CN102090890A - 磁共振成像装置和磁共振成像方法 - Google Patents

磁共振成像装置和磁共振成像方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供一种磁共振成像装置和磁共振成像方法，该磁共振成像装置具有成像部和施加区域计算部。施加区域计算部，基于包含在预脉冲的施加之前收集的磁共振成像的关注区域的图像数据，自动计算出与关注区域对应的预脉冲的施加区域。成像部，随着预脉冲的施加进行被检体的磁共振成像。

Description

磁共振成像装置和磁共振成像方法
相关申请的交叉引用
本申请基于2009年12月14日提交的日本专利申请2009-283376号以及2010年10月20日提交的日本专利申请2010-235837号并要求它的优先权，将该申请的全部内容通过引用的方式结合在本申请中。
技术领域
本发明的实施方式涉及磁共振成像装置(Magnetic ResonanceImaging Apparatus：以下称为MRI装置)和磁共振成像方法。另外，本发明的实施方式涉及施加使施加区域中的原子核自旋饱和的预饱和脉冲、反转恢复脉冲(inversion recovery pulse：以下称为IR脉冲)等的预脉冲的技术。
背景技术
MRI(Magnetic Resonance Imaging)是以拉莫尔频率的高频脉冲(radio frequency pulse：以下称为RF脉冲)磁性地激发置于静磁场中的被检体的原子核自旋，根据伴随该激发而产生的核磁共振信号(nuclear magnetic resonance signal：以下称为MR信号)而重构图像的拍摄方法。
利用MRI所拍摄的图像中，会产生由于人体组织不拘于随意或是非随意地运动而产生的体动伪影(motion artifact)。对于像血管的搏动那样的周期性运动，有时根据拍摄条件在一定的方向(相位编码方向)上表现为重像(ghost)。另外，对于如吞咽或呼吸那样的非周期性运动，有时表现为图像模糊或在一定的方向(相位编码方向)上的平行条纹等。也有时将这些伪影误看作病变，可能成为正确诊断的妨碍。
于是，在基于通常的MRI的拍摄中，通过在MR信号的数据收集用的激发脉冲施加之前，在特定区域施加预饱和脉冲，抑制来自成为伪影的原因的体动产生的部位的MR信号，实现画质的改善。
作为与该预饱和脉冲相关的现有技术，已知日本特开2008-289862号公报。日本特开2008-289862号公报中所记载的MRI装置在拍摄条件的设定时显示各预脉冲的施加目的和施加效果等，并且在施加多个预脉冲的情况下决定其施加顺序。
在决定它们的施加顺序时，考虑到了在最后施加的预饱和脉冲比在其以前施加的预饱和脉冲的信号抑制效果更大。由此，使具有水激励、脂肪抑制等各种目的的多个预脉冲的设定变得容易。
日本特开2008-289862号公报的发明具有上述那样的作用效果。然而，在实际的拍摄中，在预脉冲的施加顺序以外还存在很多应设定的拍摄条件。具体而言，操作者在本来的关注区域的拍摄条件之外，还得设定以伪影的减少等画质改善为目的的预脉冲的拍摄条件。例如在脊椎的拍摄中，因为由于呼吸而产生的腹部的体动和由于脊椎前方的心脏大血管的搏动而产生体动伪影，所以会产生设定用于减少该体动伪影的预饱和脉冲的施加区域的麻烦。
另外，在MRI装置中，因为根据如t-SLIP(时空标签反转脉冲，Time Spatial Labeling Inversion Pulse)法那样的利用标签的技术，能够分离动脉和静脉而进行拍摄，所以对于肾动脉等的诊断有用。然而，该拍摄条件需要将作为标签用的脉冲施加的区域选择性的IR脉冲和/或预饱和脉冲等多个预脉冲的施加区域与拍摄定位一起组合，所以很烦杂。
因此，期待使与预脉冲相关的拍摄条件的设定比以往更容易的技术。
发明内容
本发明的一个实施方式的目的在于：提供使MRI中的与预脉冲相关的拍摄条件的设定比以往更容易的技术，而本发明不限定于此目的。
一个实施方式所涉及的MRI装置具有：成像部和施加区域计算部。成像部伴随着预脉冲的施加进行被检体的磁共振成像。施加区域计算部基于在所述预脉冲的施加之前收集的包含所述磁共振成像的关注区域的图像数据，自动计算与所述关注区域对应的所述预脉冲的施加区域。
一个实施方式所涉及的MRI方法具有以下两个步骤。一个步骤为：基于利用磁共振成像所生成的包含被检体的关注区域的图像数据，自动计算与所述关注区域对应的预脉冲的施加区域。一个步骤为：通过随着所述预脉冲的施加而进行对所述被检体的磁共振成像，生成图像数据。
以下参照附图，对MRI装置和MRI方法的实施方式进行说明。对各图中相同的要素附加相同的符号，省略重复的说明。
附图说明
图1为表示第1实施方式中的MRI装置的结构的框图。
图2为表示图1的计算机的细节、尤其是运算装置的细节的功能框图。
图3为表示作为脊椎的拍摄时所用的定位图像的例子的冠状截面像的示意图。
图4为表示作为脊椎的拍摄时所用的定位图像的例子的矢状截面像的示意图。
图5为表示作为脊椎和体表的边界线信息的例子的冠状截面像的示意图。
图6为表示作为脊椎和体表的边界线信息的例子的矢状截面像的示意图。
图7为表示第1实施方式中的预饱和脉冲的施加区域的计算方法的示意图。
图8为表示第1实施方式中的MRI装置的动作的流程图。
图9为在第2实施方式中，对于利用动态拍摄而改变呼吸相位所得的各矢状截面像，求出预饱和脉冲的施加区域的厚度的示意性的说明图。
图10为表示第2实施方式中的MRI装置的动作的流程图。
图11为表示第3实施方式中的MRI装置的结构的框图。
图12为表示第4实施方式中的IR脉冲和预饱和脉冲的施加区域的计算方法的示意图。
图13为表示第4实施方式中的MRI装置的动作的流程图。
具体实施方式
<第1实施方式>
第1实施方式是以“脊椎的椎间盘拍摄”为例的与预饱和脉冲的施加区域的设定的自动化有关的实施方式。
图1为表示第1实施方式中的MRI装置20的整体结构的框图。如图1所示，MRI装置20具有：形成静磁场的筒状的静磁场用磁铁22；在静磁场用磁铁22的内侧中同轴设置的筒状的匀场线圈24；梯度磁场线圈26；RF线圈28；控制系统30；和承放被检体P的寝塌32。此处作为一例，对相互正交的X轴、Y轴、Z轴，以铅直方向为Y轴方向进行说明。另外，将寝塌32的最上部板的承载用的面的法线方向配置为Y轴方向，静磁场用磁铁22和匀场线圈24的轴方向作为Z轴方向。
控制系统30具有：静磁场电源40；匀场线圈电源42；梯度磁场电源44；RF发送器46；RF接收器48；序列控制器50；以及计算机52。
梯度磁场电源44具有X轴梯度磁场电源44x、Y轴梯度磁场电源44y和Z轴梯度磁场电源44z。另外，计算机52具有运算装置60、输入装置62、显示装置64和存储装置66。
静磁场用磁铁22与静磁场电源40连接，利用从静磁场电源40供给的电流在拍摄空间中形成静磁场。匀场线圈24与匀场线圈电源42连接，利用从匀场线圈电源42供给的电流使该静磁场均匀化。静磁场用磁铁22多由超导线圈所构成，一般在励磁时与静磁场电源40连接而被供给电流，一旦励磁以后变为非连接状态。此外，也可以不设置静磁场电源40，而以永磁铁构成静磁场用磁铁22。
梯度磁场线圈26具有X轴梯度磁场线圈26x、Y轴梯度磁场线圈26y和Z轴梯度磁场线圈26z，在静磁场用磁铁22的内侧形成为筒状。X轴梯度磁场线圈26x、Y轴梯度磁场线圈26y和Z轴梯度磁场线圈26z分别与梯度磁场电源44的X轴梯度磁场电源44x、Y轴梯度磁场电源44y和Z轴梯度磁场电源44z连接。
利用从X轴梯度磁场电源44x、Y轴梯度磁场电源44y和Z轴梯度磁场电源44z分别供给至X轴梯度磁场线圈26x、Y轴梯度磁场线圈26y和Z轴梯度磁场线圈26z的电流，在拍摄空间中分别形成X轴方向的梯度磁场Gx、Y轴方向的梯度磁场Gy和Z轴方向的梯度磁场Gz。
RF发送器46基于从序列控制器50输入的控制信息，生成用于引发核磁共振的RF脉冲，将其发送至发送用的RF线圈28。RF线圈28有内置于台架的RF脉冲收发用的全身用线圈(WBC：wholebody coil)、在寝塌32或被检体P的近旁设置的RF脉冲的收发用的局部线圈等。
发送用的RF线圈28从RF发送器46接收RF脉冲，向被检体P发送。接收用的RF线圈28接收被检体P内部的原子核自旋由于RF脉冲而激发所产生的MR信号，利用RF接收器48检测该MR信号。
RF接收器48通过对检测出的MR信号实施预定的信号处理和A/D(模拟到数字，analog to digital)变换，作为生成数字化后的复数数据的原始数据(raw data)，将生成的MR信号的原始数据输入至序列控制器50。
运算装置60是进行MRI装置20整体的系统控制的装置，对此利用后述的图2进行说明。
序列控制器50根据运算装置60的指令，存储用于使梯度磁场电源44、RF发送器46和RF接收器48驱动所需要的控制信息。这里的控制信息是指记述了例如应该对梯度磁场电源44施加的脉冲电流的强度、施加时间、施加定时等动作控制信息的序列信息。
序列控制器50利用根据存储的预定序列使梯度磁场电源44、RF发送器46和RF接收器48驱动，而产生X轴梯度磁场Gx、Y轴梯度磁场Gy、Z轴梯度磁场Gz和RF脉冲。另外，序列控制器50接收从RF接收器48输入的MR信号的原始数据，将其输入至运算装置60。
图2为表示图1的计算机52的细节、尤其是运算装置60的细节的功能框图。如图2所示，运算装置60具有：MPU(微处理器单元，Micro Processor Unit)80、条件存储部82、拍摄条件设定部84、图像处理条件设定部86、显示控制部88、图像重构部90、图像处理部92和系统总线94。
MPU80在拍摄条件的设定、拍摄动作和拍摄后的图像处理中，经由系统总线94进行MRI装置20整体的系统控制。
输入装置62向操作者提供设定拍摄条件、图像处理条件等的功能。另外，输入装置62在拍摄条件决定后向MPU80输入由操作者输入的拍摄开始或拍摄中断等控制指示。
条件存储部82是存储拍摄条件和图像处理条件的部分。
拍摄条件设定部84经由系统总线94从条件存储部82中取得过去的拍摄中的拍摄条件，经由输入装置62接受根据操作者的拍摄条件的设定。另外，拍摄条件设定部84使条件存储部82存储根据操作者的输入而改变的拍摄条件。进而拍摄条件设定部84基于后述的图像处理部92进行的“区域提取处理”的结果，进行“预脉冲区域计算处理”。这一点是本实施方式的重大特征之一，由此决定预饱和脉冲的施加区域。对于所述的“区域提取处理”和“预脉冲区域计算处理”，在后述的图8以后的说明中详述。
图像处理条件设定部86经由系统总线94从条件存储部82中取得过去的图像处理条件，经由输入装置62接受来自操作者的图像处理条件的设定。另外，图像处理条件设定部86使条件存储部82存储根据操作者的输入而设定的图像处理条件。
图像重构部90对从序列控制器50输入的MR信号的原始数据实施公知的二维傅里叶变换，生成被检体P的各切片的MR图像的图像数据。图像重构部90向图像处理部92输入生成的图像数据。
图像处理部92根据条件存储部82中存储的图像处理条件，对输入的图像数据实施图像处理，使存储装置66存储图像处理后的图像数据。另外，图像处理部92基于利用例如定位图像的拍摄所得的图像数据等，进行区域提取处理，提取脏器、脊柱等被检体P体内的特定组织的区域。这一点也是本实施方式的重大特征点之一。
存储装置66是作为图像数据库实现功能的装置，将由图像重构部92生成后的、由图像处理部92实施了图像处理的图像数据，与用于拍摄该MR图像的拍摄条件和患者信息相关联地存储。另外，存储装置66根据MPU80的指令，向图像处理部92和显示控制部88发送图像数据。
显示控制部88使显示装置64显示保存于条件存储部82的拍摄条件和图像处理条件，并且使显示装置64显示保存于存储装置66的图像数据作为MR图像。另外，显示控制部88在存储于条件存储部62的拍摄条件或图像处理条件有变化的情况下，使显示装置64显示最新的拍摄条件和图像处理条件。
图3是表示作为脊椎的拍摄时所用的定位图像的例子的冠状面(Coronal Plane)的截面像的示意图。图4是表示作为脊椎的拍摄时所用的定位图像的例子的矢状面(Sagittal Plane)的截面像的示意图。图3、图4中，外侧的四边形的框分别表示包括关注区域的拍摄切片的外缘100和102，其内侧的实线部分表示被检体P的体表边界线104，虚线部分表示被检体P的体内组织的轮廓106。
图5是表示作为脊椎和体表的边界信息的例子的冠状截面像的示意图。图6是表示作为脊椎和体表的边界信息的例子的矢状截面像的示意图。
图5中以实线表示被检体P的体表边界线104，以虚线表示脊柱的轮廓108。图6中以实线表示腹侧体表边界线120和背侧体表边界线122，以虚线表示腹侧脊椎边界线124和背侧脊椎边界线126。
图7是表示预饱和脉冲的施加区域的决定方法的矢状截面像的示意图，以(1)～(4)作为决定方法的时间系列顺序。
图7(1)表示脊椎和体表的边界线的提取后，图7(2)表示预饱和脉冲的施加区域的朝向决定后，图7(3)表示与腹侧体表边界线120接触的直线134决定后，图7(4)表示预饱和脉冲的施加区域的厚度决定后。
图7(1)～(4)中，最外侧的四边形框表示显示装置64所显示的定位图像的外缘116，图7(2)、(3)中以粗实线表示的四边形框表示包含关注区域的(定位后的)拍摄切片的外缘128。
此外，由于在图7(4)中变得烦杂而难以看到其它的要素，所以省略拍摄切片的外缘128。另外，对于图7(2)～(4)中的以符号130、132、134、136、138表示的直线的含义，利用下面的图8，作为MRI装置20的动作进行说明。
图8是表示第1实施方式的MRI装置20的动作的流程图。以下适当参照图1、图2、图5～图7，根据图8所示的流程图，对MRI装置20的动作进行说明。
[步骤S1]经由输入装置62(参照图1)，由操作者指定拍摄目标。本实施方式中设为指定“脊椎的椎间盘拍摄”为例。
拍摄条件设定部84(参照图2)使条件存储部82存储“脊椎”作为拍摄条件，并且从条件存储部82取得作为“脊椎的椎间盘拍摄”在过去使用的拍摄条件，将其输入至显示控制部88。显示控制部88使显示装置64显示作为“脊椎的椎间盘拍摄”在过去使用的拍摄条件的例子。
操作者能够以该显示内容为参考而编辑自己的拍摄条件，而在没有任何输入的情况下，拍摄条件设定部84设定为拍摄冠状截面像和矢状截面像作为拍摄切片的定位所用的MR图像(以下称为定位图像)。这里，原因在于，由于指定“脊椎的椎间盘拍摄”为拍摄目标，所以在一般情况下，冠状截面像和矢状截面像比轴向(Axial)截面像(横截面)更为适于定位。
[步骤S2]当操作者经由输入装置62指示拍摄开始的时候，由MRI装置20进行定位图像的拍摄。由此，MR信号的原始数据从序列控制器50输入至图像重构部90，图像重构部90对该原始数据实施二维傅里叶变换等处理，生成定位图像的图像数据，将其输入至图像处理部92。图像处理部92根据条件存储部82中存储的图像处理条件，对输入的图像数据实施规定的图像处理，使存储装置66暂时存储图像处理后的图像数据。
[步骤S3]图像处理部92从存储装置66取得定位图像的图像数据，基于该图像数据进行提取脊椎和体表的边界线的位置的区域提取处理。
更详细地，图像处理部92对在步骤S2中生成的冠状截面像和矢状截面像的图像数据，通过例如中值滤波(median filter)或腐蚀处理(erosion)而实施噪声消除处理。
接下来，图像处理部92对于噪声消除后的图像数据，通过实施阈值处理，取得了提取空气部分和脊椎部分后的遮盖(mask)图像。一般来说原因在于，MR图像中的空气和骨的区域基本上不含水，因而氢原子很少，故反映为低信号区域(作为MR图像为黑色)，所以能够与邻接的其它组织的区域相辨别。
接下来，图像处理部92生成空气遮盖像和脊椎遮盖像，其中空气遮盖像是将与图像的外缘部的低信号部分(黑色区域)连接的部分视为空气区域，脊椎遮盖像是将空气区域以外的低信号部分视为脊椎区域。接下来，图像处理部92对定位图像的图像数据进行使用微分滤波器的边缘提取处理。图像处理部92通过组合该边沿提取结果、上述的空气遮盖像和脊椎遮盖像，提取脊椎的边界线位置(参照图5、图6)。
图像处理部92取得空气遮盖像的外缘作为空气和身体组织的边界线，即体表的边界线。图像处理部92将像这样提取的脊椎和体表的边界线信息存储下来，并且输入至拍摄条件设定部84。
另外，图像处理部92为了轴向截面像的定位，基于冠状截面像和矢状截面像的图像数据，进行椎骨和椎间盘的区分处理。
在该区分处理中，可以利用现有技术的图像处理，即基于包括例如椎骨和椎间盘的形状、大小等标准的人体骨骼模型，与拍摄图像进行模板匹配。图像处理部92将像这样提取的椎骨和椎间盘的边界线信息先存储下来，并且输入至拍摄条件设定部84。
[步骤S4]拍摄条件设定部84进行本扫描的定位。对于脊椎的矢状截面的拍摄区域，以实际视野(FOV，Field OfView)相对于冠状截面的定位图像为正交的方式进行定位。
另外，对于该脊椎的矢状截面的拍摄区域中的相位编码的方向，设定为相对于从冠状截面的定位图像中提取的脊椎的延长方向平行，将从脚向头的方向设定为正向。
另外，拍摄条件设定部84参照从矢状截面的定位图像中提取的脊椎区域，以覆盖脊椎区域的方式，设定对脊椎区域加上作为图像处理条件而设定的余量后的实际视野。拍摄条件设定部84为了拍摄通过脊椎中心的矢状截面，设定以拍摄切面的中心通过提取的脊椎区域的中心位置的方式拍摄多个切片。
另外，拍摄条件设定部84为了拍摄各椎间盘的截面，基于在步骤S3取得的椎骨和椎间盘的边界线信息，进行椎间盘的轴向截面像的定位以使拍摄切片的中心与椎间盘的中心相合，该切片数目设定为例如3片。
上述拍摄条件的设定结果存储于条件存储部82，并通过显示控制部88在显示装置64上显示。此外，操作者可以根据需要，经由输入装置62手动调整拍摄条件的设定。
[步骤S5]步骤S5、S6中，拍摄条件设定部84进行预脉冲区域计算处理，该步骤S5中计算预饱和脉冲的施加区域的朝向，接下来的步骤S6中计算其厚度。此外，脊椎的拍摄中的预饱和脉冲具有减轻由于腹部的体动所带来的伪影的目的。
具体而言，拍摄条件设定部84基于在步骤S3中取得的矢状截面像中的脊椎和体表的边界线信息，以及相对于MR图像的体位方向的信息，识别矢状截面像中的腹侧和背侧。
由此决定两条体表的边界线中的哪条为腹侧体表边界线120(或者背侧体表边界线122)。同理决定腹侧脊椎边界线124和背侧脊椎边界线126(参照图7(1))。此外，由于体位方向相对于MR图像的信息一般情况下各是MR图像拍摄时输入的拍摄条件，所以能够从条件存储部82中取得。
接下来，拍摄条件设定部84如图7(2)所示，计算将拍摄切片的外缘128的内侧中的腹侧脊椎边界线124线性近似而得到的直线130。
此处的线性近似，可以采用例如在将腹侧脊椎边界线124置换为二维坐标系的大量的绘图后，应用最小二乘法等公知方法。
此外，对于从腹侧脊椎边界线124中的拍摄切片的边缘128超出的部分，在直线130的计算中未考虑。拍摄条件设定部84将该直线130的方向暂时决定为预饱和脉冲的施加区域的朝向。
[步骤S6]拍摄条件设定部84为了计算预饱和脉冲的施加区域的厚度，如图7(2)所示，计算与直线130平行、且从腹侧与拍摄切片范围内的腹侧脊椎边界线124外切的直线132。
接下来，拍摄条件设定部84如图7(3)所示，计算与直线132平行、且对于拍摄切片的外缘128内的腹侧体表边界线120从腹部的外侧与之相接触的直线134。此外，对于腹侧体表边界线120从拍摄切片的边缘128超出的部分，在直线134的计算中不考虑。
接下来，拍摄条件设定部84如图7(4)所示，计算将直线132向腹侧平行移动作为图像处理条件之一而设定的余量(从脊椎边界线到预饱和脉冲的施加区域端的宽度)后的直线136(图中由一点虚线表示)。
对于该余量，可以在考虑以下两点的基础上，预先设定为恰当值(例如10mm、20mm、脊椎宽度的1/3等)。第1点是：当该余量过小时，即使在被检体P微动的情况下，来自作为关注区域的脊椎区域的MR信号也会因预饱和脉冲而被抑制。第2点是：当该余量过大时，抑制关注区域以外的体动伪影的效果会变小。
接下来，拍摄条件设定部84如图7(4)所示，计算将直线134向腹部的外侧(向拍摄切片的外缘128侧)平行移动作为图像处理条件之一而设定的余量后的直线138(图中由一点虚线所示)。此处的余量相当于从预饱和脉冲的施加区域端到腹侧体表边界线120的宽度。
直线136与直线138之间的间隔成为预饱和脉冲区域的厚度。即，拍摄条件设定部84将由直线136、138所夹的区域暂时地决定为预饱和脉冲的施加区域，使条件存储部82存储该施加区域作为拍摄条件。如此自动计算出的预饱和脉冲的施加区域通过显示控制部88例如像图7(4)那样在显示装置64上显示。
此处，操作者能够根据需要经由输入装置62改变(调整)显示的预饱和脉冲的施加区域的朝向和宽度等。在关于预饱和脉冲的施加区域没有操作者的输入的情况下，拍摄条件设定部84将如上所述自动计算出的(暂时决定的)预饱和脉冲的施加区域最终决定为预饱和脉冲的施加区域。
此外，也可以不显示如上所述自动计算出的预饱和脉冲的施加区域而用于操作者的确认，而是将自动计算出的施加区域自动决定为最终的施加区域。
[步骤S7]根据如上所述最终决定的拍摄条件进行拍摄。即，对由直线136、138所夹的区域施加预饱和脉冲之后，施加图像数据收集用的RF脉冲等，利用RF接收器48检测来自被检体P的MR信号。
序列控制器50向图像重构部90输入MR信号的原始数据，图像重构部90对该原始数据实施规定的处理，生成图像数据，将其输入至图像处理部92。
图像处理部92对输入的图像数据实施规定的图像处理，使存储装置66存储图像处理后的图像数据。另外，该图像处理后的图像数据被显示控制部88显示在显示装置64上。
以上为第1实施方式的MRI装置20的动作说明。
如此在第1实施方式中，通过MRI装置20自动计算用于体动伪影和流动(flow)伪影的减少的预饱和脉冲的施加区域的所涉及的拍摄条件。由此，减轻了操作者进行拍摄条件的设定的负担。结果，能够提高使用MRI装置的检查的处理能力。
<第2实施方式>
第2实施方式在脊椎的椎间盘拍摄中自动计算预饱和脉冲的施加区域这一点与第1实施方式相同，而以下的特点与第1实施方式不同。
即，第2实施方式中，对于利用动态拍摄(对同一截面改变时相进行多次拍摄的方法)所得的各时相的图像数据，与第1实施方式相同地分别计算出直线136、138(相当于预脉冲的施加区域端)。然后，将直线136、138的间隔(相当于预饱和脉冲的施加区域的厚度)为最大的时相的图像数据中的直线136、138之间的区域(暂时)决定为预饱和脉冲的施加区域。
第2实施方式的装置结构与图1、图2所示的第1实施方式的MRI装置20相同，故省略结构图，MRI装置的符号也与第1实施方式同样为20。
图9是对于利用动态拍摄而改变呼吸相位而得到的各矢状截面像，与第1实施方式同样地求出直线136、138的示意图，图中的横轴表示经过时间t。
本例中表示了由于在时刻t1腹部厚度变为最大，故相当于预饱和脉冲的施加区域的厚度的直线136、138的间隔也变为最大值(d1)，而在时刻t2直线136、138的间隔变为最小值(d2)的情况。
图10是第2实施方式中的MRI装置20的动作的流程图。以下按照图10所示的流程图，以与第1实施方式的不同为重点，对第2实施方式的MRI装置20的动作进行说明。
[步骤S1a]由操作者经由输入装置62(参照图2)指定“脊椎的椎间盘拍摄”作为拍摄目标，并且为了检测因腹部的体动所带来的体表的位置变化而指定“动态拍摄”。
[步骤S2a]当由操作者经由输入装置62指示拍摄开始时，则由MRI装置20进行定位图像的动态拍摄。然后，图像重构部90生成拍摄的多个时相的定位图像的图像数据，将其输入至图像处理部92。图像处理部92使存储装置66暂时存储图像处理后的各图像数据。
[步骤S3a]图像处理部92从存储装置66中取得改变了时相的各MR图像的图像数据，基于这些图像数据，以与第1实施方式的步骤S3相同的顺序提取脊椎和体表的边界线位置。
图像处理部92将提取的脊椎和体表的边界线的位置信息先存储下来，并向拍摄条件设定部84输入。另外，图像处理部92以与第1实施方式相同的顺序进行椎骨和椎间盘的区分处理，将椎骨和椎间盘的边界线信息先存储下来，并输入至拍摄条件设定部84。
[步骤S4a]拍摄条件设定部84与第1实施方式的步骤S4相同地进行本扫描的拍摄定位。
[步骤S5a]拍摄条件设定部84为了求出预饱和脉冲的施加区域的朝向，与第1实施方式的步骤S5相同地计算将矢状截面像中的腹侧脊椎边界线124线性近似而得到的直线130(参照图7)。
对于与该腹侧脊椎边界线124线性近似的直线130的计算，可以对于改变了时相的全部的图像数据进行，也可以只对某个时相图像的图像数据而进行。这是因为在因呼吸而引起的腹部的体动伪影中，可以认为脊椎自身并没有那种程度的运动。
[步骤S6a]拍摄条件设定部84，通过对于各时相的图像数据，通过反复实施与第1实施方式的步骤S6相同的处理，从而分别计算出与预饱和脉冲的施加区域的厚度相当的直线136、138的间隔(参照图9)。
接下来，拍摄条件设定部84选择直线136与直线138的间隔(预饱和脉冲区域的厚度)为最大的时相的图像数据(在图9中为时刻t1的时相)。
接下来，拍摄条件设定部84将对该选择的图像数据所计算出的直线136、138之间的区域暂时决定为预饱和脉冲的施加区域，使条件存储部82存储该施加区域作为拍摄条件。
如此自动计算出的预饱和脉冲的施加区域被显示控制部88(例如像图9左侧的图像那样)显示在显示装置64上。
此处，操作者能够根据需要经由输入装置62对显示的预饱和脉冲的施加区域的朝向和宽度等进行改变(调整)。在没有操作者关于预饱和脉冲的施加区域的输入的情况下，拍摄条件设定部84将如上所述自动计算出的(暂时决定的)施加区域最终决定为预饱和脉冲的施加区域。
此外，也可以不显示如上所述自动计算出的预饱和脉冲的施加区域以用于操作者的确认，而将自动计算出的施加区域自动决定为最终的施加区域。
[步骤S7a]根据如上所述最终决定的拍摄条件，与第1实施方式的步骤S7相同地进行拍摄。
以上为第2实施方式的动作说明，在第2实施方式中也能得到与第1实施方式相同的技术效果。
进而，第2实施方式中对于在动态拍摄中所得的各时相的图像数据分别计算相当与预饱和脉冲的施加区域端相当的直线136、138。然后将直线136、138的间隔为最大的时相的图像数据中的直线136、138之间的区域暂时决定为预饱和脉冲的施加区域并显示。由此，由于基于在腹部最为膨胀的时相(即，吸气相位)的图像数据而自动计算出预饱和脉冲的施加区域，所以能够可靠地抑制由呼吸引起的腹部的体动伪影。
<第3实施方式>
图11是表示第3实施方式中的MRI装置20A的整体结构的框图。与第1实施方式的不同点在于，还设置了呼吸同步单元150。
该呼吸同步单元150具有与被检体P的胸部抵接而检测与胸廓运动成比例的信号的呼吸传感器(电极)。呼吸同步单元150根据来自该呼吸传感器的检测信号而运算呼吸曲线数据，生成与被检体P的呼吸周期的期望期间(例如呼气期间)同步的呼吸同步信号，将该呼吸同步信号输入至序列控制器50。
此外，也可以采用施加用于求出被检体P的呼吸位置的投影数据的收集用的频率编码用梯度磁场脉冲而检测呼吸周期的结构来取代呼吸同步单元150。
具体而言，通过将时间系列的多个投影数据分别进行在读出方向上的傅里叶变换，生成表示呼吸性运动的实数空间的多个投影数据。然后通过参照投影数据，能够求出由于收集各投影数据的定时上的被检体P的心脏等拍摄部位的呼吸所带来的运动量，作为对于某个基准位置的拍摄部位的相对移动量。
作为对于某个基准位置的拍摄部位的相对移动量的求法，举出例如通过取得对应于基准位置的投影数据和想要求出相对移动量的投影数据之间的互相关，而求出相对位置偏移量的方法。
或者可以是通过将腹肌的运动作为光学变量而检测，以检测呼吸周期等的其它结构。
或者可以使用RMC(实时运动校正，real-time motioncorrection)法取代呼吸同步单元150，来检测呼吸周期。RMC是对作为伪影原因的被检体的体动实时校正的技术。
RMC中例如伴随着ECG(心电图，electrocardiogram)同步而收集MPP(运动探测脉冲，motion probing pulse)。然后实时地校正成像数据的收集区域和收集到的数据，以使用基于MPP所测定的运动量而消除呼吸引起的运动的影响。
MPP通过例如以比来自包括横膈膜的区域的成像数据的相位编码量更小的相位编码量，或不施加相位编码用梯度磁场而取得。
这样一来，能够从将MPP进行一维傅里叶变换而得到的信号中检测出MPP的收集时刻的关于体轴方向的横膈膜的位置，作为呼吸水平。即，因为吸气时横膈膜在体轴方向上向脚侧下降，呼气时横膈膜在体轴方向上向头侧上升，所以能够分别检测出吸气相位和呼气相位。由此，就能够进行与期望的呼吸相位对应的定时的成像。
并且，能够求出与呼吸水平的基准值的变动量，作为呼吸引起的运动量。进而，使数据收集区域移动与呼吸引起的运动量相当的移动量。由此能够减少呼吸引起的运动的影响。
第3实施方式中的MRI装置20A的动作的流程，与利用图8说明的第1实施方式相同，而与第1实施方式的不同在于以下3点。
第1，步骤S1中还指定呼吸同步作为拍摄条件。
第2，步骤S2中的定位图像的拍摄前，呼吸同步信号从呼吸同步单元150向序列控制器50输入。MPU80从序列控制器50取得呼吸同步信号，基于呼吸同步信号拍摄吸气相位的定位图像。
第3，步骤S3中，基于吸气相位的定位图像的图像数据，提取脊椎和体表的边界线，步骤S5、S6中，基于吸气相位的定位图像的图像数据自动计算及决定预饱和脉冲的施加区域。
以上，在第3实施方式中也能够得到与第1和第2实施方式相同的技术效果。进而，因为第3实施方式中使用了呼吸同步信号，所以不需要为了取得吸气相位的图像数据而改变时相来进行多次拍摄。因此，在为了可靠地抑制呼吸引起的腹部的体动伪影而基于吸气相位的图像数据决定预饱和脉冲的施加区域，在此基础上，能够将用于该决定的定位图像的切片数设为最小。
<第4实施方式>
第4实施方式是以肾动脉的拍摄为例，自动计算IR脉冲和预饱和脉冲这两个预脉冲的施加区域的实施方式。第4实施方式的装置结构与图1、图2所示的第1实施方式的MRI装置20相同，故省略结构图，MRI装置的符号也与第1实施方式相同地设为20。
图12是将表示IR脉冲和预饱和脉冲的施加区域的计算方法的示意图按(1)～(4)的顺序在时间系列上排列的图，在各图中左侧表示冠状截面像，右侧表示轴向截面像。具体而言，图12(1)表示肾脏区域的提取后，图12(2)表示拍摄定位后，图12(3)表示IR脉冲的施加区域220的算出后，图12(4)表示预饱和脉冲的施加区域224的算出后。在图12(1)～(4)中分别以粗线表示体表边界线200，以斜线表示肾脏区域204，以实线表示肾动脉208，以虚线表示静脉212，以实线的四边形框表示(作为关注区域的)拍摄区域216，以一点虚线的四边形框表示IR脉冲的施加区域220，以两点虚线的四边形框表示预饱和脉冲的施加区域224。
图13为表示第4实施方式的MRI装置20的动作的流程图。以下参照图12，同时根据图13所示的流程图对MRI装置20的动作进行说明。
[步骤S11]经由输入装置62，由操作者将拍摄目标指定为“肾动脉”。拍摄条件设定部84使条件存储部82存储“肾动脉”作为拍摄条件，并且从条件存储部82中取得过去拍摄“肾动脉”时用过的拍摄条件，将其输入至显示控制部88。
显示控制部88使显示装置64显示“肾动脉”的拍摄中用过的拍摄条件的例子。操作者能够以该显示内容为参考来编辑自己的拍摄条件，但在没有任何输入的情况下，拍摄条件设定部84进行设定以使拍摄冠状截面像和轴向截面像作为定位图像。
[步骤S12]当操作者经由输入装置62指示拍摄开始时，由MRI装置20进行定位图像的拍摄，图像重构部90生成定位图像的图像数据，将其输入至图像处理部92。
图像处理部92根据条件存储部82中存储的图像处理条件，对输入的图像数据实施规定的图像处理，使存储装置66暂时存储图像处理后的图像数据。
[步骤S13]图像处理部92从存储装置66中取得定位图像的图像数据，基于该图像数据提取肾脏和体表的边界线的位置(参照图12(1))。
肾脏区域的提取，可以利用如下的现有技术的图像处理，即基于包括例如肾脏和肺等各脏器的形状、大小、脏器间的相对位置关系等人体模型的统计信息，利用模板匹配提取与拍摄图像一致的脏器区域。图像处理部92将像提取的肾脏和体表的边界线信息先存储下来，并且输入至拍摄条件设定部84。
[步骤S14]拍摄条件设定部84进行本扫描的拍摄区域216的定位。
具体而言，对于肾动脉208的轴向截面中的拍摄区域216，以FOV相对于冠状截面的定位图像为正交的方式进行定位(参照图12(2)的右侧)。
另外，对于冠状截面中的拍摄区域216，以包括从冠状截面像中提取的肾脏区域204的方式，加上作为图像处理条件而设定的余量，设定FOV(参照图12(2)的左侧)。
另外，对于该肾动脉的轴向截面像的相位编码的方向，设定为被检体P的前后方向(从背后朝向腹部的方向)。
上述拍摄条件的设定结果存储于条件存储部82，并由显示控制部88显示在显示装置64上。此外，操作者也可以根据需要，经由输入装置62手动调整拍摄条件的设定。
[步骤S15]在该步骤S15中自动计算出IR脉冲的施加区域220，在接下来的步骤S16中自动计算出预饱和脉冲的施加区域224。此处由于是肾动脉208的拍摄，所以希望在图12(2)左侧的冠状截面像中，通过抑制从下侧(两脚侧)通过静脉212流入拍摄区域216的血液的MR信号，从而有效地描绘出在拍摄区域216内的肾动脉208流动的血液。
为此，首先通过对从拍摄区域216全域开始并贯穿至其下侧地施加IR脉冲，使在拍摄区域216内的肾动脉216流动的血液的原子核自旋和从下侧通过静脉212流入拍摄区域216的血液的原子核自旋的纵磁化分量都反转180°。
在与该IR脉冲不同的定时，对从拍摄区域216的下端贯穿至更为下侧(将原子核自旋的纵磁化分量倾斜90°)地施加预饱和脉冲。利用该预饱和脉冲，从下侧通过静脉212流入拍摄区域216的血液的原子核自旋将饱和(纵磁化分量变为接近于零)，其MR信号被选择性地抑制。其结果是，能够选择性地描绘出流过拍摄区域216内的肾动脉208的血液。
因此，该步骤S15中拍摄条件设定部84，配合着步骤S14中决定的拍摄区域216的朝，将IR脉冲的施加区域220的厚度方向设定为轴向方向(图12(3)左侧的冠状截面像中为纸面的上下方向)。
另外，拍摄条件设定部84使冠状截面中的IR脉冲的施加区域220的上端与拍摄区域216的上端吻合，并且将IR脉冲的施加区域220的厚度设定为拍摄区域216的例如2倍(参照图12(3)的左侧)。
此处设为“2倍”的理由是，意味着：在抑制从下侧通过静脉212流入拍摄区域216的血液的MR信号时，以经验看来，充分的宽度是大于等于拍摄区域216的厚度的约2倍的，但本实施方式并不是特别地限定于该数值。
对于IR脉冲的施加区域220的厚度，可以根据希望将从下侧通过静脉212流入拍摄区域216的血液的MR信号抑制到什么程度这一点，使拍摄条件设定部84进行适当的设定。
另外，拍摄条件设定部84计算IR脉冲的施加区域220以使在轴向截面中包含关注区域。此处作为一例，拍摄条件设定部84设定轴向截面中的IR脉冲的施加区域220与拍摄区域216吻合(图12(3)右侧的轴向截面像中描绘得两条线不重合，一点虚线表示的IR脉冲的施加区域220比实线框表示的拍摄区域216向内侧有一些移动)。
拍摄条件设定部84使条件存储部82存储如上所述计算出的IR脉冲的施加区域220作为拍摄条件。如此暂时决定的IR脉冲的施加区域220被显示控制部88像例如图12(3)那样显示在显示装置64上。
此处，操作者能够根据需要经由输入装置62对显示的IR脉冲的施加区域220进行改变(调整)。在没有操作者关于IR脉冲的施加区域220的施加区域的输入的情况下，拍摄条件设定部84将如上所述自动计算出的(暂时决定的)施加区域最终决定为IR脉冲的施加区域220的施加区域。
此外，也可以不显示如上所述自动计算出的IR脉冲的施加区域220的施加区域以用于操作者的确认，而将自动计算出的施加区域自动决定为最终的施加区域。
[步骤S16]拍摄条件设定部84将预脉冲的施加区域224的厚度方向设定为与IR脉冲的施加区域220的厚度方向相同。
另外，拍摄条件设定部84如下设定预饱和脉冲的施加区域224的厚度。即，在冠状截面中设定预饱和脉冲的施加区域224的上端与拍摄区域216的下端吻合，预饱和脉冲224的下端与IR脉冲的施加区域220的下端吻合(参照图12(4)的左侧的冠状截面像)。
即，本实施方式中作为一例，在冠状截面中，在相互邻接的拍摄区域216与预饱和脉冲的施加区域224合起来的区域成为IR脉冲的施加区域220。
另外，拍摄条件设定部84在轴向断面中包含关注区域地暂时决定预饱和脉冲的施加区域224。此处作为一例，拍摄条件设定部84设定轴向截面中的预饱和脉冲的施加区域224与拍摄区域216吻合(图12(4)右侧的轴向截面像中描绘为两条线不重合，两点虚线表示的预饱和脉冲的施加区域224比实线框表示的拍摄区域216向内侧有一些移动)。
拍摄条件设定部84作为拍摄条件使条件存储部82存储如上所述设定的预饱和脉冲的施加区域224。如此自动计算出(暂时决定)的预饱和脉冲的施加区域224被显示控制部88像例如图12(4)那样显示在显示装置64上。
此处，操作者能够根据需要经由输入装置62对显示的预饱和脉冲的施加区域224进行改变(调整)。在没有操作者关于预饱和脉冲的施加区域224的输入的情况下，拍摄条件设定部84将如上所述自动计算出的(暂时决定的)施加区域最终决定为预饱和脉冲的施加区域224。
此外，也可以不显示如上所述自动计算出的预饱和脉冲的施加区域224的施加区域以用于操作者的确认，而将自动计算出的施加区域自动决定为最终的施加区域。
[步骤S17]按照如上决定的拍摄条件进行拍摄。即，对如上决定的各区域(220、224)在不同的定时施加IR脉冲和预饱和脉冲。之后，施加数据收集用的RF脉冲等。
由此，生成以肾动脉208为对象的拍摄区域216的MR图像的图像数据，并存储于存储装置66。另外，该图像数据被显示控制部88作为图像显示在显示装置64上。
以上为第4实施方式的MRI装置20的动作说明。
这样在第4实施方式中，除了预饱和脉冲的施加区域224以外，IR脉冲的施加区域220也通过MRI装置20自动算出。由此，大幅减轻了操作者的拍摄条件的设定负担。结果，能够大大提高使用MRI装置20的检查的处理能力。
根据以上详述的各实施方式，能够使MRI中的预脉冲所涉及的拍摄条件设定比以往更加容易。
<实施方式的补充事项>
[1]第1～第4实施方式中，记述了在预饱和脉冲和IR脉冲的施加区域的自动计算的过程中，使用定位图像的例子。本发明的实施方式不限于所述形态。也可以将预饱和脉冲和IR脉冲的施加区域的算出和决定前进行的其它拍摄序列中所得的MR图像用于施加区域的决定。
[2]记述了在脊椎区域和肾动脉的拍摄中应用根据本发明的预脉冲的施加区域的自动决定法的例子。本发明的实施方式不限于所述形态。本发明的实施方式也能够应用于拍摄心脏等其它区域的情况。
例如对拍摄心脏的情况进行说明的情况下，心脏在送出血液的时相上收缩，在血液流入心室的时相上舒张。因此，也可以设置取得表示被检体P的心搏信息的ECG(心电图，electrocardiogram)信号的ECG单元，检测心脏最为舒张的时相，基于该时相的图像数据提取心脏区域，以抑制心脏及大血管的流动伪影的方式来自动决定预脉冲的施加区域。
或者也可以根据拍摄目标，基于心脏最为收缩的时相的图像数据提取心脏区域，自动决定预脉冲的施加区域。
[3]另外，本发明也可以应用于例如自动决定t-SLIP法中的区域选择IR脉冲和/或区域非选择IR脉冲的施加区域。
此处t-SLIP法是进行血液的标记的拍摄方法的一种，使用多个标记用脉冲。在t-SLIP法的脉冲序列中，对于流入拍摄区域的血液通过施加ASL脉冲(动脉旋转标记脉冲，Arterial Spin Labeling Pulse)进行标记。
此后，如果从反转时间(TI：inversion time)之后开始进行MR信号的收集，就能够选择性地描绘到达拍摄区域的标记过的血液。
此外，t-SLIP法的脉冲序列至少包括区域选择IR脉冲，可以切换区域非选择IR脉冲的开关。即，t-SLIP法的脉冲序列有仅仅由区域选择IR脉冲构成的情况，以及由区域选择IR脉冲和区域非选择IR脉冲两者构成的情况。
[4]在第2和第3实施方式中，记述了基于在吸气相位时的拍摄所得的图像数据而决定预饱和脉冲的施加区域的例子。本发明的实施方式不限于所述形态。也可以根据关注区域的位置或拍摄目标，基于在吐气相位时的拍摄所得的图像数据决定预饱和脉冲的施加区域。
[5]对权利要求书的用词和实施方式的对应关系进行说明。此外，以下所示的对应关系是用于参考所示的一种解释，不是对本发明的限定。
静磁场用磁铁22、匀场线圈24、梯度磁场线圈26、RF线圈28、控制系统30的整体(参照图1)是通过伴随预脉冲的施加或梯度磁场和RF脉冲的施加的拍摄而生成被检体P的MR图像的图像数据的结构，是权利要求所记载的成像部的一例。
提取腹侧体表边界线120和腹侧脊椎边界线124等的图像处理部92(参照图2)，以及基于图像处理部92的提取结果而决定预饱和脉冲或IR脉冲的施加区域的拍摄条件设定部84，是权利要求所记载的施加区域计算部的一例。
第1实施方式中的直线130、136(参照图7(2)、(4))分别为权利要求所记载的第1直线、第2直线的一例。
第1实施方式中的直线134、138(参照图7(3)、(4))分别为权利要求所记载的第3直线、第4直线的一例。
腹侧体表边界线120是权利要求所记载的组织区域的一例。所谓组织区域，是指总称例如体表(身体表面)、骨、血管、脏器等人体组织的区域的意思。
显示通过拍摄条件设定部84而自动计算出的预饱和脉冲的施加区域或IR脉冲的施加区域的显示控制部88和显示装置64的功能，是权利要求所记载的显示部的一例。
[6]以上对本发明的若干实施方式进行了说明，但这些实施方式仅仅作为例子而提出，不用于限定本发明的范围。这些实施方式能够以其它各种形式实施，在不脱离本发明的精神的范围内，就可以进行各种省略、替代和改变。这些实施方式及其变形包括在发明的范围和精神内，同样也包括于权利要求书所记载的发明和与其等同的范围内。

Claims (16)

1.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备：
成像部，伴随着预脉冲的施加进行被检体的磁共振成像；
施加区域计算部，基于在所述预脉冲的施加之前收集的包含所述磁共振成像的关注区域的图像数据，自动计算与所述关注区域对应的所述预脉冲的施加区域。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，还具备：
显示部，显示由所述施加区域计算部自动计算出的所述预脉冲的施加区域。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述施加区域计算部构成为：将自动计算出的所述预脉冲的施加区域决定为所述预脉冲的施加区域。
4.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述施加区域计算部构成为：基于包含所述关注区域的图像数据，提取第1组织区域和第2组织区域，自动计算与所述第1组织区域和第2组织区域以及所述关注区域对应的所述预脉冲的施加区域。
5.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于，
在将用于使原子核自旋饱和的预饱和脉冲作为所述预脉冲而施加的情况下，所述施加区域计算部构基于包含作为所述关注区域的脊椎区域的所述图像数据，提取脊椎区域作为所述第1组织区域，提取腹侧的体表作为所述第2组织区域。
6.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述施加区域计算部构成为：在将用于使原子核自旋饱和的预饱和脉冲作为所述预脉冲而施加的情况下，基于包含作为所述关注区域的脊椎区域的所述图像数据，提取所述脊椎区域，计算对所述脊椎区域进行直线近似而得到的第1直线，计算以未达到所述腹侧的体表的规定间隔将所述第1直线向腹侧平行移动而得到的第2直线，计算比所述第2直线更靠近所述腹侧的区域的至少一部分作为所述预脉冲的施加区域。
7.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述施加区域计算部构成为：在将所述预饱和脉冲作为所述预脉冲而施加的情况下，还基于包含作为所述关注区域的脊椎区域的所述图像数据，提取所述腹侧的体表边界线，计算平行于所述第1直线且从腹部的外侧与所述腹侧的体表边界线接触的第3直线，计算将所述第3直线向所述腹部的外侧平行移动规定间隔而得到的第4直线，计算所述第2直线与所述第4直线之间的区域作为所述预脉冲的施加区域。
8.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述施加区域计算部构成为：基于在所述预脉冲的施加之前、以包含所述关注区域且呼吸相位互不相同的方式收集的所述磁共振成像的多个图像数据，计算与所述关注区域对应的所述预脉冲的施加区域。
9.根据权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述施加区域计算部构成为：基于所述多个图像数据，提取组织区域，计算与所述组织区域和所述关注区域对应的所述预脉冲的施加区域。
10.根据权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述施加区域计算部构成为：提取腹侧的体表作为所述组织区域。
11.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述施加区域计算部构成为：基于在所述预脉冲的施加之前以伴随着呼吸同步而与期望的呼吸相位相对应的方式收集的、包含所述磁共振成像的所述关注区域的所述图像数据，计算与所述关注区域对应的所述预脉冲的施加区域。
12.根据权利要求11所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述施加区域计算部构成为：基于包含所述关注区域的所述图像数据，提取组织区域，计算与所述组织区域和所述关注区域对应的所述预脉冲的施加区域。
13.根据权利要求12所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述施加区域计算部构成为：提取腹侧的体表作为所述组织区域。
14.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述成像部构成为：将反转恢复脉冲和用于使原子核自旋饱和的空间选择性的预饱和脉冲中的至少一个作为所述预脉冲而施加。
15.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述成像部构成为：将反转恢复脉冲和用于使原子核自旋饱和的空间选择性的预饱和脉冲作为所述预脉冲而施加，
所述施加区域计算部构成为：计算与所述关注区域邻接的区域作为所述预饱和脉冲的施加区域，且计算包含所述预饱和脉冲的施加区域和所述关注区域的区域作为所述反转恢复脉冲的施加区域。
16.一种磁共振成像方法，其特征在于，具有：
基于利用磁共振成像所生成的包含被检体的关注区域的图像数据，自动计算与所述关注区域对应的预脉冲的施加区域的步骤；和
通过伴随着所述预脉冲的施加而进行对所述被检体的磁共振成像，来生成图像数据的步骤。
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