CN102783949A - 磁共振成像装置以及方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种能够适当地收集脉管构造的图像的磁共振成像装置以及方法。实施方式所涉及的磁共振成像装置具备收集部和图像重建部。收集部通过对流体流入的区域，空间上不均匀地施加使质子的纵向磁化分量饱和的饱和脉冲，并在从施加该饱和脉冲开始经过规定时间后，对该区域施加激发脉冲，来从该区域收集信号。图像重建部使用收集到的信号，来重建表示流体的图像。

Description

磁共振成像装置以及方法

本申请主张2011年5月20日申请的美国专利申请号13/112,349及2012年4月20日申请的日本专利申请号2012-097123的优先权,并在本申请中引用上述专利申请的全部内容。

技术领域

实施方式涉及磁共振成像（imaging）装置以及方法。

背景技术

目前，磁共振成像装置使用核磁共振（NMR（Nuclear MagneticResonance））来进行成像。另外，近年来，磁共振成像装置使用非造影的血管造影法（MRA（Magnetic Resonance Angiography））或非造影的静脉造影法（MRV（Magnetic Resonance Venography）），来收集脉管构造（vasculature）的图像。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：美国专利申请公开第2010/0268062号说明书

发明的内容

本发明要解决的问题在于，提供一种能够适当地收集脉管构造的图像的磁共振成像装置以及方法。

实施方式所涉及的磁共振成像装置具备收集部和图像重建部。上述收集部对流体流入的区域，空间上不均匀地施加使质子（proton）的纵向磁化分量饱和的饱和脉冲（pulse），并从施加该饱和脉冲开始经过规定时间后，通过对该区域施加激发脉冲，来从该区域收集信号。上述图像重建部使用收集到的上述信号，来重建表示上述流体的图像。

本发明起到能够适当地收集脉管构造的图像的这一效果。

附图说明

图1是实施方式所涉及的MRI（Magnetic Resonance Imaging：磁共振成像）系统（system）的示意性框（block）图。实施方式所涉及的MRI系统构成为：以将流入所选择的空间区域的NMR的原子核（nuclei）图像化为目的，通过升级后的非造影MRA和/或MRV，来取得数据（date）并进行处理。另外，实施方式所涉及的MRI系统在该区域内，事先将原子核暴露于空间上不均匀的程度的饱和中。

图2是典型的非造影QISS（Quiescent Interval Single Shot：静态区间单次激发）序列（sequence）的代表性概略图。非造影QISS序列是变形后的预饱和脉冲（pre-saturation pulse），包含在涵盖所选择出的图像切片全部区域的空间域（domain）中具有不均匀的形状的预饱和脉冲。

图3是在空间区域中，示意性地示出在被图像化的切片（slice）的流入边缘（edge）附近具有较少的饱和，在被图像化的切片的流出边缘附近具有大的饱和的、预饱和脉冲分布（pre-saturationprofiles）的图。

图4A是在涵盖图像化对象切片全部区域的空间域中示意性地示出能够想到的预饱和分布的例子的图。

图4B是在涵盖图像化对象切片全部区域的空间区域中示意性地示出能够想到的预饱和分布的例子的图。

图4C是在涵盖图像化对象切片全部区域的空间区域中示意性地示出能够想到的预饱和分布的例子的图。

图4D是在涵盖图像化对象切片全部区域的空间区域中示意性地示出能够想到的预饱和分布的例子的图。

图5A是示出使用各种形状的预饱和分布，将对于血流的血管信号作为速度的函数进行仿真（simulation）的例子的图。

图5B是示出使用各种形状的预饱和分布，将对于血流的血管信号作为速度的函数进行仿真的例子的相对信号提高度（与均匀的以往的分布（profile）相比较）的图。

图6A是示出作为切片厚度的函数进行仿真的、对于比较低速地流动的血液的血管信号的图。

图6B是示出作为切片厚度的函数进行仿真的、对于比较低速地流动的血液的血管信号的相对的信号提高度（与均匀的以往的分布相比较）的图。

图7A是示出作为QISS MRA序列内的QI的函数进行仿真的、对于比较低速地流动的血液以及各种预饱和分布的血管信号的图。

图7B是示出作为QISS MRA序列内的QI的函数进行仿真的、对于比较低速地流动的血液以及各种预饱和分布的血管信号的相对信号提高度（与均匀的以往的分布相比较）的图。

图8A是示出并比较了使用以往的长方形的均匀的饱和分布的实际图像的图（针对比较高速的血流）。

图8B是示出并比较了使用梯度型的不均匀的饱和分布的实际图像的图（针对比较高速的血流）。

符号说明

8 生理学传感器

9 被检体

10 架台

11 被检体台

12 静磁场B₀磁铁

14 Gx、Gy、Gz倾斜磁场线圈组

16 RF线圈组件

18 成像容积

20 MRI系统

22 MRI系统控制部

24 显示部

26 键盘/鼠标

28 打印机

30 MRI序列控制部

32 Gx、Gy、Gz倾斜磁场线圈驱动器

34 RF发送部

36 发送/接收开关

38 MRI数据取得程序代码结构

40 RF接收部

42 MRI数据处理部

44 图像重建程序代码结构

46 MR图像存储部

50 MRI系统程序/数据存储部

具体实施方式

实施方式所涉及的磁共振成像装置（以下，适当地称为“MRI系统”）如图1所示，具备架台10（以剖视图示意性地表示）、以及与架台10连接的各种相关联的系统组件（component）20。通常，至少将架台10设置在被屏蔽（shield）的室内。另外，实施方式所涉及的MRI系统具备实质上构成为同轴筒状的、静磁场B₀磁铁12、G_x、G_y、G_z倾斜磁场线圈组（coilset）14、以及RF线圈组件（coilassembly）16。在沿着排列成这样的筒状的要素（element）的水平轴上，有成像容积（imaging volume）18。成像容积被示出为将由被检体床或台（table）11支承的被检体9的头部实质包围。当然，为了对/从成像体18发送/接收RF（Radio Frequency）信号，可以使用各种RF线圈构造和/或RF线圈排列。

MRI系统控制部22具备与显示部24、键盘（keyboard）/鼠标（mouse）26、以及打印机（printer）28连接的输入/输出端口（port）。当然，显示部24也可以是触摸屏（touch screen）类，以发挥控制输入的功能。

MRI系统控制部22与MRI序列控制部30通过接口（interface）连接。该MRI序列控制部30控制G_x、G_y、G_z倾斜磁场线圈驱动器（driver）32、以及RF发送部34及（在同一RF线圈被用于发送以及接收双方时）发送/接收开关（switch）36。对于本领域的技术人员而言不言而喻，为了向MRI序列控制部30提供ECG（electrocardiogram：心电图）信号和/或抵消脉搏波同步信号，可对生物体粘贴一个或者多个适当的生理学传感器（transducer）8。另外，MRI序列控制部30也能够访问（access）程序代码（program code）结构38，该程序代码结构38适合在MRI序列控制部30的能力范围内执行已经能够利用的MRI数据取得序列。例如，使用规定特定MRI数据取得序列参数（parameter）的操作者输入和/或系统输入，生成非造影MRA图像和/或MRV图像。

MRI系统20为了生成向显示部24的处理完成图像数据，而具备向数据处理器（processor）42提供输入的RF接收部40。另外，MRI数据处理部42构成为：也能够访问图像重建程序代码结构44、以及MR图像存储部46（例如，用于记录根据按照示例的实施方式以及图像重建程序代码结构44的处理而导出的MR图像数据）。

图1还示出一般化显示的MRI系统程序/数据存储部50。存储在其中的程序代码结构（例如，用于在升级后的非造影MRA图像和/或MRV图像用中，生成不均匀的预饱和脉冲分布、用于接受操作者的输入并进行控制等）被存储在能够访问MRI系统的各种数据处理组件的计算机（computer）可读的存储介质中。对于本领域的技术人员而言不言而喻，能够对程序存储部50进行细分化，将至少一部分与系统的诸处理计算机中的、在通常的动作中最紧急需要该存储程序代码结构的计算机直接连接（即，以共享的形式记录，不与MRI系统控制部22直接连接）。

实际上，对于本领域的技术人员而言不言而喻，图1是将为了能够执行在本说明书中后述的实施方式而增加了若干变更的一般的MRI系统非常高度地简化后的图。系统构成要素能够分割成各种逻辑收集的“方框”，通常包括多个数字信号处理装置（DSP（Digital SignalProcessors））、微处理器（microprocessor）、面向特殊用途的处理电路（例如，高速A（Analog）/D（Digital）变换、高速傅里叶（Fourier）变换、阵列（array）处理用等）。通常，这些处理装置分别是当发生各时钟周期（clock cycle）（或规定数的时钟周期）时，则物理数据处理电路从某个物理状态进入另一物理状态的时钟动作型的“状态机器（state machine）”。

在动作中，不仅处理电路（例如，CPU（Central Processing Unit）、寄存器（register）、缓冲器（buffer）、运算单元（unit）等）的物理状态渐进地从一个时钟周期向另一时钟周期变化，相关联的数据存储介质（例如，磁性存储介质的位（bit）存储部位）的物理状态也在该系统的动作中，从一个状态向另一状态转移。例如，在MR成像重建过程结束时，物理性的存储介质内的阵列状的计算机可读可访问的数据值存储部位（例如，像素值的多位二进制（binary）表现）大概是从任意的之前的状态（例如，全部一律为“0”值或全部为“1”值）转移到新的状态。此时，该阵列的物理部位的物理状态（例如像素值的）反映现实的物理现象及状态（例如，涵盖被图像化的容积空间整体的被检体的组织），是在最小值与最大值之间不同的值。对于本领域的技术人员来说不言而喻，该阵列状的存储数据值（在依次进行向命令寄存器的写入与基于MRI系统的一个或者多个CPU的执行时，与使特定的动作状态的序列产生，并使该序列在MRI系统内部迁移的特定构造的计算机控制程序代码的情况相同）表示物理性构造，另外也构成该物理性构造。

后述的示例性的实施方式提供取得MRI数据的方法、处理MRI数据取得的方法、以及生成并显示MR图像的方法的改良型的方法。

实施方式所涉及的MRI系统具备收集部以及图像重建部。收集部对流体流入的区域，空间上不均匀地施加使质子的纵向磁化分量饱和的饱和脉冲（以下，适当地称为预饱和脉冲），从施加该预饱和脉冲开始经过规定时间后，对该区域施加激发脉冲，从而从该区域中收集信号。另外，图像生成部使用所收集到的信号，来重建表示流体的图像。另外，本实施方式所涉及的收集部通过使预饱和脉冲的翻转角沿着在该区域内流动的流体的流动方向变化，来对于该区域空间上不均匀地施加预饱和脉冲。另外，虽然省略了图示，但例如收集部可被设置于MRI序列控制部30，另外，例如，图像重建部可被设置于MRI数据处理部42。

对于一般的非造影MRA法而言，在使图像切片区域的背景组织饱和之后，接着通过使所取得的“新鲜的”（即，未饱和的）流入血液，在图像切片区域的MR图像内明亮地（高信号）出现，来生成白血（whiteblood）的血管造影像。TOF（Time-of-Flight：时间飞跃）MRI是该技术的一个例子。

图2示意性地示出被称为QISS（Quiescent Interval SingleShot）的TOF的变形法。另外，在图2中，α章动（nutation）脉冲不是必须的。QISS将空间选择性的预饱和脉冲（pre-saturationpulse）直接应用于关心对象的切片。通过在切片上（on slice）进行饱和，从而，能够在关心对象的切片上立即抑制背景。新鲜的非饱和血液在“QI（Quiescent Interval：静态区间）”中能够流入关心对象的切片。QI典型的情况是选择大约200～300ms。即，对于使新鲜的血液充分流入的时间而言为足够长，但对于防止事前饱和的背景组织的大幅度的T1NMR恢复而言非常短。QI之后，使用SSFP（Steady-StateFree Precession：稳态自由进动）那样的2D读出（read out）等以往的MRI脉冲序列（一个或者多个），来检测新鲜的流入血液的磁化。为了节约扫描（scan）时间，典型地、读出以“单次激发（single shot）”来实施。当然，在各“单次激发”中，使用一个或者多个不同大小的相位编码（encode），这是为了在该激发中取得k空间的对应部分的数据。为了根据扫描制作动脉造影图，如一般应用于TOF2D的那样，能够使用独立的“步行（walking）”（即，依次地移动）空间选择性预饱和脉冲来使静脉血液饱和。

切片上空间选择性预饱和对于减少背景组织的信号有效。但是，切片上空间选择性预饱和也使此时被配置在关心对象的切片内的血液饱和。关于血管边缘附近的层流状态的血液或小动脉中的血液那样的比较低速的血液的流动，对于在典型的MRI数据取得脉冲序列之间，完全更换切片内部的血液而言，QI在大多数情况下长度不够充足。有时饱和的低速血液的剩余部分在若干MRI数据取得时，依然存在于切片内，因此，信号将白白地丢失。如果切片变厚，和/或QI变短，则该上述的问题进一步恶化。

该问题导致各种结果。第1个问题最重要的是从小的血管发出的MR I信号易受到大的衰减，大多数情况下，一直衰减到在最终图像中不存在的水准。来自更大的血管的边缘（层流的情况下低速）的信号也减少，进而，能够识别的管腔的宽度也变窄，根据情况的不同有时会招致狭窄的过大评价。

第2个问题是为了能够一边降低背景信号一边充分地流入，大多数情况下必须十分小心地选择QI。与背景组织的T1NMR缓和时间相比较，QI长时，可能增大无用的背景信号，并降低图像化对象的血管的显著性。由于QI大多数情况为脂肪T1程度（例如，～250ms），因此，该问题在脂肪的原子核的情况下出现的情况最多。

在后述的示例的实施方式中，为了处理上述缺点的至少一部分，将非造影MRI（例如，MRA和/或MRV）序列的预饱和脉冲的空间分布变形。例如，实施方式所涉及的收集部以使血液流入切片的流入侧的预饱和脉冲的翻转（flip）角比血液从切片流出的流出侧的预饱和脉冲的翻转角小的方式，空间上不均匀地对切片施加预饱和脉冲。即，如图3所示，预饱和脉冲的预饱和空间分布也可以变形为：在关心对象的切片的“流出边缘”附近以更大的程度选择性地饱和，在切片的“流入边缘”附近更小地选择性饱和的那样的“形状”。例如，预饱和脉冲被设计成生成倾斜的空间分布。预饱和脉冲与TONE（TiltOptimized Non-saturated Excitation：倾斜优化非饱和激发）脉冲、或设定成其他的形状的倾斜的空间分布相同，被设计成生成在流入边缘附近具有最小的翻转角，在流出边缘附近具有最大的翻转角的RF激发脉冲。一般而言，空间选择性RF NMR脉冲的时域包络线与基于傅里叶（Fourier）变换（FT（Fourier Transformation））的空间域分布相关。例如，对典型的RF激发脉冲提供水槽形的时域包络线。也就是说，这是由于在傅里叶变换之后，在空间域中，变成具有均匀的空间域分布的方形波。同样地，使用所希望的空间域分布的逆傅里叶转换（FT^-1（Inverse Fourier Transformation））,能够规定对应的时域RF脉冲包络形状。

从关心对象的厚度Δz的图像切片的动脉流入边缘（图3的左侧）开始的流动自旋（spin）从切片退出（并且，置换成新鲜的流入磁化）花费最长的时间。通过使用空间上设定了形状的预饱和脉冲，从而这些自旋只部分饱和（或者，根据情况的不同，全部饱和）。因此，在它们低速、即使在QI后，在图像取入时间上依然存在于切片内部的情况下，它们依然对最终图像提供信号。切片的流出边缘附近的自旋在预饱和时，更强地饱和。但是，一直到它们退出切片为止移动的距离较短，从而，无论如何，它们都与磁化状态如何无关，绝对不会对最终信号有益。

在任何MRI的应用例中，所取得的图像信号有效的是涵盖各体素（voxel）的全部体积区域的信号的积分。因此，在切片的范围内，对背景组织的信号的贡献量，有效的是接着对预饱和脉冲的复合磁化的积分（例如，在使用QISS的情况下，包含QI中的T1张弛效应）。从而，能够在切片全部区域中，依然应用空间上设定了形状的预饱和分布，并且将空间上设定了形状的预饱和脉冲以其空间分布的积分成为0的信号的样态进行设计。

根据这些判断基准，能够设计多个空间上设定形状的不均匀的预饱和脉冲。图4B～4D示出其一部分。若列出几个不均匀地形成的例子，则存在与TONE RF激发脉冲类似的直线梯度（图4B）、与VUSE（variableangle uniform signal excitation）RF激发脉冲类似的抛物线（图4D）、或者单纯的半切片宽度的长方形类（图4C）。即，实施方式所涉及的收集部使预饱和脉冲的翻转角沿着血液的流动方向线性地变化（图4B）。另外，实施方式所涉及的收集部还使预饱和脉冲的翻转角沿着血液的流动方向非线性地变化。例如，实施方式所涉及的收集部在沿着流动方向的切片的第1区间（例如，左侧1/2Δz）中，以第1翻转角（例如，0°）施加预饱和脉冲，在第2区间（例如，右侧1/2Δz）中，以比第1翻转角大的第2翻转角（例如，180°）施加预饱和脉冲（图4C）。另外，例如，实施方式所涉及的收集部在沿着流动方向的切片的第1区间（例如，左侧3/4Δz）中，一边使翻转角抛物线状地变大到规定的翻转角（例如，180°），一边施加预饱和脉冲，在第2区间（例如，右侧1/4Δz）中，以规定的翻转角（例如，180°）施加预饱和脉冲（图4D）。另外，实施方式所涉及的收集部使翻转角沿着流动方向变化，以使预饱和脉冲的翻转角的平均成为90°。这些脉冲分布全部具有相同的积分面积。脉冲本身作为RF激发脉冲，从以前开始就被充分地理解（即，MRI数据取得序列的初期NMR励磁部分）。但是，作为利用空间上不均匀地形成的这些选择分布的新的方法，这次发现了将该空间上设定了形状的分布的RF脉冲作为空间选择性预饱和RF脉冲来使用的情况。

在此，“饱和”用于抑制信号，尤其是后续图像中的最初的正带磁（Mz）的信号。空间预饱和脉冲并不限定于90°章动（nutation）。空间预饱和脉冲大概包含章动超过90°的空间区域。当空间区域中的饱和的效果超过90°章动时，其效果不使用“反转”这样的用语，依然说明为饱和。从而，当空间预脉冲具有局部更大的章动角时，即使该角度超过90°，在这些示例的实施方式中，即使小的章动接近90°章动，上述的角度也作为与小的RF章动相比，“更大的饱和”被说明。为了在更复杂的脉冲序列的内部实现饱和效果，在大多与超过90°的章动角一起，利用空间脉冲、化学选择性预脉冲等的MRI中，一般使用该用法。

如图5A～5B所示，根据仿真，不均匀地形成的预饱和脉冲使来自比较低速的血液的MRI信号贡献大幅度地增大。基于仿真的信号的增加程度根据血流速度、QI、以及切片厚度，一般在20～60％之间。在血流速度快时（例如，最高速度＞10cm/s），由于几乎所有的血液都在QI中被更换，所以不均匀地形成的预饱和分布大概不会得到相对的提高。

但是，通过使用不均匀地形成的预饱和脉冲，QISS数据取得扫描（图2所示）能够降低对于切片厚度以及QI那样的重要的参数的选择的反应性。如果使用不均匀地形成的预饱和脉冲，则使关心对象的切片的厚度变厚，如图6A～6B所示的那样，能够提高SNR，且/或节约扫描时间。同样地，不均匀地形成的预饱和脉冲缓和选择QI那样的负担，另外，如图7A～7B所示，即使对象是低速流动的自旋（spin），也能够涵盖大范围的QI生成更强的信号。

通过使用不均匀地形成的预饱和脉冲，能够使血管信号几乎不取决于血流速度（例如，参照图5A～图5B）。从而，QISS数据取得扫描对心相位的反应性降低。进而，大概不怎么需要在动脉血液最快地流动的期间进行扫描。通过缓和对于心跳的定时（timing）的依存性，甚至不设置门（gate）也能够执行QISS数据取得扫描，从而，进步一节约了扫描时间，并且降低了设置（setup）的复杂性。

QISS序列使用研究用3T扫描来实现。使用（a）以往的均匀地形成的长方形的分布的预饱和脉冲、接着使用（b）不均匀的梯度型脉冲，针对健康的志愿者（volunteer）的动脉三分叉区域进行了试验。此时，梯度型脉冲在流入边缘具有45°的最小翻转角，在流出边具有135°的最大翻转角。

使用了以下的参数。单次激发SSFP（steady state freeprecession）、TE（Echo Time）/TR（Repetition Time）=2.3/4.6ms、读出BW=651Hz/像素、FOV（Field Of View）=18×30cm、矩阵（matrix）=160×256、部分（partial）傅里叶矩阵因子（factor）=0.625、切片厚度/间隙（gap）=4.0/-1.5（有效值=2.5）、翻转角=60°、40切片、FatSat、QI=230ms、移动预饱和（用于抑制静脉）、PPG（photoplethysmography：光电体积描记技术）门控（gating）（延迟=450ms、根据经验的测定）。任一情况下，在饱和分布全部区域中的平均翻转角都为90°。

比较图8A与图8B，如所示的那样，使用了均匀的长方形的预饱和的QISS结果与使用了不均匀的梯度型的预饱和的QISS结果之间的差是有限的。其结果为，大多数情况下三分叉区域中的收缩期的流动一般是基于快速（＞10cm/s）的情况。另外，梯度的倾斜也平缓（45°～135°）。在梯度型的数据中，背景的抑制较大。其中，这可能由于实际的平均翻转角的小的波动而引起。在～800ms（肌肉）这样的一般的T1中，当平均翻转角变得较高时，大概也改善背景抑制。

无论哪个，虽然在切片全部区域中，饱和翻转角都是不均匀的，但根据其结果，确认了进行了形状的设定的饱和分布在所选择出的切片全部区域中生成所希望的积分饱和这一情况。

图8A以及图8B是在比较高速地流动的动脉（三分叉）中，对以往的均匀的长方形的饱和分布（左）与梯度型预饱和分布（右）进行比较的图。在这样的比较中，在极其低速的血流中不期望大的改善。图像是QISS多切片数据的冠状断面平面MIP（Maximum IntensityProjection）。表示饱和分布的图在各图像上被给出（为了清楚地示出，扩大了切片的厚度）。切片的方向由箭头表示。

示例的实施方式的动作的模式（mode）是单纯的。空间预饱和脉冲的形状虽然是典型的以往的均匀的长方形的分布，但也可以代替该脉冲，而使用不均匀地形成的空间分布的预饱和脉冲。能够任意地规定不均匀的分布，从而，能够根据流速、切片厚度、以及流入时间（QI）这样的参数，对其进行设计，以使来自流入的原子核的MRI信号最大化。提出了几个不均匀的饱和分布，以线状的图4B～4D示出。对于该切片预饱和分布的详细设计，能够使用大量的被熟知的方法来生成。

饱和分布的平均的翻转角是没有特别限制的参数。其中，如公知的那样，90°的翻转角在相对于门控的变化（即，心率不齐导致的EKG信号的R-R间隔的偏差）鲁棒性强这一点上是有利的。

已经确立了各种MRA脉冲序列和/或MRV脉冲序列（例如，QISS法）。但是，如果使用不均匀的预饱和空间分布，则例如，应该能够改善预饱和RF脉冲以及与其相关联的流入期间的那样的QISS法重要的观点。

预饱和分布也能够以选择性地提高高速流动自旋的方式进行调整（例如反转）。

示例的不均匀地形成的预饱和分布的技术能够增大来自低速流动自旋（例如，速度＜10cm/s）的信号。通过上述的机构，进行了形状的设定的预饱和分布更好地维持对于短的事后饱和延迟（QI）或者厚的切片的血管信号。由于通过不均匀地形成的预饱和分布，QISS对流速的反应性变低，因此，应用了QISS时的信号针对包括心律不齐的流速的变化变得鲁棒性更强。

预饱和脉冲的空间上不均匀的翻转角导致比吸收率（SAR（Specific Absorption Rate））的增大化（例如，由于SAR与翻转角的平方成正比，因此，不均匀的分布的SAR大概比均匀的长方形形状的脉冲大），但预饱和脉冲的SAR贡献量只是完整的序列的综合SAR（其被RF激发脉冲支配）的很少一部分。

当各种T1的材料（脂肪/肌肉/流体）在切片内部不均匀地分布时，设定了形状的预饱和脉冲的不均匀的翻转角分布存在生成不均匀的饱和的可能性。由于切片的总饱和是涵盖切片全部区域的NMR磁化的积分，因此，根据延迟时间（QI），应用于不同的T1的不均匀的翻转角大致生成比应用于不同的T1的均匀的翻转角大的背景信号。但是，切片一般较薄（＜5mm），相邻的组织一般是均质（脂肪或者肌肉）的，因此，如图8A～8B所证实的那样，这是能够忽视的事项。

作为预饱和脉冲，示例的实施方式使用设定了形状的分布选择脉冲。如果将饱和分布变形，则选择性地提高了来自流入自旋的速度依存性信号。

另外，实施方式所涉及的收集部可以对摄像区域的切片施加预饱和脉冲，并且还对与该切片不同的其他的区域（以下，适当地称为“其他区域”）施加预饱和脉冲。例如，假设对于摄像区域的切片，动脉以及静脉双方相互在相反的流动方向流入、流出。例如，假设血管的走向如图3所示那样，对于摄像区域的切片，动脉从左向右延伸，静脉从右向左延伸。另外，假设针对动脉的信号，希望高信号地描绘，另一方面，针对静脉的信号，希望充分地饱和。这样的情况下，例如，收集部对静脉流动中的上游侧、即摄像区域的切片的右侧，且是与摄像区域不同的其他区域，施加用于使静脉的信号饱和的预饱和脉冲。另外，此时，收集部也可以按照使静脉的血液流入其他区域的流入侧的预饱和脉冲的翻转角比静脉的血液从其他区域流出的流出侧的预饱和脉冲的翻转角大的方式，对该其他区域，空间上不均匀地施加预饱和脉冲。或者、与之相反，收集部按照使静脉的血液流入其他区域的流入侧的预饱和脉冲的翻转角比静脉的血液从其他区域流出的流出侧的预饱和脉冲的翻转角小的方式，对该其他区域，空间上不均匀地施加预饱和脉冲。

如上述那样，实施方式所涉及的MRI系统将所选择出的区域内的原子核暴露于空间上不均匀的预饱和脉冲之后，通过应用非造影的MR I脉冲序列，从流入该区域的非正常的原子核取得k空间数据。并且，MRI系统生成表示被检体的脉管构造的图像。该预饱和抑制在预饱和中从位于区域内部的背景组织的原子核发出的后续的MR I信号，并且作为涵盖被图像化的容积的全部区域而空间上形成的不均匀的预饱和的分布的函数（速度、切片厚度、以及直到收集图像为止的经过时间的函数），提高了从在其内部流动的原子核发出的MRI信号。

根据以上所述的至少一实施方式的磁共振成像装置以及方法，能够适当地收集脉管结构的图像。

虽然说明了本发明的几个实施方式,但这些实施方式是作为例子而提示的,并不意图限定本发明的范围。这些实施方式能够以其他的各种形态进行实施，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行各种的省略、替换、变更。这些实施方式或其变形与包含于发明的范围或要旨中一样，包含于权利要求书记载的发明及其均等的范围中。

Claims (10)

1.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备：

收集部，通过对流体流入的区域以空间上不均匀的方式施加使质子的纵向磁化分量饱和的饱和脉冲，并在从施加该饱和脉冲开始经过规定时间后，对该区域施加激发脉冲，来从该区域收集信号；

图像重建部，使用收集到的上述信号，来重建表示上述流体的图像。

2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述收集部通过使上述饱和脉冲的翻转角沿着在上述区域内流动的上述流体的流动方向变化，从而对上述区域以空间上不均匀的方式施加上述饱和脉冲。

3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述收集部以使上述流体流入上述区域的流入侧的上述饱和脉冲的翻转角比上述流体从上述区域流出的流出侧的上述饱和脉冲的翻转角小的方式，对上述区域以空间上不均匀的方式施加上述饱和脉冲。

4.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述收集部通过使上述饱和脉冲的翻转角沿着上述流动方向线性地变化，从而对上述区域以空间上不均匀的方式施加上述饱和脉冲。

5.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述收集部通过使上述饱和脉冲的翻转角沿着上述流动方向非线性地变化，从而对上述区域以空间上不均匀的方式施加上述饱和脉冲。

6.根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述收集部在沿着流动方向的上述区域的第1区间中，以第1翻转角施加上述饱和脉冲，并在第2区间中，以比上述第1翻转角大的第2翻转角来施加上述饱和脉冲。

7.根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述收集部在沿着流动方向的上述区域的第1区间中，一边抛物线状地使翻转角变大到规定的翻转角，一边施加上述饱和脉冲，并在第2区间中，以上述规定的翻转角来施加上述饱和脉冲。

8.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述收集部通过以使上述饱和脉冲的翻转角的平均值成为90°的方式使上述翻转角沿着上述流动方向变化，从而对上述区域以空间上不均匀的方式施加上述饱和脉冲。

9.根据权利要求1～8中任一项所述的磁共振成像装置，其特征在于，

上述收集部使用包含上述饱和脉冲的QISS、即静态区间单次激发序列，来从上述区域中收集信号。

10.一种通过磁共振成像装置执行的磁共振成像方法，其特征在于，包括：

收集步骤，通过对流体流入的区域以空间上不均匀的方式施加使质子的纵向磁化分量饱和的饱和脉冲，并在从施加该饱和脉冲开始经过规定时间后，对该区域施加激发脉冲，来从该区域收集信号；

图像重建步骤，使用收集到的上述信号，来重建表示上述流体的图像。

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