JPH06114029A - Mr device - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To pick up an MR image emphasizing a molecule diffusion coefficient at a high speed. CONSTITUTION:An exciting pulse 21 is repeatedly applied in short TR to generate an NMR signal in an SSFP state and inclined magnetic field pulses 31, 33 for emphasizing a molecule diffusion coefficient are applied timewise later than inclined magnetic field pulses 23, 24 for imaging.

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やスペクトロスコピな
どを行うＭＲ装置に関し、とくに分子拡散係数を測定す
るＭＲ装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an MR device for performing imaging, spectroscopy, etc. using the NMR (nuclear magnetic resonance) phenomenon, and more particularly to an MR device for measuring a molecular diffusion coefficient.

【０００２】[0002]

【従来の技術】ＭＲ装置において、傾斜磁場を用いてＮ
ＭＲ信号から分子拡散係数を測定する技術が従来より知
られている（Stejskal & Tanner, Journal of Chemical
Physics, 42, P.288,1965）。また、この分子拡散係数
測定技術と、ＭＲイメージングにおいて公知のスピンエ
コー法とを組み合わせて分子拡散係数の画像を求めるこ
とも提案されている（D.Le Bihan et al., Radiology,
161, P.401,1986）。これは図５に示すように、９０°
パルス５１と、１８０°パルス５２と、これらとともに
加えるＺ方向傾斜磁場Ｇｚのスライス選択用パルス５
３、５４と、Ｘ方向傾斜磁場Ｇｘの読み出し（及び周波
数エンコード）用パルス５５、５６と、Ｙ方向傾斜磁場
Ｇｙの位相エンコード用パルス５７とを用いる通常のス
ピンエコー法のパルスシーケンスにおいて、１８０°パ
ルス５２の前後に分子拡散係数強調のための傾斜磁場
（ＭＰＧ）パルス６１〜６６を付加し、そのＭＰＧパル
ス６１〜６６の波高値を変化させたときの信号の減弱特
性から分子拡散係数を知るというものである。2. Description of the Related Art In an MR system, a gradient magnetic field is used to generate N
A technique for measuring a molecular diffusion coefficient from an MR signal has been conventionally known (Stejskal & Tanner, Journal of Chemical
Physics, 42, P.288, 1965). It has also been proposed to obtain an image of the molecular diffusion coefficient by combining this technique for measuring the molecular diffusion coefficient with the spin echo method known in MR imaging (D. Le Bihan et al., Radiology,
161, P.401, 1986). This is 90 ° as shown in FIG.
The pulse 51, the 180 ° pulse 52, and the slice selection pulse 5 of the Z-direction gradient magnetic field Gz to be added together with the pulse 51
180 ° in the pulse sequence of the normal spin echo method using 3, 54, the reading (and frequency encoding) pulses 55 and 56 of the X-direction gradient magnetic field Gx, and the phase encoding pulse 57 of the Y-direction gradient magnetic field Gy. The gradient magnetic field (MPG) pulses 61 to 66 for enhancing the molecular diffusion coefficient are added before and after the pulse 52, and the molecular diffusion coefficient is known from the attenuation characteristics of the signal when the peak values of the MPG pulses 61 to 66 are changed. That is.

【０００３】[0003]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
Le Bihanらのパルスシーケンスでは十分に強いＭＰＧパ
ルスをかける必要があるため、エコー時間ＴＥ及びパル
ス繰り返し時間ＴＲを長くとる必要があり、必然的に撮
像時間が長くかかってしまうという問題がある。However, the conventional
In the pulse sequence of Le Bihan et al., It is necessary to apply a sufficiently strong MPG pulse, so that it is necessary to take a long echo time TE and a pulse repetition time TR, which inevitably causes a long imaging time.

【０００４】この発明は、上記に鑑み、短時間の撮像時
間で分子拡散係数強調画像を得ることができるように改
善した、ＭＲ装置を提供することを目的とする。In view of the above, an object of the present invention is to provide an MR device improved so that a molecular diffusion coefficient emphasized image can be obtained in a short imaging time.

【０００５】[0005]

【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装置においては、被検体の緩和
時間よりも短い繰り返し時間で励起高周波パルスを繰り
返し照射して定常状態でＮＭＲ信号を発生させ、画像化
のための傾斜磁場パルスを発生するとともに、その傾斜
磁場パルスよりも時間的に後に分子拡散係数強調のため
の傾斜磁場パルスを印加し、この分子拡散係数強調のた
めの傾斜磁場パルスの強度を変化させ、その各強度につ
いて撮像シーケンスを行なうことが特徴となっている。In order to achieve the above object, in the MR device according to the present invention, an excitation high-frequency pulse is repeatedly irradiated with a repetition time shorter than the relaxation time of the subject to generate an NMR signal in a steady state. And a gradient magnetic field pulse for imaging is generated, and a gradient magnetic field pulse for enhancing the molecular diffusion coefficient is applied temporally later than the gradient magnetic field pulse, and the gradient magnetic field for enhancing the molecular diffusion coefficient is applied. The feature is that the intensity of the pulse is changed and an imaging sequence is performed for each intensity.

【０００６】[0006]

【作用】被検体の緩和時間よりも短い繰り返し時間で励
起高周波パルスを繰り返し照射して定常状態（ＳＳＦＰ
状態）でＮＭＲ信号を発生させたとき、その信号は、励
起パルスによって発生するＦＩＤ成分にそれ以前の励起
パルスによるエコー成分が重なったものとなっている。
分子拡散係数強調のための傾斜磁場パルスは、前者のＦ
ＩＤ成分には作用せず、後者のエコー成分を減弱させる
よう作用する。そこで、分子拡散係数強調のための傾斜
磁場パルスの強度を変化させて各強度について撮像シー
ケンスを行なって多数の画像を得たときの、各画像信号
強度の減弱特性はStejskal & Tannerの式と同様の式に
よって支配されることとなり、その特性から分子拡散係
数を求めることができる。画像化のための傾斜磁場パル
スよりも時間的に後に、分子拡散係数強調のための傾斜
磁場パルスを印加し、かつＳＳＦＰ状態でＮＭＲ信号を
発生させているので、エコー時間を長くすることなく信
号を得ることができ、撮像時間を短縮できる。[Function] A steady state (SSFP) is generated by repeatedly irradiating the excitation high-frequency pulse with a repetition time shorter than the relaxation time of the subject.
When an NMR signal is generated in (state), the signal is a FID component generated by the excitation pulse and an echo component by the excitation pulse before that overlapped.
The gradient magnetic field pulse for enhancing the molecular diffusion coefficient is the former F
It does not act on the ID component, but acts to attenuate the latter echo component. Therefore, when a large number of images are obtained by changing the intensity of the gradient magnetic field pulse for enhancing the molecular diffusion coefficient and performing an imaging sequence for each intensity, the attenuation characteristics of each image signal intensity are similar to the Stejskal & Tanner equation. It will be governed by the equation, and the molecular diffusion coefficient can be obtained from the characteristic. Since the gradient magnetic field pulse for enhancing the molecular diffusion coefficient is applied temporally after the gradient magnetic field pulse for imaging, and the NMR signal is generated in the SSFP state, the signal is generated without increasing the echo time. Can be obtained, and the imaging time can be shortened.

【０００７】[0007]

【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。この発明の一実施
例では、図１に示すようなパルスシーケンスを図２に示
すような構成で行なう。まず、図２について説明する
と、主マグネット１は静磁場を発生するためのもので、
この静磁場に重畳するように傾斜磁場コイル２によって
傾斜磁場が印加される。この静磁場及び傾斜磁場が加え
られる空間には被検体３が配置される。この被検体３に
は、励起ＲＦパルスを被検体３に照射するとともにこの
被検体３で発生したＮＭＲ信号を受信するためのＲＦコ
イル４が取り付けられている。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENT A preferred embodiment of the present invention will now be described in detail with reference to the drawings. In one embodiment of the present invention, the pulse sequence shown in FIG. 1 is performed in the configuration shown in FIG. First, referring to FIG. 2, the main magnet 1 is for generating a static magnetic field.
A gradient magnetic field is applied by the gradient magnetic field coil 2 so as to be superposed on this static magnetic field. The subject 3 is placed in the space to which the static magnetic field and the gradient magnetic field are applied. An RF coil 4 for irradiating the subject 3 with an excitation RF pulse and receiving an NMR signal generated in the subject 3 is attached to the subject 3.

【０００８】傾斜磁場コイル２には傾斜磁場電源５が接
続され、傾斜磁場発生用電力が供給される。ＲＦコイル
４には切換器６を介して送信パワーアンプ７とプリアン
プ１０とが接続されている。この切換器６は励起時には
送信パワーアンプ７側に切り換えられ、受信時にはプリ
アンプ１０側に切り換えられる。送信パワーアンプ７に
は信号発生器９からのキャリア信号を送信回路８におい
て所定波形の変調信号で変調したＲＦ信号が送られてく
る。プリアンプ１０には受信回路１１が接続され、信号
発生器９からの信号を参照信号として受信信号の位相検
波が行なわれる。検波された信号はＡ／Ｄ変換器１２に
よりサンプリングされデジタルデータに変換されてコン
ピュータ１３に取り込まれる。A gradient magnetic field power source 5 is connected to the gradient magnetic field coil 2 and is supplied with electric power for generating a gradient magnetic field. A transmission power amplifier 7 and a preamplifier 10 are connected to the RF coil 4 via a switch 6. The switch 6 is switched to the transmission power amplifier 7 side during excitation and switched to the preamplifier 10 side during reception. An RF signal obtained by modulating the carrier signal from the signal generator 9 with a modulation signal having a predetermined waveform in the transmission circuit 8 is sent to the transmission power amplifier 7. A receiving circuit 11 is connected to the preamplifier 10, and phase detection of the received signal is performed by using the signal from the signal generator 9 as a reference signal. The detected signal is sampled by the A / D converter 12, converted into digital data, and taken into the computer 13.

【０００９】コンピュータ１３は、送信回路８における
励起ＲＦパルスの変調信号波形を制御し、信号発生器９
の周波数を定め、Ａ／Ｄ変換器１２のサンプリングタイ
ミングを定める。また、傾斜磁場電源５を制御して傾斜
磁場パルスのタイミング、波形、強度等を任意にプログ
ラムする。さらに、収集したデジタルデータから画像を
再構成する処理などを行なう。表示装置１４は再構成画
像などを表示する。The computer 13 controls the modulation signal waveform of the excitation RF pulse in the transmission circuit 8, and the signal generator 9
And the sampling timing of the A / D converter 12 is determined. Further, the gradient magnetic field power supply 5 is controlled to arbitrarily program the timing, waveform, intensity, etc. of the gradient magnetic field pulse. Further, processing for reconstructing an image from the collected digital data is performed. The display device 14 displays a reconstructed image and the like.

【００１０】このようなＭＲ装置において、コンピュー
タ１３の制御の下に図１に示すようなパルスシーケンス
を行なう。この図１のパルスシーケンスは、通常のグラ
ジェントエコー法によるパルスシーケンスの後にＭＰＧ
パルスを付加したものである。すなわち、励起ＲＦパル
ス２１を印加すると同時に傾斜磁場Ｇｚのスライス選択
用傾斜磁場パルス２２を加え、つぎに傾斜磁場Ｇｙの位
相エンコード用傾斜磁場２４を加え、さらに傾斜磁場Ｇ
ｘの読み出し（及び周波数エンコード）用傾斜磁場パル
ス２５を加えて、励起ＲＦパルス２１からエコー時間Ｔ
Ｅ後にエコー信号を発生させるというグラジェントエコ
ー法のパルスシーケンスの後に、傾斜磁場Ｇｚ、Ｇｘ、
ＧｙについてのＭＰＧパルス３１〜３３を付加する。な
お、スライス選択用傾斜磁場パルス２２の波形はリフェ
ージング部分を付加した波形としておく。また、読み出
し用傾斜磁場パルス２３の後にリフェージング用パルス
２５を加え、位相エンコード用傾斜磁場パルス２４につ
いても同じ大きさで反対極性のリフェージング用パルス
２６を加える。In such an MR device, a pulse sequence as shown in FIG. 1 is performed under the control of the computer 13. The pulse sequence shown in FIG. 1 is a pulse sequence based on the normal gradient echo method, followed by MPG.
It is a pulse added. That is, at the same time as applying the excitation RF pulse 21, the slice selecting gradient magnetic field pulse 22 of the gradient magnetic field Gz is added, then the phase encoding gradient magnetic field 24 of the gradient magnetic field Gy is added, and further the gradient magnetic field G is added.
A gradient magnetic field pulse 25 for reading (and frequency encoding) of x is added to change the excitation RF pulse 21 to the echo time T.
After the pulse sequence of the gradient echo method of generating an echo signal after E, the gradient magnetic fields Gz, Gx,
MPG pulses 31 to 33 for Gy are added. The waveform of the slice selection gradient magnetic field pulse 22 is a waveform with a rephasing portion added. Further, a rephasing pulse 25 is added after the read gradient magnetic field pulse 23, and a rephasing pulse 26 of the same magnitude and opposite polarity is also added to the phase encoding gradient magnetic field pulse 24.

【００１１】ここで、エコー時間ＴＥは通常のグラジェ
ントエコー法と同様に１０ｍｓ〜２０ｍｓ程度に設定
し、このパルスシーケンスの繰り返し時間ＴＲを１００
ｍｓ程度に設定する。すると、被検体３が人体組織であ
るなら、その緩和時間Ｔ１、Ｔ２は通常数百ｍｓである
ため、定常状態（いわゆるＳＳＦＰ状態）となってＮＭ
Ｒ信号が発生する。Here, the echo time TE is set to about 10 ms to 20 ms as in the normal gradient echo method, and the repetition time TR of this pulse sequence is 100.
Set to about ms. Then, if the subject 3 is a human body tissue, the relaxation times T1 and T2 are usually several hundred ms, so that the steady state (so-called SSFP state) is established and the NM
The R signal is generated.

【００１２】この場合、ＳＳＦＰ状態のＮＭＲ信号は、
図３に示すように、単一のＲＦパルスによって発生する
ＦＩＤ信号に、それ以前に照射されたＲＦパルスによる
エコー信号が重なったものとなる。すなわち、図３にお
いて矢印はＲＦパルスの印加時点を示し、縦縞の三角形
はＦＩＤ信号の発生を模式的に示している。単一のＲＦ
パルスのみを加えたときは、図３の（ａ）に示すように
単純に減衰するＦＩＤ信号が発生する。それ以前に２つ
のＲＦパルスを時間ＴＲの間隔で加えたときは、それに
よるエコー信号が図３の（ｂ）に示すように寄与し、さ
らに３つのＲＦパルスを加えたときはそれによるエコー
信号が図３の（ｃ）に示すように寄与することになる。
図３の（ｂ）では最初のＲＦパルスによって発生した信
号が第２のＲＦパルスによって位相が反転させられ、第
３のＲＦパルス照射時点で位相が揃いエコー信号として
発生している。図３の（ｃ）では、最初のＲＦパルスに
よって発生した信号が第２のＲＦパルスによって縦磁化
に変換させられ、第３のＲＦパルスによってふたたび横
磁化に変換させられると同時に位相が反転し（いわゆる
stimulated echo）、第４のＲＦパルス照射時点で位相
が揃うこととなってエコー信号として発生する。In this case, the NMR signal in the SSFP state is
As shown in FIG. 3, the FID signal generated by a single RF pulse is overlapped with the echo signal generated by the RF pulse emitted before that. That is, in FIG. 3, the arrow indicates the time when the RF pulse is applied, and the triangle with vertical stripes schematically indicates the generation of the FID signal. Single RF
When only a pulse is applied, an FID signal that simply attenuates is generated as shown in FIG. When two RF pulses are applied at an interval of time TR before that, an echo signal due to them contributes as shown in FIG. 3B, and when three RF pulses are applied, an echo signal due to them contributes. Will contribute as shown in FIG.
In FIG. 3B, the signal generated by the first RF pulse has its phase inverted by the second RF pulse, and is generated as an echo signal whose phase is aligned at the time of irradiation of the third RF pulse. In (c) of FIG. 3, the signal generated by the first RF pulse is converted into longitudinal magnetization by the second RF pulse and again converted into transverse magnetization by the third RF pulse, and at the same time the phase is inverted ( So-called
stimulated echo), the phases are aligned at the time of irradiation of the fourth RF pulse, and an echo signal is generated.

【００１３】さらに高次のエコー信号はたとえば図３の
（ｄ）に示すように寄与する。すなわち、この図３の
（ｄ）の例では、最初のＲＦパルス照射によって発生し
た信号が第３のＲＦパルスで反転し、最後のＲＦパルス
時点で位相が揃ってエコー信号として発生するが、この
ような高次のエコー成分は横磁化として存在している時
間が長いため、通常その寄与度は小さく、高次項として
のみ寄与することが多い（なお、この点についてはR. K
aiser, E. Bartholdi and R. R. Ernst, Journalof Che
mical Physics, 60, P.2966,1974も参照）。Higher-order echo signals contribute as shown in FIG. 3 (d), for example. That is, in the example of (d) of FIG. 3, the signal generated by the first RF pulse irradiation is inverted by the third RF pulse, and the phases are aligned at the time of the last RF pulse to generate an echo signal. Since such higher-order echo components exist for a long time as transverse magnetization, their contribution is usually small, and they often contribute only as higher-order terms (note that R. K.
aiser, E. Bartholdi and RR Ernst, Journalof Che
See also mical Physics, 60, P.2966,1974).

【００１４】そこで、これらの成分に対するＭＰＧパル
ス３１〜３３の効果を考えると、図３の（ａ）で示され
る信号成分についてはＭＰＧパルスの効果はないが、図
３の（ｂ）で示す成分については期間Ｃ、ＤでのＭＰＧ
パルスの効果で信号が減弱する。図３の（ｃ）の信号成
分は、期間Ｂ、ＤでのＭＰＧパルスの効果で信号減弱が
生じるが、期間Ｃでは縦磁化となっているためこの期間
ＣのＭＰＧパルスは効果を持たない。図３の（ｄ）で示
される信号成分については、期間Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄのすべ
ての期間におけるＭＰＧパルスが信号減弱効果をもたら
す。Considering the effects of the MPG pulses 31 to 33 on these components, the MPG pulse has no effect on the signal components shown in FIG. 3A, but the components shown in FIG. 3B. For the MPG in periods C and D
The signal is attenuated by the effect of the pulse. The signal component in (c) of FIG. 3 is weakened due to the effect of the MPG pulse in the periods B and D, but the period C has longitudinal magnetization, so the MPG pulse in the period C has no effect. As for the signal component shown in FIG. 3D, the MPG pulse in all the periods A, B, C, and D has a signal attenuation effect.

【００１５】そこで、ＳＳＦＰ状態で発生するＮＭＲ信
号は、ＭＰＧパルスの効力を受けない成分と、ＭＰＧパ
ルスの効力により信号減弱する成分の和ということにな
る。そのため、このＭＰＧパルス３１〜３３の強度を変
化させて各強度ごとに撮像を行なうと、その画像信号強
度はＭＰＧパルス強度に応じて図４のように変化するこ
とになる。この図４で示されたＦＩＤ成分は図３の
（ａ）に対応する成分であり、図４のエコー成分は図３
の（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）などで示した寄与をすべて加
え合わせた成分である。この図４で示す減弱特性は、St
ejskal & Tannerの式やLe Bihanによる図５のパルスシ
ーケンスの場合と同様の式に支配されており、この減弱
特性から分子拡散係数を各ピクセルごとに算出すること
が可能となる。Therefore, the NMR signal generated in the SSFP state is the sum of the component that is not affected by the MPG pulse and the component that is attenuated by the MPG pulse. Therefore, when the intensity of the MPG pulses 31 to 33 is changed and imaging is performed for each intensity, the image signal intensity changes as shown in FIG. 4 according to the MPG pulse intensity. The FID component shown in FIG. 4 is a component corresponding to (a) of FIG. 3, and the echo component of FIG. 4 is shown in FIG.
(B), (c), (d), etc. are all added together. The attenuation characteristic shown in Fig. 4 is St
It is governed by the formula of ejskal & Tanner and the formula similar to the case of the pulse sequence of FIG. 5 by Le Bihan, and the molecular diffusion coefficient can be calculated for each pixel from this attenuation characteristic.

【００１６】そして、グラジェントエコー法ではエコー
時間ＴＥを長くとると画質が劣化する性質があるが、図
１で示したようにＭＰＧパルス３１〜３３は画像化のた
めの傾斜磁場パルスよりも後に置くことが可能であるた
め、エコー時間ＴＥを短くすることができ、画質の劣化
を防ぐことができる。In the gradient echo method, the image quality is deteriorated when the echo time TE is long, but as shown in FIG. 1, the MPG pulses 31 to 33 are after the gradient magnetic field pulse for imaging. Since it can be placed, the echo time TE can be shortened and the deterioration of image quality can be prevented.

【００１７】[0017]

【発明の効果】この発明のＭＲ装置によれば、繰り返し
時間を短くすることができるため、分子拡散係数を強調
するＭＲ画像の撮像を高速に行なうことができ、しかも
画質の劣化もない。According to the MR device of the present invention, since the repetition time can be shortened, the MR image in which the molecular diffusion coefficient is emphasized can be picked up at high speed, and the image quality is not deteriorated.

【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 according to an embodiment of the present invention.

【図２】同実施例のＭＲ装置のブロック図。FIG. 2 is a block diagram of the MR device according to the embodiment.

【図３】同実施例の動作説明のためのタイムチャート。FIG. 3 is a time chart for explaining the operation of the embodiment.

【図４】ＭＰＧパルスの強度と信号強度との関係を示す
グラフ。FIG. 4 is a graph showing the relationship between MPG pulse intensity and signal intensity.

【図５】従来例のパルスシーケンスを示すタイムチャー
ト。FIG. 5 is a time chart showing a pulse sequence of a conventional example.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１ 主マグネット ２ 傾斜磁場コイル ３ 被検体 ４ ＲＦコイル ５ 傾斜磁場電源 ６ 切換器 ７ 送信パワーアンプ ８ 送信回路 ９ 信号発生器 １０ プリアンプ １１ 受信回路 １２ Ａ／Ｄ変換器 １３ コンピュータ １４ 表示装置 ２１ 励起ＲＦパルス ２２、５３、５４ スライス選択用傾斜磁場パルス ２３、５５、５６ 読み出し用傾斜磁場パルス ２５、２６ リフェージング用傾斜磁場パル
ス ２４、５７ 位相エンコード用傾斜磁場パル
ス 31〜33、61〜66 ＭＰＧパルスDESCRIPTION OF SYMBOLS 1 main magnet 2 gradient magnetic field coil 3 subject 4 RF coil 5 gradient magnetic field power source 6 switcher 7 transmission power amplifier 8 transmission circuit 9 signal generator 10 preamplifier 11 receiving circuit 12 A / D converter 13 computer 14 display device 21 excitation RF Pulse 22, 53, 54 Slice selection gradient magnetic field pulse 23, 55, 56 Readout gradient magnetic field pulse 25, 26 Rephasing gradient magnetic field pulse 24, 57 Phase encoding gradient magnetic field pulse 31-33, 61-66 MPG pulse

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 被検体の緩和時間よりも短い繰り返し時
間で励起高周波パルスを繰り返し照射して定常状態でＮ
ＭＲ信号を発生させる手段と、画像化のための傾斜磁場
パルスを発生する手段と、該画像化のための傾斜磁場パ
ルスよりも時間的に後に分子拡散係数強調のための傾斜
磁場パルスを印加する手段と、この分子拡散係数強調の
ための傾斜磁場パルスの強度を変化させ、その各強度に
ついて撮像シーケンスを行なう手段とを有することを特
徴とするＭＲ装置。1. A steady state N is obtained by repeatedly irradiating an excitation high frequency pulse with a repetition time shorter than a relaxation time of a subject.
Means for generating an MR signal, means for generating a gradient magnetic field pulse for imaging, and application of a gradient magnetic field pulse for molecular diffusion coefficient enhancement temporally after the gradient magnetic field pulse for imaging An MR apparatus comprising: means and means for varying the intensity of a gradient magnetic field pulse for enhancing the molecular diffusion coefficient and performing an imaging sequence for each intensity.