JP2012192185A - パルスシーケンス、実際のフリップ角の決定方法、送信器電圧の調整方法、磁気共鳴装置、コンピュータプログラム製品および電子的に読み取り可能なデータ媒体 - Google Patents

Abstract

【課題】患者テーブル、従って検査対象の連続移動中に患者テーブルの一連の位置について負荷依存性のパラメータを確実に求めることを可能にする。
【解決手段】パルスシーケンスの少なくとも１つのＲＦパルスの実際に到達されるフリップ角を検査対象の連続移動中に決定することを可能にする少なくとも１つのエコー信号が生成され、パルスシーケンスの連続移動方向のグラジエントパターンは、それの第１モーメントがフリップ角の決定に使用される各エコー信号の時点で消滅するように構成されている。
【選択図】図７

Description

本発明は、パルスシーケンス、検査対象の連続移動中にパルスシーケンスの少なくとも１つのＲＦパルスの実際のフリップ角を決定する方法、検査対象の連続移動中にＲＦパルスのための送信器電圧を調整する方法、磁気共鳴装置、コンピュータプログラム製品および電子的に読み取り可能なデータ媒体に関する。

磁気共鳴断層撮影法（ＭＲ断層撮影法）は、材料調査、薬剤開発およびとりわけ医学的診断において使用される画像形成方法である。磁気共鳴断層撮影法においては検査対象が均一な静磁場Ｂ₀に曝される。検査対象の核スピン（略して、スピン）がこの磁場に対して平行に整列する。測定信号、特に画像を作成するために、この平衡状態が高周波パルス（英語の“radiofrequency pulse”を略して、ＲＦパルスともいう）の照射によって先ず乱される。平衡状態への復帰時に放射される磁場が、傾斜磁場を与えることによって位置エンコードされ、１つ又は複数の受信パルスにより受信される。ＲＦパルスは振幅変調されて搬送周波数により振動する所謂Ｂ１磁場を発生し、このＢ１磁場はＢ₀磁場に対して垂直方向に向いている。ＲＦパルスは、バンド幅Δｆと、持続時間Ｔと、包絡線の時間的推移Ｂ１（ｔ）とによって表されている。ＲＦパルスのバンド幅内にある共鳴周波数を有するスピンの磁化は、ＲＦパルスの終端で、

なる角度だけ平衡位置から傾斜させられる。ｔ₀はＲＦパルスの投入時点であり、磁気回転比γ（英語：“gyromagnetic ratio”）は励起させられた核に依存した物理定数である。陽子に関しては、その値はγ＝２п４２．５７ＭＨｚ／Ｔである。

角度α（傾斜角又はフリップ角とも呼ばれる）は、コントラストと、受信された信号から算定される画像の信号強度とに決定的な影響を及ぼす。画像形成シーケンスによって要求されるフリップ角が到達されないか、もしくは行き過ぎになると、それがコントラスト損失および信号損失を生じ、それらの深刻さは使用されるシーケンス技術に依存する。

ＲＦパルスによって発生されるＢ１磁場は、高周波増幅器の制御可能な出力電圧（もしくは送信コイルの電流）に関係するだけでなく、検査対象に依存した負荷、例えば患者の検査の場合には患者固有の負荷にも関係する。従って、フリップ角を正確に決定するためには、例えば所謂「送信器調整」時に静磁場内において検査対象ごとにかつ検査対象の位置ごとに、標準化された基準ＲＦパルスに対して特定のＢ１磁場を発生してそれにより磁化の所望のフリップ角αを発生する高周波増幅器の出力電圧を決定することが必要である。以下において「送信器調整」の結果は送信器基準電圧又は略して基準電圧とも呼ぶ。検査対象が患者である場合には、患者ごとに、理想的には検査測定時に検査のために取られる患者テーブルの位置、従って患者の位置ごとに、このような決定が行なわれなければならない。以下において、検査対象としての患者について述べる。それらの情報は他の検査対象についても同様に当てはまる。

基準ＲＦパルスの持続時間もしくは包絡線とは異なっている持続時間もしくは包絡線Ｂ１（ｔ）を有するＲＦパルスための高周波増幅器の出力電圧は、上記式（１）を利用して基準電圧に対して相対的に基準化される。

送信器調整（および場合によっては、所望の画質を保証するために患者ごとに個別に行なわれなければならないその他の調整測定）のための時間的費用が総検査時間に追加され、従ってＭＲ検査のコストが増し、検査による患者ストレスが増す。

従って、検査時に種々の患者テーブル位置で測定をする場合、調整測定は最適な手法で何度か個別位置ごとに行なうべきである。このためには、各個別位置に順次接近して、調整測定のために患者テーブルを停止しければならない。これは極めて時間がかかり、従って魅力に欠ける。これは、例えば所謂多段（英語：“multi-step”）式の全身検査もしくは身体部分検査、特に患者テーブルの連続送り中に測定が行なわれる検査（例えば、「move during scan (MDS)法」、「continuously moving table (MRI)法」もしくは「syngoTimCT法(シーメンス社)」として知られている）の場合がそうである。

調整測定とは、ここでは、ＭＲシステムを特有の負荷に精密にチューニングすることを可能にするために、患者に特有に行なわれる、そして場合によってはテーブル位置に特有に行なわれるあらゆる測定のことであると理解される。調整測定は、上述において検討した送信器調整のほかに、一般に更に、コイルによって形成される振動回路のインダクタンス、キャパシタンスおよび抵抗に与える患者の影響を補償するためのコイルチューニング（英語：“coil tuning”）と、ＲＦ搬送周波数もしくはＲＦ中心周波数（英語：“center frequency"）を被観察核（大抵は自由水）の共鳴周波数に適合させるための周波数調整と、被検者もしくは検査対象によって乱される磁場の均一性を可能な限り再形成するための所謂「シム調整」とを含む。

患者テーブルの連続移動中に行なわれるＭＲ測定に関する多くの刊行物では、患者特有の調整測定が完全に放棄されている。その代わりに、負荷に依存した調整値に対して、例えば患者に依存しないシステム値又は経験に基づいて求められた経験値が用いられ、従って画質の制限を我慢している。例外は非特許文献１である。著者は、連続移動中の調整値の変更について記述している。その際に使用される調整値は、本来の測定の前に、所謂「プリスキャン（Prescan）」において、全身を１６個の停留点に分けて静止状態で、即ちその都度テーブルを停止して求めている。

公知の調整方法は、静止状態で頻繁に反復的に行なわれ、即ち先ず開始電圧が選択されてその方法によって開始電圧により得られるフリップ角が決定される。そのフリップ角が基準ＲＦパルスの目標フリップ角（例えば１８０°又は９０°）から著しくはずれている場合には、先行の反復ステップにおいて測定されたフリップ角と目標フリップ角とを用いて新たな送信器電圧が推定され、そのようにして求められた送信器電圧により、この方法が繰り返される。その反復は、測定されたフリップ角と目標フリップ角との間の偏差が規定の閾値を下回った際に終了する。

例えば特許文献１から患者テーブルの連続送り中の送信器調整は既に公知であり、それによって、調整測定のための全ての個別位置に順次接近して患者テーブルを停止しなければならないという上述の問題を回避することができる。

この種の方法は、患者テーブルの連続送り中に測定を行なうＭＲ検査用のシーメンス社の磁気共鳴装置において使用することができる。静止状態で反復されるのではなくて、開始電圧と目標フリップ角と測定フリップ角とにより推定された送信器電圧が基準送信器電圧に等しく設定される。連続移動のために個々の反復ステップの間で負荷も変化すること（従って、収束を前提にし得ないこと）、ならびに一定の患者テーブル速度において送信器基準電圧の予め与えられた位置分解能をテーブル位置の関数として得るためには調整測定ごとの時間が一定でなければならないことを基本にしている。

送信器調整のための公知の方法は、所望の基準ＲＦパルスを実現するために必要な高周波増幅器の出力電圧を、図１に模範的に示されている３つのＲＦパルスからなるシーケンスにより求める。

この方法は、初めてペーテル・フアン・デル・ミユーレン（Peter van der Meulen）およびゲリット・ハー・ファン・イエペレン（Gerrit H. van Yperen）の両氏によって１９８６年にＳＭＲＭの第５回年次総会において発表され（非特許文献２参照）、そして特許（特許文献２参照）として認可された方法を基礎にしている。これは、図１および図２に示し以下に説明するような３つのＲＦパルスを有するパルスシーケンスを使用する。

α１が第１ＲＦパルスのフリップ角、α２が第２ＲＦパルスのフリップ角、α３が第３ＲＦパルスのフリップ角、τ１が第１ＲＦパルスと第２ＲＦパルスとの間の時間間隔、τ２が第２ＲＦパルスと第３ＲＦパルスとの間の時間間隔であるとすると、５個までのエコーＥ１，Ｓ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４が得られ（図１参照）、特に、第１スピンエコーＥ１が第２ＲＦパルス後に時間τ１で得られ、励起エコーＳ１が第３ＲＦパルス後に時間τ１で得られる。

フリップ角α１〜α３と検査組織の緩和時間Ｔ₁，Ｔ₂との関数としてのエコーの強度は簡単に解析的に算出可能である。第１スピンエコーの強度Ｉ_E1についての結果は、例えば、

であり、励起エコーの強度Ｉ_S1は、

である。この場合に、

は熱平衡状態での磁化の値である。

フリップ角α１，α２，α３の相対値はシーケンスにおけるＲＦパルスの設計によって（例えば、さもなければ同一であるＲＦパルスの時間により）調整可能であるので、求めようとするフリップ角の絶対値を少なくとも２つのエコーの強度の測定によって決定することができる。非特許文献２による方法は、例えば、３つのフリップ角をα１＝α２＝α３＝αのように等しく選び、図２におけるようにｚ方向の一定の傾斜磁場（以下、グラジエントという）のもとで生じる第１スピンエコーの強度および励起エコーの強度を測定する。その際に、上記の式（２），（３）により、求めようとするフリップ角の絶対値が強度比Ｉ_S1／Ｉ_E1からもたらされる。即ち、

であり、従って、

である。

ｚ方向（静磁場Ｂ₀の方向）における一定のグラジエントＧｚは多数の働きを有する。ＲＦ励起中には、グラジエントＧｚはｚ方向において励起ボリュームを限定するスライス選択グラジエントとして用いられる。その際に限定はグラジエントの振幅および使用されるＲＦパルスのバンド幅Δｆに依存する。信号受信中には、グラジエントＧｚはエコー信号をｚ方向に沿って周波数エンコードするリードアウトグラジエントとして利用される。それゆえ、両エコー信号Ｅ１，Ｓ１の１次元離散複素フーリエ変換後に、ｚ方向に沿ってそれぞれ１つの１次元複素スライスプロフィールＰ_S1（ｚ）もしくはＰ_E1（ｚ）が得られる。上記の式（４）においては、一般的に、Ｉ_S1＝｜Ｐ_S1(ｚ₀)｜もしくはＩ_E1＝｜Ｐ_E1(ｚ₀)｜について、それぞれのスライスプロフィールの中心ピクセルの強度値が使用される。これは、励起ボリュームの中心ｚ₀において平均フリップ角を決定することを意味する。従って、「平均フリップ角」というのは、２つの異なった空間方向に沿ったその方法の不足する位置分解能のゆえに、エコー信号がこれらの両方向に沿って特有に複素積分される（それにより平均化される）からである。従って、式（４）におけるＴ₁値については、投影ボリューム内の組織の平均Ｔ₁値も使用できる。

特許文献３には静止状態での測定の際における送信器の調整のための今しがた説明した方法の修正版が使用されている。第２ＲＦパルスのフリップ角が第１ＲＦパルスおよび第３ＲＦパルスのフリップ角の２倍に選ばれ、従ってα１＝α３＝αおよびα２＝２αに選ばれる。求めようとするフリップ角αは次の式（５）、即ち、

から決定される。従って、式（５）における複素乗算のために、この方法は位相依存性である。

静止状態での測定の際における送信器電圧の調整のための他の方法が、例えば非特許文献３に記載されている。そこでは、ｚ方向の一定のグラジエントのもとでエコーＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４を発生するために、同様に図１に示された３つのＲＦパルスのシーケンスが使用されるが、しかしそこでは、第１エコーＥ１および励起エコーＳ１に基づいてではなくて、第３エコーＥ３のみに基づいて、９０°ＲＦパルスもしくは１８０°ＲＦパルスの発生のために必要とされる送信器電圧が決定される。

静止状態での測定の際における送信器電圧の調整のための他の方法が非特許文献４に記載されている。そこでは、ｚ方向における一定のグラジエントのもとでエコーＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４を発生するために、同様に図１に示されたシーケンスが使用されるが、しかしそこでは送信器電圧が、第３ＲＦパルス後に生じるエコーＥ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４に基づいて、もしくはエコーＳ１，Ｅ２，Ｅ４に基づいて決定される。

既述の方法は静止状態での測定に関しては良好に動作する。しかし、患者テーブルの連続送りを伴う測定の際における送信器電圧の調整に対しては、それらの方法は同じように満足できる結果をもたらさない。

米国特許第７１４５３３８号明細書 米国特許第４８１４７０８号明細書 独国特許第１０２００５０６１５６７号明細書

A.ShankaranarayananおよびJ.Brittain共著の論文"Continuous Adjustment of Calibration Values for Improved Image Quality in Continuously Moving Table Imaging", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med.11 (2004)，#103 Peter van der MeulenおよびGerrt H. van Yperen共著の論文"A novel method for rapid pulse angle optimisation", Proceedings of the 5th Annual Meeting of SMRM 5th Annual Meeting of SMRM;(1986), p.1129 Permanほか共著の論文"A Method for Correctly Setting the RF flip angle", MRM9: 16-24 (1989) Carlsonほか共著の論文 "Rapid Radiofrequency Calibration in MRI", MRM15: 438-445 (1990)

従って、本発明の課題は、患者テーブル、従って検査対象の連続移動中に患者テーブルの一連の位置について負荷依存性のパラメータを確実に求めることを可能にするパルスシーケンス、パルスシーケンスの実際のフリップ角の決定方法、パルスシーケンスによるＲＦパルスのための送信器電圧の調整方法、磁気共鳴装置、コンピュータプログラム製品および電子的に読み取り可能なデータ媒体を提供することにある。

本発明は次の考察に基づいている。

以下において、時点ｔ₀＝０で励起パルスＲＦ１によって横軸平面へ倒されて、時間的に変化する傾斜磁場Ｇｚ（ｔ）に沿って一定速度ｖ_Zで移動する小さいスピン集合体の１次元の動きを考察する。この場合にｚ軸の零点はその傾斜磁場のアイソセンタと一致している。

ｚ₀は時点ｔ₀での前記スピン集合体の位置であり、従って、これから遅れた時点での位置ｚ（ｔ）は、
ｚ（ｔ）＝ｚ₀＋ｖ_Z（ｔ−ｔ₀）
である。

傾斜磁場Ｇｚ（ｔ）によって累積される時点ｔでのスピン集合体位相は、

となる。式（６）は、しばしばグラジエントパターンのモーメントの関数として、

と記述され、この場合にグラジエントパターンの所謂第ｎモーメントｍ_n（ｔ）が、

によって与えられる。

スピンエコーシーケンスの場合、各リフォーカスＲＦパルスはそれのアイソディレイ（Iso delay）時点の前に累積された位相の符号を打ち消すことが付加的に考慮されるべきである。この場合に対称なリフォーカスパルスのアイソディレイ時点がそのリフォーカスパルスの中心と一致する。

エコーの時点での累積位相は特に関心を持たれる。

ここで、特に図２の調整シーケンスを考察し、式（７）を用いて第１スピンエコーＥ１の時点ｔ＝２τ１および励起エコーＳ１の時点ｔ＝２τ１＋τ２での位置ｚ（ｔ）における小さいスピン集合体の累積位相を算出するならば、第０モーメント、従って式（７）の第１項は、エコーＥ１，Ｓ１の時点でそれぞれ零である。

スピンエコーＥ１に関しては、このことが明白である。第１スピンエコーＥ１は、第２ＲＦパルスＲＦ２が第１ＲＦパルスＲＦ１のＦＩＤをリフォーカスすることによって生じる。第１ＲＦパルスＲＦ１とリフォーカスパルスＲＦ２との間で累積される第０モーメントは、ＲＦ２とスピンエコーＥ１との間で累積される第０モーメントと等しい値Ｇ_Zτ１を持つ。両値の符号は逆であり、従って総和は零である。ＦＩＤ（英語：free induction decay、自由誘導減衰）とは、個々のＲＦパルスによって誘導されるスピン系の過渡信号のことである。

全部で３つのＲＦパルスＲＦ１，ＲＦ２，ＲＦ３の相互作用にて励起エコーＳ１が生じる。第１ＲＦパルスＲＦ１は、ここでもスピン集合体の磁化を横軸平面へ倒す励起パルスとして動作する。第２ＲＦパルスＲＦ２は、励起エコーの出現時に所謂リストアパルス（Restore-Puls）として動作する。即ち、第２ＲＦパルスＲＦ２は横磁化の部分を縦方向へ倒し返し、その後その横磁化の部分は第３ＲＦパルスＲＦ３によって再び横軸平面へ倒される。この磁化は第２ＲＦパルスと第３ＲＦパルスとの間において縦方向に記憶されていると言われる。何故ならば、縦磁化として傾斜磁場によって影響されず、比較的緩やかなＴ１緩和の影響下にあるにすぎないからである。従って、第３ＲＦパルスＲＦ３の直後に、磁化は第２ＲＦパルスＲＦ２の直前と同じ大きさおよび逆の符号を持つ。従って、第３ＲＦパルスＲＦ３と励起エコーＳ１との間で累積された第０モーメントが再び第１ＲＦパルスと第２ＲＦパルスとの間で累積されたモーメントを相殺する。

第１モーメントの場合には違うように見える。何故ならばこの場合には時間が直線的ではなくて２乗的に到来するからである。第１スピンエコーＥ１の時点ｔ＝２τ１で、式（８）から、

が得られる。その際に時間軸の原点は、第１ＲＦパルスのアイソディレイ時点に選ばれる。このアイソディレイ時点は、ＳＩＮＣおよび矩形パルス（従って対称ＲＦパルス）の場合に、良好な近似でＲＦパルスの中心と一致する。

時点ｔ＝２τ１＋τ２で、再び式（８）から、

が得られる。従って、第１スピンエコーＥ１および励起エコーＳ１の時点での第１モーメントは零に等しくなく、互いに異なる。もう一度式（７）を考察すると、第１モーメントが静止スピン系（ｖ_Z＝０）に対しては位相に影響を及ぼさないことが分かる。

従って、次の仮定が本発明の基礎をなす。患者テーブルの連続送り中の送信器調整のための公知の方法の非機能性の原因は、スピンが患者テーブルの移動によって累積する付加的な位相にある。

それゆえ、患者テーブルの連続送りの際における調整方法の問題は、テーブル送り方向にグラジエント（傾斜磁場）を与えないことによって簡単に解消することができる。もちろん、これは調整方法の基本的な修正を意味する。何故ならば、例えば送信コイルのＢ１推移も方向依存性であるからである。

この問題を解消する他の可能性は、テーブル送り方向のグラジエントパターンを、第０モーメントおよび第１モーメントがその都度調整のために読み出されるエコーの時点で消滅するようなものに置き換えることにある。これは、原理的な調整方法を維持しながら調整シーケンスを本発明に従って修正することよって可能である。

前記課題は、本発明によれば、請求項１によるパルスシーケンス、請求項９によるパルスシーケンスの実際のフリップ角の決定方法、請求項１０によるパルスシーケンスによるＲＦパルスのための送信器電圧の調整方法、請求項１２による磁気共鳴装置、請求項１３によるコンピュータプログラム製品、請求項１４による電子的に読み取り可能なデータ媒体によって解決される。

本発明によるパルスシーケンスは、そのシーケンスの少なくとも１つのＲＦパルスによって実際に到達されるフリップ角を検査対象の連続移動の際に決定することを可能にする少なくとも１つのエコー信号を生成し、かつ検査対象の連続移動方向のグラジエントパターンを、その第１モーメントがフリップ角の決定に使用される各エコー信号の時点で消滅するように構成することを含む。

グラジエントパターンの第１モーメントがエコー時点で消滅することによって、検査対象の連続移動によるスピンの望ましくない位相の累積が効果的に抑制される。それにより、エコー信号のディフェージングを生じかつ未知の磁場分布ゆえに後からの計算による補正を不可能にする望ましくない位相作用が回避される。

パルスシーケンスのＲＦパルスは選択性であっても非選択性であってもよい。

簡単な実施例において、パルスシーケンスは、少なくとも２つから５つまでのエコー信号を生成し得るように照射される少なくとも３つのＲＦパルスを含む。この種のパルスシーケンスは、パルスシーケンスの少なくとも１つのＲＦパルスの実際のフリップ角を簡単に決定することを可能にするエコー信号を生成する。

１つの実施例において、パルスシーケンスの、検査対象の連続移動方向に対して垂直な方向のグラジエントパターンが、望ましくない信号を抑制するためのクラッシャグラジエント（crusher gradient）を含む。

測定ボリュームを通した検査対象の連続移動のもとでのＭＲ（磁気共鳴）測定中に到達されるパルスシーケンスの少なくとも１つのＲＦパルスの実際のフリップ角を決定する本発明による方法は、
少なくとも１つのＲＦパルスを含むパルスシーケンスを検査対象の連続移動時に実行するステップと、
ＭＲシーケンスの少なくとも１つのエコー信号を検出するステップと、
パルスシーケンスの少なくとも１つのＲＦパルスによって実際に到達されたフリップ角を、検出したエコー信号に基づいて決定するステップとを含み、
ＭＲシーケンスの、検査対象の移動方向のグラジエントパターンが、検出されたエコーのエコー時点で第１モーメントが消滅するように構成されている。

パルスシーケンスに関して既に述べたように、検査対象の移動方向のグラジエントパターンの第１モーメントがエコー時点で消滅することは、検査対象の移動によるスピンの付加的位相の累積を回避し、それによりフリップ角の健全な決定を可能にする。

ＲＦパルスのための送信器電圧を調整する本発明による方法は、測定ボリュームを通した検査対象の連続移動時に上述の方法に基づいて決定されたフリップ角から検査対象の瞬時位置に関して基準ＲＦパルスのための送信器基準電圧を決定する。

本発明による磁気共鳴装置は、磁気共鳴装置の測定ボリュームを通して連続的に移動可能な患者テーブルと、磁石と、ＲＦパルスを照射しエコー信号を受信する高周波アンテナと、グラジエントコイルを含むグラジエントシステムと、グラジエントコイルおよび高周波アンテナを制御するためのパルスシーケンス制御ユニットとを備え、パルスシーケンス制御ユニットが、上述のパルスシーケンスを患者テーブルの連続移動中に発生するように構成され、更に本発明による磁気共鳴装置は、上述の方法に従って磁気共鳴装置の個々の設備構成要素を制御する計算ユニットを備えている。

本発明によるコンピュータプログラム製品は、プログラムを含み、磁気共鳴装置のプログラミング可能な計算ユニットのメモリ内に直接的にロード可能であり、プログラムが磁気共鳴装置の計算ユニット内で実行されるときに磁気共鳴装置により上述のパルスシーケンスを発生させるための、および／または上述の方法の全てのステップを実行するためのプログラム手段を有する。

本発明による電子的に読み取り可能なデータ媒体は、記憶された電子的に読み取り可能な制御情報を有し、該制御情報は、磁気共鳴装置の計算ユニット内でのデータ媒体の使用時に磁気共鳴装置により上述のパルスシーケンスを発生させるように、および／または上述の方法の全てのステップを実行するように構成されている。

パルスシーケンスと、測定ボリュームを通した検査対象の連続移動のもとでのＭＲ（磁気共鳴）測定中に到達されるパルスシーケンスの少なくとも１つのＲＦパルスの実際のフリップ角の決定方法とに関して記載した利点は、ＲＦパルスのための送信器電圧を調整する本発明による方法、本発明による磁気共鳴装置、本発明によるコンピュータプログラム製品および本発明による電子的に読み取り可能なデータ媒体についても当てはまる。

本発明の他の利点および詳細を以下に記載する実施例からならびに図面に基づいて明らかにする。挙げられた例は本発明を限定するものではない。

図１は５個までのエコー信号を発生させるための公知のシーケンスを概略的に示すタイムチャートである。 図２は特定の送信器電圧により到達されたフリップ角αを決定するための公知のパルスシーケンスを示すタイムチャートである。 図３は本発明によるフリップ角の決定方法の実施例についての本発明によるシーケンスを例示するタイムチャートである。 図４は本発明によるフリップ角の決定方法の実施例についての本発明による他のシーケンスを例示するタイムチャートである。 図５は本発明によるフリップ角の決定方法の実施例についての本発明による他のシーケンスを例示するタイムチャートである。 図６は本発明によるフリップ角の決定方法の実施例についての本発明による他のシーケンスを例示するタイムチャートである。 図７は本発明による方法についての概略フローチャートである。 図８は本発明による方法を実施する磁気共鳴装置の概略構成図である。 図９は本発明による方法により得られる調整値の例を示すダイアグラムである。

図１は５個までのエコー信号を発生させるための公知のシーケンスの概略図を示す。フリップ角α１を有する第１ＲＦパルス（α１パルス）と、フリップ角α２を有する第２ＲＦパルス（α２パルス）とが照射され、第１ＲＦパルス（α１パルス）後の時点２τ１で第１ＲＦパルスのＦＩＤのスピンエコー信号Ｅ１が生成される（ＦＩＤ：「自由誘導減衰」、英語“free induction decay”）。その後、α１パルス後の時点τ１＋τ２で、フリップ角α３を有する第３ＲＦパルス（α３パルス）が照射される。

τ２＞２×τ１なる仮定のもとで、時点２×τ１＋τ２，２×τ２，τ１＋２×τ２，２×（τ１＋τ２）で、それぞれエコー信号Ｓ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４が発生する。Ｓ１は所謂励起エコーである。Ｅ２はα３パルスによるエコーのリフォーカスによって生じるスピンエコーである。Ｅ３はα３パルスによるα２パルスのＦＩＤのリフォーカスによって生じ、Ｅ４はα３パルスによるα１パルスのＦＩＤのリフォーカスによって生じる。

図２は、特定の送信器電圧により到達されるフリップ角αを決定するために、例えば非特許文献２において既述の如く利用された公知のパルスシーケンスを示す。図１と違ってここではＲＦパルスおよびエコー信号が１つの共通な段に示され（上段「ＲＦ」に表示）、２段目には関連したｚ方向のグラジエント（傾斜磁場）Ｇｚが示されている。

図３は、３つのＲＦパルスからなるシーケンスを使用して第１スピンエコーＥ１ならびに励起エコーＳ１を読み出す本発明によるフリップ角の決定方法の格別に洗練された実施例についての本発明によるシーケンスを模範的に示す。

図２に示されているシーケンスと異なり、この場合にはテーブル送り方向のグラジエントＧｚが、正の振幅Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４，Ｐ５を有する５つの台形状のグラジエントと、負の振幅Ｎ１，Ｎ２，Ｎ３，Ｎ４を有する４つの台形状のグラジエントとを含むとよい。

検査対象の連続移動方向（ここではｚ方向）に与えられている正の台形状のグラジエント（傾斜磁場）は、ＲＦ照射中のスライス選択に利用され、もしくは読み出すべきエコー信号のリードアウトグラジエント（読み出しグラジエント）として利用される。図３の実施例においては、正のグラジエントの全ては等しいフラットトップ振幅を持つ。用語「フラットトップ」（flattop）は、ＭＲ技術においては、台形状グラジエントの短い上底に対して使用され、時には「プラトー（plateau）」とも呼ばれる。台形状グラジエントの立ち上がり側面もしくは立ち下がり側面は「ランプ（ramp）」と呼ばれる。

パルスシーケンスの第２ＲＦパルスα２および第３ＲＦパルスα３のスライス選択グラジエントのフラットトップの時間およびエコーＥ１のリードアウトグラジエントのフラットトップの時間は、図３に示された実施形態では等しい長さである。ＲＦパルスα２，α３のアイソディレイ時点は時間的にそれぞれスライス選択グラジエントのフラットトップの中心と一致する。同様にエコーＥ１の中心は時間的に第１リードアウトグラジエントＰ３の中心と一致する。第１ＲＦパルスのアイソディレイ時点後の、その第１ＲＦパルスα１のスライス選択グラジエントのフラットトップの時間（期間）は、第２ＲＦパルスのアイソディレイ時点前の、その第２ＲＦパルスα２のスライス選択グラジエントのフラットトップの時間（期間）とちょうど同じ長さである。同様に、励起エコーＳ１までの第２リードアウトグラジエントＰ５のフラットトップの時間は、第３ＲＦパルスα３のアイソディレイ時点からの第３ＲＦパルスα３のスライス選択グラジエントＰ４のフラットトップの時間に一致する。

ここで選ばれた図および後に続く図において、第１ＲＦパルスα１のスライス選択グラジエントは他のＲＦパルスのスライス選択グラジエントと同じではあるが、第１ＲＦパルスα１のために比較的自由にスライス選択グラジエントの異なった形も選択可能である。パルスシーケンスのＲＦパルスが検査対象の連続移動方向のスライス選択グラジエントを全く持たないことも考えられ得る。しかし、フリップ角の決定に使用されるそれぞれのエコー時点で第１モーメントが消滅する条件は、どんな場合にも維持されたままである。図示されていない実施例では、検査対象の連続移動方向のグラジエントが全く与えられず（Ｇｚ＝０）、これも同様に上述の条件を満たす。

従って、台形状グラジエントは、ＲＦパルス例えばα２のアイソディレイ時点からの、１つのスライス選択グラジエントのフラットトップの時間（期間）が、直ぐ後に続く１つのリードアウトグラジエントのフラットトップの、付属エコー例えばＥ１の時点までの時間（期間）と一致するように形成されている。付加的に、そのスライス選択グラジエントの右側のランプの時間（期間）はその直ぐ後に続くリードアウトグラジエントの左側のランプの時間（期間）に等しく選定されている。

同様に、エコー例えばＥ１の時点からの、１つのリードアウトグラジエントのフラットトップの時間は、直ぐ後に続く１つのスライス選択グラジエントのフラットトップの、ＲＦパルス例えばα３のアイソディレイ時点までの時間と一致する。付加的に、そのリードアウトグラジエントの右側のランプの時間は、その直ぐ後に続くスライス選択グラジエントの左側のランプの時間に等しく選定されている。

更に、後で図５および図６に関連して示す実施例では、エコー例えば図５におけるＳ１，Ｅ２もしくはＥ３の時点からの、１つのリードアウトグラジエントのフラットトップの時間が、直ぐ後に続く１つのリードアウトグラジエントのフラットトップの、付属のエコー例えば図５におけるＥ２，Ｅ３もしくはＥ４の時点までの時間と一致し、そのリードアウトグラジエントの右側のランプの時間がその直ぐあとに続くリードアウトグラジエントの左側のランプの時間に等しいとよい。

グラジエント振幅、フラットトップ時間およびランプ時間のちょうど今説明した選定によって、ハーフポジティブ隣接グラジエント（下記参照）とも呼ばれる２つの隣接する正の（半）グラジエントによってスピンから取得される第０モーメントおよび第１モーメントが、それぞれ、ＲＦパルスのアイソディレイ時点と読み出すべきエコーのエコー時点とのグループからの直接的に相前後する時点の間において、直接的に相前後するアイソディレイ時点もしくはエコー時点の間の中心に時間的に位置する対称中心を有する対称的な負の台形グラジエントによって補償される。従って、図示のグラジエントパターンは、格別に洗練された態様で、検査対象の連続移動方向のグラジエントの第１モーメントが、取得されたエコー信号の時点で消滅するという条件を満たす。

図３に関する更なる説明：最後に取得されるエコーまで、ここではスピンエコーＳ１まで、各正のグラジエントＰ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４，Ｐ５の後に１つの負のグラジエントＮ１，Ｎ２，Ｎ３，Ｎ４が続き、また逆に各負のグラジエントの後に１つの正のグラジエントが続く。全ての正のグラジエントＰ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４，Ｐ５は等しい振幅および等しい長さのフラットトップを持つ。各正のグラジエントＰ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４，Ｐ５のフラットトップの各中心は、３つのＲＦパルスのうちの１つのアイソディレイ時点（対称ＲＦパルスの場合にアイソディレイ時点はそのＲＦパルスの対称中心に一致する）に一致するか、又は両エコーのうちの１つに一致する。負のグラジエントＮ１，Ｎ２，Ｎ３，Ｎ４の形状は対称であり、次のようになっている。即ち、第０モーメントの大きさが、左側の隣接グラジエントのフラットトップの中心とそれの終端との間で累積される第０モーメントと、右側の隣接グラジエントの始端とそれのフラットトップの中心との間で取得されるモーメントとからなる和に等しい（以下において「ハーフポジティブ隣接グラジエントとも呼ぶ）。従って、２つの相前後する正のグラジエントの中心の間で累積された第０モーメントは零に等しい。

これは、図３において、第１スピンエコーＥ１のエコー時点と第３ＲＦパルスα３のアイソディレイ時点との間におけるグラジエントＰ３，Ｎ３，Ｐ４の前記条件を満たすハッチング面積によって模範的に示されている。即ち、Ｐ３およびＰ４に属するハッチング面積の和の大きさがＮ３に属するハッチング面積の大きさに一致し、それによってこれらは互いに逆の極性のために相殺され、ハッチング領域全体にわたって（および２つの相前後する正のグラジエントの中心間の異なった部分領域において）累積された第０モーメントの総和が零になる。

各負のグラジエントＮ１，Ｎ２，Ｎ３，Ｎ４の対称中心は、上記で定義した「ハーフポジティブ隣接グラジエント」の重心と一致する。従って、２つの正の半グラジエントとその間に存在する負のグラジエントとから形成されるグラジエントのサブパターンは対称である。

それによって、第０モーメントおよび第１モーメントがＲＦパルスα１，α２，α３のそれぞれのアイソディレイ時点に対してもエコーＥ１，Ｅ２のそれぞれの時点に対しても零であることが格別に巧みに達成される。

第０モーメントについては、このことが設計自体から結論される。何故ならば、それぞれの第０モーメントが上述の如く相殺されるからである。第１モーメントについては、前記の式（８）を用いた直接的な積分によって理解することができる。しかし、対称なグラジエントパターンの第１モーメントは、第０モーメント全体が対称中心に集中しているかのように算定することができる規則からも結論される（例えば、Bersteinほか、J.Magn.Reason. Imaging 2: 583-588を参照）。即ち、
ｍ₁＝ｍ₀Δｔ （対称なグラジエントパターン） （１１）
である。但し、Δｔは考察されるグラジエントパターンの対称中心と第１モーメントｍ₁を必要とする時点との間の時間間隔である。

１つの負のグラジエントＮ１，Ｎ２，Ｎ３，Ｎ４とこれに接する２つのハーフポジティブ隣接グラジエントとからなる上記で定めた対称なサブパターンに、（励起ＲＦパルスα１を基準時点とした）時点τ１（第２ＲＦパルスα２の時点）、２τ１（第１スピンエコーＥ１の時点）、τ１＋τ２（第３ＲＦパルスα３の時点）、２τ１＋τ２（励起エコーＳ１の時点）で、前述の規則を順次適用するならば、それぞれ、式（１１）からｍ₁＝０が結論される。何故ならば、サブパターンの第０モーメントｍ₀がそれぞれ零（ｍ₀＝０）であるからである。

更に、図３における３段目には、いわゆるクラッシャグラジエントとして用いられるグラジエントＧｙが示されている。このグラジエントＧｙは、第１スピンエコーＥ１の前の第２ＲＦパルスα２のＦＩＤもしくは励起エコーＳ１の前の第３ＲＦパルスα３のＦＩＤをディフェーズさせて、各ＦＩＤがそれぞれ当該エコー信号に対して信号成分を供給しないようにする。第１ＲＦパルスα１のＦＩＤはクラッシャグラジエントによりディフェーズしない。何故ならば、さもないと全くエコーが発生しないからである。

グラジエントＧｙの方向はテーブルの移動方向（ここではｚ方向）に対して直交するが、そうでない場合には任意である。直交条件は移動によって位相が獲得されないことを保証する。

図示のクラッシャグラジエントＧｙは例示にすぎない。図３において第３ＲＦパルスα３の左隣に示されたクラッシャグラジエント（左側から３番目のクラッシャグラジエント）は、第３ＲＦパルスα３の後に励起エコーＳ１しか読み出されない場合、例えば省略することができる（しかし、省略しなければならないというわけではない）。何故ならば、後で励起エコーＳ１を形成する信号を有するスピンがこの時点では縦方向に整列しているからである。この場合には図３に示された３番目のクラッシャグラジエントを省略することが有利ですらある。何故ならば、それによって第３ＲＦパルスα３の後において他のスピンエコーＥ２，Ｅ３，Ｅ４（例えば、図１参照）が抑制され、それゆえ他のスピンエコーＥ２，Ｅ３，Ｅ４と励起エコーＳ１との間の干渉が生じることなく時間τ２を短く選定することができるからである。

図４は、３つのＲＦパルスからなるシーケンス（図１も参照）を使用し、かつＲＦパルスα１，α２，α３によって生成された第３スピンエコーＥ３を読み出す本発明によるフリップ角の決定方法の他の格別に洗練された実施例のための他の本発明によるシーケンスを示す。

既に非特許文献３を参照して述べたように、第３ＲＦパルスα３後の時点τ２で第３ＲＦパルスα３によって第２ＲＦパルスα２のＦＩＤをリフォーカスすることによって生じる第３スピンエコーＥ３を用いて、９０°ＲＦパルスおよび１８０°ＲＦパルスが決定される。（図３における如き）励起エコーＳ１の代わりに第３スピンエコーＥ３を本発明に従って読み出すために、図３に比べて、第５の正の台形グラジエントＰ５を時間的にτ２−τ１だけ後方にずらし、第４の負のグラジエントＮ４の対称中心を第３ＲＦパルスα３後の時点τ２／２にずらさなければならない。第１スピンエコーＥ１のリードアウトグラジエントＰ３およびそれに続く負のグラジエントＮ３は、読み出されるエコーＥ３での第１モーメントの消滅の条件下でパターンを適合化するために省略するとよい。

負のグラジエントＮ２およびＮ４の振幅を図３による負のグラジエントに比べて小さくし、そのためにそれらの時間的な長さを増すことは、図４に模範的に、負のグラジエントＮ４に関して、破線Ｎ４’として、また縮小された振幅と拡張された時間長とを有する実線Ｎ４として示しているように、第０モーメントが変化しないように行なう限り可能である。

この場合にも、検査対象の連続移動方向に対して垂直な方向の適切なクラッシャグラジエントが与えられるとよい。図示のクラッシャグラジエントは可能な一例にすぎない。

図５は、３つのＲＦパルスからなるシーケンス（図１も参照）を使用し、ＲＦパルスα１，α２，α３によって生成されて第３ＲＦパルスα３の後に生じるエコーＳ１，Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４を読み出す本発明によるフリップ角の決定方法の他の実施例のための他の本発明によるシーケンスを示す。

既に非特許文献４を参照して述べたように、第３ＲＦパルスα３後の時点τ１での励起エコーＳ１と、第３ＲＦパルスα３後の時点τ２−τ１での後続のスピンエコーＥ２と、第３ＲＦパルスα３後の時点τ２でのスピンエコーＥ３と、第３ＲＦパルスα３後の時点τ２＋τ１でのスピンエコーＥ４とによって、ＲＦパルスにより到達されるフリップ角を決定することができる。

本発明による方法のためには、再びｚ方向（検査対象が移動される方向）へグラジエントを与えることが本発明に従って適合化されなければならない（図３に関して述べた条件参照）。そのためには、例えば図３と対比すると、（例えば、ここでも既存のリードアウトグラジエントと同じ振幅とフラットトップ時間を有する）３つの他の正のリードアウトグラジエントを付け加えなければならない。これらの付け加える正のリードアウトグラジエントの対称中心はそれぞれのエコーと時間的に一致する。図４の場合と同様に、第１スピンエコーＥ１の正のリードアウトグラジエントＰ３およびそれに続く負のグラジエントＮ３は省略することができる。何故ならば、この実施例では第１スピンエコーＥ１が読み出されないからである。

２つのエコー間で累積される第０モーメントおよび第１モーメントを補償するために、正のグラジエントの間にそれぞれ対称な負のグラジエントが追加され、これらの追加された対称な負のグラジエントの対称中心は、それぞれ、２つの相前後するエコー（より正確に言えばそれぞれのエコー時点）の時間的中心と一致する。これは、エコーＳ１とＥ２、Ｅ２とＥ３、Ｅ３とＥ４に関して、それぞれ第３ＲＦパルスα３後の時間（τ１＋（τ２−τ１））／２＝τ２／２、（（τ２−τ１）＋τ２）／２＝τ２−τ１／２、（τ１＋（τ２＋τ１））／２＝τ２＋τ１／２に一致する。この場合に各負のグラジエントの面積は、左側のハーフ（ポジティブ）隣接グラジエントのうちのエコー中心（前のエコーのエコー時点に相当）から終端までの面積と、右側のハーフ（ポジティブ）隣接グラジエントのうちの始端からエコー中心（後のエコーのエコー時点に相当）までの面積との和によって与えられている。

ｚ方向に対して垂直な方向（ここではｙ方向）において、ここでも相応のクラッシャグラジエントが与えられ、第３ＲＦパルスもしくは第２ＲＦパルスのＦＩＤがディフェーズされる。この場合に図示のクラッシャグラジエントは多くの可能性からの一例にすぎない。

図６は、本発明によるフリップ角の決定方法の最後の実施例の部分変更のための他の本発明によるシーケンスを例示する。この方法は、この非特許文献４の４４０頁の終わりから２番目の段落において提案されているのと同様に、３つのＲＦパルスからなるシーケンス（図１も参照）を使用し、かつＲＦパルスα1，α２，α３によって生成され第３ＲＦパルスα３の後に生じるエコーＳ１，Ｅ２，Ｅ４を読み出すが、Ｅ３は読み出さない。

ｚ方向において、つまり検査対象が移動される方向において、グラジエント（傾斜磁場）がここでも次のように配置されている。即ち、各ＲＦパルスα1，α２，α３および各読み出されるエコーＳ１，Ｅ２，Ｅ４に対して、等しい振幅および等しいフラットトップ時間の正のグラジエントが与えられ、これらの正のグラジエントの間においてそれぞれ１つの負のグラジエントが与えられ、それにより２つの相前後する正のグラジエントの中心の間で第０モーメントが消滅し、そして２つの相前後する正のグラジエントの中心の間でグラジエントが鏡面対称に推移する。

ｚ方向に対して垂直な方向（ここではｙ方向）において、ここでも相応のクラッシャグラジエントが与えられている。クラッシャグラジエントは、さもなければ障害となる信号をディフェーズさせる。図示のクラッシャグラジエントはここでも例示にすぎない。

図７は本発明による方法に対する概略フローチャートを示す。磁気共鳴装置によって検査対象の連続移動を開始する（ブロック１０１）。例えば、患者テーブルをその上にある検査対象と共に連続的に磁気共鳴装置の測定ボリュームを通して移動させる。

検査対象の連続移動中に少なくとも１つのエコー信号を生成するパルスシーケンスを実行し、そのエコー信号から、シーケンスの少なくとも１つのＲＦパルスにより実際に到達されるフリップ角を決定することができ、シーケンスの、検査対象の連続移動方向のグラジエントパターンを、それの第１モーメントがフリップ角の決定に使用される各エコー信号の時点で消滅するように与える（ブロック１０２）。

シーケンスにより生成されたエコー信号を読み出し（ブロック１０３）、それらのエコー信号をブロック１０４において実際のフリップ角を決定するために使用する。

更に、特定のフリップ角から公知のように次の送信器基準電圧を決定する（ブロック１０５）。即ち、基準ＲＦパルスが磁気共鳴装置内の検査対象の観察位置において特定のフリップ角、例えば９０°又は１８０°に到達する送信器基準電圧である。この情報に基づいて、公知のように、後での検査対象の同一位置での検査の際に、他のフリップ角についても送信器電圧を調整することができる。

更に、特定のフリップ角および／または送信器基準電圧を付属の位置と一緒に記憶させ、および／または例えば操作卓の表示装置に出力することができる（ブロック１０６）。

ステップ１０１〜１０５を、検査対象の全ての関心位置が磁気共鳴装置内を通過し終えるまで、もしくは例えば患者テーブルが最大移動位置に到達したために連続移動がもはや継続できなくなるまで繰り返す。最終の場合に方法が「終了」となる。

パルスシーケンスの実行および少なくとも１つのフリップ角の決定は、特に患者テーブル上に検査対象が横たわった直後に既に、例えば患者テーブルが検査対象の最初の検査位置に向かって移動させられている間に開始され、この移動中に接近する全ての「可能な」検査位置についてのフリップ角もしくは送信器基準電圧が求められるおよび／または記憶される。これらの位置のうちの１つの位置の近傍内において後で実際に検査が行なわれる際に、記憶値が読み出されて高周波増幅器の実際の出力電圧の算定に利用される。その際に、場合によっては、実際のテーブル位置に隣接する複数の「補間点」間で、フリップ角又は送信器基準電圧の形での調整結果のために平均化が行なわれる。それによって、さもなければ別々に行なわれる調整測定の時間が節約され、検査時間が相応に短縮される。その検査時間により、検査ためのコストと、検査によって患者がさらされるストレスとが低下する。患者が磁石の中に頭から先に入っていき、個々の検査位置が頭から足の方向へ移動するように患者が寝かせられている場合、初期移動の際に検査に必要な全ての調整測定を実行することができる。これは、特に、検査が非常に多くの異なったテーブル位置を含む場合に魅力的である。特別の多数の異なったテーブル位置は、例えば所謂全身検査の場合および所謂アイソセンタスクリーニングの場合に生じる。後者の場合は、実際に測定されるスライススタック（つまり実際に測定されるスライス）を磁石のアイソセンタに位置決めすることによって、最適な画質を得ようとするものである。更に、患者の快適性を高めかつ少なからぬ閉所恐怖症患者の検査を可能にするｚ方向の長さが短いＭＲシステム（英語：“Short bore system”、ショートボアシステム）を使用する場合に、従来のＭＲシステムにおける相応の検査に比べて一般に、異なるテーブル位置の数が高められる。

図９は、図３による本発明の方法により患者テーブルの５０ｍｍ／ｓの連続送り中に決定された送信器基準電圧ＴｒａＵの値（菱形印）と、従来技術に基づいて静止状態で反復的に決定された送信器基準電圧ＴｒａＵの値（丸印）との比較を、患者Ｐにおいて測定が行なわれた位置Ｐｏｓに関連させて示したダイアグラムである。送信器基準電圧ＴｒａＵは、１ミリ秒の時間を有する矩形の基準ＲＦパルスを持つ１８０°パルスを実現するために必要とされる送信器電圧である。本発明による方法に基づく送信器基準電圧の決定は反復的に行なわれないにもかかわらず、結果が良好に一致している。

図８は磁気共鳴装置の構成をそれの主要な構成要素により概略的に示す。磁気共鳴イメージングにより患者の身体を検査するために、時間的および空間的な特性が正確に互いに同調されたつまり合わせられた種々の磁場が身体に照射される。

高周波技術的に遮蔽された測定室３内に配置されたトンネル状開口を有する強い磁石、通常クライオマグネット５が、通常０．２テスラから７テスラ以上の強い静磁場７を発生する。検査対象、即ち検査すべき身体又は身体部位が、ここでは患者Ｐとして示されているが、磁気共鳴装置の測定ボリュームを通して連続的に移動可能な患者テーブル９の上に横たわっており、静磁場７の均一な領域（測定ボリューム）内に送り込まれる。

身体の核スピンの励起は、ここではボディコイル１３として示されている高周波アンテナにより照射される高周波磁気パルス（ＲＦパルス）により行なわれる。高周波励起パルスはパルス発生ユニット１５によって発生され、このパルス発生ユニットはパルスシーケンス制御ユニット１７によって制御される。高周波励起パルスは、高周波増幅器１９による増幅後に高周波アンテナへ導かれる。ここに示されている高周波システムは概略的に示されているにすぎない。

一般に、１つより多いパルス発生ユニット１５、１つより多い高周波増幅器１９および複数の高周波アンテナが磁気共鳴装置１において使用される。

更に、磁気共鳴装置１は複数の傾斜磁場コイル２１を持ち、これらの傾斜磁場コイル２１により測定時に、例えば選択スライス励起および測定信号の空間エンコーディングのために、傾斜磁場が照射される。傾斜磁場コイル２１は傾斜磁場コイル制御ユニット２３によって制御される。傾斜磁場コイル制御ユニット２３は、パルス発生ユニット１５と同様にパルスシーケンス制御ユニット１７に接続されている。パルスシーケンス制御ユニット１７は、本発明によるパルスシーケンスを発生し得るように構成されている。

励起された核スピンから送出された信号がボディコイル１３および／または局所コイル２５によって受信され、付設の高周波増幅器２７によって増幅され、受信ユニット２９によって爾後処理されてディジタル化される。

例えばボディコイル１３のように送信モードでも受信モードでも動作できるコイルの場合には、正しい信号転送が前置接続された送信・受信切換器３９によって規定される。

画像処理ユニット３１が測定データから画像を生成し、画像が操作卓３３により使用者向けに表示され、あるいは記憶ユニット３５に記憶される。中央計算ユニット３７は、とりわけ測定データの取得中に個々の設備構成要素を制御する。中央計算ユニット３７は、患者テーブル９の移動および本発明によるパルスシーケンスが実行可能であり、かつ本発明による方法が実行可能であるように構成されている。このために、例えば本発明によるコンピュータプログラム製品が実行可能に計算ユニット３７にロードされるか、又は含まれている。コンピュータプログラム製品は、例えばＤＶＤ４０のような電子的に読み取り可能なデータ媒体上に記憶されているとよい。それにより、このコンピュータプログラム製品は中央計算ユニット３７によってＤＶＤ４０から読み込まれて実行可能である。

１ 磁気共鳴装置
３ 測定室
５ クライオマグネット
７ 静磁場
９ 患者テーブル
１３ ボディコイル
１５ パルス発生ユニット
１７ パルスシーケンス制御ユニット
１９ 高周波増幅器
２１ 傾斜磁場コイル
２３ 傾斜磁場コイル制御ユニット
２５ 局所コイル
２７ 高周波増幅器
２９ 受信ユニット
３１ 画像処理ユニット
３３ 操作卓
３５ 記憶ユニット
３７ 中央計算ユニット
３９ 送信・受信切換器
４０ ＤＶＤ
α１〜α２ ＲＦパルス
τ１，τ２ 時間
Ｅ１〜Ｅ４ スピンエコー
Ｇｙ クラッシャグラジエント
Ｇｚ テーブル送り方向グラジエント
Ｎ１〜Ｎ４ 負のグラジエント
Ｎ４' 負のグラジエント
Ｐ 患者
Ｐ１〜Ｐ５ 正のグラジエント
ＲＦ ＲＦパルス
Ｐｏｓ 位置
Ｓ１ 励起エコー
ＴｒａＵ 送信器基準電圧

Claims (14)

1. 少なくとも１つのＲＦパルスの実際に到達されるフリップ角を検査対象の連続移動中に決定することを可能にする少なくとも１つのエコー信号を生成するためのパルスシーケンスであって、パルスシーケンスの前記検査対象の連続移動方向のグラジエントパターンを、それの第１モーメントがフリップ角の決定に使用される各エコー信号の時点で消滅するように構成してなるパルスシーケンス。
2. パルスシーケンスが、少なくとも２つのエコー信号を生成し得るように照射される３つのＲＦパルスを含む請求項１記載のパルスシーケンス。
3. 検査対象の連続移動方向に垂直な方向のグラジエントパターンが、望ましくない信号を抑制するためのクラッシャグラジエントを含む請求項１又は２記載のパルスシーケンス。
4. 使用するエコー信号のリードアウトグラジエントと、パルスシーケンスの第２ＲＦパルスおよび第３ＲＦパルスからなる両ＲＦパルスのうちの少なくとも一方のスライス選択グラジエントとが検査対象の連続移動方向を示す請求項２記載のパルスシーケンス。
5. パルスシーケンスの１つのＲＦパルスのスライス選択グラジエントと、このＲＦパルスに直ぐ続く読み出すべき１つのエコー信号のリードアウトグラジエントとは、又は、
   読み出すべき１つのエコー信号のリードアウトグラジエントと、このエコー信号に直ぐ続く１つのＲＦパルスのスライス選択グラジエントとは、又は、
   直接的に相前後して読み出すべき２つのエコー信号のリードアウトグラジエントは、
   それぞれ等しい振幅を有するそれぞれ台形状のグラジエントである請求項４記載のパルスシーケンス。
6. パルスシーケンスの第２ＲＦパルスおよび第３ＲＦパルスのスライス選択グラジエントのフラットトップの時間と、それらのＲＦパルスの最後に読み出すべきエコー信号の前に少なくとも読み出すべきエコー信号のリードアウトグラジエントのフラットトップの時間とが等しい長さである請求項５記載のパルスシーケンス。
7. 台形状のグラジエントが次のように構成されている請求項５又は６記載のパルスシーケンス、
   ＲＦパルスのアイソディレイ時点からの、１つのスライス選択グラジエントのフラットトップの時間が、直ぐ後に続く１つのリードアウトグラジエントのフラットトップの、エコーの時点までの時間と一致し、そのスライス選択グラジエントの右側のランプの時間が直ぐ後に続くリードアウトグラジエントの左側のランプの時間に等しいこと、
   および／または、
   エコーの時点からの、１つのリードアウトグラジエントのフラットトップの時間が、直ぐ後に続く１つのスライス選択グラジエントのフラットトップの、ＲＦパルスのアイソディレイ時点までの時間と一致し、そのリードアウトグラジエントの右側のランプの時間が直ぐ後に続くスライス選択グラジエントの左側のランプの時間に等しいこと、
   および／または、
   エコーの時点からの１つのリードアウトグラジエントのフラットトップの時間が、直ぐ後に続くリードアウトグラジエントのフラットトップの、エコーの時点までの時間と一致し、そのリードアウトグラジエントの右側のランプの時間が直ぐ後に続くリードアウトグラジエントの左側のランプの時間に等しいこと、
   これらの両（隣接する半分の）グラジエントによってスピンから取得される第０モーメントおよび第１モーメントが、アイソディレイ時点および読み出すべきエコーのエコー時点のグループの中からの直接的に相前後する時点の間において、それぞれの直接的に相前後するアイソディレイ時点もしくはエコー時点の間の中央に時間的に位置する対称中心を有する台形グラジエントによって補償されること。
8. 検査対象の連続移動方向にグラジエントが与えられない請求項１記載のパルスシーケンス。
9. 測定ボリュームを通した検査対象の連続移動のもとでのＭＲ（磁気共鳴）測定中に到達されるパルスシーケンスの実際のフリップ角を決定する方法であって、
   少なくとも１つのＲＦパルスを含むパルスシーケンスを検査対象の連続移動時に実行するステップと、
   ＭＲシーケンスの少なくとも１つのエコー信号を検出するステップと、
   パルスシーケンスの少なくとも１つのＲＦパルスによって実際に到達されたフリップ角を、検出したエコー信号に基づいて決定するステップとを含み、
   ＭＲシーケンスの前記検査対象の移動方向のグラジエントパターンが、検出されたエコーのエコー時点で第１モーメントが消滅するように構成されている、実際のフリップ角の決定方法。
10. 測定ボリュームを通した検査対象の連続移動のもとでＲＦパルスのための送信器電圧を調整する方法であって、検査対象の連続移動時に請求項９記載の方法に基づいて決定されたフリップ角から、検査対象の瞬時位置に関して基準ＲＦパルスのための送信器基準電圧が決定される、送信器電圧の調整方法。
11. 患者テーブルの上に検査対象が寝かせられた直後に、患者テーブルが検査対象の最初の検査位置へ移動される間に、この移動中に通過する可能な全ての検査位置のための送信器基準電圧が求められるおよび／または記憶される請求項１０記載の方法。
12. 磁気共鳴装置の測定ボリュームを通して連続的に移動可能な患者テーブルと、磁石と、ＲＦパルスを照射しエコー信号を受信する高周波アンテナと、グラジエントコイルを含むグラジエントシステムと、グラジエントコイルおよび高周波アンテナを制御するパルスシーケンス制御ユニットとを備え、パルスシーケンス制御ユニットが、請求項１乃至８の１つに記載のパルスシーケンスを患者テーブルの連続移動中に発生し、更に請求項９乃至１１の１つに記載の方法に従って磁気共鳴装置の個々の設備構成要素を制御する計算ユニットを備えてなる磁気共鳴装置。
13. プログラムを含み、磁気共鳴装置のプログラミング可能な計算ユニットのメモリ内に直接的にロード可能であるコンピュータプログラム製品であって、プログラムが磁気共鳴装置の計算ユニット内で実行されるときに、磁気共鳴装置により請求項１乃至８の１つに記載のパルスシーケンスを発生させるための、および／または請求項９乃至１１の１つに記載の方法の全てのステップを実行するためのプログラム手段を有するコンピュータプログラム製品。
14. 記憶された電子的読み取り可能な制御情報を有し、該制御情報は、磁気共鳴装置の計算ユニット内でのデータ媒体の使用時に磁気共鳴装置により請求項１乃至８の１つに記載のパルスシーケンスを発生させるように、および／または請求項９乃至１１の１つに記載の方法の全てのステップを実行するように構成されている電子的に読み取り可能なデータ媒体。

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