JPH07136147A - Mr imaging system - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To obtain an image at each stage of the change process of a signal strength when an MTC pulse is given by performing a photographing sequence while an RF signal irradiation of a frequency being a little apart from the resonant frequency of a proton of free water is pulse-likely added and collecting data of a transient changing process. CONSTITUTION:A main magnet 11 for generating a static magnetic field and an inclined magnetic field coil 12 for applying an inclined magnetic field are provided and an object to be examined is arranged in a space wherein the magnetic field is applied and an RF coil 13 is fixed on the object to be examined. Then, an NMR signal generated in the object to be examined is received by means of the RF coil 13 and is taken in a host computor 51. The sequencer 23 sends a timing signal to a wave shape generator 22, an RF signal generator 31, a sampling pulse generator 24, etc., under control of the host computor 51 and control of the whole pulse sequence based on photographic sequence is performed by means of a host computor 51.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】この発明は、ＮＭＲ（核磁気共
鳴）現象を利用してイメージングを行うＭＲイメージン
グ装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an MR imaging apparatus for performing imaging by utilizing the NMR (nuclear magnetic resonance) phenomenon.

【０００２】[0002]

【従来の技術】ＭＲイメージング装置は、原子核の共鳴
現象を利用し、生体内各組織におけるスピンの緩和時間
差を捉えて画像化するもので、緩和時間差を表わす優れ
たコントラストの画像を得ることができることから医療
の形態診断の分野においてきわめて有用なものとなって
いる。ＮＭＲパラメータとしては、通常、プロトン密度
ρと２つの緩和時間Ｔ１、Ｔ２が主に利用されている。2. Description of the Related Art An MR imaging apparatus utilizes the resonance phenomenon of atomic nuclei to capture and image the relaxation time difference of spins in various tissues in a living body, and is capable of obtaining an image of excellent contrast representing the relaxation time difference. Therefore, it is extremely useful in the field of medical form diagnosis. Normally, the proton density ρ and the two relaxation times T1 and T2 are mainly used as NMR parameters.

【０００３】ところで、近年、ＭＴ（ｍａｇｎｅｔｉｚ
ａｔｉｏｎ ｔｒａｎｓｆｅｒ）効果によるコントラス
ト改善法が注目されている（雑誌「ＩＮＮＥＲＶＩＳＩ
ＯＮ」（８・６）１９９３、９７ページ〜１００ページ
や、日本磁気共鳴医学会雑誌Ｖｏｌ．９、Ｓｕｐｐｌｅ
ｍｅｎｔ２、１６９ページ、１９８９などを参照）。こ
れは生体組織中の自由水のプロトンと、膜や蛋白質など
の巨大分子のプロトンおよびその周囲にあってその運動
が制限されている水のプロトン（ここでは説明の便宜
上、結合水と称する）との相互作用を捉えて画像のコン
トラストとするもので、ＭＴの大きさによりつくられる
画像のコントラストはＭＴＣ（ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉ
ｏｎ ｔｒａｎｓｆｅｒ ｃｏｎｔｒａｓｔ）と呼ばれ
ている。このＭＴ効果は、単に画像のコントラストの改
善のみならず、組織性状を反映するものとして、医学的
な診断に役立つことが期待されている。By the way, in recent years, MT (Magnetiz)
A method for improving contrast by using the effect of "transmission transfer" has attracted attention (magazine "INNERVISI").
ON ”(8, 6) 1993, pp. 97-100, and the Japanese Society of Magnetic Resonance Medicine Vol. 9, Simple
ment2, page 169, 1989). These are the protons of free water in living tissues, the protons of macromolecules such as membranes and proteins, and the water protons around which the movement is restricted (here, for the sake of convenience of description, it is called bound water). Is used as the contrast of the image, and the contrast of the image created by the size of MT is MTC (magnetizati).
It is called "on transfer contrast". This MT effect is expected to be useful not only in improving the contrast of images but also in the medical diagnosis as reflecting the tissue properties.

【０００４】従来、このＭＴＣ画像を得るために、グラ
ジェントエコー法やスピンエコー法などの撮像シーケン
スに、水の共鳴周波数から少し離れた周波数帯域を選択
的に励起する、ＭＴＣパルスと呼ばれる励起パルスを付
加する方法がとられており、ＭＴＣパルスを印加した場
合と印加しない場合との信号変化率を算出する方法や、
ＭＴＣパルスを印加した状態でのＴ１緩和時間を複数回
の撮像により算出した後、これを考慮して自由水のプロ
トンと結合水のプロトンとの交換速度を定量化する方法
が知られている。Conventionally, in order to obtain this MTC image, an excitation pulse called an MTC pulse that selectively excites a frequency band slightly apart from the resonance frequency of water in an imaging sequence such as a gradient echo method or a spin echo method. Is adopted, and a method of calculating the signal change rate between when the MTC pulse is applied and when it is not applied,
A method is known in which the T1 relaxation time in the state where the MTC pulse is applied is calculated by a plurality of times of imaging, and then the exchange rate between free water protons and bound water protons is quantified in consideration of this.

【０００５】[0005]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、ＭＴ効
果においては、自由水のプロトンの磁化とＴ１（Ｍｆ、
Ｔ１ｆ）、結合水のプロトンの磁化とＴ１（Ｍｒ、Ｔ１
ｒ）、交換速度（ｋ）などの因子が複雑に影響してお
り、上記の前者の単にＭＴＣパルスを印加した場合と印
加しない場合との信号変化率を算出するだけでは内部情
報を正確に反映させることはできないし、また、上記の
後者の方法では複数回の撮像を行なう必要がある、とい
う問題がある。However, in the MT effect, the magnetization of the proton of free water and T1 (Mf,
T1f), the magnetization of protons of bound water and T1 (Mr, T1
Factors such as r) and exchange rate (k) have a complicated influence, and internal information is accurately reflected by simply calculating the signal change rate of the former case with and without the MTC pulse applied. However, there is a problem in that the latter method described above requires imaging a plurality of times.

【０００６】この発明は、上記に鑑み、ＭＴ効果の過渡
的変化を捉えることにより、組織性状診断能を向上させ
る新たな組織情報を得ることができるようにした、ＭＲ
イメージング装置を提供することを目的とする。In view of the above, the present invention has made it possible to obtain new tissue information for improving the tissue property diagnostic ability by capturing the transient change of the MT effect.
An object is to provide an imaging device.

【０００７】[0007]

【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明によるＭＲイメージング装置においては、
ＭＴＣパルスを与えたときの信号強度変化過程の各段階
での画像を得るようにしたことが特徴となっている。In order to achieve the above object, in the MR imaging apparatus according to the present invention,
The feature is that an image is obtained at each stage of the signal intensity change process when the MTC pulse is applied.

【０００８】[0008]

【作用】ＭＴＣパルスを印加することにより蛋白質など
の巨大分子に結合したプロトンのスピンの位相がばらば
らになって飽和する。するとＭＴ効果によって、この巨
大分子の周囲にある自由水のプロトンのスピンの位相情
報が影響され、これも飽和する。こうして周囲の自由水
のプロトンに順次飽和が広がっていき、縦磁化が減少し
て、信号強度が低下する。その過程の各段階での画像が
得られるので、結合水のプロトンの縦緩和ならびに交換
速度に関する情報が得られ、各部分の組織についての新
たな性状情報を取得することが可能となる。[Function] By applying the MTC pulse, the spin phases of protons bound to macromolecules such as proteins are scattered and saturated. Then, the MT effect influences the spin phase information of the protons of free water around the macromolecule, which is also saturated. In this way, the saturation gradually spreads to the surrounding free water protons, the longitudinal magnetization decreases, and the signal strength decreases. Since images at each stage of the process can be obtained, information on the longitudinal relaxation and exchange rate of protons of bound water can be obtained, and new property information on the tissue of each part can be obtained.

【０００９】[0009]

【実施例】以下、この発明の好ましい一実施例について
図面を参照しながら詳細に説明する。図４に示すＭＲイ
メージング装置により、図２に示すようなＭＴＣパルス
６１を付加したパルスシーケンスを繰り返す期間と、Ｍ
ＴＣパルス６１をオフしたパルスシーケンスを繰り返す
期間とを、図１に示すように設ける。まず図４に示した
ＭＲイメージング装置について説明すると、静磁場を発
生するための主マグネット１１と、この静磁場に重畳す
るように傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル１２とが備
えられている。傾斜磁場コイル１２はＸ、Ｙ、Ｚの３軸
方向に磁場強度がそれぞれ傾斜する傾斜磁場Ｇｘ、Ｇ
ｙ、Ｇｚを発生するように３組のコイルから構成され
る。この静磁場及び傾斜磁場が加えられる空間に、図示
しない被検体（患者）が配置され、その被検体にＲＦコ
イル１３が取り付けられる。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENT A preferred embodiment of the present invention will now be described in detail with reference to the drawings. The MR imaging apparatus shown in FIG. 4 repeats a pulse sequence in which the MTC pulse 61 shown in FIG.
A period for repeating the pulse sequence in which the TC pulse 61 is turned off is provided as shown in FIG. First, the MR imaging apparatus shown in FIG. 4 will be described. A main magnet 11 for generating a static magnetic field and a gradient magnetic field coil 12 for applying a gradient magnetic field so as to be superposed on the static magnetic field are provided. The gradient magnetic field coil 12 has gradient magnetic fields Gx and G whose magnetic field strengths are respectively inclined in the X-, Y-, and Z-axis directions.
It is composed of three sets of coils so as to generate y and Gz. A subject (patient) not shown is arranged in the space to which the static magnetic field and the gradient magnetic field are applied, and the RF coil 13 is attached to the subject.

【００１０】傾斜磁場コイル１２には傾斜磁場電源２１
が接続され、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各傾斜磁場発生用電力
が供給される。この傾斜磁場電源２１には波形発生器２
２からの波形信号が入力されてＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各傾
斜磁場波形が制御される。ＲＦコイル１３にはＲＦパワ
ーアンプ３３からＲＦ信号が供給され、これにより被検
体へのＲＦ信号照射が行なわれる。このＲＦ信号は、Ｒ
Ｆ信号発生器３１より発生させられたＲＦ信号を、変調
器３２で、波形発生器２２から送られてきた波形に応じ
てＡＭ変調したものとなっている。The gradient magnetic field coil 21 has a gradient magnetic field power source 21.
Are connected to each other, and electric power for generating each Gx, Gy, and Gz gradient magnetic field is supplied. This gradient magnetic field power source 21 has a waveform generator 2
The waveform signal from 2 is input to control the Gx, Gy, and Gz gradient magnetic field waveforms. An RF signal is supplied to the RF coil 13 from the RF power amplifier 33, so that the subject is irradiated with the RF signal. This RF signal is R
The RF signal generated by the F signal generator 31 is AM-modulated by the modulator 32 in accordance with the waveform sent from the waveform generator 22.

【００１１】被検体で発生したＮＭＲ信号はＲＦコイル
１３により受信され、プリアンプ４１を経て位相検波器
４２に送られる。位相検波器４２において、受信信号は
ＲＦ信号発生器３１からのＲＦ信号を参照信号として位
相検波され、検波出力がＡ／Ｄ変換器４３に送られる。
このＡ／Ｄ変換器４３にはサンプリングパルス発生器２
４からサンプリングパルスが入力されており、このサン
プリングパルスに応じて検波出力のデジタルデータへの
変換が行なわれる。そのデジタルデータはホストコンピ
ュータ５１に取り込まれる。The NMR signal generated in the subject is received by the RF coil 13 and sent to the phase detector 42 via the preamplifier 41. In the phase detector 42, the received signal is phase-detected using the RF signal from the RF signal generator 31 as a reference signal, and the detection output is sent to the A / D converter 43.
The A / D converter 43 includes a sampling pulse generator 2
A sampling pulse is inputted from 4, and the detection output is converted into digital data according to the sampling pulse. The digital data is taken into the host computer 51.

【００１２】ホストコンピュータ５１は、取り込まれた
データを処理して画像を再構成するとともに、シーケン
サー２３を介してシーケンス全体のタイミングを定め
る。すなわち、シーケンサー２３は、ホストコンピュー
タ５１の制御の下に、波形発生器２２、ＲＦ信号発生器
３１、サンプリングパルス発生器２４等にタイミング信
号を送り、波形発生器２２から各波形信号が出力される
タイミングを定めるとともに、ＲＦ信号発生器３１から
のＲＦ信号発生タイミングを定め、さらにサンプリング
パルス発生器２４からのサンプリングパルス発生タイミ
ングを定める。また、ホストコンピュータ５１は、波形
発生器２２に波形情報を送り、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各傾
斜磁場パルスの波形、強度等を制御するとともに、ＲＦ
コイル１３から被検体に照射するＲＦ信号のエンベロー
プを定め、さらにＲＦ信号発生器３１に信号を送ってＲ
Ｆ信号の周波数を制御する。したがって、このホストコ
ンピュータ５１により、グラジェントエコー法などの撮
像シーケンスに基づいたパルスシーケンス全体の制御が
なされるとともに、ＭＴＣパルス６１の周波数や波形、
それを付加するか否かの制御がなされる。The host computer 51 processes the fetched data to reconstruct an image and determines the timing of the entire sequence via the sequencer 23. That is, the sequencer 23 sends a timing signal to the waveform generator 22, the RF signal generator 31, the sampling pulse generator 24, etc. under the control of the host computer 51, and the waveform generator 22 outputs each waveform signal. The timing is determined, the RF signal generation timing from the RF signal generator 31 is determined, and the sampling pulse generation timing from the sampling pulse generator 24 is determined. Further, the host computer 51 sends waveform information to the waveform generator 22 to control the waveforms, intensities, etc. of the Gx, Gy, and Gz gradient magnetic field pulses, and RF.
The envelope of the RF signal to be applied to the subject from the coil 13 is determined, and the signal is sent to the RF signal generator 31 for R
Controls the frequency of the F signal. Therefore, the host computer 51 controls the entire pulse sequence based on the imaging sequence such as the gradient echo method, and the frequency and waveform of the MTC pulse 61.
It is controlled whether or not to add it.

【００１３】ここでは、図２に示すように撮像シーケン
スとしてグラジェントエコー法に基づくパルスシーケン
スを行なうようにしており、この撮像シーケンスにＭＴ
Ｃパルス６１を付加するようにしている。図２に示すよ
うに、この撮像シーケンスはα°のフリップ角度を持つ
励起パルス６２を、スライス選択用傾斜磁場Ｇｚのパル
スとともに加え、読み出し用の傾斜磁場Ｇｘのパルス
と、位相エンコード用の傾斜磁場Ｇｙとを加えるとい
う、よく知られたグラジェントエコー法によるものとな
っている。ＭＴＣパルスはこの撮像シーケンスの励起パ
ルス６２の直前に加えられ、自由水の共鳴周波数から少
しずれた（周波数オフセットを持った）周波数帯域を有
するようにキャリア周波数が定められる（ＲＦ信号発生
器３１からのＲＦ信号の周波数が定められる）。励起パ
ルス６２の周波数は自由水の共鳴周波数とされる。な
お、この図２のシーケンスでは、撮像シーケンスの前後
に位相をばらばらにするスポイラーパルス（Ｇｚ、Ｇ
ｙ、Ｇｘの各パルス）を加えるようにしている。Here, as shown in FIG. 2, a pulse sequence based on the gradient echo method is performed as an imaging sequence, and the MT sequence is added to this imaging sequence.
The C pulse 61 is added. As shown in FIG. 2, in this imaging sequence, an excitation pulse 62 having a flip angle of α ° is added together with a pulse of a slice selection gradient magnetic field Gz, a read gradient magnetic field Gx pulse, and a phase encoding gradient magnetic field. It is based on the well-known gradient echo method of adding Gy. The MTC pulse is added immediately before the excitation pulse 62 of this imaging sequence, and the carrier frequency is determined so as to have a frequency band (having a frequency offset) slightly deviated from the resonance frequency of free water (from the RF signal generator 31). The frequency of the RF signal is defined). The frequency of the excitation pulse 62 is the resonance frequency of free water. In the sequence of FIG. 2, spoiler pulses (Gz, Gz) that disperse the phases before and after the imaging sequence are used.
Each pulse of y and Gx) is applied.

【００１４】そして、この繰り返し時間ＴＲｅｆｆを４
０ｍｓｅｃ程度の短いものとしてＴ１飽和を生じさせ
る。図１に示すように、時刻ｔ０〜ｔ１の間ではＭＴＣ
パルス６１はオフにし、励起パルス６２のみを持つ撮像
シーケンスを繰り返し、時刻ｔ１〜ｔ２の期間ではＭＴ
Ｃパルス６１と励起パルス６２を持つシーケンスを繰り
返し、時刻ｔ２〜ｔ３の期間ではふたたびＭＴＣパルス
６１をオフとして励起パルス６２のみを持つ撮像シーケ
ンスを繰り返し、時刻ｔ３以降の期間ではＭＴＣパルス
６１と励起パルス６２とをともにオフにして（パルスシ
ーケンスを停止して）回復を待つ。このような図１で示
すシーケンスを、図３に示すように繰り返し時間ＴＲを
５秒〜１０秒程度として繰り返す。そして、１つの繰り
返し時間ＴＲ内では、位相エンコード用Ｇｙパルスの大
きさは同じにして同一の位相エンコード量とする。この
ＴＲを、画像再構成に必要な位相エンコードステップ数
だけ繰り返す。Then, this repetition time TRef is set to 4
T1 saturation occurs as a short one of about 0 msec. As shown in FIG. 1, the MTC is between time t0 and time t1.
The pulse 61 is turned off, the imaging sequence having only the excitation pulse 62 is repeated, and the MT during the period from time t1 to t2.
The sequence including the C pulse 61 and the excitation pulse 62 is repeated, and the imaging sequence including only the excitation pulse 62 is repeated with the MTC pulse 61 turned off again during the period from time t2 to t3, and the MTC pulse 61 and the excitation pulse during the period after time t3. Turn off both 62 and 62 (stop the pulse sequence) and wait for recovery. Such a sequence shown in FIG. 1 is repeated with a repetition time TR of about 5 seconds to 10 seconds as shown in FIG. Then, within one repetition time TR, the size of the Gy pulse for phase encoding is made the same and the same amount of phase encoding is made. This TR is repeated by the number of phase encoding steps required for image reconstruction.

【００１５】すると、繰り返し時間ＴＲの中で、時刻ｔ
０〜ｔ１の期間では励起パルス６２の短い時間ＴＲｅｆ
ｆでの繰り返し印加により自由水のプロトンの飽和が進
み、信号強度が図１に示すように下がってくる。時刻ｔ
１〜ｔ２の期間ではＭＴＣパルス６１が加わるので結合
水のプロトンのスピンの方向がばらばらになって飽和
し、続いてＭＴ効果により巨大分子の周囲にある自由水
のプロトンにこのスピンの位相情報が移り、縦磁化がさ
らに減少し、信号強度は約０．５秒後にほぼ定常状態に
なる。その後、時刻ｔ２〜ｔ３の期間ではふたたびＭＴ
Ｃパルス６１をオフとするので、ＭＴ効果がなくなるた
め信号強度は徐々に回復してくる。時刻ｔ３以降はＲＦ
パルス照射しないため、信号強度はＴ１緩和で回復す
る。Then, in the repeat time TR, the time t
In the period of 0 to t1, the short time TRef of the excitation pulse 62 is
The repeated application of f promotes the saturation of protons of free water, and the signal intensity decreases as shown in FIG. Time t
During the period from 1 to t2, the spin directions of the bound water protons are scattered and saturated because the MTC pulse 61 is applied. Then, the MT effect causes the free water protons around the macromolecule to have phase information of this spin. Then, the longitudinal magnetization is further reduced, and the signal intensity becomes almost steady after about 0.5 seconds. After that, during the period from time t2 to time t3, MT again.
Since the C pulse 61 is turned off, the MT effect disappears and the signal strength gradually recovers. RF after time t3
Since pulse irradiation is not performed, the signal intensity is recovered by T1 relaxation.

【００１６】このように、ＭＴ効果の過渡特性を捉える
ことができ、結合水のプロトンの縦緩和ならびに交換速
度に関する情報が得られる。そして、このようなＴＲを
位相エンコード量を変えながら繰り返すので、ＴＲ内の
各時相での画像つまりＭＴ効果の過渡的な各段階の画像
がそれぞれ得られる。こうして得られた各画像のピクセ
ルごとに、たとえば期間ｔ１〜ｔ２での信号強度変化の
時定数を算出して１枚の画像を作成することなどによ
り、各部分の組織についての、新たな性状情報を表わす
画像を得ることができる。As described above, the transient characteristics of the MT effect can be grasped, and information on the longitudinal relaxation and exchange rate of bound water protons can be obtained. Then, since such TR is repeated while changing the phase encoding amount, an image at each time phase in TR, that is, an image at each transitional stage of the MT effect is obtained. For each pixel of each image thus obtained, for example, by calculating the time constant of the signal intensity change in the period t1 to t2 and creating one image, new property information on the tissue of each part is obtained. It is possible to obtain an image representing.

【００１７】なお、上記の実施例では図２のようにＭＴ
Ｃパルス６１と励起パルス６２とを１：１に印加してい
るが、この組み合わせは１：１に限らない。また、撮像
シーケンスもグラジェントエコー法に限らない。さらに
図３に示すように多数の短い繰り返し時間ＴＲｅｆｆよ
りなる繰り返し時間ＴＲごとに位相エンコード量を変化
させて反復しているが、高速撮像シーケンスを用いれば
１個の励起パルス６２で多数のエコー信号を発生させて
ＭＴ効果の過渡応答を捉えることができるので、繰り返
し時間ＴＲを繰り返す必要がなくなる。In the above embodiment, MT as shown in FIG.
Although the C pulse 61 and the excitation pulse 62 are applied at 1: 1, this combination is not limited to 1: 1. The imaging sequence is not limited to the gradient echo method. Further, as shown in FIG. 3, the phase encoding amount is changed for each repetition time TR composed of a large number of short repetition times TReff, and the repetition is performed. However, if a high-speed imaging sequence is used, a large number of echo signals are generated by one excitation pulse 62. Can be generated and the transient response of the MT effect can be captured, so that it is not necessary to repeat the repetition time TR.

【００１８】[0018]

【発明の効果】以上実施例について説明したように、こ
の発明のＭＲイメージング装置によれば、生体組織性状
を表わす新たな情報を取得することができ、組織性状の
診断能力を向上させることができる。As described in the above embodiments, according to the MR imaging apparatus of the present invention, it is possible to obtain new information indicating the biological tissue property and improve the tissue property diagnostic ability. .

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図１】この発明の一実施例にかかるＴＲ内のパルスシ
ーケンスを示すタイムチャート。FIG. 1 is a time chart showing a pulse sequence in TR according to an embodiment of the present invention.

【図２】同実施例にかかるＴＲｅｆｆ内のパルスシーケ
ンスを示すタイムチャート。FIG. 2 is a time chart showing a pulse sequence in TReff according to the embodiment.

【図３】同実施例にかかるＴＲの繰り返しを示すタイム
チャート。FIG. 3 is a time chart showing repetition of TR according to the embodiment.

【図４】同実施例にかかるＭＲイメージング装置のブロ
ック図。FIG. 4 is a block diagram of an MR imaging apparatus according to the same embodiment.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１１ 主マグネット １２ 傾斜磁場コイル １３ ＲＦコイル ２１ 傾斜磁場電源 ２２ 波形発生器 ２３ シーケンサー ２４ サンプリングパルス発生器 ３１ ＲＦ信号発生器 ３２ 変調器 ３３ ＲＦパワーアンプ ４１ プリアンプ ４２ 位相検波器 ４３ Ａ／Ｄ変換器 ５１ ホストコンピュータ ６１ ＭＴＣパルス ６２ α°の励起パルス 11 main magnet 12 gradient magnetic field coil 13 RF coil 21 gradient magnetic field power supply 22 waveform generator 23 sequencer 24 sampling pulse generator 31 RF signal generator 32 modulator 33 RF power amplifier 41 preamplifier 42 phase detector 43 A / D converter 51 Host computer 61 MTC pulse 62 α ° excitation pulse

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 静磁場を発生する手段と、傾斜磁場を発
生する手段と、ＲＦ信号を照射する手段と、ＮＭＲ信号
を受信する手段と、受信したＮＭＲ信号からデータを収
集する手段と、これらを制御して自由水のプロトンの共
鳴周波数から少し離れた周波数のＲＦ信号照射をパルス
的に付加しながら撮像シーケンスを行ない、その付加し
たＲＦ信号照射による過渡的な変化過程の各段階でのデ
ータを収集させる手段とを備えることを特徴とするＭＲ
イメージング装置。1. A means for generating a static magnetic field, a means for generating a gradient magnetic field, a means for irradiating an RF signal, a means for receiving an NMR signal, a means for collecting data from the received NMR signal, and these. Control is performed to perform the imaging sequence while pulse-wise applying the RF signal irradiation of the frequency slightly apart from the resonance frequency of the free water proton, and the data at each stage of the transient change process by the added RF signal irradiation. And a means for collecting
Imaging equipment.