JP4494937B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents

Description

本発明は、ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置に関し、とくに、ＲＦ（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）磁場の周波数および検波用信号の周波数をラーモア（Ｌａｒｍｏｒ）周波数の経時変化に合わせて変更して磁気共鳴信号を収集するＭＲＩ装置に関する。

ＭＲＩ装置では、静磁場強度の変化等によりラーモア周波数が経時的に変化することがあり、そのような場合は、ラーモア周波数の変化に合わせて、ＲＦ磁場の周波数および検波用信号の周波数が変更される。ラーモア周波数は、適宜のタイミング（ｔｉｍｉｎｇ）で収集したＦＩＤ（Ｆｒｅｅ Ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｄｅｃａｙ）信号等から測定され、当初の値からの変化量に応じて、ＲＦ磁場の周波数および検波用信号の周波数の修正が行われる（例えば、特許文献１参照）。
特許第３５１３０７６号明細書（第５−７頁、図１−５）

ＲＦ磁場の周波数変更はＲＦパルス（ｐｕｌｓｅ）の送信開始時に行われ、検波用信号の周波数変更は検波開始時に行われる。その際、どちらの周波数変更も初期位相を０として行われるが、検波によって得られる信号は、ラーモア周波数の変化がないとしたときに得られる検波信号からみて、位相がずれたものとなる。このような位相のずれは、収集時期を異にする同一部位の信号について、ローデータ（ｒａｗ ｄａｔａ）の段階で例えば差分演算等を行う場合に誤差を生じる原因となる。

そこで、本発明の課題は、ＲＦ磁場および検波用信号の周波数変更による位相ずれが生じないＭＲＩ装置を実現することである。

上記の課題を解決するためのひとつの観点での発明は、静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場を対象に印加して発生させた磁気共鳴信号を検波して収集する信号収集手段と、ＲＦ磁場の周波数および検波用信号の周波数をラーモア周波数の経時変化に合わせて変更する周波数変更手段と、収集された信号に基づいて画像を再構成する画像再構成手段とを有するＭＲＩ装置であって、前記周波数変更手段によって変更された周波数と基準周波数との差ΔｆおよびＲＦ磁場の印加開始から磁気共鳴信号の検波開始までの時間Ｔを用いた関係式
Δθ＝２π・Δｆ・Ｔ
で与えられる位相Δθを検波用信号の検波開始時の位相とする位相制御手段、を具備することを特徴とするＭＲＩ装置である。

上記の課題を解決するための他の観点での発明は、静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場を対象に印加して発生させた磁気共鳴信号を検波して収集する信号収集手段と、ＲＦ磁場の周波数および検波用信号の周波数をラーモア周波数の経時変化に合わせて変更する周波数変更手段と、収集された信号に基づいて画像を再構成する画像再構成手段とを有するＭＲＩ装置であって、前記周波数変更手段による検波用信号の周波数変更を、検波開始時点での位相が連続するように行わせる周波数変更制御手段、を具備することを特徴とするＭＲＩ装置である。

前記基準周波数は経時変化前のラーモア周波数であることが、基準周波数を適切に得る点で好ましい。
前記経時変化前のラーモア周波数は前記信号収集手段によるプリスキャンによって得られる磁気共鳴信号から測定されることが、ラーモア周波数の初期値を適切に得る点で好ましい。

前記ラーモア周波数はＦＩＤ信号から測定されることが、適切な測定値を得る点で好ましい。
前記画像再構成手段は、収集時期が異なる同一部位の信号同士の演算後の信号を用いて画像を再構成することが、機能に関する画像を得る点で好ましい。

前記演算は差分演算であることが、差分画像を得る点で好ましい。
前記収集時期が異なる同一部位の信号は、一方が造影剤注入前の信号であり他方は造影剤注入後の信号であることが、造影画像を得る点で好ましい。

本発明によれば、ひとつの観点では、ＭＲＩ装置が、静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場を対象に印加して発生させた磁気共鳴信号を検波して収集する信号収集手段と、ＲＦ磁場の周波数および検波用信号の周波数をラーモア周波数の経時変化に合わせて変更する周波数変更手段と、収集された信号に基づいて画像を再構成する画像再構成手段とを有するＭＲＩ装置であって、前記周波数変更手段によって変更された周波数と基準周波数との差ΔｆおよびＲＦ磁場の印加開始から磁気共鳴信号の検波開始までの時間Ｔを用いた関係式Δθ＝２π・Δｆ・Ｔで与えられる位相Δθを検波用信号の検波開始時の位相とする位相制御手段を具備するので、ＲＦ磁場および検波用信号の周波数変更による検波信号の位相ずれをなくすことができる。

本発明によれば、他の観点では、ＭＲＩ装置が、静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場を対象に印加して発生させた磁気共鳴信号を検波して収集する信号収集手段と、ＲＦ磁場の周波数および検波用信号の周波数をラーモア周波数の経時変化に合わせて変更する周波数変更手段と、収集された信号に基づいて画像を再構成する画像再構成手段とを有するＭＲＩ装置であって、前記周波数変更手段による検波用信号の周波数変更を、検波開始時点での位相が連続するように行わせる周波数変更制御手段を具備するので、ＲＦ磁場および検波用信号の周波数変更による検波信号の位相ずれをなくすことができる。

以下、図面を参照して発明を実施するための最良の形態を詳細に説明する。なお、本発明は発明を実施するための最良の形態に限定されるものではない。図１にＭＲＩ装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は発明を実施するための最良の形態の一例である。本装置の構成によって、ＭＲＩ装置に関する本発明を実施するための最良の形態の一例が示される。

同図に示すように、本装置はマグネットシステム１００を有する。マグネットシステム１００は主磁場コイル（ｃｏｉｌ）部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を有する。これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、互いに同軸的に配置されている。

マグネットシステム１００の概ね円柱状の内部空間（ボア：ｂｏｒｅ）に、撮像の対象１がクレードル（ｃｒａｄｌｅ）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。

主磁場コイル部１０２はマグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象１の体軸の方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成してもよい。また、マグネットシステムは、水平磁場方式のものに変えて、静磁場の方向が対象１の体軸に垂直は垂直磁場方式のものを用いるようにしてもよい。垂直磁場方式では例えば永久磁石が静磁場発生に利用される。

勾配コイル部１０６は、互いに垂直な３軸すなわちスライス（ｓｌｉｃｅ）軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。

静磁場空間における互いに垂直な座標軸をｘ，ｙ，ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままｘ，ｙ，ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。本装置では対象１の体幅の方向をｘ方向とし、体厚の方向をｙ方向とし、体軸の方向をｚ方向とする。

スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード（ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト（ｒｅａｄ ｏｕｔ）勾配磁場ともいう。リードアウト勾配磁場は周波数エンコード勾配磁場と同義である。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。以下、勾配磁場を単に勾配ともいう。

ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に対象１の体内のスピン（ｓｐｉｎ）を励起するためのＲＦ磁場を形成する。以下、ＲＦ磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信ともいう。また、ＲＦ励起信号をＲＦパルス（ｐｕｌｓｅ）ともいう。

励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、ＲＦコイル部１０８によって受信される。磁気共鳴信号は、周波数ドメイン（ｄｏｍａｉｎ）すなわちフーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間についてのサンプリング（ｓａｍｐｌｉｎｇ）信号となる。

位相軸方向および周波数軸方向の勾配により、磁気共鳴信号のエンコードを２軸で行えば、磁気共鳴信号は２次元フーリエ空間についてのサンプリング信号として得られ、スライス勾配をも利用してエンコードを３軸で行えば３次元フーリエ空間についての信号として得られる。各勾配は、２次元あるいは３次元フーリエ空間における信号のサンプリング位置を決定する。以下、フーリエ空間をｋスペース（ｋ−ｓｐａｃｅ）ともいう。

勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。

ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦパルスを送信させ、対象１の体内のスピンを励起する。

ＲＦコイル部１０８には、また、データ（ｄａｔａ）収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０は、ＲＦコイル部１０８が受信した受信信号をディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌ ｄａｔａ）として収集する。

勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０にはシーケンス（ｓｅｑｕｅｎｃｅ）制御部１６０が接続されている。シーケンス制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制御して磁気共鳴信号の収集を遂行する。以下、磁気共鳴信号の収集をスキャンともいう。

シーケンス制御部１６０は、例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等を用いて構成される。シーケンス制御部１６０は図示しないメモリ（ｍｅｍｏｒｙ）を有する。メモリはシーケンス制御部１６０用のプログラム（ｐｒｏｇｒａｍ）および各種のデータを記憶している。シーケンス制御部１６０の機能は、コンピュータがメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。マグネットシステム１００ないしシーケンス制御部１６０からなる部分は、本発明における信号収集手段の一例である。

データ収集部１５０の出力側はデータ処理部１７０に接続されている。データ収集部１５０が収集したデータがデータ処理部１７０に入力される。データ処理部１７０は、例えばコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部１７０は図示しないメモリを有する。メモリはデータ処理部１７０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。

データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０に接続されている。データ処理部１７０はシーケンス制御部１６０の上位にあってそれを統括する。本装置の機能は、データ処理部１７０がメモリに記憶されたプログラムを実行することによりを実現される。

データ処理部１７０は、データ収集部１５０が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。このデータ空間はｋスペースに対応する。データ処理部１７０は、ｋスペースのデータを逆フ−リエ変換することにより画像を再構成する。データ処理部１７０は、本発明における画像再構成手段の一例である。

データ処理部１７０には表示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示部１８０は、グラフィックディスプレー（ｇｒａｐｈｉｃ ｄｉｓｐｌａｙ）等で構成される。操作部１９０はポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇ ｄｅｖｉｃｅ）を備えたキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）等で構成される。

表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、使用者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。使用者は表示部１８０および操作部１９０を通じてインタラクティブ（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ）に本装置を操作することが可能である。

図２に、ＲＦ駆動部１４０の構成を示す。同図に示すように、ＲＦ駆動部１４０は、基準発信器４０２の出力信号（周波数ｆｃ）と可変発信器４０４の出力信号（周波数Δｆｓ）を周波数混合器４０６で混合して、周波数がｆｃ＋ΔｆｓのＲＦ信号を得て、このＲＦ信号を送信ゲート（ｇａｔｅ）４０８を通じて振幅変調器４１０に入力し、振幅変調後のＲＦ信号をパワーアンプ（ｐｏｗｅｒ ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）４１２で増幅してＲＦコイル部１０８に供給するようになっている。

基準発信器４０２の出力信号の周波数ｆｃは固定である。この周波数ｆｃは、静磁場強度が正規の強度であるときのラーモア周波数に等しい。以下、基準発信器の出力信号の周波数を基準発信器の周波数ないし基準周波数ともいう。基準周波数は、予め測定した経時変化前のラーモア周波数であってよい。経時変化前のラーモア周波数は、例えば、プリスキャン（ｐｒｅ−ｓｃａｎ）によって得られた磁気共鳴信号から測定される。

可変発信器４０４の出力信号の周波数Δｆｓはシーケンス制御部１６０による制御の下で変更される。可変発信器４０４は、本発明における周波数変更手段の一例である。以下、可変発信器の出力信号の周波数を可変発信器の周波数ともいう。送信ゲート４０８の開閉もシーケンス制御部１６０によって制御される。

図３に、データ収集部１５０のフロントエンド（ｆｒｏｎｔ ｅｎｄ）部分の構成を示す。同図に示すように、データ収集部１５０は、ＲＦコイル部１０８からの入力信号をプリアンプ（ｐｒｅ−ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）５１２で増幅し、分配器５１４を通じて２つの検波器５１６，５１６’に入力してそれぞれ検波し、検波出力Ｉ，Ｑをそれぞれ得るようになっている。

検波器５１６，５１６’のための検波信号（キャリア：ｃａｒｒｉｅｒ）としては、基準発信器５０２の出力信号（周波数ｆｃ）と可変発信器５０４の出力信号（周波数Δｆｒ）を周波数混合器５０６で混合して周波数がｆｃ＋Δｆｒの検波用信号とし、この検波用信号を受信ゲート５０８を通じて移相器５１０に入力し、移相器５１０により位相が０°と９０°の２つの検波用信号を得るようになっている。

基準発信器５０２の周波数ｆｃは固定であるが、可変発信器５０４の周波数Δｆｒはシーケンス制御部１６０による制御の下で変更される。可変発信器５０４は、本発明における周波数変更手段の一例である。可変発信器５０４の周波数Δｆｒは、可変発信器４０４の周波数Δｆｓと同一または異なる周波数である。受信ゲート５０８の開閉もシーケンス制御部１６０によって制御される。

図４に、スキャン用のパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）の一例を示す。このパルスシーケンスはグラディエントエコー（Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）法によるパルスシーケンスである。

同図において、（１）はＲＦ励起のシーケンスを示す。（２）−（４）はいずれも勾配磁場のシーケンスを示す。（５）は磁気共鳴信号のシーケンスを示す。勾配磁場のシーケンスのうち、（２）はスライス勾配、（３）は周波数エンコード勾配、（４）は位相エンコード勾配勾配である。なお、静磁場は一定の磁場強度で常時印加されている。以下同様である。

先ず、α°パルスによるスピン励起が行われる。α°励起はスライス勾配Ｓｌｉｃｅの下での選択励起である。α°パルスは送信ゲート４０８が開いている間に行われる。以下、この期間を送信ゲート期間ともいう。

α°励起後に、周波数エンコード勾配Ｒｅａｄおよび位相エンコード勾配Ｐｈａｓｅが所定のシーケンスで印加され、磁気共鳴信号すなわちエコーが読み出される。エコーの読み出しは受信ゲート５０８が開いている間に行われる。以下、この期間を受信ゲート期間ともいう。

このようなパルスシーケンスが、繰り返し時間ＴＲで所定回数繰り返され、そのつど、エコーが読み出される。繰り返しのたびにエコーの位相エンコードが変更され、所定回数の繰り返しによって、２次元ｋスペース全体についてのエコー信号収集が行われる。なお、スライス方向にも位相エンコードを行うときは、３次元ｋスペースについてのエコー信号収集が行われる。２次元ｋスペースのエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより２Ｄ画像が再構成される。３次元ｋスペースのエコーデータを３次元逆フーリエ変換することにより２Ｄ画像が再構成される。

図５に、ＦＩＤ信号収集用のパルスシーケンスの一例を示す。同図において、（１）はＲＦ励起のシーケンスを示す。（２）−（４）はいずれも勾配磁場のシーケンスを示す。（５）はＦＩＤ信号のシーケンスを示す。同図に示すように、ＦＩＤ信号は、位相エンコード勾配勾配Ｐｈａｓｅを０としたパルスシーケンスによって収集される。

このようなパルスシーケンスが、図４に示したスキャン用のパルスシーケンスの繰り返しに割り込む形で所定の頻度で実行され、その都度ＦＩＤ信号が収集される。ＦＩＤ信号を収集するたびにその中心周波数が測定される。これによってラーモア周波数の現在値が得られる。

スキャン用のパルスシーケンスにおけるＲＦ励起の周波数は、ラーモア周波数の現在値に一致するように変更される。ＲＦ励起周波数の変更は、シーケンス制御部１６０で可変発信器４０４の周波数Δｆｓを制御することによって行われる。

エコー信号検波用のキャリア周波数も、ラーモア周波数の変化に追従して変更される。キャリア周波数の変更は、シーケンス制御部１６０で可変発信器５０４の周波数Δｆｒを制御することによって行われる。以下、ＲＦ励起周波数を励起周波数ともいい、エコー信号検波用のキャリア周波数を検波周波数ともいう。

図６に、励起周波数および検波周波数の変更の一例をタイムチャート（ｔｉｍｅ ｃｈａｒｔ）によって示す。同図の（１）は励起周波数を示し（２）は検波周波数を示す。ただし、いずれも可変発信器４０２の周波数Δｆｓおよび可変発信器５０２の周波数Δｆｒによって示す。これらの周波数に基準発信器４０２および５０２の周波数ｆｃをそれぞれ加えたｆｃ＋Δｆｓおよびｆｃ＋Δｆｒが、それぞれ、実際の励起周波数および検波周波数である。以下同様である。

同図に示すように、送信ゲート期間の始まりに合わせて、時刻ｔ０で励起周波数が変更され、変更後の周波数でＲＦ励起が行われる。時刻ｔ１でＲＦ励起信号の振幅が最大になり、時刻ｔ２で送信ゲート期間が終わる。

励起されたスピンは周波数ｆｃ＋Δｆｓで回転する。このような回転は周波数がｆｃの回転座標上では周波数がΔｆｓの回転となる。このため、同図における励起周波数Δｆｓのタイムチャートは回転座標上でのスピンのふるまいを示すものとなる。

このようなスピンの回転座標上での位相は

で与えられる。この位相は回転座標上での位相のずれを表す。
この位相のずれは、受信ゲート期間が始まる時刻ｔ３では、

となる。
時刻ｔ３から受信ゲート期間が始まり、時刻ｔ４までの間に周波数Δｆｒによる検波が行われる。このとき、周波数Δｆｒの信号は、時刻ｔ３における位相が（２）式で与えられる位相に一致するように制御される。このような検波信号の位相制御により、検波後の出力信号は回転座標上での位相ずれを含まないものとなる。位相制御は、シーケンス制御部１６０により可変発信器５０４に対して行われる。シーケンス制御部１６０は位相制御手段の一例である。

図７に、励起周波数および検波周波数の変更の他の例をタイムチャートによって示す。同図の（１）は励起周波数を示し（２）は検波周波数を示す。同図に示すように、送信ゲート期間の始まりに合わせて、時刻ｔ０で励起周波数が変更され、変更後の周波数でＲＦ励起が行われる。

時刻ｔ０では、また、検波周波数Δｆｒの変更も行われる。このとき、Δｆｒ＝Δｆｓとなるように変更される。ただし、まだ受信ゲート期間でないのでこの信号による検波は行われない。

時刻ｔ３から受信ゲート期間が始まり検波が行われる。受信ゲート期間中の検波周波数は受信帯域に合わせて定められるので、常にΔｆｒ＝Δｆｓであるとは限らない。Δｆｒ≠Δｆｓであるときは、時刻ｔ３で周波数があらためて変更される。このときの周波数変更は位相連続で行われる。このような位相連続での検波周波数変更は、シーケンス制御部１６０により可変発信器５０４に対して行われる。シーケンス制御部１６０は周波数変更制御手段の一例である。

変更直前までΔｆｒ＝Δｆｓであったことにより、時刻ｔ３での位相は、（２）式で与えられる位相となっている。このため、図６の場合と同様に、検波後の出力信号は回転座標上での位相ずれを含まないものとなる。

このように、検波後の信号はラーモア周波数の経時変化に関わらず位相ずれを生じないので、例えば、造影撮影を行う場合のように、同一部位の信号について、ローデータの段階で、造影剤注入前と後の差分を求めるときにも誤差を生じることがない。したがって、正しい造影画像を得ることができる。なお、差分に限らず、収集時期を異にする同一部位の信号について何らかの演算を行う場合も同様である。これによって、正しい機能画像等を得ることができる。

本発明を実施するための最良の形態の一例のＭＲＩ装置のブロック図である。 ＲＦ駆動部のブロック図である。 データ収集部のフロントエンド部分のブロック図である。 パルスシーケンスの一例を示す図である。 パルスシーケンスの一例を示す図である。 励起周波数および検波周波数の変更の一例を示すタイムチャートである。 励起周波数および検波周波数の変更の一例を示すタイムチャートである。

符号の説明

１ 対象
１００ マグネットシステム
１０２ 主磁場コイル部
１０６ 勾配コイル部
１０８ ＲＦコイル部
１１０ 受信コイル部
１３０ 勾配駆動部
１５０ ＲＦ駆動部
１５０ データ収集部
１６０ シーケンス制御部
１７０ データ処理部
１８０ 表示部
１９０ 操作部
５００ クレードル
４０２ 基準発信器
４０４ 可変発信器
４０６ 周波数混合器
４０８ 送信ゲート
４１０ 振幅変調器
４１２ パワーアンプ
５０２ 基準発信器
５０４ 可変発信器
５０６ 周波数混合器
５０８ 受信ゲート
５１０ 移相器
５１２ プリアンプ
５１４ 分配器
５１６，５１６’ 検波器

Claims (6)

1. 静磁場、勾配磁場およびＲＦ磁場を対象に印加して発生させた磁気共鳴信号を検波して収集する信号収集手段と、
   経時変化するラーモア周波数を測定する測定手段と、
   経時変化前のラーモア周波数を基準周波数（ｆc）とし、前記基準周波数（ｆc）と前記測定手段によって測定された経時変化したラーモア周波数との差分をΔｆとするとき、前記基準周波数（ｆc）及び前記差分（Δｆ）に基づいてＲＦ磁場の周波数及び検波用信号の周波数を変更する周波数変更手段と、
   収集された信号に基づいて画像を再構成する画像再構成手段と、
   前記ＲＦ磁場を印加し始める第１の時間（ｔ0）と前記磁気共鳴信号を検波し始める第２の時間（ｔ3）との期間をＴとするとき、前記第１の時間（ｔ0）におけるＲＦ磁場の周波数の位相に対する前記第２の時間（ｔ3）における検波用信号の周波数の位相として、関係式
   Δθ＝２π・Δｆ・Ｔ
   で与えられる位相Δθを与えるようにする位相制御手段とを具備することを特徴とするＭＲＩ装置。
2. 前記経時変化前のラーモア周波数又は前記経時変化したラーモア周波数は、前記信号収集手段によるプリスキャンによって得られる磁気共鳴信号から測定される、
   ことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
3. 前記ラーモア周波数はＦＩＤ信号から測定される、
   ことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のＭＲＩ装置。
4. 前記画像再構成手段は、収集時期が異なる同一部位の信号同士の演算後の信号を用いて画像を再構成する、
   ことを特徴とする請求項１ないし請求項３のうちのいずれか１つに記載のＭＲＩ装置。
5. 前記演算は差分演算である、
   ことを特徴とする請求項４に記載のＭＲＩ装置。
6. 前記収集時期が異なる同一部位の信号は、一方が造影剤注入前の信号であり他方は造影剤注入後の信号である、
   ことを特徴とする請求項５に記載のＭＲＩ装置。

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