JP6109601B2

JP6109601B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP6109601B2
Application number: JP2013038049A
Authority: JP
Inventors: 匡朗梅田
Original assignee: Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2013-02-27
Filing date: 2013-02-27
Publication date: 2017-04-05
Anticipated expiration: 2033-02-27
Also published as: JP2014161688A

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置に関する。

MRI装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴(MR: magnetic resonance)信号から画像を再構成する画像診断装置である。

MRIにおける画像解析法の１つとして、磁気共鳴スペクトロスコピー(MRS: magnetic resonance spectroscopy)が知られている。MRSは、共鳴周波数の化学シフト(chemical shift)の大きさとMR信号の強度から生体内の分子の種類や成分を調べるデータ解析法である。MRSでは、着目する代謝産物からの信号を良好に分離できるように、エコー時間(TE: echo time)を変えながらMR信号を収集し、収集したMR信号の平均化を行う手法も知られている。

特開２００５−７１８１号公報特開平８−１５４９１３号公報

本発明は、MRSの解析データやMR画像データ等の検査情報を取得する際に、渦電流の影響を低減させることが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、データ収集条件設定手段とデータ処理手段を備える。データ収集条件設定手段は、組織ごとの横緩和時間の違いを利用して複数の組織からの磁気共鳴信号を選択的に強調及び抑制する横緩和プリパレーションパルスを印加した後に高周波励起パルスを印加して診断用の磁気共鳴信号の収集を行うデータ収集を複数回繰返し、かつ前記横緩和プリパレーションパルスを構成する最初の高周波パルスと最後の高周波パルスとの間隔を前記データ収集ごとに変える一方、前記診断用の磁気共鳴信号が収集されるエコー時間を一定にするデータ収集条件を設定する。データ処理手段は、前記データ収集の繰返しによって収集される前記診断用の磁気共鳴信号に基づいて、検査情報を取得する。

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。図１に示すコンピュータの機能ブロック図。図２に示すデータ収集条件設定部においてMRS用のデータ収集条件として設定されるパルスシーケンスの一例を示す図。図３に示すパルスシーケンスの実行方法を示す図。図２に示すデータ収集条件設定部において設定可能なイメージングデータのデータ収集条件を示す図。

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置について添付図面を参照して説明する。

図１は本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図である。

磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１、この静磁場用磁石２１の内側に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３及びRFコイル２４を備えている。

また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１及びコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５及び記憶装置３６が備えられる。

静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。

また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。

傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内側において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。RFコイル２４にはガントリに内蔵されたRF信号の送受信用の全身用コイル(WBC: whole body coil)や寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられるRF信号の受信用の局所コイルなどがある。

また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。

そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。

RFコイル２４は、送信器２９及び受信器３０の少なくとも一方と接続される。送信用のRFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能を有し、受信用のRFコイル２４は、被検体Ｐ内部の原子核スピンのRF信号による励起に伴って発生したMR信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。

一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ及びRF信号を発生させる機能を有する。

また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるMR信号の検波及びA/D (analog to digital)変換により得られた複素データである生データ(raw data)を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。

このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてRF信号をRFコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、RFコイル２４から受けたMR信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。

また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムの少なくとも一部に代えて、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けてもよい。

図２は、図１に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。

コンピュータ３２の演算装置３５は、記憶装置３６に保存されたプログラムを実行することによりデータ収集条件設定部４０及びデータ処理部４１として機能する。また、記憶装置３６は、ｋ空間データ記憶部４２及び画像データ記憶部４３として機能する。

データ収集条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいてMRイメージング用又はMRS用のデータ収集条件を設定し、設定したデータ収集条件をシーケンスコントローラ３１に出力する機能を有する。

図３は、図２に示すデータ収集条件設定部４０においてMRS用のデータ収集条件として設定されるパルスシーケンスの一例を示す図である。

図３において横軸は時間を、RFはRFパルス及びMRエコー信号を、Gssはスライス選択(SS: slice selection)傾斜磁場パルスを、GspはSS方向以外の方向に印加されるスポイラ(Spoiler)傾斜磁場パルス、それぞれ示す。

図３に示すように、MRS用のパルスシーケンスとして、横緩和プリパレーション(T2 preparation: transverse relaxation preparation)シーケンス、水信号抑制シーケンス及びMRS用のMRエコー信号の収集シーケンスで構成されるシーケンスを設定することができる。実行順序もT2プリパレーションパルス、水信号抑制シーケンス及びMRS用のMRエコー信号の収集部分の順である。

T2プリパレーションシーケンスは、T2プリパレーションパルスを印加するシーケンスである。T2プリパレーションパルスは、組織ごとの横緩和時間(T2: transverse relaxation time)の違いを利用して複数の組織からのMR信号を選択的に強調及び抑制するためのパルス群である。

具体的には、T2プリパレーションシーケンスは、例えば図３に示すようにスライス非選択で90度RFパルス、180度RFパルス及び-90度RFパルスの順に各RFパルスを印加した後に、スポイラ傾斜磁場パルスを印加するシーケンスとなる。90度RFパルスの印加タイミングから180度RFパルスの印加タイミングまでの間隔は、180度RFパルスの印加タイミングから-90度RFパルスの印加タイミングまでの間隔と等しく、いずれの間隔もT2プリパレーションシーケンスのTE/2に相当する。換言すれば、90度RFパルスの印加タイミングから-90度RFパルスの印加タイミングまでの間隔がT2プリパレーションシーケンスのTEに相当する。

このようなT2プリパレーションシーケンスを実行すると、組織ごとの固有の物性値であるT2の違いによって、MR信号の収集タイミングにおいて組織ごとの横磁化を調整することができる。具体的には、MR信号の収集タイミングにおける各組織の横磁化を、それぞれTEに応じた横磁化とすることができる。このため、適切なTEの設定によって、MR信号を抑制すべき組織の横磁化によるMR信号を抑制する一方、MR信号を強調すべき組織における横磁化によるMR信号を強調することができる。つまり、T2プリパレーションシーケンスの実行によって強調すべき組織から選択的にT2強調されたMR信号を収集することが可能となる。

尚、組織ごとのT2の違いを利用してT2コントラストを得るT2プリパレーションシーケンスには、図３に示す例に限らず、他のRFパルスの組合せで構成されるものもある。例えば、90度RFパルス、180度RFパルス、180度RFパルス、-180度RFパルス、-180度RFパルス、-90度RFパルスの順にRFパルスを送信し、各RFパルスの送信タイミングの間隔を1:2:2:2:1とするT2プリパレーションシーケンスが知られている。

そして、T2プリパレーションシーケンスでは、T2プリパレーションパルスを構成する最初のRFパルスと最後のRFパルスとの間隔がT2プリパレーションシーケンスのTEとなる。以降では、T2プリパレーションシーケンスのTEをMRS用のMR信号の収集タイミングを表すTEと区別するために、適宜T2プリパレーションシーケンスのTEを第１のTEと称し、MR信号の収集タイミングを表すTEを第２のTEと称する。

水信号抑制シーケンスは、水成分からのMR信号（水信号）を抑制するための水抑制パルスを印加するシーケンスである。水抑制パルスは、スライス非選択で印加される帯域の狭い90度RFパルスとスポイラ傾斜磁場パルスとからなる。

MRS用のMRエコー信号の収集シーケンスでは、90度RF励起パルス、第１の180度RF励起パルス及び第２の180度RF励起パルスがこの順番でスライス選択傾斜磁場パルスと共に印加される。また、第１の180度RF励起パルス及び第２の180度RF励起パルスの各印加前後において、スポイラ傾斜磁場パルスが印加される。これにより、MRS用のデータ収集シーケンスにおける第２のTE後においてMRS用のMRエコー信号を収集することができる。そして、収集されたMR信号は、MRSの検査情報を取得するための解析処理に用いられる。

MRSにおいて検査情報として取得される解析データのSNR (signal to noise ratio)は、アベレージングを実行することによって向上させることができる。アベレージングを実行すると、脂肪等の不要な成分からのMR信号の強度を低減させることもできる。

そこで、データ収集条件設定部４０では、アベレージングを実行するためのデータ収集条件が設定される。アベレージングを実行する場合には、複数回に亘って繰返しMR信号を収集するデータ収集条件が設定される。そして、繰返し収集されるMR信号が順次積算されることによってMRSの解析データが生成される。

図４は、図３に示すパルスシーケンスの実行方法を示す図である。但し、図４において、T2プリパレーションパルスの印加とデータ収集シーケンスにおけるRF励起パルスの印加との間において水抑制パルスを印加する水信号抑制シーケンスについては図示が省略されている。

図４において横軸方向は時間を示し、縦軸方向はデータ収集回数方向を示す。図４に示すように、MRS用のMR信号を繰返し収集するために、図３に例示されるようなパルスシーケンスを繰返し実行するデータ収集条件がデータ収集条件設定部４０において設定される。

すなわち、T2プリパレーションシーケンスを実行した後にデータ収集シーケンスを実行するパルスシーケンスをN回実行するデータ収集条件が設定される。この結果、T2プリパレーションパルスを印加した後にRF励起パルスを印加して診断用のMR信号であるMRS用のMR信号の収集を行うデータ収集が複数回繰返される。

但し、T2プリパレーションパルスを構成する最初のRFパルスと最後のRFパルスとの間隔、つまり第１のTEがデータ収集ごとに変わる一方、データ収集シーケンスにおいてMRS用のMR信号が収集される第２のTEが一定となるようにデータ収集条件が設定される。図４に示す例では、データ収集が繰返される度に第１のTEが増加する一方、第２のTEはデータ収集の繰返し回数に依らず常に一定となっている。

尚、データ収集シーケンスの終了タイミングから次のT2プリパレーションシーケンスの開始タイミングまでの間には、調整用の待機時間が設定される。これにより、第１のTEが変化するT2プリパレーションシーケンスの実行と第２のTEが変化しないデータ収集シーケンスの実行とを含む各データ収集の期間が一定となる。

図４に示すようなデータ収集条件で収集されるMR信号を順次積算してフーリエ変換(FT: Fourier transform)を実行すると、脂肪からのMR信号（脂肪信号）がキャンセルされたMR信号の周波数スペクトルをMRSの解析データとして良好なSNRで得ることができる。

また、T2プリパレーションシーケンスでは、スポイラ傾斜磁場パルス以外の傾斜磁場パルスが印加されない。すなわち、T2プリパレーションシーケンスは、主としてRFパルスを印加するシーケンスであり、第１のTEの変更によって影響を受ける傾斜磁場パルスが存在しない。しかも、データ収集シーケンスの第２のTEを一定としてアベレージング用のMR信号が収集される。この結果、傾斜磁場パルスの印加タイミングからMR信号の収集タイミングまでの期間が同等となる。

従って、MR信号の収集タイミングにおける渦電流の発生条件が同等となり、渦電流の影響を良好に補正することが可能となる。具体的には、渦電流による影響を補正するための渦磁場の時定数や係数等の補正データのパラメータを一定にすることができる。そして、共通の補正データを用いて高精度なMR信号の補正を実行することが可能となる。

加えて、水抑制パルスをOFFにしたプリスキャン等によって事前に取得するべき渦磁場の時定数や係数等の補正データの数を減らすことができる。すなわち、データ収集シーケンスが共通であるため、単一のデータ収集シーケンスに対応する補正データのみを取得すればよいことになる。このため、プリスキャンの時間を含む撮像時間の短縮化に繋がる。

図３及び図４には、診断用のMR信号としてMRS用のMR信号を収集する例を示したが、MR画像データの生成用のイメージングデータを診断用のMR信号として収集するためのデータ収集条件を同様に設定することもできる。

図５は、図２に示すデータ収集条件設定部４０において設定可能なイメージングデータのデータ収集条件を示す図である。

図５において横軸方向は時間を示し、縦軸方向はデータ収集回数方向を示す。MR画像データの生成に必要なイメージングデータを繰返し収集する場合においても、T2強調画像データを生成する場合であれば、T2プリパレーションシーケンスの実行後にイメージングデータの収集シーケンスを実行するデータ収集を繰返すデータ収集条件を設定することができる。

この場合においても、T2プリパレーションシーケンスの第１のTEについてはイメージングデータの収集が繰返される度に変化し、イメージングデータを収集するためのデータ収集シーケンスにおける第２のTEについては一定となるようにデータ収集条件が設定される。すなわち、T2プリパレーションシーケンスの第１のTEを変えながら繰返しイメージングデータを収集する撮像条件を設定することができる。

また、データ収集シーケンスと次のT2プリパレーションシーケンスとの間には、待機時間を設定することができる。

イメージングデータの収集は、通常、位相エンコード(PE: phase encode)量及びスライスエンコード(SE: slice encode)量を変えながら繰返し収集される。従って、データ収集シーケンスにおけるPE量ごと又はSE量ごとにT2プリパレーションパルスの第１のTEを変えるデータ収集条件が設定されることになる。但し、イメージングデータのアベレージングを行ってMR画像データを生成する場合のように、PE量及びSE量が同一のデータ収集シーケンスが繰返される場合には、PE量及びSE量が同一でT2プリパレーションパルスの第１のTEのみが変わるデータ収集条件を設定することも可能である。

一方、データ処理部４１は、データ収集条件設定部４０において設定されたデータ収集条件下におけるデータ収集の繰返しによって収集される診断用のMR信号に基づいて、検査情報を取得する機能を有する。

すなわち、データ処理部４１は、収集される診断用のMR信号がMRS用のMR信号であれば、MR信号のFTを含むデータ解析処理によってMR信号の周波数スペクトルを検査情報として取得するように構成される。この場合、周波数スペクトルの生成に先だってMRS用のMR信号を積算するアベレージングが実行される。取得された周波数スペクトルは、MRS解析結果として表示装置３４に表示させることができる。また、周波数スペクトルをMRS解析データとして画像データ記憶部４３に保存することもできる。

一方、収集される診断用のMR信号がMR画像データの生成用のイメージングデータであれば、データ処理部４１は、イメージングデータに基づいてMR画像データを生成するように構成される。具体的には、ｋ空間データ記憶部４２に形成されたｋ空間へのイメージングデータのｋ空間データとしての配置、ｋ空間データに対するFTを含む画像再構成処理並びに画像再構成処理によって生成される画像データに対する必要な画像処理によってMR画像データを生成することができる。生成された画像データは、表示装置３４に表示させることができる。また、画像データを画像データ記憶部４３に保存することもできる。

更に、データ処理部４１には、検査情報の生成のためのデータ処理における前処理として、渦磁場の影響を除去するための公知の補正処理（渦補正処理）を実行する機能を有している。渦補正処理は、予めプリスキャンによってプリスキャンデータとして取得された渦磁場の時定数等の補正データを参照することによって実行される。

次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作及び作用について説明する。

まず、予め寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。また、予めプリスキャンの実行によって公知の方法で渦補正用の補正データが取得される。

次に、データ収集条件設定部４０において、図３に例示されるようなパルスシーケンス並びに図４又は図５に示すようなデータ収集条件が設定される。すなわち、診断用のMR信号を収集するためのデータ収集シーケンスのTEを一定とする一方、T2プリパレーションシーケンスのTEを変えながらMR信号の収集を繰返すデータ収集条件が設定される。

そして、設定されたパルスシーケンスを含むデータ収集条件は、データ収集条件設定部４０からシーケンスコントローラ３１に出力される。そうすると、シーケンスコントローラ３１は、データ収集条件に従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、RFコイル２４からRF信号を発生させる。

このため、被検体Ｐの内部における核磁気共鳴により生じたMR信号が、RFコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、RFコイル２４からMR信号を受けて必要な信号処理を施した後、シーケンスコントローラ３１を通じてコンピュータ３２に出力する。

次に、コンピュータ３２のデータ処理部４１は、MR信号に基づいて検査情報を取得する。具体的には、MRSの解析を行う場合であれば、MR信号を積算するアベレージング及びFTを含む処理によってMRSの解析データが取得される。また、MRイメージングを行う場合であれば、MR信号の画像再構成処理及び必要な画像処理によってMR画像データが生成される。また、検査情報を生成するために補正データに基づく渦補正処理が実行される。

つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、T2プリパレーションシーケンスを付加したデータ収集シーケンスを、T2プリパレーションシーケンスの第１のTEを変えながら繰返し実行することによってMRSの解析データや画像データ等の検査情報を収集するようにしたものである。

このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、MR信号が収集されるTEを一定にすることができる。この結果、渦電流の発生条件を一定にし、渦電流による影響を低減させることができる。

特に、TEを変えながらMRS用のMR信号を収集して積算する従来の方法では、収集されるMR信号ごとに異なる渦磁場の影響を受ける。このため、渦補正が良好に実施できず、渦電流の影響を十分に除去できない場合がある。しかも、収集されるMR信号ごとに異なる渦磁場が発生するため、渦補正用の補正データをMR信号ごとに事前に取得することが必要となる。その結果、プリスキャンの回数が増加し、撮像時間の増加に繋がる。逆に、補正データを収集しなければ、正確な渦補正を実行することが困難となる。

これに対して、磁気共鳴イメージング装置２０では、渦電流の発生条件が一定である。従って、渦補正の補正データが共通となり、共通の補正データを用いてMR信号の渦補正を実行することが可能となる。この結果、渦補正及びアベレージングの双方を伴う処理によって、渦電流の影響が低減され、かつ良好なSNRを有するMRSの解析データを取得することができる。このため、特に、渦補正が重要な胸部におけるMRSに有効である。

また、渦補正の補正データが共通となるため、補正データを取得するためのプリスキャンの回数を、原理的には１回に低減させることができる。このため、撮像時間を短縮させることができる。

以上、特定の実施形態について記載したが、記載された実施形態は一例に過ぎず、発明の範囲を限定するものではない。ここに記載された新規な方法及び装置は、様々な他の様式で具現化することができる。また、ここに記載された方法及び装置の様式において、発明の要旨から逸脱しない範囲で、種々の省略、置換及び変更を行うことができる。添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。

２０磁気共鳴イメージング装置
２１静磁場用磁石
２２シムコイル
２３傾斜磁場コイル
２４ RFコイル
２５制御系
２６静磁場電源
２７傾斜磁場電源
２８シムコイル電源
２９送信器
３０受信器
３１シーケンスコントローラ
３２コンピュータ
３３入力装置
３４表示装置
３５演算装置
３６記憶装置
３７寝台
４０データ収集条件設定部
４１データ処理部
４２ｋ空間データ記憶部
４３画像データ記憶部
Ｐ被検体

Claims

組織ごとの横緩和時間の違いを利用して複数の組織からの磁気共鳴信号を選択的に強調及び抑制する横緩和プリパレーションパルスを印加した後に高周波励起パルスを印加して診断用の磁気共鳴信号の収集を行うデータ収集を複数回繰返し、かつ前記横緩和プリパレーションパルスを構成する最初の高周波パルスと最後の高周波パルスとの間隔を前記データ収集ごとに変える一方、前記診断用の磁気共鳴信号が収集されるエコー時間を一定にするデータ収集条件を設定するデータ収集条件設定手段と、
前記データ収集の繰返しによって収集される前記診断用の磁気共鳴信号に基づいて、検査情報を取得するデータ処理手段と、
を備える磁気共鳴イメージング装置。
前記データ処理手段は、磁気共鳴スペクトロスコピーの解析データとして前記検査情報を取得するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記データ処理手段は、前記データ収集ごとの前記診断用の磁気共鳴信号を積算するアベレージングによって前記解析データを取得するように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記データ収集条件設定手段は、磁気共鳴画像データの生成用のイメージングデータを前記診断用の磁気共鳴信号として収集するためのデータ収集条件を設定するように構成され、
前記データ処理手段は、前記イメージングデータに基づいて前記磁気共鳴画像データを生成するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記データ収集条件設定手段は、位相エンコード量ごと又はスライスエンコード量ごとに前記横緩和プリパレーションパルスを構成する前記最初の高周波パルスと前記最後の高周波パルスとの前記間隔を変えるように構成される請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記データ収集条件設定手段は、前記横緩和プリパレーションパルスの印加と前記高周波励起パルスの印加との間において水抑制パルスを印加するデータ収集条件を設定するように構成される請求項１乃至５のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。