JPH06181904A - 磁気共鳴画像化方法及び装置 - Google Patents

磁気共鳴画像化方法及び装置

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JPH06181904A JP5148512A JP14851293A JPH06181904A JP H06181904 A JPH06181904 A JP H06181904A JP 5148512 A JP5148512 A JP 5148512A JP 14851293 A JP14851293 A JP 14851293A JP H06181904 A JPH06181904 A JP H06181904A
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 Ｔ2減衰による画像のアーチファクトを大幅
に低減する磁気共鳴画像化方法及び装置を提供する。 【構成】 本磁気共鳴画像化方法においては、多数の再
フォーカスＲＦパルス（221〜229、321〜329）が付与さ
れ、励起用ＲＦパルス（221、321）に続いてスピン・エ
コー信号が得られる。このように系列が時間反転順序で
２回実行される。そして両測定値が画像の形成に使用さ
れる。この結果、Ｔ2減衰によるアーチファクト及びぼ
やけ等が低減された画像が得られる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、略一様な静止主磁場
中に置かれた物体（被検物）を磁気共鳴画像化する方法
及び装置に関する。
【０００２】更に詳述すると、本発明は上記のような方
法であって、 −前記被検体の少なくとも一部における核双極子モーメ
ントを励起するための励起無線周波パルス（ＲＦパル
ス）を供給する過程と、 −前記励起ＲＦパルスに後続する複数の再フォーカスＲ
Ｆパルスと、位置依存性情報を含む磁気共鳴信号を発生
するための勾配磁場とを供給する過程と、 −前記再フォーカスＲＦパルスの少なくとも複数個に後
続する磁気共鳴信号を測定する過程と、 を有するような方法に関する。また、本発明は上記のよ
うな方法を使用した磁気共鳴画像化装置にも関する。上
記のようなＲＦパルスの系列としては、例えば、既知の
CPMG系列（Carr-Purcell-Meiboom-Gill系列）があり、
この系列は再フォーカスＲＦパルスに後続する複数の核
磁気共鳴エコー信号（ＮＭＲ信号）を発生する。
【０００３】
【従来の技術】画像化を行う上記のような方法はヨーロ
ッパ特許出願公開第EP-A0175184号から既知である。こ
の文献に示されているように、被検物（例えば人体）の
一部の選択は励起ＲＦパルスの印加中に勾配磁場を付与
することにより行われる。この結果人体のスライス部分
が励起されることとなり、該スライスにおいては前記磁
場中の選択された種類の原子核のラーモア(Larmor)周波
数が上記ＲＦパルスの周波数に対応することになる。上
記のスライスを選択するための勾配磁場は、再フォーカ
スＲＦパルスの印加中にも付与される。磁気共鳴信号の
位置を決定するため、上記スライス内の第１方向に勾配
を持つ勾配磁場が、前記ＮＭＲ信号を位相符号化するた
めに、再フォーカスＲＦパルスと核磁気共鳴（ＮＭＲ）
信号の測定との間の期間内で付与される。この測定の間
には、前記スライス内の第２方向であって前記第１方向
と垂直な方向に勾配を持つ第２の勾配磁場により前記Ｎ
ＭＲ信号が周波数符号化される。
【０００４】人体の励起箇所として容積部分が選択され
た場合は、前記ＲＦパルスの間にはスライス選択勾配は
存在する必要はない。第１及び第２の勾配磁場に加え
て、前記第１及び第２の勾配に対して垂直な勾配を持つ
第３の勾配磁場を、この方向の付加的な位相符号化を行
うために、ＲＦパルスとＮＭＲ信号の測定との間に付与
してもよい。
【０００５】上記のような系列（シーケンス）の欠点
は、スピン・スピン緩和（Ｔ2減衰）のために、スピン
・エコー信号の大きさが減少してしまう点にある。従っ
て、人体の部分の同じ領域からの貢献度が異なる寸法の
信号として測定されてしまう。これにより、結果として
得られる画像においてはぼやけ及びリンギング・アーチ
ファクト(artefact)のような好ましくない画像エラーが
生じる。全測定信号は異なるＴ2値の物質に対する貢献
度を含んでいるから、上記信号に時間に依存する重みで
重み付けを行うことにより前記アーチファクトを除去す
ることは可能ではない。
【０００６】
【発明の目的及び概要】従って、本発明の目的とすると
ころは本明細書の冒頭で述べたような磁気共鳴画像化方
法であってＴ2減衰によるアーチファクトが大幅に低減
されるような方法を提供することにある。
【０００７】この目的を達成するため本発明による方法
は、前記磁気共鳴信号の中のかなりの部分に関して、同
一の勾配磁場の設定により等価な磁気共鳴信号を各々発
生し、前記励起ＲＦパルスと上記同一の各勾配磁場の設
定に続く磁気共鳴信号との間の各時間間隔の和が各勾配
磁場の設定に関して略等しいことを特徴としている。
【０００８】上記方法によれば、同一の位置情報が符号
化されている複数の磁気共鳴信号が測定される一方、励
起ＲＦパルスから各測定点までの間の各時間間隔の和が
同一の位置符号化を伴う全ての組の測定に関して等しく
なる。そして、全ての測定が画像形成処理に入力される
から、結果として得られる画像に対するＴ2減衰の影響
が大幅に低減される。
【０００９】本発明による方法の好ましい実施例におい
ては、勾配磁場が被検物に対して位置に依存する磁気共
鳴信号を時間反転順に発生させるように供給され、これ
により等価な磁気共鳴信号を時間反転的に検出するよう
な等価な系列が実行されることを特徴としている。位置
が符号化された磁気共鳴信号の時間反転的な検出によ
り、当該方法の適用が容易になり、これにより全ての時
間条件が確実に等しくなる。
【００１０】本発明による磁気共鳴画像化方法の一実施
例においては、前記磁気共鳴信号が複数の系列において
測定され、これら系列の各々が励起ＲＦパルスと、磁気
共鳴信号の測定と交互になる複数の再フォーカスＲＦパ
ルスと、位相符号化のためのスイッチされた勾配磁場と
を有する。この実施例においては、磁気共鳴信号の位置
依存性が歳差運動する各双極子モーメントの位相符号化
として付加される。そして、本発明によれば当該実施例
は、前記等価な系列において前記のスイッチされた勾配
磁場が反転時間順で位相符号化値を付与するために前記
被検物に供給され、同一の位相符号化値が一の系列にお
ける奇数順位と等価な系列における偶数順位とにおいて
生じることを特徴としている。ＲＦパルスとスイッチさ
れる勾配磁場との不完全さにより、位相符号化値にズレ
が生じる。再フォーカスＲＦ信号は上記位相ズレが反転
されるようにし、これにより系列中のズレが順位につれ
て交互に作用する。この実施例においては、各位相符号
化値においてズレが反対の符号を持つ付加的な測定を行
うことにより当該測定が補足される。かくして、位相符
号化値のズレの影響が除去される。この影響についての
詳細については、本出願人により同日にされた特許出願
（整理番号：PHN14074）の公開公報を参照されたい。
【００１１】本発明は上述したような方法を実施する装
置にも関する。略一様な静止主磁場中に置かれた被検物
の磁気共鳴画像化を行うこのような装置は、主磁場を形
成する手段と、主磁場に重畳される勾配磁場を発生する
手段と、主磁場中に置かれた被検物にＲＦパルスを放射
する手段と、勾配磁場と前記ＲＦパルスとの発生を制御
する制御手段と、ＲＦパルスとスイッチされた勾配磁場
との系列により発生される磁気共鳴信号を入力及びサン
プルする手段とを有し、前記制御手段が、被検物の少な
くとも一部における核双極子モーメントを励起するため
の励起ＲＦパルスを供給し、励起ＲＦパルスに続く複数
の再フォーカスＲＦパルスと、前記の励起された一部に
おいて位置依存性磁気共鳴信号を発生させる勾配磁場と
を供給し、再フォーカスＲＦパルスの中の少なくとも幾
つかに後続する磁気共鳴信号を測定する、ように構成さ
れている。そして、本発明によれば当該装置は更に磁気
共鳴信号のかなりの部分に関して等価な磁気共鳴信号を
発生するように構成され、これらの等価な磁気共鳴信号
は同一の勾配磁場の設定により発生され、前記励起ＲＦ
パルスと前記の同一の各勾配磁場の設定に続く磁気共鳴
信号の発生との間の各時間間隔の和が各勾配磁場の設定
に対して略等しいことを特徴としている。
【００１２】
【実施例】図１には、磁気共鳴画像化装置１が概念的に
示されている。この装置は、一様な静止主磁場を発生す
る一群の主磁気コイル２と、制御可能な強度と選定され
た方向の勾配とを持つ付加磁場を重畳するための数組の
勾配コイル３、４及び５とを有している。ここで、従来
のように主磁場の方向はｚ方向として示し、この方向に
垂直な２つの方向をｘ方向及びｙ方向として示す。上記
各勾配コイルは電源１１により励磁される。また、当該
装置は対象物、即ち人体等の物体７に無線周波パルス
（以下、ＲＦパルス）を放射する放射手段６を更に有
し、該放射手段は上記ＲＦパルスを発生及び変調するた
めの変調手段８に結合されている。また、当該装置には
ＮＭＲ信号を受信するための手段が設けられるが、この
手段は上記放射手段６と同一であってもよいし、叉は別
個のものであってもよい。上記放射手段と受信手段とが
図に示すように同一である場合は、受信された信号を放
射すべきパルスから分離するための送信／受信スイッチ
９が設けられる。上記の受信されたＮＭＲ信号は受信／
復調手段１０に入力される。放射及び変調手段６及び８
並びに勾配コイル３、４及び５用の電源１１は制御シス
テム１２により制御されて、所定のシーケンス（系列）
のＲＦパルス及び勾配磁場パルスを発生する。一方、前
記復調手段１０は例えば電子計算機等のデータ処理ユニ
ット１４に結合され、該ユニットは受信された信号を例
えば表示ユニット１５上で視認可能な画像に変換する。
【００１３】当該磁気共鳴画像化装置１が前記磁場中に
対象物、即ち人体７を位置させた状態で動作状態とされ
ると、人体中の核双極子モーメント（核スピン）の僅か
な余剰分が磁場の方向に一致される。平衡状態において
は、このことが人体７の物質中の正味の磁化Ｍ0を上記
磁場と並列にさせる。当該装置１においては、巨視的な
磁化Ｍ0は当該人体に対して原子核のラーモア周波数に
等しい周波数を持つＲＦパルスを照射することによって
操作され、これにより前記核双極子モーメントを励起状
態にし、前記磁化Ｍ0を再指向させる。適切なＲＦパル
スを印加することにより、巨視的な磁化の回転が得られ
るが、ここで該回転の角度はフリップ角と呼ばれる。勾
配磁場を付与することによる磁場への変化の導入は、磁
化の振る舞いに局部的に影響を及ぼす。ＲＦパルスを印
加した後、これにより変化された磁化は当該磁場中で温
度平衡状態に戻ろうとし、その過程において放射を行
う。良好に選択されたＲＦパスル及び勾配磁場パルスの
系列は上記放射をＮＭＲ信号として放射させ、該ＮＭＲ
信号は例えば水素原子核のような特定の種類の原子核の
密度及びこれら信号が発生する物質に関する情報を提供
する。これらの放射された信号の解析及び該解析の画像
としての提示により、対象物、即ち人体７の内部構造に
ついての情報に接することができる。磁気共鳴画像化
（ＭＲＩ）及びＭＲＩ装置についての詳細に関しては、
例えばＩＲＬプレス、1987年のＭ．Ａ．フォスター及び
Ｊ．Ｍ．Ｓ．ハッチンソンにより編集された「実用ＮＭ
Ｒ画像化」なる本を参照されたい。
【００１４】図２は、単一の励起パルスに続いて複数の
スピン・エコーＮＭＲ信号を得るためのＲＦパルスと磁
場勾配との既知の系列を示している。一番上のラインＲ
Ｆには、当該系列がフリップ角αを持つ励起ＲＦパルス
２１で開始されることが示され、このパルス２１には期
間τ１の後、フリップ角βの再フォーカスＲＦパルス２
２が続く。通常、α及びβの値は各々９０度及び１８０
度である。前記ＲＦパルス２１に続いて、下から番目の
ラインＮＭＲ上に示した自由誘導減衰（ＦＩＤ）の核磁
気共鳴信号６１が発生され、該信号は個々の歳差運動す
る核磁気双極子モーメントが当該磁場中の局部的な変動
によって位相のコヒーレンス（一貫性）を失うと急激に
消滅する。前記再フォーカスＲＦパルス２２はこれらの
個々の磁気双極子モーメントの方向を、局部的な磁場に
影響を与えることなく反転する。結果として、非位相化
（ディフェーズ：dephasing）が再位相化（リフェー
ズ：rephasing）に逆転され、かくして等しい期間τ１
経過後にＮＭＲスピン・エコー信号６２が発生される。
このスピン・エコー信号６２の後、上記双極子モーメン
トは再びディフェーズする。再フォーカスＲＦパルス２
３、２４、２５及び２６の繰り返しは、上記のようなデ
ィフェーズを反転させ、ＮＭＲスピン・エコー信号６
３、６４、６５及び６６を繰り返し発生させる。主に時
定数Ｔ2のスピン・スピン緩和等の非補償効果のため
に、後続するエコーの大きさは時間と共に減少する。こ
こで、一つのＮＭＲ信号と次の再フォーカスＲＦパルス
との間の時間長τ２、τ３、τ４及びτ５は、通常長等
しい長さに選定される。
【００１５】前記ＲＦパルスの効果は、これらＲＦパル
スと同時にスライス選択用勾配磁場を付与することによ
り、人体７の一部に対して選択的とされるが、図におい
ては該スライス選択勾配が上から２番目のラインＧs上
に示されている。符号３１で示すように、このスライス
選択勾配は先ず励起ＲＦパルス２１の際に付与される。
この最初の勾配３１に起因するディフェーズは、反対の
勾配３１’により補償される。また、再フォーカスＲＦ
パルス２２ないし２６の付与の際にもスライス選択勾配
３２ないし３６がオン状態にスイッチされる。選択され
たスライス内での位置を決定するために、この選択され
たスライス内に勾配方向を持つ位相符号化勾配パルス４
２、４３、４４、４５及び４６（３番目のラインＧp上
に図示）がＲＦパルスとＮＭＲスピン・エコー信号６
２、６３、６４、６５及び６６との間の期間内で付与さ
れる。更に、勾配方向が前記の選択されたスライス内に
あるが前記位相符号化場の勾配方向に対しては垂直とな
る周波数符号化（即ち、読出）勾配５２、５３、５４、
５５及び５６（４番目のラインＧｒ上に図示）が、スピ
ン・エコー信号の発生の間にオンされる。位相符号化勾
配のディフェーズ効果は、スピン・エコー信号の発生後
に他に勾配場パルス４２’、４３’、４４’、４５’を
先行する各勾配パルス４２、４３、４４、４５と比較し
て同一の時間積分で且つ反対方向に印加することにより
除去される。読出勾配５２、５３、５４、５５及び５６
のディフェーズ効果は再フォーカスＲＦパルスにより補
償される。この場合、最初の再フォーカスＲＦパルス２
２に先行する初期ディフェーズ勾配５１が必要であり、
この初期ディフェーズ勾配５１は読出勾配５２、５３、
５４、５５及び５６の半分の時間積分量を有している。
【００１６】他の例として、人体のスライスではなくて
容積部分を選択することもできる。その場合には、スラ
イス選択勾配Ｇsをなくすか叉は人体の厚い部分の選択
用に調整する。上述した勾配場に加えて、第１の位相符
号化場Ｇp及び読出勾配場Ｇrの勾配方向に対して垂直な
勾配方向を持つ第２の位相符号化勾配磁場Ｇp’が供給
される。第１の位相符号化場Ｇpと同様に、この第２の
勾配符号化場は、ＲＦパルスに後続する一連の勾配パル
ス７２、７３、７４、７５及び７６と、ＮＭＲ信号に後
続する一連の補償勾配パルス７２’、７３’、７４’、
７５’として供給される。これら勾配パルス７２〜７６
及び７２’〜７６’に横線で示したように、第１の位相
符号化勾配パルスが変換する場合に、これら第２の位相
符号化勾配パルスの大きさは一定に保たれる。他の例と
して、第１の位相符号化勾配パルス４２〜４６及び４
２’〜４６’が一定に保たれる一方、第２の位相符号化
勾配パルスが系列内で変化されるようにしてもよい。以
下においては、本発明の実施例を２次元スライス選択モ
ードで説明する。しかしながら、本発明においては第２
の位相符号化場を印加することにより３次元容積画像化
に拡張することも勿論可能である。
【００１７】各々が異なる位相符号化値で且つ２５６回
サンプルされた例えば２５６個のスピン・エコー信号で
あるＮＭＲ信号を収集した後、これら測定の全組み合わ
せがフーリエ変換（ＦＴ）により画像に変換される。前
述したＴ2減衰の結果、当該系列の後の方で発生するＮ
ＭＲ信号は早く発生した信号よりも小さな振幅しか有し
ていない。１つの信号は異なるＴ2値の領域に対する貢
献度を有しているので、上記の後の方の信号の相対重み
を増加させることにより補償することは不可能である。
上記のＴ2減衰は、得られる画像のぼやけ（blur）やリ
ンギングの原因となる。
【００１８】図３のａ及びｂには、本発明によるＮＭＲ
信号を得るためのＲＦパルスと勾配磁場パルスとの２つ
の系列が示されている。位相符号化勾配Ｇpを除いて、
これらの系列は図２に示した系列と同一であり、従って
勾配パルスＧp及びＲＦパルスのみが図示されている。
また、最初の及び最後の数個のＲＦパルスのみが付随す
る勾配パルスと共に示されている。図３のａに示す符号
化勾配パルス242、243、…、248及び249はリニアに減少
している。また、図３のｂの系列はリニアに増加する位
相符号化勾配パルス342、343、…、348及び349を有し、
ここでこれら２つの系列の位相符号化パルスは互いに時
間的に反転された複写の関係となっている。上記両系列
を実行すると、各位相符号化値に対して２つの測定値が
得られる。第１の系列における励起ＲＦパルス221とあ
る位相符号化値での測定との間の時間間隔と、第２の系
列における励起ＲＦパルス321と上記と同一の位相符号
化値での測定との間の時間間隔との和は、各位相符号化
値について同一である。図４のａ及びｂには単一の系列
及び時間反転された２つの組み合わせ系列の相対Ｔ2減
衰Ａ(T2)が、インターリブされた一連の系列群において
決定される128個の異なる位相符号化値について位相符
号化値ｋyの関数として図示されている。予期した通
り、時間反転された組み合わせ系列は大幅に振幅の変化
が少ないことを示している。かくして、画像形成工程に
おいて両測定を使用することにより、Ｔ2減衰によるぼ
やけやアーチファクト(artefact)が大幅に低減される。
【００１９】前述したように、ＲＦパルス及びスイッチ
される勾配磁場の不完全さ（後者のものは主に渦電流に
よる）は核スピンの歳差運動の位相のズレ叉はオフセッ
トの原因となる。前記再フォーカスＲＦパルスにより上
記ズレはスピン・エコー信号と交互となる。もし同一の
位相符号化値の組に対する２つの測定系列が偶数個の再
フォーカスＲＦパルスを有するとすれば、各位相符号化
値に関して２つの測定の中の一方は偶数順位のＲＦパル
スに続き、他方は奇数順位のＲＦパルスに従う。位相ズ
レは順位につれて交互となるので、２つの測定の効果は
エラーの多くが相殺されるということになる。
【００２０】図５のａ及びｂには、ポイント・スプレッ
ド（点の広がり）関数（ＰＳＦ(y)）の絶対値の中央部
分が単一の測定組の場合と、偶数個の位相符号化値で互
いに時間反転された２組の測定の組み合わせの場合とに
関して図示されている。ＰＳＦ(y)は数学的には信号exp
iφのフーリエ変換であり（φ(ky)は位相ズレであ
る）、人体の一点の結果としてえられる画像への貢献度
を示す。図は＋20度と−20度との間を交互にとるφ(ky)
を用いて決定されている。図から解るように、２つの時
間反転系列の組み合わせの結果、大幅に狭いＰＳＦ(y)
が得られる。このことは、位相ズレやＴ2減衰によるア
ーチファクト及びぼやけが結果画像から大幅に除去され
ることを示している。ＰＳＦ(y)の図示しない実部及び
虚部の調査の結果、ＰＳＦ(y)の虚部が大幅に低減され
ることが判った。
【図面の簡単な説明】
【図１】 図１は、本発明による方法を使用するに適し
た磁気共鳴画像化装置の構成例を示す概念図、
【図２】 図２は、励起ＲＦパルス、複数の再フォーカ
スＲＦパルス、勾配磁場及びＮＭＲ信号の発生等の系列
を時間の関数として示すタイムチャート、
【図３】 図３は、本発明による励起ＲＦパルスと勾配
磁場の系列とこれらと等価な系列との組み合わせを示す
タイムチャート、
【図４】 図４は、単一の系列の場合と、本発明による
２系列の組み合わせの場合の相対Ｔ2減衰を示すグラ
フ、
【図５】 図５は、単一の系列の場合と、本発明による
２系列の組み合わせの場合のポイント・スプレッド関数
の絶対値の中央部を示すグラフである。
【符号の説明】
１：磁気共鳴画像化装置、 ２：主磁気コイ
ル、３〜５：勾配コイル、 ６：放射
／受信手段、７：物体、 ８：
変調手段、１０：復調手段、 １１：
電源、１２：制御システム、 １４：デー
タ処理ユニット、１５：表示ユニット、
Ｇｐ：位相符号化勾配パルス、Ｇｒ：読出勾配パルス、
Ｇｓ：スライス選択用勾配パルス、ＮＭ
Ｒ：ＮＭＲスピン・エコー信号、 ＲＦ：ＲＦパルス。

Claims (4)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 略一様な静止主磁場内に置かれた物体の
    磁気共鳴画像化を行う方法であって、 前記体物の少なくとも一部における核双極子モーメント
    を励起するために励起用無線周波（ＲＦ）パルスを付与
    する過程と、 前記励起用ＲＦパルスに続く複数の再フォーカスＲＦパ
    ルスと勾配磁場とを付与して位置依存性情報を有する磁
    気共鳴信号を発生させる過程と、 前記再フォーカスＲＦパルスの少なくとも幾つかに続く
    磁気共鳴信号を測定する過程と、を有するような方法に
    おいて、 前記磁気共鳴信号の中のかなりの部分に関して、同一の
    勾配磁場を設定することにより等価な磁気共鳴信号を各
    々発生し、前記励起ＲＦパルスと上記同一の各勾配磁場
    に続く磁気共鳴信号の発生との間の各時間間隔の和が各
    勾配磁場の設定に関して略等しいことを特徴とする磁気
    共鳴画像化方法。
  2. 【請求項２】 請求項１に記載の磁気共鳴画像化方法で
    あって、励起ＲＦパルスと、再フォーカスＲＦパルス
    と、位置に依存する磁気共鳴信号を生成するための勾配
    磁場との少なくとも一つの系列を発生する方法におい
    て、前記物体に対して位置依存性磁気共鳴信号を時間反
    転順に発生させるような勾配磁場が供給され、これによ
    り等価な磁気共鳴信号が時間反転的に検出されるような
    等価な系列が実行されることを特徴とする磁気共鳴画像
    化方法。
  3. 【請求項３】 請求項２に記載の磁気共鳴画像化方法で
    あって、複数の系列において信号の測定が行われ、これ
    ら系列の各々が励起ＲＦパルスと、磁気共鳴信号と交互
    になる複数の再フォーカスＲＦパルスと、位相符号化の
    ためのスイッチされる勾配磁場とを有する方法におい
    て、前記等価な系列において前記のスイッチされた勾配
    磁場が時間反転順に位相符号化値を付与するように前記
    物体に供給され、同一の位相符号化値が一の系列におけ
    る奇数順位と等価な系列における偶数順位とにおいて生
    じることを特徴とする磁気共鳴画像化方法。
  4. 【請求項４】 請求項１ないし３の何れか一項に記載の
    方法により略一様な静止主磁場中に置かれた物体（７）
    の磁気共鳴画像化を行う装置であって、 前記主磁場を形成する手段（２）と、 前記主磁場中に重畳される勾配磁場を発生する手段
    （３、４、５）と、 前記主磁場中に置かれた物体（７）にＲＦパルスを放射
    する手段（６、８）と、 前記勾配磁場と前記ＲＦパルスとの発生を制御する制御
    手段（１２）と、 前記ＲＦパルスとスイッチされた勾配磁場との系列によ
    り発生された磁気共鳴信号を入力及びサンプルする手段
    （６、１０）と、を有し、前記制御手段（１２）が、 前記物体の少なくとも一部における核双極子モーメント
    を励起するための励起ＲＦパルスを供給し、 前記励起ＲＦパルスに続く複数の再フォーカスＲＦパル
    スと、前記の励起された一部において位置依存性磁気共
    鳴信号を発生させる勾配磁場とを供給し、 前記再フォーカスＲＦパルスの中の少なくとも幾つかに
    後続する磁気共鳴信号を測定する、ように構成されてい
    る磁気共鳴画像化装置において、 当該装置が更に前記磁気共鳴信号のかなりの部分に関し
    て等価な磁気共鳴信号を発生するように構成され、これ
    らの等価な磁気共鳴信号は同一の各勾配磁場の設定によ
    り発生され、前記励起ＲＦパルスと前記の等価な各勾配
    磁場の設定に続く磁気共鳴信号の発生との間の各時間間
    隔の和が各勾配磁場の設定に対して略等しいことを特徴
    とする磁気共鳴画像化装置。
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