磁共振成像装置以及磁共振成像方法.pdf

实施方式中的磁共振成像装置具备数据收集单元以及数据处理单元。数据收集单元按照在励起脉冲的施加后并且磁共振信号的读出前施加使所述磁共振信号发生相位偏移的第1偏共振高频脉冲，并在所述磁共振信号的读出后并且接下来的励起脉冲的施加前施加补偿所述相位偏移的第2偏共振高频脉冲的摄像条件，而收集所述磁共振信号。数据处理单元通过对所述磁共振信号的数据处理取得成为取得对象的信息。

权利要求书一种磁共振成像装置，其特征在于，具备：
数据收集单元，按照在励起脉冲的施加后并且磁共振信号的读出前施加使所述磁共振信号发生相位偏移的第1偏共振高频脉冲、在所述磁共振信号的读出后并且接下来的励起脉冲的施加前施加补偿所述相位偏移的第2偏共振高频脉冲的摄像条件，而收集所述磁共振信号；以及
数据处理单元，通过对于所述磁共振信号的数据处理，取得成为取得对象的信息。
根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：通过顺次收集与分割k空间而得到的多个段对应的磁共振信号而收集成为所述数据处理的对象的所述磁共振信号。
根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：根据相位编码量使所述第1以及第2偏共振高频脉冲的强度变化。
根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：针对所述磁共振信号的收集的每个重复时间，改变所述第1以及第2偏共振高频脉冲的偏共振频率以及强度中的至少一个。
根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：使所述偏共振频率的极性交替翻转而重复施加所述第1以及第2偏共振高频脉冲。
根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：在不同的重复时间之间将所述偏共振频率的绝对值变为不同的值。
根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：作为所述第1偏共振高频脉冲，施加磁化转移脉冲，
所述数据处理单元构成为：作为成为所述取得对象的信息，生成具有磁化转移对比度的磁共振图像数据。
根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：作为所述第1偏共振高频脉冲，施加高频磁场的测定用的高频脉冲，
所述数据处理单元构成为：作为成为所述取得对象的信息，取得所述高频磁场的强度。
根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：作为所述第1偏共振高频脉冲，施加基于化学交换饱和移动法的摄像用的高频脉冲，
所述数据处理单元构成为：作为成为所述取得对象的信息，生成具有与所述化学交换饱和移动法对应的对比度的磁共振图像数据。
根据权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：改变所述第1以及第2偏共振高频脉冲的各偏共振频率地收集至少两次与同一相位编码量对应的磁共振信号，并且不施加所述第1以及第2偏共振高频脉冲中的任一个而改变回波时间地收集两次与同一相位编码量对应的磁共振信号，
所述数据处理单元构成为：取得所述高频磁场的强度以及静磁场的强度。
根据权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：在与所述第1偏共振高频脉冲的施加后收集的所述磁共振信号的回波时间不同的回波时间，不施加偏共振高频脉冲地至少收集一次与和在所述第1偏共振高频脉冲的施加后收集的所述磁共振信号的相位编码量为同一相位编码量相对应的磁共振信号，
所述数据处理单元构成为：根据所述第1偏共振高频脉冲的施加后收集到的磁共振信号以及不施加所述偏共振高频脉冲而收集到的磁共振信号，取得所述高频磁场的强度分布以及静磁场的强度分布。
根据权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：改变相位编码量而重复地施加所述高频磁场的测定用的高频脉冲，
所述数据处理单元构成为：取得所述高频磁场的强度，作为二维的数据。
根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：与所述第1偏共振高频脉冲同时地施加倾斜磁场脉冲，与所述第2偏共振高频脉冲同时地施加与所述倾斜磁场脉冲极性相反的倾斜磁场脉冲。
根据权利要求7所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：与所述磁化转移脉冲同时地施加区域选择用的倾斜磁场脉冲，与所述第2偏共振高频脉冲同时地施加与所述倾斜磁场脉冲极性相反的区域选择用的倾斜磁场脉冲。
根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：以心电信号作为同步信号，重复施加所述第1以及第2偏共振高频脉冲，在1心拍之间，使所述第1偏共振高频脉冲的偏共振频率为一定，在相邻的心拍间，改变所述第1偏共振高频脉冲的偏共振频率的极性。
根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：以心电信号作为同步信号重复施加所述第1以及第2偏共振高频脉冲，使所述第1以及第2偏共振高频脉冲的各偏共振频率的极性交替地翻转而重复进行磁共振信号的收集。
根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述数据收集单元构成为：在所述第1偏共振高频脉冲和所述第2偏共振高频脉冲之间，收集多个磁共振信号。
一种磁共振成像装置，其特征在于，具备：
数据收集单元，按照作为磁化转移脉冲或者高频磁场的测定用的高频脉冲，在励起脉冲的施加后并且磁共振信号的读出前施加使所述磁共振信号发生相位偏移的第1偏共振高频脉冲，并在所述磁共振信号的读出后并且接下来的励起脉冲的施加前施加补偿所述相位偏移的第2偏共振高频脉冲的摄像条件，来收集所述磁共振信号；以及
数据处理单元，通过对所述磁共振信号的数据处理，取得具有磁化转移对比度的磁共振图像数据或者所述高频磁场的强度。
一种磁共振成像方法，其特征在于，具备以下步骤：
按照在励起脉冲的施加后并且磁共振信号的读出前施加使所述磁共振信号发生相位偏移的第1偏共振高频脉冲，并在所述磁共振信号的读出后并且接下来的励起脉冲的施加前施加补偿所述相位偏移的第2偏共振高频脉冲的摄像条件，而收集所述磁共振信号的步骤；以及
通过对所述磁共振信号的数据处理，取得成为取得对象的信息的步骤。

说明书磁共振成像装置以及磁共振成像方法
技术领域
本发明的实施方式涉及磁共振成像(MRI:Magnetic Resonance Imaging)装置以及磁共振成像方法。
背景技术
MRI是将置于静磁场中的被检体的原子核自旋以拉莫尔频率的高频(RF:radio frequency)信号磁性地励起，并根据伴随该励起而发生的磁共振(MR:magnetic resonance)信号来重构图像的摄像法。即，在MRI装置中，为了使核磁共振现象发生，将与静磁场的强度成比例的共振频率的RF脉冲施加于被检体。
在MRI装置中，为了选择MR信号发生的薄片，常常进行薄片选择励起。薄片选择励起，通过施加薄片选择(SS:slice selection)用的倾斜磁场而进行。在施加SS用的倾斜磁场的情况下，MR信号的共振频率与实际仅由静磁场决定的共振频率不同。其中，磁性自旋与薄片选择励起的有无无关地，能够视为共振、即以共振状态被励起。
与此相对地，周知利用偏共振的RF信号的施加的MR信号的收集方法。在该方法中，向被检体收集具有与共振频率有数kHz程度不同的载波频率的偏共振RF脉冲。作为利用偏共振RF脉冲的摄像法的代表例，已知磁化转移对比（MTC:magnetization transfer contrast）法、利用了Bloch－Siegert shift的RF磁场(B1)的测定法以及化学交换饱和移动(CEST:chemical exchange saturation transfer)法等。
MTC法中，在基于场回波(FE:field echo)法(也称梯度回波(GE::gradient echo)法）的脉冲序列中，在SS用的倾斜磁场脉冲之前施加偏共振RF脉冲。此外，在偏共振RF脉冲的施加后，施加用于使横磁化信号消灭的倾斜磁场扰流脉冲。
MTC法中施加的偏共振RF脉冲被称为MT(magnetization transfer)脉冲。MT脉冲，使组织内的巨大分子或被束缚的结合水内的质子的磁化饱和，发生向自由水内的质子的磁化转移（MT）。该MT效应具有组织依赖性，所以能够利用MT效应使诊断图像清楚化。
此外，偏共振RF脉冲也用于B1强度的分布图像的取得。利用了偏共振RF脉冲的B1强度的测定利用了Bloch－Siegert shift。Bloch－Siegert shift是指在一边照射与观测频率接近的频率的RF信号一边收集MR信号时以一定的比例生成的共振频率的偏移。具体而言，在基于共振RF脉冲的励起后，通过由偏共振RF脉冲再进行励起从而将发生的MR信号的相位偏移利用于图像化。
在一般静磁场的强度增大时，由于在生命体内部的电气性损失或介电损失，B1强度在生命体内变不均匀。所以，有图像的均匀度下降的危险。因此，为了进行B1强度的不均匀性的改善和评价，需要B1强度的测定。作为B1强度的测定法提供了各种各样的方法，但利用偏共振RF脉冲的B1强度的测定法，是能够将B1强度编码至MR信号的相位的少数方法之一。
专利文献1：美国专利申请公开第2010/0315084号说明书
发明内容
在与偏共振RF脉冲的施加相伴的摄像中，相位偏移带来的对比度变化、伪影的发生称为问题。所以，在与偏共振RF脉冲的施加相伴的摄像中，期望进一步的对比度改善以及画质改善。
本发明的目的在于提供一种伴随偏共振RF脉冲的施加，而能够收集具有良好的对比度以及画质的MR图像的磁共振成像装置以及磁共振成像方法。
本发明的实施方式的磁共振成像装置具备：数据收集单元以及数据处理单元。数据收集单元，根据在励起脉冲的施加后并且磁共振信号的读出前，施加使上述磁共振信号发生相位偏移的第1偏共振高频脉冲，在上述磁共振信号的读出后并且接下来的励起脉冲的施加前，施加补偿上述相位偏移的第2偏共振高频脉冲的摄像条件，来收集上述磁共振信号。数据处理单元，通过对上述磁共振信号的数据处理，取得成为取得对象的信息。
此外，本发明的实施方式的磁共振成像装置具备：数据收集单元以及数据处理单元。数据收集单元，根据在励起脉冲的施加后并且磁共振信号的读出前，将使上述磁共振信号发生相位偏移的第1偏共振高频脉冲作为Magnetization Transfer（磁化转移）脉冲或者高频磁场的测定用的高频脉冲而施加，在上述磁共振信号的读出后并且接下来的励起脉冲的施加前施加补偿上述相位偏移的第2偏共振高频脉冲的摄像条件，来收集上述磁共振信号。数据处理单元，通过对上述磁共振信号的数据处理，取得具有磁化转移对比度的磁共振图像数据或者上述高频磁场的强度。
此外，本发明的实施方式的磁共振成像方法具有：根据在励起脉冲的施加后并且磁共振信号的读出前施加使上述磁共振信号发生相位偏移的第1偏共振高频脉冲，在上述磁共振信号的读出后并且接下来的励起脉冲的施加前施加补偿上述相位偏移的第2偏共振高频脉冲的摄像条件而收集上述磁共振信号的步骤、和通过对上述磁共振信号的数据处理而取得成为取得对象的信息的步骤。
附图说明
图1是本发明的实施方式中的磁共振成像装置的结构图。
图2是示出图1所示的计算机的功能框图。
图3是示出图2所示的摄像条件设定部中进行设定的定常状态自由岁差运动(SSFP:Steady－state free precession)序列的一例的图。
图4是示出图2所示的摄像条件设定部中设定的SSFP序列的另一例的图。
图5是示出图4所示的在第1及第2偏共振RF脉冲的同时设定倾斜磁场脉冲的施加的例子的图。
图6是示出图3或者图4所示的SSFP序列中针对每个TR改变偏共振频率的例子的图。
图7是示出图3或者图4所示的SSFP序列中针对每个TR改变翻转角的例子的图。
图8是示出图2所示的摄像条件设定部中设定的B1强度的测定用的脉冲序列的一例以及B1强度的取得方法的图。
图9是示出图2所示的摄像条件设定部中进行设定的B1强度的测定用的脉冲序列的另一例以及B1强度的取得方法的图。
图10是示出图2所示的摄像条件设定部中进行设定的ECG同步摄像用的脉冲序列的例子的图。
图11是示出图2所示的摄像条件设定部中进行设定的ECG同步影片摄像用的脉冲序列的例子的图。
图12是示出图2所示的摄像条件设定部中进行设定的偏共振RF脉冲的强度的图表。
图13是示出图2所示的摄像条件设定部中进行设定的FSE序列的一例的图。
图14是示出图2所示的摄像条件设定部中进行设定的Hybird EPI序列的一例的图。
图15是示出利用图1所示的磁共振成像装置伴随第1及第2偏共振RF脉冲的施加进行被检体P的成像时的流程的流程图。
图16是示出利用图1所示的磁共振成像装置将伴随第1及第2偏共振RF脉冲的施加而收集的MR图像与以往的MR图像进行比较的例子的图。
具体实施方式
参照附图说明本发明的实施方式的磁共振成像装置以及磁共振成像方法。
图1是本发明的实施方式的磁共振成像装置的结构图。
磁共振成像装置20具备形成静磁场的筒状的静磁场用磁石21、设于该静磁场用磁21的内部的匀场线圈22、倾斜磁场线圈23以及RF线圈24。
此外，磁共振成像装置20具备控制系25。控制系25具备静磁场电源26、倾斜磁场电源27、匀场线圈电源28、发送器29、接收器30、序列控制器31以及计算机32。控制系25的倾斜磁场电源27由X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y以及Z轴倾斜磁场电源27z构成。此外，计算机32具备输入装置33、显示装置34、运算装置35以及存储装置36。
静磁场用磁石21与静磁场电源26连接，具有利用从静磁场电源26供给的电流在摄像区域中形成静磁场的功能。另外，很多时候静磁场用磁石21由超传导线圈构成，在励磁时与静磁场电源26连接而供给电流，但在一般在暂时进行励磁之后成为非连接状态。此外，也有时将静磁场用磁石21由永磁石构成，不设置静磁场电源26。
此外，在静磁场用磁石21的内侧，在同轴上设置筒状的匀场线圈22。匀场线圈22与匀场线圈电源28连接，并构成为从匀场线圈电源28向匀场线圈22供给电流而使静磁场均匀化。
倾斜磁场线圈23由X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y以及Z轴倾斜磁场线圈23z构成，在静磁场用磁石21的内部形成为筒状。在倾斜磁场线圈23的内侧设于寝台37，形成摄像区域，并在寝台37上置有被检体P。RF线圈24具有内置于台架的RF信号的发送接收用的全身用线圈(WBC:whole body coil)、设于寝台37、被检体P附近的RF信号的接收用的局部线圈等。
此外，倾斜磁场线圈23与倾斜磁场电源27连接。倾斜磁场线圈23的X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y以及Z轴倾斜磁场线圈23z分别与倾斜磁场电源27的X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y以及Z轴倾斜磁场电源27z连接。
并且，构成为：能够利用从X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y以及Z轴倾斜磁场电源27z分别向X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y以及Z轴倾斜磁场线圈23z供给的电流，在摄像区域内分别形成X轴方向的倾斜磁场Gx、Y轴方向的倾斜磁场Gy、Z轴方向的倾斜磁场Gz。
RF线圈24与发送器29以及接收器30的至少一个连接。发送用的RF线圈24具有从发送器29接收RF信号而向被检体P发送的功能，接收用的RF线圈24具有接收伴随被检体P内部的原子核自旋的RF信号的励起而发生的MR信号，提供给接收器30的功能。
另一方面，控制系25的序列控制器31与倾斜磁场电源27、发送器29以及接收器30连接。序列控制器31具有存储为了驱动倾斜磁场电源27、发送器29以及接收器30而所需的控制信息、记述例如应向倾斜磁场电源27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的功能、和通过根据存储的预定的序列而驱动倾斜磁场电源27、发送器29以及接收器30从而使X轴倾斜磁场Gx、Y轴倾斜磁场Gy、Z轴倾斜磁场Gz以及RF信号发生的功能。
此外，序列控制器31构成为，接收作为由于接收器30中的MR信号的检波以及A/D（analog to digital）变换而得到的复数数据的原始数据（raw data），而提供给计算机32。
所以，发送器29具备根据从序列控制器31接收的控制信息而将RF信号提供给RF线圈24的功能，而接收器30具备对从RF线圈24接收的MR信号进行检波而执行所要的信号处理，并进行A/D变换，从而生成作为数字化后的复数数据的原始数据的功能、和将生成的原始数据提供给序列控制器31的功能。
进而，磁共振成像装置20具备取得被检体P的ECG（electro cardiogram，心电图）信号的ECG单元38。构成为，由ECG单元38取得的ECG信号通过序列控制器31而向计算机32输出。
另外，能够代替将拍动作为心拍信息来表示的ECG信号而取得将拍动作为脉搏信息表示的脉搏同步（PPG:peripheral pulse gating）信号。PPG信号是将例如指尖的脉搏作为光信号而检测到的信号。在取得PPG信号的情况下，设有PPG信号检测单元。
进而，除了表示拍动的同步信号之外，还将表示具有呼吸性的周期的动作的呼吸信号作为同步信号来使用。呼吸信号能够通过与被检体P的胸部接触而感知到呼吸信号的呼吸信号检测单元或者基于时间系列的MR信号的公知的信号处理来取得。
此外，通过将保存于计算机32的存储装置36的程序由运算装置35执行，而在计算机32中具备各种功能。其中，也可以代替程序的至少一部分，将具有各种功能的特定的电路设于磁共振成像装置20。
图2是图1所示的计算机32的功能框图。
计算机32的运算装置35通过保存于存储装置36的程序而作为摄像条件设定部40以及数据处理部41实现功能。此外，存储装置36作为k空间数据存储部42以及图像数据存储部43实现功能。特别地是，摄像条件设定部40具有偏共振脉冲设定部40A以及相位倒回脉冲设定部40B。
摄像条件设定部40具有根据从输入装置33输入的信息而设定包含脉冲序列的摄像条件，并将设定的摄像条件向序列控制器31输出的功能。特别地，摄像条件设定部40具备设定用于返回由于具有期望的目的的偏共振RF脉冲以及偏共振RF脉冲的施加而偏移的相位的回转的伴随相位倒回RF脉冲的施加的摄像条件的功能。
摄像条件设定部40的偏共振脉冲设定部40A具有设定偏共振RF脉冲的翻转角、频率以及施加定时等的偏共振RF脉冲的施加条件的功能。此外，相位倒回脉冲设定部40B具有设定相位倒回RF脉冲的翻转角、频率以及施加定时施加条件的功能。
图3是示出在图2所示的摄像条件设定部40中设定的SSFP序列的一例的图。
在图3中，横轴表示时间，RF表示RF脉冲，Gss表示SS方向中的倾斜磁场脉冲，Gpe表示相位编码（PE:phase encode）方向中的倾斜磁场脉冲，Gro表示读出（RO:readout）方向中的倾斜磁场脉冲，DAQ表示数据收集。后边示出的脉冲序列中也同样。
如图3所示的那样，作为RF励起脉冲，翻转角为α、载波的频率为fO’的共振RF脉冲伴随SS用倾斜磁场脉冲，作为用于使MR信号发生的励起脉冲，向摄像对象的预定的区域施加。此外，在励起脉冲之后，施加用于进行PE用倾斜磁场脉冲以及RO方向中的倾斜磁场力矩的补偿的倾斜磁场脉冲。
此后，照射翻转角为β、载波的频率为fO＋df（df≠0）的第1偏共振RF脉冲。第1偏共振RF脉冲的载波频率fO＋df为静磁场下的MR信号的共振频率fO、和与从共振频率的频率的偏移量相当的偏共振频率df的和。作为第1偏共振RF脉冲，能够采用具有以费米函数来定义的波形的费米脉冲、矩形脉冲或者双曲正切（hyperbolic secant）脉冲等具有与摄像目的相应的波形的RF脉冲。
第1偏共振RF脉冲的施加后，施加RO用倾斜磁场脉冲。由此，进行MR信号的数据收集。因此，第1偏共振RF脉冲，作为使MR信号相位偏移预定的变换量的RF相位编码脉冲而实现功能。
MR数据的读出后，施加第2偏共振RF脉冲。第2偏共振RF脉冲以与第1偏共振RF脉冲相同的翻转角β照射，但载波的频率为fO－df。即，第2偏共振RF脉冲的载波频率fO－df为静磁场下的MR信号的共振频率fO与对于共振频率的偏共振频率－df的和。进而，第2偏共振RF脉冲的偏共振频率－df与第1偏共振RF脉冲的偏共振频率df，绝对值相同、符号不同。
因此，基于第1偏共振RF脉冲的相位编码，由第2偏共振RF脉冲倒回。换言之，基于第1偏共振RF脉冲相位偏移，由第2偏共振RF脉冲补偿。
第2偏共振RF脉冲的施加后，施加PE用倾斜磁场脉冲以及用于进行RO方向中的倾斜磁场力矩的补偿的倾斜磁场脉冲。此后，根据摄像目的的不同，能够以一定的TR重复执行与接下来的励起脉冲接下来的同样的RF脉冲以及倾斜磁场脉冲的施加。
图4是示出在图2所示的摄像条件设定部40中设定的SSFP序列的另一例的图。
如图4所示，也可以将第1偏共振RF脉冲施加于励起脉冲和数据读出前的PE用倾斜磁场脉冲之间，将第2偏共振RF脉冲施加于数据读出后的PE用倾斜磁场脉冲和接下来的励起脉冲之间。即，也可以是仅RO用倾斜磁场脉冲在第1偏共振RF脉冲和第2偏共振RF脉冲之间进行施加，而在第1偏共振RF脉冲与第2偏共振RF脉冲之间施加RO用倾斜磁场脉冲以外的倾斜脉冲。
如图3以及图4所示，通过RO用倾斜磁场脉冲的施加、也即在MR数据收集的前后施加相互偏共振频率的绝对值相同、极性相反的第1偏共振RF脉冲以及第2偏共振RF脉冲，通过第2偏共振RF脉冲的相位倒回效应而取消在TR内由第1偏共振RF脉冲的施加而产生的相位偏移。
因此，能够将具有期望的目的的第1偏共振RF脉冲以期望的翻转β以及偏共振频率df在MR信号的读出之前、励起脉冲的施加后进行施加。例如，作为MT脉冲、B1测定用的偏共振RF脉冲、基于CEST法的摄像用的偏共振RF脉冲等RF脉冲，在励起脉冲的施加后，能够施加第1偏共振RF脉冲。另外，也可以根据摄像目的的不同，根据需要，作为预脉冲而施加偏共振RF脉冲。
图5是示出在图4所示的第1及第2偏共振RF脉冲的同时设定倾斜磁场脉冲的施加的例子的图。
如图5所示，根据第1偏共振RF脉冲的施加目的，将倾斜磁场脉冲在第1偏共振RF脉冲的同时向任意轴方向施加。在这种情况下，为了倾斜磁场力矩的调整，在第2偏共振RF脉冲的同时施加，施加与在第1偏共振RF脉冲的同时施加的倾斜磁场脉冲极性相反的倾斜磁场脉冲。
在图5所示的例子中，在第1及第2偏共振RF脉冲的同时将区域选择用的倾斜磁场脉冲向SS方向以及RO方向施加。当然在图3所示的SSFP序列中也可以在第1及第2偏共振RF脉冲的同时施加倾斜磁场脉冲。与区域选择用的倾斜磁场脉冲一起施加的MT脉冲，也称为SORS（slice－selective off－resonance sinc pulse）。
如上所述，设定第1及第2偏共振RF脉冲的各偏共振频率±df的绝对值相同，但偏共振频率df的误差范围被设为作为收集目的的图像的画质、或B1强度等的测定对象的精度满足要求品质的范围。因此，偏共振频率df的容许误差范围依赖于摄像目的。实际上，使偏共振频率df的误差范围在数%以内是现实的。
此外，针对MR信号的收集的每个TR，也能够改变第1偏共振RF脉冲以及第2偏共振RF脉冲的偏共振频率以及强度的至少一个。图6是示出在图3或者图4所示的SSFP序列中针对每个TR改变偏共振频率的例子的图。此外，图7是示出在图3或者图4所示的SSFP序列中针对每个TR改变翻转角的例子的图。
即，如图6所示，能够将第1偏共振RF脉冲的偏共振频率df的极性，针对每个TR而交替地改变。此外，对于翻转角，也能够如图7所示地在不同的TR间设定为不同的角度β1、β2、β3、......。
在B1的测定、基于MTC法的摄像以及基于CEST法的摄像的情况下，如图6所示地使偏共振频率df的极性交替地翻转而重复施加第1偏共振RF脉冲的数据收集条件是实用的。除此之外，也可以在不同的TR间将偏共振频率的绝对值变为不同的值df1、df2、df3、......。在基于MTC法的摄像以及基于CEST法的摄像的情况下，有时根据摄像目的的不同，在不同的TR间中改变偏共振频率的绝对值是有用的。
图8是示出在图2所示的摄像条件设定部40中设定的B1强度的测定用的脉冲序列的一例以及B1强度的取得方法的图。
如图8所示，能够设定伴随第1及第2偏共振RF脉冲的施加的B1强度以及B0强度的测定用的脉冲序列。即，根据改变第1及第2偏共振RF脉冲的各偏共振频率而至少收集两次与同一PE量对应的MR信号，并且不施加第1以及第2中的某个偏共振RF脉冲而改变回波时间（TE:echo time）而收集两次与同一PE量对应的MR信号的脉冲序列，能够求解B1强度以及B0强度这双方。换言之，如图8所示，能够设定用于与第1及第2偏共振RF脉冲的施加相伴的MR信号的收集的TE各自不同，并且以互相不同的两个TE不施加第1以及第2中的某个偏共振RF脉冲而收集两次与同一PE量对应的MR信号的序列。
如图8所示，第1偏共振RF脉冲的偏共振频率典型地能够设定为绝对值相同、极性互相相反。此外，作为实用的例子，能够设定对于与第1及第2偏共振RF脉冲的施加相伴地收集的MR信号的TE，以变化＋ΔTE后的TE不施加偏共振RF脉冲而收集MR信号的数据收集条件和以变化－ΔTE后的TE不施加偏共振RF脉冲而收集MR信号的数据收集条件。
在执行图8所示的序列时，能够求解伴随第1偏共振RF脉冲的施加以互相不同的偏共振频率收集的两个MR信号的相位差这样一来，相位差能够考虑由于仅第1偏共振RF脉冲的各偏共振频率±df的差的影响而产生的相位偏移。因此，根据相位差能够测定B1分布。
此外，不施加偏共振RF脉冲而将TE改变为TE±ΔE而收集的两个MR信号的相位差能够考虑由于仅静磁场的影响而产生的相位偏移。因此，根据相位差能够测定b0分布。
图9是示出在图2所示的摄像条件设定部40中设定的B1强度的测定用的脉冲序列的另一例以及B1强度的取得方法的图。
另一方面，如图9所示，能够省略在图8所示的序列中不与偏共振RF脉冲的施加相伴的MR信号的收集的任意一个。换言之，也可以设置不施加偏共振RF脉冲而收集一次MR信号的序列。在这种情况下，求解与第1偏共振RF脉冲的施加相伴地以互相不同的偏共振频率进行收集的两个MR信号的相位平均这样一来，该相位平均能够视为近似地取消了偏共振RF脉冲的影响的相位。
因此，如果以相位平均为基准，求解不施加偏共振RF脉冲而收集的MR信号的与相位平均的相位差则相位差能够视为仅受TE的差的影响的MR信号的相位偏移量。所以，根据相位差能够设定简略的b0分布(b0’)。
如图8以及图9所示，如果以与在第1偏共振RF脉冲的施加后收集的MR信号的TE不同的TE，对于与第1偏共振RF脉冲的施加后收集的MR信号的PE量为同一PE量相对应的MR信号，不施加偏共振RF脉冲地收集至少一次，则能够求解b1强度以及b0强度这双方。另外，与第1偏共振RF脉冲的施加伴随的MR信号的收集、和与第1偏共振RF脉冲的施加不相伴的MR信号的收集的顺序，不限于图8以及图9的例子，而能够进行任意的变更。
此外，如果不改变PE量地重复，则将图8以及图9所示的数据收集，作为RO方向以及PE方向的二维（2D:two dimensional）数据而能够得到B1映射以及B0映射。另一方面，如果不改变PE量，则作为向PE方向的投射数据能够B1映射以及B0映射。
根据图8以及图9所示的序列，能够在单一的TR内取消基于第1偏共振RF脉冲的偏共振频率的MR信号的相位偏移的影响。所以，高精度地取得B1映射以及B0映射。此外，通过连续地收集B1以及B0测定用的多个MR信号，从而能够缩短数据收集时间。
进而，如图9所示，能够以同一PE量进行一次不与偏共振RF脉冲的施加相伴的MR信号的收集。其结果是能够使用于B1映射以及B0映射的测定的数据收集时间缩短。
并且，如图8以及图9所示的B1强度以及B0强度的测定用的序列，除了用作预扫描用的序列，而能够用作成像序列的一部分。
图10是示出在图2所示的摄像条件设定部40中设定的ECG同步摄像用的脉冲序列的例子的图。
在图10中，ECG表示ECG信号。如图10所示，在以ECG信号的R波等的基准波为触发的ECG同步摄像用的多回波数据收集序列中，能够在相邻的励起脉冲间设定第1及第2偏共振RF脉冲的施加。即，能够将ECG信号作为同步信号而重复施加第1及第2偏共振RF脉冲。
图10示出在1心拍（1RR）之间中使第1偏共振RF脉冲的偏共振频率成为一定，并在相邻的心拍间中改变第1偏共振RF脉冲的偏共振频率的极性的例子。因此，与正负的偏共振频率对应的两个MR信号以同一PE量进行收集。例如，通过以每两个心拍改变PE量，能够向后急与所需的PE量以及正负的偏共振频率对应的全部的MR信号。
此外，也可以不收集在1心拍中与全部的PE量对应的MR信号，而收集与一部分PE量对应的MR信号。在这种情况下，用于与同一偏共振频率对应的MR信号的收集的PE量针对每1心拍而变换，与所需的PE量对应的MR信号跨多个心拍而被收集。换言之，在基于段k－space法（segment k－space method）的SSFP序列的励起脉冲间能够设定第1及第2偏共振RF脉冲的施加。段k－space法是将k空间分为多个区域（段）针对每个段顺次收集MR信号而填充k空间内的数据的数据收集法。
另外，作为用于同步摄像的同步信号，如上所述除了ECG信号，还能使用脉搏同步或呼吸信号。相反地，还能对使用了段k－space法的非同步摄像用的SSFP序列设定第1及第2偏共振RF脉冲的施加。
图11是示出在图2所示的摄像条件设定部40中设定的ECG同步影片摄像用的脉冲序列的例子的图。
如图11所示，能够对ECG同步影片摄像用的SSFP序列设定第1及第2偏共振RF脉冲的施加。在这种情况下，需要在每个与来自R波的延迟时间相当的心时相收集与各PE量对应的MR信号。
因此，通过如图11所示地连续进行使第1及第2偏共振RF脉冲的各偏共振频率的极性翻转的MR信号的收集，能够在将与不同的偏共振频率对应的多个MR信号视为同一的心时相中进行收集。换言之，对于与各心时相对应的MR信号，能够提供基于偏共振RF脉冲的相位偏移效应。
在这种情况下，ECG同步影片摄像用的SSFP序列，形成交替地使第1及第2偏共振RF脉冲的各偏共振频率的极性翻转并重复地进行MR信号的连续收集的条件。也即，由于通过第2偏共振RF脉冲的相位偏移补偿作用在TR内消除基于第1偏共振RF脉冲的MR信号的相位偏移，所以能在连续的TR间高速地改变偏共振频率。另外，PE量按每两个TR而改变即可。
其中，如图10所示，也可以针对每个心拍改变偏共振频率的极性，对影片摄像用收集每个心时相的MR信号。此外，除影片摄像之外，在同步动态摄像或者非同步动态摄像用的脉冲序列中，也能设定第1及第2偏共振RF脉冲的施加。
但，为了利用偏共振RF脉冲的施加而使MR信号发生足够的相位偏移，需要使偏共振RF脉冲的强度足够大。但是，存在如果增大偏共振RF脉冲的强度，则表示RF信号对人体的吸收能量的大小的指标即SAR（specific absorption rate）将上升这样的问题。
因此，作为用于降低SAR的方法，确保不向被检体P照射包含偏共振RF脉冲的RF脉冲的空闲时间的方法、和使偏共振RF脉冲的强度可变的方法是有效的。
在通过确保空闲时间的方法使SAR降低的情况下，在同步摄像或者非同步摄像用的脉冲序列中使每一单位时间的数据收集次数设为一定次数以下，间歇地进行MR信号的数据收集即可。
另一方面，通过使第1及第2偏共振RF脉冲的强度与PE量、即对应的PE用的倾斜磁场脉冲的强度而变化，也能够抑制SAR的上升。
图12是表示在图2所示的摄像条件设定部40中进行设定的偏共振RF脉冲的强度的图表。
在图12中，横轴表示PE量的指标，纵轴表示偏共振RF脉冲的B1强度。在将偏共振RF脉冲向全身用线圈发送的情况下，被检体P收于全身用线圈的内部，所以能够期待B1分布在空间上变缓和。因此，在收集与大的PE量对应的k空间的高频区域中的MR信号的情况下，即使减小偏共振RF脉冲的强度，也不会对摄像目的有障碍的情况较多。
在这样的情况下，如图12所示，在与PE量对应的k空间的低频区域中的MR信号的收集用中，能够使偏共振RF脉冲的强度相对变大，在与大的PE量对应的k空间的高频区域中的MR信号的收集用中，能够使偏共振RF脉冲的强度相对变小。其结果是，在偏共振RF脉冲的施加强度的合计的同时能够使SAR降低。
至此，主要将SSFP序列作为例子进行了说明，但在包含高速场回波（FFE:fast field echo）序列等派生序列的FE系的序列以及包含高速自旋回波FSE（fast spin echo）序列等派生序列的SE系的序列中也能够设定第1及第2偏共振RF脉冲的施加。
图13是示出在图2所示的摄像条件设定部40中设定的FSE序列的一例的图。
如图13所示，在FSE序列中翻转角α、载波频率fO’的共振RF脉冲，伴随SS用倾斜磁场脉冲，作为励起脉冲而向摄像对象的预定的区域施加。接下来，将翻转角设为180度、载波的频率为fO’的翻转再聚焦脉冲伴随SS用倾斜磁场脉冲而重复施加。在相邻的翻转再聚焦脉冲之间，施加符号相反的两个PE用倾斜磁场脉冲，在PE用倾斜磁场脉冲之间，施加RO用倾斜磁场脉冲。此外，以每次施加翻转再聚焦脉冲时PE量变化的方式，顺次施加具有每次施加翻转再聚焦脉冲时绝对值不同的强度的PE用倾斜磁场脉冲。
在这样的FSE序列中，与不同的PE量对应的多个MR信号在各PE用倾斜磁场脉冲之间连续地被收集。此外，与PE量为零的k空间中的中心对应的MR信号在励起脉冲的施加的TE后进行收集。
进而，能够在基于RO用倾斜磁场脉冲的施加的MR数据的读出前施加第1偏共振RF脉冲，并在基于RO用倾斜磁场脉冲的施加的MR数据的读出后施加第2偏共振RF脉冲。所以，能够利用第2偏共振RF脉冲的相位回绝功能，回绝基于第1偏共振RF脉冲的施加的相位偏移。
因此，在将FSE序列作为CPMG（Carr－Purcell Meiboom－Gill sequence）的情况下，能够维持重要的相相位干性。另外，CPMG是为了抑制RF脉冲的施加带来的相位误差而改变RF脉冲的相位地收集MR信号的序列。
此外，如参照图12所示的图表说明的那样，能够在施加大强度的PE用倾斜磁场脉冲的k空间的高频区域中的MR信号的读出前后，使第1及第2偏共振RF脉冲的强度为零或者较小的值。由此能够实现SAR的降低。
另外，除了如图13所示的将具有单一极性的一个RO用倾斜磁场脉冲施加于翻转再聚焦脉冲间的FSE序列以外，也可以通过在翻转再聚焦脉冲间施加使极性翻转了的多个RO用倾斜磁场脉冲而在收集多个MR信号的Hybird EPI（hybrid echo planer imaging）序列中施加第1及第2偏共振RF脉冲。在这种情况下，在第1偏共振RF脉冲和第2偏共振RF脉冲之间收集多个MR信号。Hybird EPI序列也称为GRASE（gradient and spin echo）序列。
图14是示出在图2所示的摄像条件设定部40中设定的Hybird EPI序列的一例的图。
如图14所示，在Hybird EPI序列中，接着将翻转角设为α、将载波的频率设为fO’的共振RF励起脉冲，与SS用倾斜磁场脉冲一起重复地施加将翻转角设为γ、将载波的频率设为fO”的共振RF再聚焦脉冲。此外，在相邻的再聚焦脉冲间，施加极性交替翻转的多个RO用倾斜磁场脉冲，在RO倾斜磁场脉冲间施加PE用倾斜磁场脉冲。所以，在相邻的再聚焦脉冲间连续地收集与相互不同的PE量对应的多个MR信号。
因此，能够在TR内的SS用倾斜磁场脉冲和在MR信号的读出前施加的一开始的PE用倾斜磁场脉冲之间或者在MR信号的读出前施加的一开始的PE用倾斜磁场脉冲和RO用倾斜磁场脉冲之间，施加第1偏共振RF脉冲。此外，能够在TR内的最后的RO用的倾斜磁场脉冲和最后的PE用倾斜磁场脉冲之间或者最后的PE用倾斜磁场脉冲和SS用倾斜磁场脉冲之间，施加第2偏共振RF脉冲。由此，在Hybird EPI序列中也能得到上述那样的基于第1偏共振RF脉冲的MR信号的相位编码效应以及基于第2偏共振RF脉冲的MR信号的相位倒回效应。
另一方面，计算机32的数据处理部41，具有以下功能：从序列控制器31取得通过在摄像条件设定部40中设定的摄像条件下的成像扫描而收集到的MR信号而配置于k空间数据存储部42所形成的k空间的功能、从k空间数据存储部42取入k空间数据通过实施包含傅里叶变换（FT:Fourier transform）的图像重构处理而重构图像数据的功能、将重构得到的图像数据写入图像数据存储部43的功能、对从图像数据存储部43取入的图像数据实施所需的图像处理而显示在显示装置34中的功能。
接下来，说明磁共振成像装置20的动作以及作用。
图15是示出利用图1所示的磁共振成像装置20与第1及第2偏共振RF脉冲的施加相伴地进行被检体P的成像时的流程的流程图。
首先，在步骤S1中，摄像条件设定部40设定具有期望的目的的用于返回由于偏共振RF脉冲以及偏共振RF脉冲的施加而偏移的相位的回转的包含伴随相位倒回RF脉冲的施加的脉冲序列的摄像条件。即，如图3到图11、图13或者图14所示地，在摄像条件设定部40中设定：在励起脉冲的施加后且MR信号的读出前施加使MR信号发生相位偏移的第1偏共振RF脉冲，在读出后并且接下来的励起脉冲的施加前施加补偿相位偏移的第2偏共振RF脉冲的摄像条件。
首先，在步骤S2中，用于进行序列控制器31或静磁场用磁石21等的磁共振成像装置20的扫描的构成要素，按照在摄像条件设定部40中设定的摄像条件收集MR信号。
所以，预先将被检体P置于寝台37，在由静磁场电源26励磁的静磁场用磁石21（超传导磁石）的摄像区域形成静磁场。此外，从匀场线圈电源28向匀场线圈22供给电流，使形成于摄像区域的静磁场均匀化。
并且，从输入装置33向摄像条件设定部40提供数据收集开始指示时，摄像条件设定部40将包含脉冲序列的摄像条件向序列控制器31输出。所以，序列控制器31通过按照摄像条件驱动倾斜磁场电源27、发送器29以及接收器30，在置有被检体P的摄像区域形成倾斜磁场，并且从RF线圈24发生RF信号。
所以，由于被检体P的内部的核磁共振产生的MR信号由RF线圈24接收而提供给接收器30。接收器30在对MR信号执行了所要的信号处理之后，通过A/D（analog to digital）变换生成作为数字数据的MR信号的原始数据。接收器30将生成的原始数据向序列控制器31输出。序列控制器31将原始数据向计算机32。
这样一来，计算机32的数据处理部41将原始数据在形成于k空间数据存储部42的k空间上作为k空间数据而配置。这样的k空间数据的收集以及对k空间的配置，按照脉冲序列而重复执行。
沿着脉冲序列说明k空间数据的收集时，首先，在步骤S21中，共振RF脉冲作为用于使MR信号发生的励起脉冲向被检体P照射。此外，在FSE序列或Hybird EPI序列的情况下，作为再聚焦脉冲施加共振RF脉冲。接下来，在步骤S22中，第1偏共振RF脉冲作为对于MR信号的RF相位编码脉冲而施加。
由此，在步骤S23中，采样通过RO用倾斜磁场脉冲的施加而被相位编码后的MR信号。接下来，在步骤S24中，在MR信号的读出后，第2偏共振RF脉冲作为RF相位倒回脉冲而施加。由此，通过第1偏共振RF脉冲补偿磁性自旋中产生的相位偏移。
接下来，在步骤S25中，在数据处理部41判定是否收集到了为了得到以诊断图像、B1分布等为目的的医用信息而所需的全部的MR信号。在未收集到全部的所需MR信号的情况下，重复从步骤S21到步骤S24的RF脉冲的施加以及MR信号的采样。其结果是收集成为用于得到医用信息的数据处理的对象的全部的MR信号。
另外，在施加1次励起脉冲的单发的FSE序列或Hybird EPI序列的情况下，在步骤S21中变为施加再聚焦脉冲。此外，在基于段k－space法的数据收集的情况下，通过顺次收集与分割k空间而得的多个段对应的MR信号，来收集成为用于得到医用信息的数据处理的对象的全部的MR信号。
在步骤S25中判定为收集到了全部的MR信号的情况下，在步骤S3中执行与基于MR信号的图像重构处理、图像解析处理等目的对应的数据处理。即，数据处理部41对于作为k空间数据收集到的MR信号的数据处理，取得作为MR图像或B1强度等取得对象的信息。
例如，如果是基于MTC法的摄像，则生成具有MT对比度的MR图像数据。进而，也有改变第1偏共振RF脉冲的B1强度等条件而收集到的MR信号的强度比作为MT比而求出的情况。此外，如果是基于CEST法的摄像，则生成具有与CEST法对应的对比度的MR图像数据。另一方面，如果目的是B1强度的测定，则改变第1偏共振RF脉冲的偏共振频率等条件而收集到的MR信号的相位差换算为B1强度。
进而，如图9所示，在以与第1偏共振RF脉冲的施加后收集的MR信号的TE不同的TE，不施加偏共振高频脉冲地收集至少1次与第1偏共振RF脉冲的施加后收集的MR信号PE量同一的PE量对应的MR信号的情况下，根据第1偏共振RF脉冲的施加后收集的MR信号以及不施加偏共振RF脉冲而收集到的MR信号，取得B1的强度分布以及B0的强度分布。
图16是通过图1所示的磁共振成像装置20将与第1及第2偏共振RF脉冲的施加相伴而收集到的MR图像与以往的MR图像进行比较的例子的图。
图16的各MR图像，是将封入了附加有生理食盐水和硫酸铜的水的虚影（phantom）在15[T]的静磁场下使用SSFP序列摄像而成的。
图16（A）是使第1偏共振RF脉冲的偏共振频率变化±df并进行基于第2偏共振RF脉冲的施加的相位倒回而得到的相位差图像。即，图16（A）所示的相位差图像是与将载波频率设为fO＋df的第1偏共振RF脉冲对应的相位图像、和与将载波频率设为fO－df的第1偏共振RF脉冲对应的相位图像的差分图像。
另一方面，图16（B）使第1偏共振RF脉冲的偏共振频率变化±df并且不进行基于第2偏共振RF脉冲的施加的相位倒回而得到的相位差图像。
图16（A）以及（B）所示的相位差图像都是通过亮度的调整，B1强度由灰阶显示的图像。即，B1强度越大的像素越白地显示。
在图16（B）所示的相位差图像中，能够确认虚影的左右的像素极端白地显示。即，在虚影的左右示出了异常的B1强度。与此相对地，在图16（A）所示的相位差图像中，能够确认改善了虚影的左右的异常的显示。此外，示出了在1.5[T]的静磁场下预想的B1强度分布。
此外，图16（C）是进行基于第1偏共振RF脉冲的施加的相位编码以及基于第2偏共振RF脉冲的施加的相位倒回而得到的MR信号的绝对值图像。与此相对地，图16（D）是进行基于第1偏共振RF脉冲的施加的相位编码而不进行基于第2偏共振RF脉冲的施加的相位倒回而得到的MR信号的绝对值图像。
在图16（D）所示的绝对值图像中，能够对一个图像确认带状伪影。能够考虑到这时由于不倒回基于第1偏共振RF脉冲的相位偏移，MR信号的强度以及相位受到了相位偏移的影响的原因。与此相对地，根据图16（C）所示的绝对值图像，能够确认消灭了带状伪影。
也即，以上那样的磁共振成像装置20是利用第1以及第2两个偏共振RF脉冲的照射而在TR内进行对于MR信号的相位编码和相位倒回这两者的这种。
所以，根据磁共振成像装置20，能够在TR内取消由于偏共振RF脉冲的施加而产生的MR信号的相位偏移。其结果是：能够使用在以往较难的以FFE序列、SSFP序列以及FSE序列等短TR重复读出的脉冲序列而执行以MT图像的收集或B1强度的测定等为目的的伴随偏共振RF脉冲的施加的数据收集。换言之，在FFE序列、SSFP序列以及FSE序列等高速摄像用的脉冲序列中，能够不使画质劣化地得到对于基于偏共振RF脉冲的MR信号的期望的相位偏移和饱和效应。
特别地，在基于以往的MT法的摄像中，偏共振RF脉冲作为MT预脉冲而施加。与此相对地，利用磁共振成像装置20，不施加预脉冲，就能得到MT效应。所以，能够降低在数据收集期间之间产生的空闲时间，增加每一单位时间的数据收集效率。此外，能够回避由于伴随预脉冲的施加的间歇性的数据收集引起的对比度的变化以及伪影的发生。
此外，即使将强度比较小的偏共振RF脉冲作为饱和脉冲而进行施加，也能够得到足够的对比度的改善效果。
进而，即使在基于使用了高速摄像用的脉冲序列的段k－space法的数据收集中，也能进行偏共振RF脉冲的附加。
此外，通过对伴随第1及第2偏共振RF脉冲的施加的TR，附加改变不与偏共振RF脉冲的施加相伴的TE的TR，从而能够得到B1分布以及B0分布这两者的信息。
以上，虽然记载了特定的实施方式，但所记载的实施方式只不过是一例，而不是用于限定发明的发明的范围。记载于此的新颖的方法以及装置能够以各种各样的形式进行具体化。此外，在记载于此的方法以及装置的形式中，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行种种的省略、置换以及变更。附加的权利要求书及其等同物，作为包含于发明的范围以及要旨中的情况，包含这样的种种的形式以及变形例。