"物体の核スピン系の縦緩和挙動と横緩和挙動の同時決定のための磁気共鳴イメージング法であって、定常状態グラジエントエコーパルスシーケンスを印加することによって核スピンを励起するステップを有し、前記パルスシーケンスが核スピン磁化を定常状態レベルにするための一連のRF励起パルスを有し、前記RF励起パルスの各々の後に複数のグラジエントエコーを生じるマルチグラジエントエコー読み出しトレインが続き、前記方法は、前記定常状態グラジエントエコーパルスシーケンスの後続RF励起パルスの印加の間に前記グラジエントエコーのMR信号データを取得するステップと、前記MR信号データから第1の時点における第1の動的マルチグラジエントエコーデータセットと第2の時点における第2の動的マルチグラジエントエコーデータセットを再構成するステップとを有し、前記方法がさらに、前記第1の動的マルチグラジエントエコーデータセットからスピン系の基準横緩和挙動とスピン系の基準平衡磁化を決定するステップと、前記第2の動的マルチグラジエントエコーデータセットからスピン系の平衡磁化を決定するステップと、前記第2の動的マルチグラジエントエコーデータセットからスピン系の動的横緩和挙動を決定するステップと、前記スピン系の基準平衡磁化と前記スピン系の平衡磁化からスピン系の動的縦緩和挙動を決定するステップとを有する、方法。前記動的縦緩和挙動の決定がさらに、前記スピン系の平衡磁化を前記スピン系の基準平衡磁化に関連付けるステップと、前記関連から前記動的縦緩和挙動を決定するステップとを有する、請求項1に記載の方法。前記定常状態マルチグラジエントエコーパルスシーケンスがスポイル定常状態グラジエントエコーパルスシーケンスであり、前記シーケンスが前記RF励起パルスの前にスポイラ傾斜磁場を有し、前記スポイラ傾斜磁場が各マルチグラジエントエコー読み出しトレイン後に印加される、請求項1に記載の方法。前記定常状態マルチグラジエントエコーパルスシーケンスがT1強調高速フィールドエコーパルスシーケンスである、請求項1に記載の方法。前記一連のRF励起パルスにわたる前記動的横及び/又は縦緩和挙動の動的変化の薬物動力学モデリングをさらに有する、請求項1に記載の方法。前記磁気共鳴イメージング法が動的造影若しくは動的磁化率強調MRI法を有する、請求項5に記載の方法。前記定常状態マルチグラジエントエコーパルスシーケンスの非存在下での前記スピン系の縦緩和挙動をあらわすスピン系の基準縦緩和挙動を決定するステップをさらに有し、前記方法は前記基準縦緩和挙動から前記動的縦緩和挙動を決定するステップをさらに有する、請求項1に記載の方法。前記RF励起パルスのフリップ角を決定するステップをさらに有し、前記フリップ角が前記動的縦緩和挙動の決定において利用される、請求項1に記載の方法。請求項1乃至8のいずれか一項に記載の方法ステップのいずれかを実行する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。物体の核スピン系の縦緩和挙動と横緩和挙動の同時決定のための磁気共鳴イメージング装置であって、磁気共鳴画像データを取得するための磁気共鳴イメージングスキャナを有し、前記装置がさらに、定常状態グラジエントエコーパルスシーケンスを印加することによって核スピンを励起するステップであって、前記パルスシーケンスは核スピン磁化を定常状態レベルにするための一連の小フリップ角RF励起パルスを有し、前記RF励起パルスの各々の後に複数のグラジエントエコーを生じるマルチグラジエントエコー読み出しトレインが続く、ステップと、前記定常状態グラジエントエコーパルスシーケンスの後続RF励起パルスの印加の間に前記グラジエントエコーのMR信号データを取得するステップのスキャナ動作を制御するコントローラを有し、前記装置がさらに、前記MR信号データから第1の時点における第1の動的マルチグラジエントエコーデータセットと第2の時点における第2の動的マルチグラジエントエコーデータセットを再構成するステップと、前記第1のマルチグラジエントエコーデータセットからスピン系の基準横緩和挙動とスピン系の基準平衡磁化を決定するステップと、前記第2のマルチグラジエントエコーデータセットからスピン系の動的横緩和挙動を決定するステップと、前記第2のマルチグラジエントエコーデータセットからスピン系の平衡磁化を決定するステップと、前記スピン系の基準平衡磁化と前記スピン系の平衡磁化からスピン系の動的縦緩和挙動を決定するステップのためのデータ再構成システムを有する、装置。上記より、改良されたMRイメージング法が必要であることが容易に理解される。従って本発明の目的は物体の核スピン系の縦緩和挙動と横緩和挙動の正確な同時決定のためのMR画像を可能にすることである。本発明によれば、物体の核スピン系の縦緩和挙動と横緩和挙動の同時決定のための磁気共鳴イメージング法が提示される。方法は定常状態グラジエントエコーパルスシーケンスを印加することによって核スピンを励起するステップを有し、上記パルスシーケンスは核スピン磁化を定常状態レベルにするための一連の典型的には限定されないが小フリップ角RF励起パルスを有する。上記RF励起パルスの各々の後に複数のグラジエントエコーを生じるマルチグラジエントエコー読み出しトレインが続く。方法は定常状態グラジエントエコーパルスシーケンスの後続RF励起パルスの印加の間に上記グラジエントエコーのMR信号データを取得し、これらのデータを複数画像の再構成のために使用するステップを有する。k空間若しくは実画像空間のいずれかにおいて、定常状態マルチグラジエントエコーシーケンスのRF励起後の信号減衰をあらわすこの画像のセットは、1つの動的マルチグラジエントエコーデータセットと呼ばれる。さらに、方法は少なくとも2つの時点において測定を実行するためにこれら動的マルチグラジエントエコーデータセットの少なくとも2つの取得を有する。さらに、定常状態マルチグラジエントエコーパルスシーケンスで得られる第1の動的マルチグラジエントエコーデータセットから、スピン系の基準横緩和挙動とスピン系の基準平衡磁化が第1の時点に対して決定される。定常状態マルチグラジエントエコーシーケンスで得られる第2の動的マルチグラジエントエコーデータセットから、第2の時点に対して平衡磁化が得られる。さらに、第2の動的マルチグラジエントエコーデータセットから、スピン系の動的横緩和挙動が決定される。さらに、平衡磁化と基準平衡磁化から、第2の時点におけるスピン系の動的縦緩和挙動が決定される。第2の動的マルチグラジエントエコーデータセットについての決定プロセスは全ての可能な次の動的マルチグラジエントエコーデータセットに対して使用される。本発明の実施形態は、両緩和挙動、すなわちR1及びR2又は各緩和時間T1及びT2が同時に、互いに独立して得られることができるという利点を持つ。従来の動的R1測定の精度が改良され、縦及び横緩和挙動を得るための総データ取得プロセスが加速される。本発明のさらなる実施形態によれば、動的縦緩和挙動の決定はさらに、スピン系の平衡磁化を基準平衡磁化に関連付け、上記関連から動的縦緩和挙動を決定するステップを有する。これは様々な系依存性と例えば使用コイル系による各アーチファクトが除去され、従って得られる決定される動的緩和挙動の質をさらに向上させるという利点を持つ。本発明のさらなる実施形態によれば、定常状態マルチグラジエントエコーパルスシーケンスはスポイル定常状態グラジエントエコーパルスシーケンスであり、上記シーケンスはRF励起パルスの前にスポイラ傾斜磁場傾斜磁場スポイリングを有し、スポイラ傾斜磁場は各マルチグラジエントエコー読み出しトレイン後に印加される。これは残留横磁化が後続信号読み出しにおいて信号を生じないようにディフェーズされるというさらなる利点を持つ。その結果、再度測定の質が改良される。本発明のさらなる実施形態によれば、定常状態グラジエントエコーパルスシーケンスは非定常RF励起位相RF‐スポイリングを用いるT1強調高速フィールドエコーパルスシーケンスT1FFEである。しかしながら、任意の定常状態マルチグラジエントエコーパルスシーケンス、例えばターボフィールドエコーシーケンスTFEも適用され得る。T1FFEシーケンスはスピン系の縦緩和挙動の決定がさらに促進され簡略化されるという利点を持つ。本発明のさらなる実施形態によれば、方法は一連のRF励起パルスにわたる動的横及び/又は縦緩和挙動の動的変化の薬物動力学モデリングをさらに有する。その結果、動的R2及びR1曲線が例えばガドリニウムGD注入後同じ測定から得られ、従って組織かん流、血流及び血液量並びに血管透過性についての統合情報を伝える。代替的に、酸素呼吸中のR2及びR1の同時測定は血液及び組織酸素化についての統合情報を与える。本発明のさらなる実施形態によれば、磁気共鳴イメージング法は動的造影若しくは動的磁化率強調MRI法を有する。言い換えれば、精度を増すために、同時緩和時間測定relaxometry態様は同時の、従って効率的なDCE‐DSE生理学的測定をサポートする。本発明のさらなる実施形態によれば、方法は定常状態マルチグラジエントエコーパルスシーケンスの非存在下でのスピン系の縦緩和挙動をあらわすスピン系の基準縦緩和挙動を決定するステップをさらに有し、方法は上記動的磁化データから動的縦緩和挙動を決定するステップをさらに有する。この精度はさらにRF励起パルスのフリップ角を決定することによって、及び上記決定されたフリップ角を動的縦緩和挙動の決定において利用することによってさらに改良されることができる。その結果、RF励起パルスのフリップ角に関するいかなる理論的仮定もまた回避されることができる。本発明の方法は現在臨床で使用されているほとんどのMR装置において有利に実行されることができる。この目的で、本発明の上記方法ステップを実行するようにMR装置が制御されるコンピュータプログラムを利用することだけが必要である。コンピュータプログラムはデータキャリア上に存在するか若しくはMR装置の制御ユニットへのインストールのためにダウンロードされるようにデータネットワークに存在し得る。従って、本発明は上記方法を実行する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製品にも関する。さらに、本発明は物体の核スピン系の縦緩和挙動と横緩和挙動の同時決定のための磁気共鳴イメージング装置に関する。装置は磁気共鳴画像データを取得するための磁気共鳴イメージングスキャナを有し、装置は以下のスキャナ動作を制御するように構成されるコントローラをさらに有する:定常状態グラジエントエコーパルスシーケンスを印加することによって核スピンを励起し、上記パルスシーケンスは核スピン磁化を定常状態レベルにするための一連の小フリップ角RF励起パルスを有し、上記RF励起パルスの各々の後に複数のグラジエントエコーを生じるマルチグラジエントエコー読み出しトレインが続く、ステップ。定常状態グラジエントエコーパルスシーケンスの後続RF励起パルスの印加の間に上記グラジエントエコーのMR信号データを取得するステップ。装置は以下のステップのために構成されるデータ再構成若しくは解析システムをさらに有する:上記MR信号データから第1の時点における第1の動的マルチグラジエントエコーデータセットと第2の時点における第2の動的マルチグラジエントエコーデータセットを再構成するステップ、第1の動的マルチグラジエントエコーデータセットからスピン系の基準横緩和挙動とスピン系の基準平衡磁化を決定するステップ、第2の動的マルチグラジエントエコーデータセットからスピン系の平衡磁化を決定するステップ、第2の動的マルチグラジエントエコーデータセットからスピン系の動的横緩和挙動を決定するステップ、スピン系の基準平衡磁化とスピン系の平衡磁化からスピン系の動的縦緩和挙動を決定するステップ。添付の図面は本発明の好適な実施形態を開示する。しかしながら、図面は例示の目的に過ぎず本発明の限定の定義として考案されたものではないことが理解されるべきである。図1を参照すると、MRイメージングシステム1が示される。システムは実質的に均一な時間的に一定の主磁場B0が検査ボリュームを通るz軸に沿って生成されるように超電導若しくは常電導主磁石コイル2を有する。磁気共鳴発生操作システムは一連のRFパルスとスイッチ傾斜磁場を印加して核磁気スピンを反転若しくは励起し、磁気共鳴を誘導し、磁気共鳴を再集束し、磁気共鳴を操作し、磁気共鳴を空間的に若しくは他の方法でエンコードし、スピンを飽和させるなどしてMRイメージングを実行する。より具体的には、傾斜磁場パルス増幅器3が検査ボリュームのx,y,z軸に沿った全身傾斜磁場コイル4,5,6の選択された1つに電流パルスを印加する。RF送信器7はRFパルスを検査ボリュームに送信するためにRFパルス若しくはパルスパケットを送信/受信スイッチ8を介してRFアンテナ9へ送信する。典型的なMRイメージングシーケンスは互いに一緒にとられる短期間のRFパルスシーケンスのパケットから成り、任意の印加傾斜磁場は核磁気共鳴の選択された操作を達成する。RFパルスは飽和、共鳴励起、磁化反転、共鳴再集束、若しくは共鳴操作、及び検査ボリューム内に位置する体10の一部分の選択のために使用される。MR信号もRFアンテナ9によって受信され得る。例えばパラレルイメージングを用いて、体若しくは一般に物体10の限られた領域のMR画像の生成のために、局所アレイRFコイル11,12,13のセットがイメージングのために選択される領域に隣接して置かれる。アレイコイル11,12,13はRFアンテナを介してもたらされるRF送信によって誘導されるMR信号を受信するために使用されることができる。しかしながら、検査ボリュームにRF信号を送信するためにアレイコイル11,12,13を使用することも可能である。得られるMR信号はRFアンテナ9によって及び/又はRFコイルのアレイ11,12,13によって受信され、好適には前置増幅器不図示を含む受信器14によって復調される。受信器14は送信/受信スイッチ8を介してRFコイル9,11,12,13に接続される。ホストコンピュータ15は傾斜磁場パルス増幅器3と送信器7を制御して複数のイメージングシーケンスのいずれか、例えばエコープラナーイメージングEPI、エコーボリュームイメージング、グラジエント及びスピンエコーイメージング、高速スピンエコーイメージングなどを生成する。これは物体10の核スピン系の縦緩和挙動と横緩和挙動の決定のための上記イメージングシーケンスの発生を含む。選択されたシーケンスに対して、受信器14は各RF励起パルスに続いて立て続けに単一の若しくは複数のMRデータ線を受信する。データ収集システム16は受信信号のアナログデジタル変換を実行し、各MRデータ線をさらなる処理に適したデジタル形式に変換する。現代のMR装置においてデータ収集システム16は生画像データの収集を専門とする個別コンピュータである。最終的に、物体10の核スピン系の縦緩和挙動と横緩和挙動の決定に関して上記の通り、フーリエ変換若しくは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によってデジタル生画像データが画像表現に再構成される。MR画像は患者を通る平面スライス、平行平面スライスのアレイ、3次元ボリュームなどをあらわし得る。そして画像は画像メモリに保存され、ここでこれは、得られるMR画像の人が読み取り可能な表示を提供する例えばビデオモニタ18を介して、画像表現のスライス若しくは他の部分を視覚化のための適切な形式に変換するためにアクセスされ得る。図2aは従来技術の横緩和挙動、特にR2測定の概念を図示する。R2定量化は通常はRF励起後の異なるエコー時間における複数のグラジエントエコー画像の取得に基づく。図2aに図示の通り、フリップ角αのRF励起パルス200が印加され、その後読み出し傾斜磁場202と複数画像取得点214のセットが続く。図2に図示の通り、磁化Mは初期磁化値M0から経時的に減少する。R2は全エコーにわたる信号強度Sの指数関数的減衰の緩和速度定数として定量化される。図2aにおける灰色の影付きブロック208はマルチグラジエントエコーシーケンスの個別スキャンを示し、複数のRF励起パルスは時間TRだけ間隔を空けている。図2bは従来技術の定常状態スポイルグラジエントエコーシーケンスを用いる動的R1定量化の概念を図示する。シーケンスは短い繰り返し時間TRでスピン系に印加される小角スポイルαRFパルス204のセットを有する。各個々のRFパルス204において、残留横磁化をディフェーズするために読み出し傾斜磁場206とスポイラ傾斜磁場が印加される。小フリップ角RF励起パルス204は例えばスライス選択傾斜磁場の存在下で印加され、各MR信号データは読み出し傾斜磁場206の存在下でデータ取得ウインドウ中に取得される。イメージング目的で、パルスシーケンスは上記間隔TRで繰り返され得、位相エンコーディング傾斜磁場はそこから画像が再構成され得るk空間の完全サンプリングを得るために値のセットを通じて段階的になり得る。従ってスキャン時間は位相エンコーディングの数によって決定される。RF及び傾斜磁場スポイリングの目的は、各個別スキャン210各読み出し傾斜磁場206においてRFパルス204を有する各スキャン210の終わりに横磁化が残るように典型的にTRが横緩和時間よりも短いためである。スポイラ傾斜磁場を用いて残留横磁化は読み出しMR信号に影響を及ぼさないようにディフェーズされる。高速R1定量化への1つのアプローチは定常状態TR<1/R1スポイルグラジエントエコーシーケンスのR1依存平衡磁化を利用することである。以下、取得信号はSであらわされる。通常、短いエコー時間が使用されTE<1/R2、R2依存指数関数E2は無視されるので、上述の通り、R2の影響も変化する。そしてR1の動的変化が基準信号St=0例えば動的な系の最初のスキャンに対する時点tにおける信号Stの変化に基づいて定量化される。E10とE1tはそれぞれ固有intrinsicexp-TRR10及び動的exp-TRR1t指数項である。スポイリングは上述の通り、各RFパルスの前にクラッシャ傾斜磁場とRFスポイリングを用いる位相スクランブリングによってRFパルスに続く信号へのいかなる前の横磁化の寄与も除去するために重要である。式3及びフリップ角αとR10のさらなる例えば理論的仮定から、動的縦緩和速度R1tが推定されることができる。図2cは核スピン系の縦及び横緩和挙動の同時決定の概念を図示する。本発明は図2aと図2bに示す2つの概念の組み合わせを提示し、この組み合わせはマルチグラジエントエコー読み出しによる動的R1定量化概念の拡張として、又はR10定量化によって拡張される動的定常状態R2定量化概念として理解されることができる。図2cに図示の通りこれら2つの概念の組み合わせにおいて、一連のRF励起パルス204は核スピン磁化を定常状態レベルにするために印加される。RF励起パルス204の各々の後にマルチグラジエントエコー読み出しトレイン202が続き、この読み出しトレインは複数のグラジエントエコーを生じ、これらは黒点214で示される複数の画像取得ステップでMR信号データとして取得される。さらに、スポイラ傾斜磁場パルス216を用いて各個々のマルチグラジエントエコー読み出しトレインの印加後に残留横磁化がスポイルされる。図2cにおいて、各スキャンが一連のRF励起パルス204と読み出し傾斜磁場202を有する個々のスキャンはブロック214で示される。連続的にブロック214すなわちスキャンを繰り返すことによって、R1及びR2並びに動的R1及びR2変化の定量化が得られる。随意に、参照数字212で示す通り、定常状態グラジエントエコーパルスシーケンスの非存在下でのスピン系の縦緩和挙動をあらわすスピン系の基準縦緩和挙動が決定され、R10をもたらし得る。例えば、上記スピン系の基準縦緩和挙動は造影剤が注入されるか若しくは酸素が吸われる前に決定され得るDCO2E‐MRI。定常状態シーケンス自体はR1に影響を及ぼさない。各スキャンはスキャン214を実行する前若しくはスキャン214を実行した後のいずれかに、いずれの場合もスピン系が平衡値に完全に戻ったときに実行され得る。また随意に、スキャン212はRF励起パルスの正確なフリップ角の決定を有し、その後上記フリップ角はスキャン214から得られる縦緩和挙動の決定において利用される。図3はスピン系の横及び縦緩和挙動の同時決定のための動的処理ステップを図示するフローチャートである。式1に関して述べた通り、各個別スキャン214のマルチグラジエントエコー信号は全エコーにわたって信号強度の指数関数的減衰を与える。その結果、各動的ステップごとに各スキャンごとにR2t動的横緩和速度とM0t動的磁化が例えば式1を解く指数関数フィッティング若しくは数値的アプローチによって各動的時点において得られる。さらに、最初のスキャンにおいて取得されるMR信号データからスピン系の静的横緩和挙動R20及びスピン系の静的平衡磁化M00がステップ300において得られる。以下、ステップ302が説明される。スポイルグラジエントエコー短TRシーケンスに対する定常状態信号式によれば、M0はR1の関数であるがR2から独立している。M0tとM00の除算はさらに系に関する定数κ及びsinα項を消去する。ステップ304において、R1tの動的変化が定量化され、ステップ304に示す式はE1tについてステップ302に示す式を解くことによって得られる。ステップ304における残りの変数はE10、フリップ角α及びTRである。これらの値はステップ308において追加の先験的測定から得られているか図2cにおけるスキャン212、又はシーケンス固有定数であるTR,α。最後に、ステップ306においてR11がE1tの対数から得られる。スキャン212における追加随意B1測定ステップ308は真のフリップ角決定を含むことによってアプローチの精度をさらに向上させることができることが留意されるべきである。高スキャン効率のために、可変フリップ角アプローチがR10定量化のために使用されることが多いが、Look‐Locker、反転回復TSE若しくは同時B1及びR10マッピング法も勿論適用可能である。本発明の特徴は、例えばDCE‐及びDSE‐MRIにおいて使用される標準動的R1若しくは標準R2測定とは反対に、両緩和速度値が同時に及び互いに独立して与えられるような、R1及びR2定量化法の組み合わせである。式2におけるE2項はもはや無視される必要がなく、マルチグラジエントエコー信号から導き出されるので、従来の動的R1測定の精度が改良される。精度の増加は別にして、同時緩和時間測定態様は同時の、従って効率的なDCE‐DSE生理学的測定をサポートする。Gd注入後の同じ測定から得られる動的R2及びR1曲線は組織かん流、血流及び血管透過性についての統合情報を伝える。本発明はDCO2E‐MRI実験においてさらにより重要であり得る。酸素及びCO2濃度の高いガスの吸入は血液及び組織酸素化、並びに血流及び血液量をそれぞれ変化させ、酸素化と血管反応性についてのフィードバックを与える。同時R1及びR2シーケンスは特異度を増し、偽陰性を回避すると期待される背景技術についての章を参照。R2は血液酸素化、血流及び血液量の変化に敏感であるが、R1は組織及び液体中の溶存分子酸素の濃度の変化、並びにシーケンスに依存して血流の変化にも敏感である。概念実証が図4に示される。図はCarbogen95に対する健常ボランティアのR2左とR1右反応マップを描く。血液酸素化の増加はR2の経時的な減少をもたらし、血漿及び組織中の溶存常磁性分子酸素量の増加及び血流速度の増加はR1の経時的な増加をもたらす。大きさは非常に低いがR2の効果の100分の1、R1の動的変化は数秒以内に定量化されることができる。この2D実施例において時間分解能は2.1s/フレームであり面内空間分解能は2mm未満であった。血流と組織及び血漿中の分子酸素の増加はわずかなR1変化をもたらし、これは3Tで2.1sの時間分解能で定量化されることができる。上昇した血液酸素化レベルはもっと高いR2変化=100倍をもたらし、これは上述の方法を用いて同時に定量化された。このアプローチはR1関連及び磁化率機構の両方を利用する造影剤の供給及び分布の定量的モニタリングをさらにサポートすることができる。"