの場合に助けとなる。最適化されたを先に見出された励起パルスに直接適用することが、不正確なΔB0誘導位相補償をもたらす。新たに見出されたサブパルスの持続時間で励起パルスを単に再設計することは、新たな励起パルスが、適切な補正を含むことを見出されることを可能にする。新たなパルスは、時間の経過と共に、わずかに異なるパワー分布を有することが出来る。従って、最適化基準が満たされるまで、この手順の数回の反復を繰り返すことが必要である。図7Aは、8つ全ての伝送チャネルにわたって合計された全RFパワーの経時的な図を示す。この特定の場合において、磁場勾配がオンである間にはRFパルスが生じないことが理解できる。パラレル伝送の使用と特定の構造のRFコイルとは、2つの追加のkT点が補償パターンの8番目および9番目に最も高いエネルギーの空間周波数成分に対応しない場合であっても、kz方向に沿って2つの追加のkT点をk空間軌道において導入することが有利である理由を説明することが出来る。コイルの8つの伝送ストリップラインの位置は、それらの方位だけ異なる。これは、パラレル伝送が、軸z方向ではなく横断方向面においてのみRF不均一性を克服するために、さらなる自由度を導入することを意味するが、これは、CPモードだけが考えられるkT点配置に対しては、フーリエ法によって無視される。この不均衡を補償するために、kzに沿って余分のkT点を導入することが有利である。独立したzストリップライン素子およびz-ストリップライン素子を有するzに沿ったコイルのさらなる分割は、これらの余分なkT点を必要とすることを回避する可能性があり得る。この要件に対して考えられる別の原因は、フーリエベースのkT点識別の間には考慮に入れられないΔB0分布の影響である。RFパルスの設計は、ブロッホ方程式の線形化を可能にするスモールチップ近似法の枠組みにおいて記載された。しかしながら、いくつかの公知の技術が、これらの限界の克服を可能にする。たとえば、[9~12]を参照されたい。これらの技術は、本発明の方法に適用されてもよい。図8は、本発明に従った方法の簡略化されたフローチャートを示す。第1のステップS1は、FAの不均一性、または同様にB1の不均一性をマッピングすることにある。B0マップもまた、後のより良いパルス設計のために獲得され得る。第2のステップS2は、不均一性にも関わらず、ターゲットの均一な励起パターンを達成するために、補償パターンを決定することにある。第3のステップS3は、補償パターンに従ってk空間においてkT点を配置することと、短い励起k空間軌道をもたらすようにこれらの点を連結することとにある。パラレル伝送の使用は、伝送するコイル素子のレイアウトに依存して、少なくとも一部の方向に沿って励起パターンの満足な均一化を達成するために必要なkT点の多数の削減を可能にする。第4のステップS4は、kT点によって決定されたk空間軌道に沿ってエネルギーを蓄積させるようにRFサブパルスを決定することにある。このステップは、サブパルスの持続時間の反復的な最適化を含む。ここでもやはり、このステップは、パラレル伝送を使用しても使用しなくてもよい。第5のステップS5は、画像化される身体に励起シーケンスを適用することにある。図5A~図5Cは、本発明の方法によって達成された結果を説明する。図5A~図5CはFAマップであり、標準的なスクウェアパルスを上記の方法によって設計されたサブパルスシーケンスで置換することによって、AFIシーケンスを用いて取得された。15°のFAをターゲット化することが、7.3のNRMSE関心体積にわたる正規化二乗平均平方誤差、すなわち15±1.1°をもたらす950μs励起パルスをもたらす。CPモード23のNRMSEと比較して、最大/最小FAは、23.3/4.9°から18.0/11.4°に減少させられた。完全なBlochシミュレーションと実験結果との比較は、相関係数99.7を示し、理論と実験との間の優れた一致を示す。パルス持続時間の最適化は、3回の反復後に最小値に収束された。4GBのRAMを有するIntelCore2duo2.4Ghzの性能に基づいて、パルス設計は約5分で行われることが出来た。本発明のこの実施形態に従って発生させられたパルスは、有利なことに、FLASHまたはMP-RAGEなどの短いTR3Dシーケンスにおいて小さい励起として使用されることが出来た。本発明の方法は、医学的な用途、特に、人間の脳の高磁場>3TMRIのために開発された。しかしながら、その方法はまた、他の医学的MRI技術および非医学的MRI技術たとえば、石油探鉱、核磁気共鳴NMR分光法、さらに一般的には、サンプルの体積内で核スピン励起の均一な空間分布を必要とする全ての技術に適用されることが出来る。本方法の有効性を示すために、本方法が、8つの独立駆動チャンネルを有する伝送アレイシステム上で実装することによって、三人のボランティアの脳全体にわたって7TでFAを均一化するように適用された。実験の有効性確認は、8チャンネルの伝送アレイ1チャンネル当たり1kWのピークパワーを装備されたSiemens7TMagnetomスキャナErlangen、Germany上で行われた。頭部勾配の組は、50mT/mまでの振幅と、333mT/m/msのスルーレートとを可能にした。ターゲットフリップ角度は5°であった。RFの伝送および受信の両方のために、図2に説明された構造と同様な構造を有するトランシーバアレイ頭部コイルが使用された。そのトランシーバアレイ頭部コイルは、直径27.6cmの円筒形表面上に42.5°毎に分布された8つのストリップライン双極子からなり、被検体の目の前に小さく開いた空間を残す。全ての双極子は、理想的には、7Tにおけるプロトンラーモア周波数に同調され、理想的には、50Ωのラインインピーダンスに適合された。脳の体積が最初に、第1のシーケンスを用いて獲得された最初の画像から引き出された。3Dの脳マスクのフーリエ変換に続いて、kT点の位置が、k空間における最大の大きさのN個の成分の位置によって決定された。上記で考察された先のファントム研究から予期されるように、低い空間成分がk空間を支配することが見出された。Blochシミュレーションは、5つのkT点が人間の脳において10よりも良い空間励起均一性を達成するために充分であったことを示した。驚くべきことに、5つのkT点はkx-kz面にあることが分かり、この面においては、zが静磁場B0の配向と一致する頭尾方向craniocaudaldirectionであり、xは左右方向である。言い換えると、スピンのフリップ角度に関して満足のいく均一性は、図9Aに表されたk空間における二次元軌道を使用することによって人間の脳内で達成されることが出来た。図9C、図9D、および図9Eは、対応するGx、Gy、およびGzの勾配パルスまたはブリップをそれぞれ表す。ブリップはそれぞれ、40μsの持続時間を有する。Gy=0であることが理解されることが出来る。5つのkT点だけの選択が有利であった。なぜならば、その選択は、k空間における三次元軌道が比較的に均一な成果に到達するために必要であることが分かったファントムの場合に関して、パルスの持続時間、従ってSARを減少させることを可能にしたからである。その後、空間領域におけるスモールチップ近似法と、絶対値最小自乗MLSの問題を解決するための局所変数交換法とを使用してパルス設計が行われた。6つの最適化されたスクウェアRFパルスが図9Bに表される。これらの解決策は、典型的には、パルス持続時間最適化手順の3~4回の反復において見出された。4GBRAMを有するIntelcore2duo2.4Ghzの性能に基づいて、完全なパルス設計手順は、概ね30秒間で行われることが出来た。被検体番号1において測定されたフリップ角度の分布が、図10Cに説明される中央のコロナル断面、サジタル断面、およびアクシャル方向の脳断面。フリップ角度FAのヒストグラムが、グレースケールで重ね合わされる。図10Dは、数値シミュレーションによって取得された対応する分布を示す。実験的なフリップ角度分布は理論的な分布よりもわずかに広いけれども、理論図10Dと実験図10Cとの間の一致が非常に良好であることが理解されることが出来る。図10Bは、k空間の中心において最適化された単一のkT点に対応する静的シムshimシーケンスを使用して取得された実験結果を示す。FA分布が図10Cの場合よりもかなり大きいことが容易に理解されることが出来る。それでもやはり、必要とされる全RFエネルギーは、両方の場合においてほぼ同じ10の範囲内であった。静的シムの場合における全エネルギーは、さらに減少させることが出来たが、全エネルギーは、同じ桁の大きさのままであった。図10Aは、標準的なCP円偏光パルスの使用に対応し、2°と8°との間のフリップ角度の広い分布をもたらす。[参考文献]1TransmitSENSEUKatscherPBornertCLeusslerJSvandenBrinkMagneticResonanceinMedicinevol49pp1441502SmallTipAngleThreeDimensionalTailoredRadiofrequencySlabSelectPulseforReducedB1Inhomogeneityat3TSSaekhoetalMagneticResonanceinMedicine534794843FastkzThreeDimensionalTailoredRadiofrequencyPulseforReducedB1InhomogeneitySSaekhoetalMagneticResonanceinMedicine557197244ActualFlipAngleImaginginthePulsedSteadyStateAMethodforRapidThreedimensionalMappingoftheTransmittedRadiofrequencyfieldVLYarnykhMagneticResonanceinMedicinevol571922005MAFISequencesimultaneouscartographyofB0andB1AmadonAetalISMRM1612486SparsityenforcedsliceselectiveMRIRFexcitationpulsedesignACZelinskietalIEEETransitionsinMedicalImaging27121312287SpatialdomainmethodforthedesignofRFpulsesinmulticoilparallelexcitationWGrissomCYYipZZhangAStengerJAFesslerDCNollMagneticResonanceinMedicinevol56pp6206298MagnitudeLeastSquaresOptimizationforParallelRadioFrequencyExcitationDesignDemonstratedat7TeslaWithEightChannelsKSetsompopLLWaldVAlagappanBAGagoskiEAdalsteinssonMagnResonMed599089159HighflipanglesliceselectiveparallelRFtransmissionwith8channelsat7TKSetsompopetalJournalofMagneticResonance195768410AdditiveAngleMethodforFastLargeTipAngleRFPulseDesigninParallelExcitationWAGrissometalMagneticResonanceinMedicine5977978711DesigningMutichannelMultidimensionalArbitraryFlipAngleRFPulsesUsinganOptimalControlApproachDXuetalMagneticResonanceinMedicine5954756012FastLargeFlipAngleMultidimensionalandParallelRFPulseDesigninMRIWAGrissometalIEEETransactionsonMedicalImaging281015481559