CN104814737A - 磁共振成像装置以及磁共振成像方法 - Google Patents

磁共振成像装置以及磁共振成像方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供磁共振成像装置以及磁共振成像方法，能够有效地抑制背景信号。实施方式的磁共振成像装置具备序列控制部和导出部。序列控制部分别在第一时刻对包括摄像区域的至少一部分的第一区域施加第一饱和脉冲，在与上述第一时刻大致同时的时刻或者与上述第一时刻不同的时刻即第二时刻对包括位于通过上述摄像区域的血管且是成为信号强度抑制的对象的血管的上游侧的上述摄像区域外的区域、以及上述摄像区域的上述至少一部分的第二区域施加第二饱和脉冲，在从上述第二时刻起经过规定时间时开始数据收集。导出部与上述规定时间对应地导出上述第一饱和脉冲的偏转角和上述第二饱和脉冲的偏转角。

Description

磁共振成像装置以及磁共振成像方法
本申请享受2014年2月3日提出申请的美国专利申请号14/171,225的优先权利益，该申请的全部内容被援用于本申请。
技术领域
本发明的实施方式涉及磁共振成像(imaging)装置以及磁共振成像方法。
背景技术
MRI(Magnetic Resonance Imaging：磁共振成像)装置是用于利用核磁共振现象将被检体内部的信息图像化的装置。作为使磁共振血管造影(Magnetic Resonance Angiography：MRA)图像中的背景信号减少的方法之一，已知有QISS法(Quiescent Inflow Single-Shot：静态间隔单次激发血管成像)。例如，在QISS法中，在心搏周期中从R波起经过规定时间时，分别对不同的区域施加用于背景组织信号抑制的具有90度的偏转(flip)角的饱和脉冲和用于静脉血信号抑制的具有90度的偏转角的饱和脉冲(pulse)这两个饱和脉冲，在待机了QI间隔(Quiescent Interval：静态间隔)之后，施加脂肪饱和脉冲，之后使用二维bSSFP(Balanced Steady-State Free Precession：平衡稳态自由进动序列)开始数据(data)收集。
但是，由于分别对不同的区域施加用于背景组织信号抑制的饱和脉冲和用于静脉血信号抑制的饱和脉冲，所以有时无法充分抑制背景信号。此外，用于背景组织信号抑制的饱和脉冲的偏转角和用于静脉血信号抑制的饱和脉冲的偏转角分别为90度，因此有时在开始数据收集时残留有与背景组织信号以及静脉血信号对应的纵向磁化，无法充分抑制背景信号。
专利文献1：美国专利第8332010号说明书
发明内容
本发明要解决的课题在于，提供能够有效地抑制背景信号的磁共振成像装置以及磁共振成像方法。
实施方式的磁共振成像装置具备序列(sequence)控制部和导出部。序列控制部分别在第一时刻对包括摄像区域的至少一部分的第一区域施加第一饱和脉冲，在与上述第一时刻大致同时的时刻或者与上述第一时刻不同的时刻即第二时刻，对包括位于通过上述摄像区域的血管且是成为信号强度抑制的对象的血管的上游侧的上述摄像区域外的区域、以及上述摄像区域的上述至少一部分的第二区域施加第二饱和脉冲，在从上述第二时刻起经过规定时间时开始数据收集。导出部与上述规定时间对应地导出上述第一饱和脉冲的偏转角和上述第二饱和脉冲的偏转角。
发明的效果
根据实施方式的磁共振成像装置以及磁共振成像方法，具有能够有效地抑制背景信号这种效果。
附图说明
图1是实施方式的MRI系统(system)的简要框(block)图。
图2是表示现有的QISS脉冲序列的图。
图3是表示执行图2的QISS脉冲序列时的背景信号以及静脉的血液的纵向磁化的图。
图4是表示实施方式的将饱和脉冲最佳化后的MRA的脉冲序列的一例的图。
图5是表示实施方式的执行图4所示的脉冲序列时的纵向磁化的图(1)。
图6是表示实施方式的选择性地施加最佳化了的偏转角的脉冲的技术的图(1)。
图7是表示实施方式的执行图4所示的脉冲序列时的纵向磁化的图(2)。
图8是表示实施方式的执行图4所示的脉冲序列时的纵向磁化的图(3)。
图9是表示实施方式的导出偏转角的技术的图。
图10是表示实施方式的使用了最佳化了的偏转角的背景抑制的方法的流程图(flowchart)。
图11是表示通过现有技术收集到的MRA图像与实施方式的利用使用了最佳化了的偏转角的背景信号抑制而收集到的MRA图像的比较的图。
图12是表示通过现有技术收集到的MRA图像与实施方式的MRA图像的进一步比较的图。
图13是对实施方式的MRA图像进行比较的图表(graph)(1)。
图14是对实施方式的MRA图像进行比较的图表(2)。
图15是表示实施方式的选择性地施加最佳化了的偏转角的脉冲的技术的图(2)。
具体实施方式
图1所示的MRI系统具有架台(gantry)10(以简要截面表示)、以及与该架台10连接的各种关联系统构成要素20。至少架台10通常配置于屏蔽室(shieldroom)内。图1所示的MRI系统的构造具有实质地配置为同轴的圆筒形的、静磁场磁铁(B0磁铁)12、Gx、Gy以及Gz梯度磁场线圈(coil)组(set)14、以及大型的全身用RF线圈(Whole Body Radio Frequency Coil：WBC)组件(assembly)16。沿着配置为该圆筒形的线圈要素的横轴，以实质地包围由被检体载台(table)11支承的患者9的身体的一部分的方式，存在摄像区域18。比较小型的阵列(array)RF线圈(Array RF Coil)19也可以装配于患者9的一部分。在本说明书中，将成为使用了阵列RF线圈19的扫描(scan)的对象的患者9的部分，例如称作摄像区域18内的“扫描被检体”或者“被检体”。如本领域技术人员能够明确的那样，像表面线圈等那样的与WBC相比较小的线圈、阵列RF线圈，与特定的身体部分(例如手臂、肩、肘、手腕、膝、腿、胸、背骨等)相匹配地设计的情况较多。以后，将这种小型RF线圈称作阵列线圈(Array Coil：AC)或者相控(phased)阵线圈(Phased Array Coil：PAC)。这些线圈例如是用于将RF信号发送至摄像区域18的线圈、用于接收来自上述那样的被检体的特定身体部分的RF信号的线圈。
MRI系统控制部22具有显示器(display)(显示部)24、键盘(keyboard)26、以及与打印机(printer)28连接的输入输出端口(port)。显示器24也可以是触摸屏类型(touch screen type)的显示器以便还能够进行控制输入。
MRI系统控制部22与MRI序列控制部30连接。MRI序列控制部30对与Gx、Gy以及Gz相关的梯度磁场线圈驱动器(driver)32、RF发送器34进行控制，并且在相同的RF线圈被用于发送和接收的双方的情况下，对发送接收开关(switch)36进行控制。MRI序列控制部30包括用于安装MRI成像技术的适当的程序(program)代码(code)构造38。作为该MRI成像技术，例如存在并行(parallel)成像、其他的成像序列。
MRI系统20为了制作朝显示器24输送的处理图像数据而具有将输入朝MRI数据处理部42输送的接收部(RF接收器)40。MRI数据处理部42能够对MAP/MRI图像存储器(memory)46、图像重构程序代码构造44、以及MRI程序存储装置50进行访问(access)。MRI图像重构程序代码构造44、MRI程序存储装置50，除了对MRI图像进行重构的控制逻辑电路之外，也可以具有从RF线圈16和19中的至少一方取得MR数据的控制逻辑电路。此外，MRI数据处理部42使用图9所示的方法900或者其一部分来抑制MRI图像中的背景信号。
RF发送器34、发送接收开关36、接收部40作为与RF线圈16、19分离的部件而表示在图1中，但根据实施方式的不同，RF发送器34、发送接收开关36、接收部40也可以与RF线圈16、19的一方或者双方接近、或者设置于其表面。
在图1中将MRI程序存储装置(程序存放部)50的构成广义地表示。在MRI程序存储装置50中，程序代码构造(图像重构用、GUI(Graphical UserInterface：图形用户界面)的定义用、受理操作者向GUI的输入用的程序代码构造等)，被保存于能够对MRI系统的各种数据处理构成要素进行访问的非临时的计算机(computer)可读存储介质。如本领域技术人员能够明确的那样，在通常扫描中存在最优先地需要特定的程序代码构造的MRI系统20的其他处理计算机的情况下，也可以将MRI程序存储装置50分段(segment)化，而将至少一部分(不是通常存放或者直接连接于MRI系统控制部22)与该其他计算机直接连接。
图1表示为了实现后述的例示的实施方式而施加了若干修正的典型的MRI系统的大概的简要图。系统构成要素能够分割成各种“箱(box)”的逻辑的集合，通常包括多个数字(digital)信号处理器(processor)(Digital SignalProcessor：DSP)、微处理器(microprocessor)、专用处理电路(例如高速AD转换用、高速傅里叶(Fourier)转换用、阵列处理等用)。这些处理器分别是通常被时钟控制的“状态机器(machine)”，物理数据处理电路按照每一个时钟周期(clock cycle)(或者，每规定数量的时钟周期)从某一个物理状态转变成其他的物理状态。
不仅处理电路(例如，CPU、寄存器(register)、缓冲器(buffer)、运算装置)的物理状态在进行运算的过程中从时钟周期朝其他的时钟周期逐渐地变化，而且与该处理电路相关联的数据存储介质的物理状态(例如，磁存储介质内的位(bit)存储部位)也在这种系统的操作过程中从某个状态朝其他的状态变化。例如，在图像重构处理、有时在线圈灵敏度映射(map)生成处理的结束时，物理的存储介质内的计算机可读、能够访问的数据值的存储部位的排列，从某个初始状态(例如，全部均为“0”值或者全部为“1”值)转换成新的状态，即某个物理的部位的某个物理的状态，在最小值与最大值之间变化，来表示现实世界的物理的事件、条件(例如，摄像区域内的患者内部的物理构造)。如本领域技术人员能够明确的那样，在被命令寄存器依次读入并由MRI系统20的一个以上的CPU执行时，这种存放数据的排列表现物理的构造，并且构成该物理的构造。对于在MRI系统内引起特定的序列的动作状态并使其转变的特定构造的计算机控制程序代码也相同。
在以下说明的例示的实施方式中，为了实现MRI图像中的背景信号抑制的改良，而使用最佳化了的偏转角的饱和脉冲。具体而言，在实施方式中，对在末梢血管疾病中得到的MRA图像中的组织、静脉血的背景信号抑制进行改良。实施方式包括利用对组织以及血液的双方施加单一饱和脉冲的双重背景饱和(double-background suppression)等的实施方式，与现有的方法(approach)相比较能够实现背景信号抑制的改良。
在本说明书中说明的例示的实施方式，还能够应用于患者的任何部分的MR成像。几个例示的实施方式以小腿、膝、髂骨的部位的MR成像作为对象。在摄像中，在患者配置于MRI架台内的状态下，为了使WBC16、阵列线圈19等1个或者多个RF线圈，激励出患者的特定部分的核磁共振(Nuclear Magnetic Resonance：NMR)自旋(spin)，也可以朝所选择的空间区域传送RF(Radio Frequency：射频)脉冲。例如，在实施例中也可以使用设置于患者的身体的区域(例如膝部)的阵列线圈19，特别地在该区域中激励出核自旋。之后，作为之前的激励的结果而生成的MR信号(例如回波(echo)信号)，由1个或者多个RF接收线圈接收。RF脉冲的传送以及MR信号的接收可以使用同一RF线圈(例如，构成为传送RF激励脉冲且接收对应的MR信号的RF线圈19)来进行，也可以通过不同的RF线圈(例如，WBC16构成为传送RF脉冲，RF线圈19构成为接收对应的MR信号)来进行。为了生成以诊断等的目的来使用的MRI图像，必须将与所接收的MR信号对应的数据朝包括MRI数据处理部42的处理系统等的控制系统传递来进行处理。
QISS非造影MRA技术是基于MRA的用于末梢血管成像的新的非造影MRA技术。已知QISS对于末梢血管疾病(Peripheral Vascular Disease：PVD)那样的疾病的诊断有用。在QISS中，进行修正后的心电图(Electrocardiographic：ECG)触发(trigger)，使用脂肪被抑制的二维bSSFP脉冲序列来收集数据。在QISS中组入有切片(slice)选择饱和脉冲以及休止间隔(QI间隔)。QI间隔被设计成流入的血液成为最大。
QISS典型的是使用基于2D(二维)bSSFP的读出，而每当心搏就收集一个体轴切片的2D多切片摄像序列。通过以下那样的方法来执行QISS序列。为了抑制摄像切片中的背景组织信号，在R波后约100ms、对于空间区域生成选择性的90°饱和脉冲，为了抑制进入的静脉血，而生成90°“移动体抑制”饱和脉冲。在摄像区域中，在达到动脉血的新鲜血液流入、心搏周期的R-R间隔相对来说不变动的扩张期之前，在两个饱和脉冲之后持续既定的时间间隔。该时间间隔被称作QI间隔。在QI间隔之后，为了抑制脂肪信号而生成脂肪饱和脉冲。之后，为了进行数据收集而持续基于2DbSSFP的读出。图2表示现有的QISS脉冲序列。
为了抑制背景组织信号以及静脉血信号，在QISS中首先施加两个饱和脉冲。但是，摄像区域(成像切片)中的背景组织信号以及静脉血信号，在饱和脉冲的施加与数据收集的读出之间的时间即QI间隔(QI时间)中，在数据收集的开始时之前局部地恢复。图3表示现有的QISS脉冲序列的背景组织以及静脉血的典型的NMR纵向磁化曲线。由于背景组织信号以及静脉血信号在数据收集之前就局部地恢复，因此无法完全抑制背景组织信号以及静脉血信号，对QISS图像中的动脉血管的诊断值产生影响。
此外，尤其是在成像切片较薄的情况下，通过两个发送饱和脉冲，而成为比对于患者来说优选的比吸收率(Specific Absorption Rate：SAR)更高的比吸收率。以及/或者，通过两个发送饱和脉冲，在时间变化的梯度磁场的变化率(dB/dt)较高的情况下，与对于患者来说优选的值相比感应涡流的值变高。并且，因血液流入带来的影响，有时对于扫描位置(身体的摄像部位等)未被最佳化(例如，与是上半身还是下半身的扫描位置相对应而血液流入量不同)。在现有的QISS中，由于bSSFP与其他的数据收集序列相比对于磁场不均匀为高灵敏度，所以通过使用bSSFP序列而容易描绘出伪像(artifact)。
图4表示实施方式的对于由背景物质(例如静脉的血液、背景组织)生成的信号的抑制进行了改良的脉冲序列。图4所示的脉冲序列也可以以各扫描间隔反复进行。在一个实施方式中，相邻的两个R波间的时间周期成为一个切片的扫描间隔。在图4所示的序列中，收集被检体的关心区域(Region ofInterest：ROI)的体轴多切片的MR图像，因此对于一系列的连续的各切片反复脉冲序列(此时，“移动体抑制”静脉血饱和脉冲对于连续的各切片在空间上再次对位)。
MRI序列控制部30分别在第一时刻对包括摄像区域的至少一部分的第一区域施加第一饱和脉冲，在第二时刻对第二区域施加第二饱和脉冲。具体而言，MRI序列控制部30在从一个扫描间隔的开始时刻起的被设计为规定值的最初的延迟时间间隔之后、即在第一时刻，以最佳化了的偏转角来施加第一饱和脉冲、例如摄像区域(成像切片)背景信号饱和脉冲，在第二时刻，以最佳化了的偏转角来施加第二饱和脉冲、例如静脉血饱和脉冲。两个脉冲能够被连续地生成，且能够以任意的顺序生成。
从扫描间隔的开始时刻起的该最初的延迟时间间隔的初始值(从扫描的开始时刻到第一时刻的时间)能够设定为100ms。在实施方式中，该延迟时间间隔被设定为表示摄像区域用于在R波后到达收缩期状态的推定时间的值。
各RF饱和脉冲的最佳化的偏转角能够分别决定。基于相关联的已知的T1恢复曲线(例如，组织的T1恢复曲线(组织的自旋晶格缓和时间)、血液的T1恢复曲线(血液的自旋晶格缓和时间)等)、以及在得到MRI数据的读出之前被检体到达相对无变动的状态(例如扩张期状态)所需要的已知的时间(QI间隔)，来决定偏转角。
切片的图像优选按照各成像周期来收集。也可以在所摄像的切片中施加最佳化了的偏转角的摄像区域(成像切片)背景信号饱和脉冲。优选为，以被施加了静脉血饱和脉冲的区域的静脉血在静脉血饱和脉冲施加后达到摄像区域(成像切片)的方式，设定静脉血饱和脉冲的施加区域。
在施加了两个饱和脉冲之后，经过被设计为规定值的第二时间间隔即QI间隔。该第二时间间隔被设定成未饱和的新鲜的动脉血能够流入摄像区域。在该时间间隔的期间，饱和了的静脉血也流入摄像区域。
在被设计为规定值的第二时间间隔结束时，施加脂肪饱和脉冲。接着脂肪饱和脉冲而开始MR数据收集。
图5表示实施方式的背景组织以及静脉血的NMR纵向磁化。在初始状态下，背景组织以及静脉血的核自旋朝向“+1”方向对齐。当施加第一饱和脉冲(摄像区域饱和脉冲(成像切片饱和脉冲))时，背景组织的纵向磁化变化。此时，由于最佳化了的偏转角大于90度，所以当生成第一饱和脉冲时，在初始纵向磁化被意图地降低至低于0(例如，0～-1之间)。该情况与在初始90°饱和脉冲产生几乎为0的纵向磁化这种现有的QISS技术相对照。同样，当施加第二饱和脉冲(静脉饱和脉冲)时，静脉值的背景组织的纵向磁化变化。此时，由于最佳化了的偏转角大于90度，所以当生成第二饱和脉冲时，在初始纵向磁化被意图地降低至低于0(例如，0～-1之间)。该情况与在初始90°饱和脉冲产生几乎为0的纵向磁化这种现有的QISS技术相对照。
背景组织以及静脉血的纵向磁化的T1缓和时间恢复从该初始值开始。背景组织以及静脉血具有不同的T1缓和时间(自旋晶格缓和时间)，因此纵向磁化的缓和曲线描绘相互不同的缓和曲线。在实施方式中，纵向磁化的该初始值分别由所施加的RF饱和脉冲的偏转角来控制。当考虑背景组织以及静脉血的已知的T1恢复率时，偏转角被决定为：到开始数据收集时(例如，典型地是在收集原始数据的k空间中央位置时)为止，纵向磁化实质上不会恢复至超过0的值，而达到实质上的零(zero)磁化。
在其他例子中，MRI数据处理部42所包括的导出部，以由第一饱和脉冲产生的纵向磁化的值或者由第二饱和脉冲产生的纵向磁化的值，典型地是在原始数据的k空间的中央位置的读出时间成为大致零的方式，导出规定时间。
此外，作为一例，MRI序列控制部30以第一时刻以及第二时刻成为与心搏周期的收缩期相当的时刻的方式计算出第一时刻以及第二时刻，并以经过规定时间时(经过QI间隔时)成为与心搏周期的扩张期相当的时刻的方式计算出规定时间(QI间隔)。
图6表示一部分实施方式的施加最佳化了的偏转角的脉冲的技术。在简图610所示的实施方式(两个饱和脉冲的施加区域为“A”的情况)中，对摄像区域(成像切片/成像面饱和切片)施加具有最佳化了的偏转角的背景信号饱和脉冲，对被称作移动体抑制区域(移动体抑制饱和厚片(slab)/移动饱和厚片)的其他区域施加静脉血饱和脉冲。即，MRI序列控制部30分别在第一时刻对包括摄像区域的至少一部分的第一区域施加第一饱和脉冲，在与第一时刻大致同时的时刻或者与第一时刻不同的时刻即第二时刻对与第一区域不同的第二区域施加第二饱和脉冲，该第二区域包括位于通过摄像区域的血管且是成为信号强度抑制的对象的血管的上游侧的摄像区域外的区域。例如，将第一区域设定为摄像区域整体，将第二区域设定为与第一区域不同的区域。例如，将成为信号强度抑制的对象的血管设定为“静脉”，以包括位于通过摄像区域的静脉的上游侧的摄像区域外的区域的方式设定第二区域。在这种条件下，MRI序列控制部30例如在第一时刻施加用于抑制摄像区域中的背景信号的饱和脉冲即第一饱和脉冲，在第二时刻施加用于抑制静脉的血液的信号的饱和脉冲即第二饱和脉冲。MRI序列控制部30在从第二时刻起经过规定时间时开始数据收集。具体而言，MRI序列控制部30在施加第二饱和脉冲之后，待机QI间隔。MRI数据处理部42所包括的导出部，与规定时间对应地导出第一饱和脉冲的偏转角和第二饱和脉冲的偏转角。作为一例，MRI数据处理部42所包括的导出部，以由第一饱和脉冲产生的纵向磁化的值在经过规定时间时成为大致零的方式导出第一饱和脉冲的偏转角，或者以由第二饱和脉冲产生的纵向磁化的值在经过规定时间时成为大致零的方式导出第二饱和脉冲的偏转角。
另外，如图6所示，静脉血V从身体的末梢部朝上方朝心脏的方向流动。动脉血A朝相反方向流动。当然，在摄像区域在比心脏靠上方的位置饱和的情况下，动脉血和静脉血的流动方向相反。
移动体抑制区域的大小被决定为：饱和了的静脉血达到摄像区域的ROI(Region Of Interest)、或者在数据收集时已经存在于摄像区域ROI。
为了同时抑制背景信号以及静脉血信号的双方，也可以扩大移动体抑制饱和脉冲的施加范围。MRI序列控制部30可以将摄像区域饱和脉冲(成像面饱和脉冲)与用于双重背景信号饱和的扩大了的移动体抑制饱和脉冲一起施加，或者也可以省略施加。移动体抑制饱和脉冲的偏转角被最佳化为，在读出的初始(数据收集开始时)背景信号为零。
在简图620所示的实施方式(两个饱和脉冲的施加区域为“B”的情况)中，移动体抑制区域(移动体抑制饱和厚片(slab)/移动饱和厚片)的大小被决定为，其与成像切片在空间上重合。对摄像区域(成像切片/成像面饱和切片)施加摄像区域饱和脉冲，对移动体抑制区域施加静脉血饱和脉冲。即，MRI序列控制部30分别在第一时刻对包括摄像区域的至少一部分的第一区域施加第一饱和脉冲，在与第一时刻大致同时的时刻或者与第一时刻不同的时刻即第二时刻对第二区域施加第二饱和脉冲，该第二区域包括位于通过摄像区域的血管且是成为信号强度抑制的对象的血管的上游侧的摄像区域外的区域、并包括摄像区域的至少一部分。例如，将第一区域设定为摄像区域整体，将第二区域设定为包括第一区域的区域。此外，例如，将成为信号强度抑制的对象的血管设定为“静脉”，以包括位于通过摄像区域的静脉的上游侧的摄像区域外的区域的方式设定第二区域。在这种条件下，MRI序列控制部30例如在第一时刻施加用于抑制摄像区域中的背景信号的饱和脉冲即第一饱和脉冲，在第二时刻施加用于抑制静脉的血液的信号的饱和脉冲即第二饱和脉冲。MRI序列控制部30在从第二时刻起经过规定时间时开始数据收集。具体而言，MRI序列控制部30在施加第二脉冲之后待机QI间隔。MRI数据处理部42所包括的导出部，与规定时间对应地导出第一饱和脉冲的偏转角和第二饱和脉冲的偏转角。作为一例，MRI数据处理部42所包括的导出部，以由第一饱和脉冲产生的纵向磁化的值在经过规定时间时成为大致零的方式导出第一饱和脉冲的偏转角，或者以由第二饱和脉冲产生的纵向磁化的值在经过规定时间时成为大致零的方式导出第二饱和脉冲的偏转角。
在两个饱和脉冲的施加区域为“B”的情况下，对于摄像区域在第一时刻施加第一饱和脉冲。此外，对于摄像区域在第二时刻施加第二饱和脉冲。如此对摄像区域施加双方的饱和脉冲，因此实际上对摄像区域双重地抑制背景组织。
另外，连续的发送饱和脉冲向摄像区域(成像切片)的施加(在620中图示)，不会使对纵向磁化的影响成为两倍。当施加各饱和脉冲时，为了破坏横向磁化而立即执行损毁(spoiler)梯度。因而，在相继施加两个以上的饱和脉冲的情况下，其对整体磁化的影响不会叠加。
在简图630所示的实施方式(饱和脉冲的施加区域为“C”的情况)中，移动体抑制区域(移动体抑制饱和厚片/移动饱和厚片)扩大到摄像区域(成像切片/成像面饱和切片)上。但是，在630所示的实施方式中，仅施加一个饱和脉冲。因此，在该实施方式中，向静脉血饱和区域以及摄像区域(摄像切片)施加单一饱和脉冲。即，MRI序列控制部30在规定的时刻对包括摄像区域在内的区域施加饱和脉冲。作为一例，MRI序列控制部30将包括摄像区域的至少一部分的区域、以及位于通过摄像区域的血管且是成为信号强度抑制的对象的血管的上游侧的摄像区域外的区域同时包含于一个饱和脉冲的施加区域中，并且施加饱和脉冲。该饱和脉冲是用于抑制摄像区域中的背景信号的饱和脉冲，且是用于抑制静脉的血液的信号的饱和脉冲。MRI序列控制部30在从施加饱和脉冲的时刻起经过规定时间时开始数据收集。具体而言，MRI序列控制部30在施加饱和脉冲之后待机QI间隔。MRI数据处理部42所包括的导出部，与规定时间对应地导出饱和脉冲的偏转角。作为一例，以由饱和脉冲产生的纵向磁化的值在经过规定时间时成为大致零的方式，使用规定时间以及由饱和脉冲产生的纵向磁化的自旋晶格缓和时间，来导出饱和脉冲的偏转角。
图7表示实施方式的背景组织以及静脉血的NMR纵向磁化。虽然与图5相同，但图5是通过图6的“A”的方法来施加两个饱和脉冲，而在图7中对通过图6的“B”的方法来施加两个饱和脉冲的情况进行说明。在初始状态下，背景组织以及静脉血的核自旋朝向“+1”的方向对齐。当施加第一饱和脉冲(成像切片饱和脉冲)时，受到第一饱和脉冲的影响，背景组织的纵向磁化变化。并且，当施加第二饱和脉冲(静脉饱和脉冲)时，背景组织的纵向磁化受到第二饱和脉冲的影响而进一步变化。此时，施加了第二饱和脉冲紧后的背景组织的纵向磁化的值减低至低于0(例如，0～-1之间)。此外，静脉血的纵向磁化受到第二饱和脉冲的影响而变化。此时，施加了第二饱和脉冲紧后的静脉血的纵向磁化的值降低至低于0。这些情况与在初始90°饱和脉冲初始几乎为0的纵向磁化这种现有的QISS技术相对照。
从该初始值起开始背景组织以及静脉血的纵向磁化的T1缓和时间恢复。背景组织以及静脉血具有不同的T1缓和时间(自旋晶格缓和时间)，因此纵向磁化的缓和曲线描绘相互不同的缓和曲线。MRI数据处理部42所包括的导出部，以到开始数据收集时(例如，典型地是收集原始数据的k空间中央线(line)时)为止纵向磁化达到实质的零磁化的方式，导出偏转角。
在其他例子中，MRI数据处理部42所包括的导出部，以由第一饱和脉冲产生的纵向磁化的值或者由第二饱和脉冲产生的纵向磁化的值，在典型的原始数据的k空间的中央位置的读出时间成为大致零的方式，导出规定时间。
图8表示实施方式的MRA的具有修正后的偏转角的序列的其他例子。虽然与图5相同，但图5是通过图6的“A”的方法来实施两个饱和脉冲，而在图8中对通过图6的“C”的方法来实施一个饱和脉冲的情况进行说明。在图8所示的实施方式中，施加具有(例如在图6的630中空间地表示的那样)最佳化了的偏转角的单一饱和脉冲。如630所示那样，单一饱和脉冲被施加于扩大到摄像区域(成像切片)上的移动体抑制区域。
当施加单一饱和脉冲(兼具摄像区域饱和脉冲以及静脉饱和脉冲的作用)时，背景组织的纵向磁化受到单一饱和脉冲的影响而变化。此时，施加了单一饱和脉冲紧后的背景组织的纵向磁化的值降低至低于0(例如，0～-1之间)。此外，静脉血的纵向磁化也受到单一饱和脉冲的影响而变化。此时，施加了单一饱和脉冲紧后的静脉血的纵向磁化的值降低至低于0。这些情况与在初始90°饱和脉冲产生几乎为0的纵向磁化这种现有的QISS技术相对照。单一饱和脉冲的偏转角被决定为，到开始数据收集时为止纵向磁化达到实质的零磁化。
能够使用几个技术中的任一个技术来实施数据收集。
作为一例，MRI序列控制部30使用2D高速收集自旋回波(Fast acqusitionSpin Echo：FASE)技术来进行数据收集。基于FASE法(也被称作“单次(single)激发(shot)FSE法”)的读出，对于磁场不均匀的灵敏度不是太高。因此，尤其是在空气以及骨的磁化率效果显著的髂骨的位置处，基于FASE法的读出在背景信号中产生的磁化率伪像(例如带状(banding)伪像)更小。该情况与对于磁场不均匀的灵敏度更高的bSSFP相对照。但是，bSSFP序列对于血液产生比较高的信噪比。
图9表示实施方式的对最佳化了的偏转角进行导出的技术的图。
即，MRI数据处理部42所包括的导出部，使用从第一时刻起到经过规定时间时为止的时间即第一时间、以及由第一饱和脉冲产生的纵向磁化的自旋晶格缓和时间，来导出第一饱和脉冲的偏转角，或者使用从第二时刻起到经过规定时间为止的时间即第二时间、以及由第二饱和脉冲产生的纵向磁化的自旋晶格缓和时间，来导出第二饱和脉冲的偏转角。使用图9对该情况进行具体说明。
对于背景组织以及血液来说，T1自旋晶格缓和曲线是已知的。图示的T1曲线是在-1～1之间进行磁化恢复的情况下、例如在180°反转脉冲之后纵向磁化恢复的情况下的纵向磁化恢复曲线。基于在开始MRI收集序列时或者在收集k空间数据的中央的线(例如最低频率的k空间数据)时纵向磁化优选为零这种必要条件，QI间隔(在图9中用t2表示)通常被预先设定成200ms那样的值。根据以上所述，接着还决定t1，t1表示从扫描间隔(例如R波)的开始到生成至少一个发送饱和脉冲时为止的时间间隔。
具体而言，图9是将在时刻0虚拟地施加了180度的RF脉冲的情况下的纵向磁化的缓和曲线表示为时间的函数的图。纵向磁化的缓和曲线随着自旋晶格缓和时间T1而缓和，在从180度的RF脉冲的反转起经过“t1+t2”的时间之后成为“0”。即，只要以该时刻成为“读出开始”时刻的方式来调节所施加的饱和脉冲的偏转角即可。
然而，在施加了饱和脉冲之后，纵向磁化随着自旋晶格缓和时间T1而缓和。此时，只要在经过QI间隔之后饱和脉冲的施加后的纵向磁化的值成为“0”即可。如图9所示，当用“t2”表示QI间隔时，只要以由饱和脉冲产生的纵向磁化的值成为从虚拟的180度的RF脉冲的施加起经过(t1+t2)-(t2)＝t1时间之后的纵向磁化的值“m1”的方式来调整饱和脉冲的偏转角即可。
如图6的“A”“B”的情形那样，MRI序列控制部30在施加两个饱和脉冲的情况下，MRI数据处理部42所包括的导出部，使用从第一时刻到经过规定时间时为止的时间即第一时间、以及由第一饱和脉冲产生的纵向磁化的自旋晶格缓和时间，来导出第一饱和脉冲的偏转角，或者使用从第二时刻到经过规定时间时为止的时间即第二时间、以及由第二饱和脉冲产生的纵向磁化的自旋晶格缓和时间，来导出第二饱和脉冲的偏转角。具体而言，MRI数据处理部42所包括的导出部，例如导出在对第一区域施加了偏转角为180度的RF脉冲的情况下产生的纵向磁化的值成为大致零的时刻即第三时刻。接着，MRI数据处理部42所包括的导出部，以在施加了第一饱和脉冲的情况下产生的纵向磁化的值、与由180度的RF脉冲产生的比第三时刻靠前第一时间的时刻的纵向磁化的值大致相同的方式，导出第一饱和脉冲的偏转角。或者，MRI数据处理部42所包括的导出部，例如导出在对第二区域施加了偏转角为180度的RF脉冲的情况下产生的纵向磁化成为大致零的时刻即第四时刻。接着，MRI数据处理部42所包括的导出部，以在施加了第二饱和脉冲的情况下产生的纵向磁化的值、与由180度的RF脉冲产生的比第四时刻靠前第二时间的时刻的纵向磁化的值大致相同的方式，导出第二饱和脉冲的偏转角。
此外，如图6的“C”的情形(case)那样，MRI序列控制部30在施加一个饱和脉冲的情况下，MRI数据处理部42所包括的导出部，以在比对区域施加了偏转角为180度的RF脉冲的情况下产生的纵向磁化的值成为大致零的时刻靠前规定时间的时刻的、施加了180度的RF脉冲的情况下产生的纵向磁化的值，与施加了饱和脉冲的情况下产生的纵向磁化的值大致相同的方式，导出饱和脉冲的偏转角。另外，MRI数据处理部42所包括的导出部，可以以由饱和脉冲产生的纵向时间中的、与背景组织信号相对应的纵向磁化的成分成为大致零的方式导出偏转角，也可以相反地以与静脉血成分相对应的纵向磁化的成分成为大致零的方式导出偏转角。此外，还可以以与背景组织信号相对应的纵向磁化的成分和与静脉血成分相对应的纵向磁化的成分之和成为大致零的方式导出偏转角。
具体而言，当将t1设定为从虚拟地施加180度脉冲起到施加饱和脉冲为止的时间，将t2设定为QI间隔、即从施加饱和脉冲起到开始读出为止的时间，将T1设定为由饱和脉冲产生的纵向磁化的自旋晶格缓和时间时，在读出的开始时间，纵向磁化应当成为“0”，因此如下的式1成立。
0＝1-2exp[(-t1-t2/T1)]  …式1
此外，当将m1设定为施加了饱和脉冲紧后的纵向磁化的值时，m1与从虚拟地施加180度脉冲起经过t1时的纵向磁化的值相等，因此m1产生自旋晶格缓和时间，而通过以下的式2来表示。
m1＝1-2exp(-t1/T1)  …式2
此外，对于饱和脉冲的偏转角，使用m1而通过以下的式3来表示。即，基于t1以及T1，能够决定(表示施加了发送饱和脉冲紧后的纵向磁化)m1。
偏转角＝90°+arcsin(-m1)…式3
此外，当从式1和式2消去t1时，如以下的式4那样，m1被表示为t2和T1的函数，当将其代入式3时，如式5那样，能够将饱和脉冲的偏转角作为QI间隔t2以及自旋晶格缓和时间T1的函数而导出。即，基于所决定的m1值，能够决定下一个最佳的偏转角。
m1＝1-exp(t2/T1)  …式4
偏转角＝90°+arcsin[exp(t2/T1)-1]…式5
图10是表示实施方式的对偏转角进行最佳化而使背景信号的抑制效率化的方法900的流程图。方法900能够通过操作902～940、按照所示的顺序或者其他顺序来实施，此外，能够包括一个以上的追加操作或者能够将操作902～940除去一个以上。
在操作902中，MRI序列控制部30做好患者(例如被检体)的准备，为了扫描而进行MRI装置的设置(set up)。
在操作904中，MRI序列控制部30实施预备扫描。在预备扫描中，例如与心电图一起使用电影(cine)成像，识别患者的心脏节律(例如ECG周期的两个R波的间隔)。通过进行预备扫描，例如MRI序列控制部30能够决定t1+t2、以及/或者面向各患者定制(customize)t1值、t2值。尤其是，MRI序列控制部30还能够实施电影成像，该电影成像对R波的产生、以及/或者患者(或者患者的被摄像的部位)用于到达扩张期阶段的时间进行识别。t1值以及t2值也可以按照每个患者来定制。结果，在开始读出时、以及/或者收集k空间数据的中央的线时实现实质的零磁化，发送饱和脉冲的偏转角变得更准确。与患者的心搏数相对应的t1以及t2的定制，能够通过手动或者自动来进行。扫描间隔的检测能够通过手动以及/或者完全的自动来进行。
在操作906中，MRI数据处理部42所包括的导出部，导出最佳化了的偏转角。MRI数据处理部42所包括的导出部，基于动态计算、或者过去计算出的值的参照、或者它们的组合，来决定最佳化了的偏转角。
根据实施方式，MRI数据处理部42所包括的导出部，基于已知的T1曲线等已知的参数(parameter)、已知的或者所设计的QI间隔、以及/或者从扫描间隔的开始到数据收集为止的已知的时间，导出最适合用于组织背景信号抑制的偏转角以及最适合用于静脉血背景抑制的偏转角。对最佳的偏转角进行导出的技术已经使用图8进行了说明。
在其他实施方式中，MRI序列控制部30或者MRI数据处理部42，为了导出所使用的偏转角，而访问过去导出而存储的最佳的偏转角的值。MRI序列控制部30或者MRI数据处理部42将过去导出的值存储于MRI装置的本地(local)的存储器、或者由MRI装置执行的进程(process)所访问的网络(network)上的位置。
除了更良好地抑制背景组织信号以及静脉血信号以外，在实施方式中，MRI序列控制部30在扩大了的区域中仅施加移动体抑制饱和脉冲来抑制背景组织信号以及静脉信号的双方，由此能够提高协议(protocol)设定效率，并减少SAR以及dB/dt。MRI序列控制部30通过将QI周期最佳化，由此使血液流入量最大化。即，MRI序列控制部30能够以通过摄像区域的血管且是不成为信号强度抑制的对象的血管中的、在经过规定时间(QI间隔)的期间流入摄像区域的血液的流入量成为最大的方式确定规定时间。
在操作908中，MRI序列控制部30自动地检测扫描间隔的开始。MRI序列控制部30例如基于R波的检测来开始扫描间隔。
在MRI序列控制部30开始了扫描间隔之后，在操作910中，MRI序列控制部30为了取得第一时间间隔而进行待机。第一时间间隔能够设定成被检体的ROI到达收缩期状态的时间。
在操作912中，(例如基于操作者的输入履历)选择对饱和脉冲的偏转角进行最佳化的技术。
例如，能够由操作者选择图6所示的技术中的一个技术。该选择例如基于背景信号抑制的优选的水平(level)、被检体的SAR限制、以及/或者其他的研讨。
在一部分实施方式中，选择技术610。在选择技术610的情况下，通过操作914选择摄像区域饱和切片(第一区域)以及移动体抑制饱和切片(第二区域)。之后，通过操作916，对摄像区域饱和切片施加具有最佳化了的偏转角的摄像区域饱和脉冲(第一饱和脉冲)。在操作918中，对移动体抑制区域施加静脉血饱和脉冲。摄像区域饱和脉冲以及静脉血饱和脉冲被施加于不重复的不同区域。
在想要进行高水平的背景信号抑制的情况下，接着通过操作912选择与上述620相关联的技术。如上所述，上述620实现摄像区域(成像切片)中的双重背景抑制。在选择与上述620相关联的技术的情况下，通过操作920设定摄像区域的大小以及移动体抑制区域(移动体抑制饱和切片)的大小。移动体抑制区域(移动体抑制饱和厚片)被设定成与摄像区域完全重合。在设定了摄像区域之后，通过操作922对摄像区域施加具有最佳化了的偏转角的摄像区域饱和脉冲。在操作924中，对移动体抑制区域施加静脉血抑制脉冲。
在一定的SAR限制下，有时不优选使用两个不同的饱和脉冲。因此，在SAR限制较大的情况下，也有时为了背景信号抑制而选择技术630。
在选择技术630的情况下，通过操作926使移动体抑制区域构成为包围摄像区域。在操作928中，对移动体抑制区域整体施加单一饱和脉冲。在该技术中，不施加静脉血抑制脉冲以及其他抑制脉冲。
无论在操作912中选择了所考虑到的三个方法中的哪个方法的情况下，在施加了一个以上的饱和脉冲之后，通过操作930，方法900都为了取得第二时间间隔而进行待机。并且，如上所述，用于取得第二时间间隔的待机被称作QI间隔，其被设定为，在心搏周期的扩张期状态下，被检体的ROI具有明确确定的形状。
在一部分实施方式中，第二时间间隔(QI间隔)被设定成规定值。例如，该值为230ms。但是，在一部分实施方式中，第二时间间隔也能够按照每个患者来定制。例如，能够基于预备扫描以及通过预备扫描而决定的患者的心搏周期，来决定从ROI的收缩期到扩张期为止的平均时间间隔，该平均时间间隔还被用于第二时间间隔的决定。由于血流速度有可能根据身体的部位的不同而不同，因此能够使摄像位置固定而按照每个患者来定制第二时间间隔。通过按照每个患者来定制第二时间间隔，由此即便在如果QI间隔不同则存在不同的血液流入效果的情况下，也能够将血液流入效果最大化。作为一例，MRI序列控制部30根据在摄像区域中流动的血液的速度，来设定规定时间(QI间隔)。例如，根据下腹部、大腿部、小腿等摄像位置，QI间隔不同。即，血流速度越快则QI间隔变得越短。通过同样的方法，根据实施方式的不同，对于被设计成规定值的第一时间间隔，能够使用按照每个患者来定制的值。
当第二时间间隔结束时，在操作932中，生成现有的脂肪饱和脉冲。该脉冲用于在数据收集紧前抑制脂肪信号。
在操作934中，(例如基于过去的操作的设置输入)选择读出技术。
在一部分实施方式中，通过操作936来实施基于bSSFP的读出。
在一部分其他实施方式中，通过操作938来实施基于FASE法的读出。基于FASE法的读出在存在磁场不均匀的情况下可能有利。在一般情况下，bSSFP实现更优异的信噪比。
在通过操作936或者938的MR数据收集后，方法900朝操作940前进，该操作940使用所收集到的MR数据实施图像重构(即，k空间的原始数据的傅里叶转换法)。
图11表示通过现有技术收集到的MRA图像、与实施方式的利用使用了最佳化了的偏转角的背景信号抑制而收集到的MRA图像之间的比较。
在图11中，上段表示轴向(axial)截面像，下段表示冠状(coronal)截面像。左列表示使用基于90°的偏转角的现有的QISS而收集到的图像。右列表示使用对于摄像区域饱和脉冲以及移动体抑制饱和脉冲将偏转角最佳化了的实施方式而收集到的图像。右侧的MIP图像表示通过对于摄像区域饱和脉冲以及移动体抑制饱和脉冲将偏转角最佳化、由此背景信号抑制以及静脉信号抑制得到改善的情况。
图12表示通过现有技术收集到的MRA图像、与通过实施方式收集到的MRA图像的进一步比较。
在图12中，表示使用利用图6说明了的三个不同的背景信号饱和技术而收集到的、健康被验者的小腿位置处的、基于最大值投影法(MaximumIntensity Projection：MIP)的冠状截面像。三个背景信号抑制技术为：(A)单一背景信号抑制的摄像区域饱和脉冲的使用；(B)用于双重背景信号抑制的扩大了的移动体抑制区域；以及(C)没有摄像区域饱和脉冲的用于背景信号抑制的扩大了的移动体抑制区域。即，在(A)中，将用于背景信号抑制的饱和脉冲以及用于移动体抑制的饱和脉冲施加于不同的区域。在(B)中，将用于背景信号抑制的饱和脉冲以及用于移动体抑制的饱和脉冲，包括共通的区域在内地施加两次(双重背景信号抑制)。被施加用于移动体抑制的饱和脉冲的移动体抑制区域被扩大。在(C)中，不进行摄像区域饱和脉冲的施加，而施加一次用于移动体抑制的脉冲。被施加用于移动体抑制的饱和脉冲的移动体抑制区域被扩大。三个MIP图像的窗位(window level)相同。MRI序列控制部30通过如(B)那样对用于双重背景信号抑制的扩大了的移动体抑制区域施加脉冲，由此能够得到实质上几乎没有背景信号的最鲜明的图像。即，实施方式的磁共振成像装置能够有效地抑制背景信号。
以下是3特斯拉(Tesla)的实施方式。将背景组织的T1假定为1400ms，将血液的T1假定为100mg，将QI间隔假定为220ms。成像面饱和脉冲的最佳化了的偏转角必须为约100°，移动饱和脉冲的偏转角必须为约99°。
图13以及图14是对图6的(A)～(C)的三个不同的背景信号抑制技术进行比较的图表(graph)。具体而言，图13为对于图6的(A)、(B)、(C)分别计算出使用三个不同的背景信号抑制技术、根据由从志愿者(volunteer)获得的腿肚部分的切片得到的轴向像来计算的动脉的SNR(Signal to Noise Ratio：信噪比)的图表。当对这三个SNR进行比较时，(B)的动脉的SNR最高。此外，图14为对于图6的(A)、(B)、(C)分别计算出使用三个不同的背景信号抑制技术、根据由从志愿者获得的腿肚部分的切片得到的轴向像来计算的动脉的CNR(Contrast to Noise Ratio：对比噪声比)的图表。当对这三个CNR进行比较时，(B)的动脉的CNR最高。
如根据图13以及图14可知的那样，分别在第一时刻对包括摄像区域的至少一部分的第一区域施加第一饱和脉冲，在与第一时刻大致同时的时刻或者与第一时刻不同的时刻即第二时刻，对包括位于通过摄像区域的血管且是成为信号强度抑制的对象的血管的上游侧的摄像区域外的区域、且包括摄像区域的至少一部分的第二区域施加第二饱和脉冲，由此对摄像区域的至少一部分施加第一饱和脉冲以及第二饱和脉冲这两个饱和脉冲。通过对摄像区域的至少一部分施加两个饱和脉冲，由此能够抑制背景信号，能够获得动脉的SNR值以及CNR值增加了的信号。
图15是对实施方式的几个变形例进行说明的图。在图6中，对作为成为信号强度抑制的对象的血管而选择了静脉的情况进行了说明，但实施方式并不限定于此。例如，也可以如图15的左图640那样，作为成为信号强度抑制的对象的血管而选择动脉。在这种情况下，对包括位于动脉的上游侧的摄像区域外的区域的第二区域施加第二饱和脉冲，结果，能够获得动脉被抑制而静脉被描绘出的图像。
此外，在图6中，对第一区域以及第二区域包括摄像区域整体的情况进行了说明，但实施方式并不限定于此。例如，也可以如图15的右图650那样，在包括撮影区域整体的第一区域中施加第一饱和脉冲，在包括撮影区域的一部分的第二区域中施加第二饱和脉冲。
根据以上所述的至少一个磁共振成像装置，能够抑制背景信号。
对本发明的几个实施方式进行了说明，这些实施方式是作为例子而提示的，并不意图对发明的范围进行限定。这些实施方式能够以其他各种方式加以实施，在不脱离发明的主旨的范围内能够进行各种省略、置换、变更。这些实施方式及其变形包含于发明的范围及主旨中，并且包含于专利请求所记载的发明和与其等同的范围中。

Claims (14)

1.一种磁共振成像装置，具备：
序列控制部，分别在第一时刻对包括摄像区域的至少一部分的第一区域施加第一饱和脉冲，在与上述第一时刻大致同时的时刻或者与上述第一时刻不同的时刻即第二时刻，对包括位于通过上述摄像区域的血管且是成为信号强度抑制的对象的血管的上游侧的上述摄像区域外的区域、以及上述摄像区域的上述至少一部分的第二区域施加第二饱和脉冲，在从上述第二时刻起经过规定时间时开始数据收集；以及
导出部，与上述规定时间相对应地导出上述第一饱和脉冲的偏转角和上述第二饱和脉冲的偏转角。
2.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
上述导出部，以由上述第一饱和脉冲产生的纵向磁化的值在经过上述规定时间时成为大致零的方式导出上述第一饱和脉冲的偏转角，或者，以由上述第二饱和脉冲产生的纵向磁化的值在经过上述规定时间时成为大致零的方式导出上述第二饱和脉冲的偏转角。
3.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
上述导出部，使用从上述第一时刻起到经过上述规定时间时为止的时间即第一时间、以及由上述第一饱和脉冲产生的纵向磁化的自旋晶格缓和时间来导出上述第一饱和脉冲的偏转角，或者，使用从上述第二时刻起到经过上述规定时间时为止的时间即第二时间、以及由上述第二饱和脉冲产生的纵向磁化的自旋晶格缓和时间来导出上述第二饱和脉冲的偏转角。
4.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其中，
上述导出部，以在施加了上述第一饱和脉冲的情况下产生的纵向磁化的值，与在比对上述第一区域施加了偏转角为180度的RF脉冲的情况下产生的纵向磁化的值成为大致零的时刻靠前上述第一时间的时刻、由上述180度的RF脉冲产生的纵向磁化的值大致相同的方式，导出上述第一饱和脉冲的偏转角，或者，以在施加了上述第二饱和脉冲的情况下产生的纵向磁化的值，与在比对上述第二区域施加了偏转角为180度的RF脉冲的情况下产生的纵向磁化成为大致零的时刻靠前上述第二时间的时刻、由上述180度的RF脉冲产生的纵向磁化的值大致相同的方式，导出上述第二饱和脉冲的偏转角。
5.如权利要求1至4中任一项所述的磁共振成像装置，其中，
上述导出部，以由上述第一饱和脉冲产生的纵向磁化的值或者由上述第二饱和脉冲产生的纵向磁化的值在k空间的中央位置的读出时间成为大致零的方式，导出上述规定时间。
6.如权利要求1至4中任一项所述的磁共振成像装置，其中，
上述第一饱和脉冲是用于抑制上述摄像区域中的背景信号的饱和脉冲，上述第二饱和脉冲是用于抑制静脉的血液的信号的饱和脉冲。
7.如权利要求1至4中任一项所述的磁共振成像装置，其中，
上述序列控制部，以通过上述摄像区域的血管且是不成为上述信号强度抑制的对象的血管中的、在经过上述规定时间的期间流入上述摄像区域的血液的流入量成为最大的方式，确定上述规定时间。
8.如权利要求1至4中任一项所述的磁共振成像装置，其中，
上述序列控制部，以上述第一时刻以及上述第二时刻成为与心搏周期的收缩期相当的时刻的方式，计算出上述第一时刻以及上述第二时刻，以经过上述规定时间时成为与心搏周期的扩张期相当的时刻的方式，计算出上述规定时间。
9.如权利要求1至4中任一项所述的磁共振成像装置，其中，
上述序列控制部，与在上述摄像区域中流动的血液的速度相应地设定上述规定时间。
10.如权利要求1至4中任一项所述的磁共振成像装置，其中，
上述序列控制部使用2D高速收集自旋回波技术来进行上述数据收集。
11.一种磁共振成像装置，具备：
序列控制部，在规定的时刻对包括摄像区域的区域施加饱和脉冲，在从上述规定的时刻起经过规定时间时开始数据收集；以及
导出部，以由上述饱和脉冲产生的纵向磁化的值在经过上述规定时间时成为大致零的方式，使用上述规定时间以及由上述饱和脉冲产生的纵向磁化的自旋晶格缓和时间，导出上述饱和脉冲的偏转角。
12.如权利要求11所述的磁共振成像装置，其中，
上述导出部，以在比对上述区域施加了偏转角为180度的RF脉冲的情况下产生的纵向磁化成为大致零的时刻靠前上述规定时间的时刻、施加了上述180度的RF脉冲的情况下产生的纵向磁化的值，与在施加了上述饱和脉冲的情况下产生的纵向磁化的值大致相同的方式，导出上述饱和脉冲的偏转角。
13.一种磁共振成像方法，其中，
将在第一时刻对包括摄像区域的至少一部分的第一区域施加的第一饱和脉冲的第一偏转角，以及在与上述第一时刻大致同时的时刻或者与上述第一时刻不同的时刻即第二时刻、对包括位于通过上述摄像区域的血管且是成为信号强度抑制的对象的血管的上游侧的上述摄像区域外的区域并包括上述摄像区域的上述至少一部分的第二区域施加的第二饱和脉冲的第二偏转角，与从上述第二时刻起到开始数据收集的时刻为止的规定时间相应地导出，
在上述第一时刻以上述第一偏转角对上述第一区域施加上述第一饱和脉冲，
在上述第二时刻以上述第二偏转角对上述第二区域施加上述第二饱和脉冲，
在从上述第二时刻起经过上述规定时间时，开始上述数据收集。
14.一种磁共振成像方法，其中，
将在规定的时刻对包括摄像区域的区域施加的饱和脉冲的偏转角，以由上述饱和脉冲产生的纵向磁化的值在经过从上述规定的时刻起到开始数据收集为止的时间即规定时间时成为大致零的方式，使用上述规定时间以及由上述饱和脉冲产生的纵向磁化的自旋晶格缓和时间来导出，
在上述规定的时刻以上述偏转角对上述区域施加上述饱和脉冲，
在从上述规定的时刻起经过上述规定时间时，开始上述数据收集。
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