JP3211978B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、ＭＲＩ（核磁気共鳴）
装置に関し、特に被検体内の画像データを超高速で計測
する場合に、その分解能を向上させることが可能なＭＲ
Ｉ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】静磁場を発生する磁石の間に被検体を配
置し、どの断面を撮影するかにより、その断面を含む空
間で勾配を持ったスライス傾斜磁場を印加する。スライ
ス傾斜磁場は、互いに直交する３方向の磁場の１つにな
るように印加される。スライス傾斜磁場（例えば、Ｚ軸
方向）が決まると、被検体の断面の各成分を観察するた
めに、Ｘ軸とＹ軸方向にさらに細かいメッシュを決定し
て、その一方（Ｘ軸またはＹ軸）を位相エンコ−ド傾斜
磁場とし、他方（Ｙ軸またはＸ軸）をリ−ドアウト傾斜
磁場とする。次に、被検体に高周波信号を加えることに
より、その信号が特定の周波数のときその断面のみで共
鳴が生じ、その断面の画像が取れる。このようなＭＲＩ
撮影装置による超高速撮影方法としては、例えば、『ジ
ャ−ナル・オブ・フィジクス、Ｃ、ソリッド・ステイト
・フィジクス』１０．Ｌ５５、1977年(Ｊ．Ｐhys.Ｃ．
Ｓolid Ｓtate Ｐhs.)に記載された、最初の提案であ
るエコ−プラナ−法や、その変形が提案されている。こ
の方法では、高周波パルスにより励起した核磁化から、
極性の反転するリ−ドアウト傾斜磁場を高速で印加する
ことによりエコ−信号を連続的に発生させ、画像再構成
に必要なデ−タを数１０ｍｓで収集して、超高速撮影を
行うことができる。リ−ドアウト傾斜磁場としては、矩
形波（パルス的波形）を利用した方法、または正弦波を
利用した方法等が提案されている。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】このような超高速撮影
方法は、１秒間に１０〜２０画像（以下、時間分解能と
表現する）の連続撮影を行うことができるため、心拍同
期を用いることなく激しく動く心臓等の連続撮影が可能
である。従って、この方法は、動画像表示等による心機
能の診断等に期待されている。しかしながら、医学的な
心機能の診断では、１秒間に３０画像以上の時間分解能
を有する連続撮影が必要とされており、しかも画質のよ
い空間分解能の高い画像、つまり上記メッシュをさらに
細かくした画像が望まれている。従来の超高速撮影で
は、上述のように１秒間に１０〜２０画像の連続撮影が
限界であり、しかも画質を向上させると、撮影時間が長
くなるため連続撮影の画像数が減少してしまい、結局、
連続枚数を多くする時間分解能と、メッシュをさらに細
かくする空間分解能とは相反する関係にあった。本発明
の目的は、このような従来の課題を解決し、心拍同期を
利用することができ、かつ実効的に時間分解能と空間分
解能の両方を向上させることが可能なＭＲＩ装置を提供
することにある。

【０００４】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明のＭＲＩ装置は、静磁場を発生する手段と、
３方向の傾斜磁場を発生する手段と、被検体に高周波パ
ルスを印加し、前記被検体からのエコー信号を受信する
プローブと、前記傾斜磁場の印加、前記高周波パルスの
印加、及び前記エコー信号の取り込みの制御を行うシー
ケンサと、前記エコー信号を用いて画像再構成を行う計
算機と、画像再構成の結果を表示する表示手段と、前記
被検体の心拍信号を検出する手段とを具備し、前記シー
ケンサは前記心拍信号を基準として、前記被検体の関心
領域を選択励起すること、リードアウト傾斜磁場を振幅
の極性を反転させながら印加し、前記リードアウト傾斜
磁場を印加した方向と直交する方向に位相エンコード傾
斜磁場を印加して、前記関心領域の画像再構成に必要な
複数の前記エコー信号を収集するパルスシーケンスを繰
り返し、前のパルスシーケンスの開始のタイミング又は
前記位相エンコード傾斜磁場の印加値を、次のパルスシ
ーケンスでは予め定めた値だけずらして設定して、前記
前のパルスシーケンスで収集された前記エコー信号の時
間的または位相空間的に間に位置する前記エコー信号を
収集し、順次検出される前記心拍信号毎に、前記パルス
シーケンスの開始のタイミング又は前記位相エンコード
傾斜磁場のいずれか一方を複数回続けて制御し、次いで
他方の制御を複数回続けて、前の前記心拍信号を基準と
して前記エコー信号を収集していき、収集されたエコー
信号を時間的又は位相空間的順序に配列し直して画像再
構成し、前記表示手段に動画表示することを特徴として
いる。

【０００５】

【作用】本発明においては、心拍同期による複数心拍を
利用して、１回目の心拍、２回目の心拍、３回目の心拍
と、心拍毎に傾斜磁場の印加量を変化させて回数毎にメ
ッシュをずらして空間分解能を向上させ、また撮影を開
始する時点を心拍の時点から心拍毎に可変にし、時間分
解能を向上させる。すなわち、心拍毎に前の心拍で撮影
したデ−タの間のデ−タを撮影するように制御するので
ある。具体的には、先ず心拍同期を利用した１回目の撮
影を実行して複数の画像を得る。次の心拍では、撮影を
開始する時点を１回目よりずらして実行し、１回目で得
た複数の画像の時間的に間の画像を撮影する。このよう
な撮影により、時間分解能を高めることが可能となる。
また、空間分解能を向上させるために、心拍同期での１
回目と２回目の撮影開始時点は同一にして、２回目の撮
影において１回目の撮影で計測したデ−タの位相空間的
に中間のデ−タを計測するように、傾斜磁場の印加量を
設定する。また、両者を組み合わせた撮影により時間、
空間の両分解能を向上させることも可能である。さら
に、複数の心拍にわたって同じような撮影を行うことに
より、より分解能を向上させることができる。

【０００６】

【実施例】以下、本発明の実施例を、図面により詳細に
説明する。図６は、本発明の一実施例を示すＭＲＩ撮影
装置の構成図である。図６において、１は一様な静磁場
を発生する静磁場磁石、２はシ−ケンサ８により制御さ
れる駆動回路６および電源７により駆動され、それぞれ
直交する３方向（Ｘ，Ｙ，Ｚ方向）にベッド１２上の被
検体１１に対して傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルで
ある。このコイル２により、Ｘ，Ｙ，Ｚ方向にそれぞれ
スライス傾斜磁場、位相エンコ−ド傾斜磁場、およびリ
−ドアウト傾斜磁場が印加される。被検体１１に対して
は、シ−ケンサ８により制御される送受信部４から高周
波信号がプロ−ブ３に送られ、プロ−ブ３から被検体１
１に高周波磁場が印加された後、被検体１１内の磁気共
鳴信号がプロ−ブ３により受信される。プロ−ブ３によ
り受信された信号は送受信部４において増幅および検波
された後、シ−ケンサ８により制御されるＡＤ変換器５
でディジタル化されて、計算機９に送られる。計算機９
は、シ−ケンサ８を制御するとともに、ＡＤ変換器５か
ら入力されたデ−タのフ−リェ変換を行って画像再構成
を行い、表示装置１０に画像を表示する。被検体１１か
らの心拍信号は、心拍検出器１３により検出されて、計
算機９に送られた後、計算機９によりシ−ケンサ８を動
作させるタイミングや傾斜磁場印加量等の撮影条件を制
御する基準信号として使用される。

【０００７】図７は、本発明の前提となる超高速撮影の
パルスシ−ケンスのタイムチャ−トである。図７におい
て、ＲＦは被検体に印加する高周波パルス２１、Ｇｓ，
Ｇｅ，Ｇｒはそれぞれ３方向の互いに直交する傾斜磁場
である。これらＸ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場において、Ｇ
ｓがスライス用に印加するスライス傾斜磁場、Ｇｅが位
相エンコ−ド用に印加する位相エンコ−ド傾斜磁場、Ｇ
ｒがリ−ドアウト用に印加するリ−ドアウト傾斜磁場で
ある。エコ−信号は、被検体の磁気共鳴信号である。ま
た、ＡＤはアナログディジタル変換をする信号である。
このパルスシ−ケンスは、計算機９を介してシ−ケンサ
８により制御され、実行される。先ず、高周波パルス
（ＲＦ）２１と、スライス傾斜磁場（Ｇｓ）２２を印加
して、計測したい関心領域を選択的に励起する。次に、
リ−ドアウト傾斜磁場（Ｇｒ）２５を高速に振幅を反転
させながらスライス面に平行な方向に印加し、同時に位
相エンコ−ド傾斜磁場（Ｇｅ）２３および２４を、リ−
ドアウト傾斜磁場（Ｇｒ）と直交する方向にリ−ドアウ
ト傾斜磁場（Ｇｒ）の反転毎にパルス的に印加する。

【０００８】これにより、リ−ドアウト傾斜磁場（Ｇ
ｒ）の振幅と印加時間の総和量（面積）が正と負で零に
なる毎に、つまり正の辺の中央と負の辺の中央とでエコ
−信号が連続して発生し、ＡＤで示すように順次デ−タ
を収集することができ、１画像の超高速撮影が可能とな
る。このようにして、図７に示すシ−ケンスを所定の時
間間隔で繰り返し実行すれば、所定の時間間隔毎に連続
画像の撮影が可能となる。このような連続撮影において
は、一般的に高周波パルス（ＲＦ）２１は９０°より小
さい励起角を用い、信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）を高くとる
ために信号回復時間だけ待ってから次の画像の撮影を行
う方法が用いられている。すなわち、高周波パルス（Ｒ
Ｆ）とスライス傾斜磁場（Ｇｓ）を印加して関心領域を
選択するのであるが、連続撮影をしない場合は励起角が
９０°の時に、信号も大きい。しかし、繰り返して励起
するときには、前回の励起角を元に戻してから次の励起
を行うので、励起角が９０°のときには戻す時間がかか
ってしまい、高速繰り返し励起はできない。従って、低
速度の繰り返し周期で撮影する場合には、９０°の励起
角にしてもよいが、高速度の繰り返し周期で撮影する場
合には、９０°より小さい励起角で動作させる必要があ
る。なお、９０°より小さい励起角のときには、信号の
振幅も小さくなる。このように、回復時間によりＳ／Ｎ
の最もよい時間間隔で繰り返し撮影が行われる。また、
超高速撮影のパルスシ−ケンスとしては、図７に示すよ
うな矩形波以外にも、例えば正弦波、余弦波のパルスシ
−ケンスを用いることができ、この場合にも、同じよう
な連続撮影が可能である。

【０００９】図１は、本発明の第１の実施例を示す撮影
方法のタイミングチャ−トである。本実施例では、連続
撮影の最初の撮影開始タイミングや傾斜磁場印加量の撮
影条件が心拍検出器１３から得た心拍信号を基準として
計算機９により心拍毎に制御され、分解能の高い撮影が
行われる。図１において、３１が心拍信号、３２は超高
速撮影パルスシ−ケンス、ｔ１，ｔ２，ｔ３は撮影開始
タイミングである。なお、図１においては、図７に示し
た超高速撮影パルスシ−ケンス全体を、１個の矩形３２
として一括して表わしてある。また、図７の心拍信号３
１は全体で１個しか記載されていないが、第１の心拍信
号３１で１回目のパルスシ−ケンスを開始させ、次の第
２の心拍信号３１で２回目のパルスシ−ケンスを開始さ
せ、次の第３の心拍信号３１で３回目のパルスシ−ケン
スを開始させるという意味を表わしている。先ず、心拍
検出器１３からの心拍信号３１が計算機９に送られ、こ
の心拍信号３１を基準とした撮影開始タイミングｔ１
（ここでは、ｔ１＝０である）で、超高速撮影パルスシ
−ケンス３２を信号回復時間を考慮したＳ／Ｎのよい所
定の時間間隔Ｔｒで繰り返し実行する。すなわち、１回
目のパルスシ−ケンスでは、シ−ケンサ８の制御の下に
心拍信号３１を基準として図７の撮影シ−ケンスが複数
回繰り返し実行される。この結果、１−１，１−２，１
−３，・・・で示される所定の時間間隔Ｔｒの複数の画
像が得られる。次の心拍を基準とした２回目の撮影で
は、撮影開始タイミングｔ２を例えば超高速撮影の１画
像の撮影時間Ｔｓと等しくセットしておく。すなわち、
２回目のパルスシ−ケンスでは、１回目の開始基準より
ｔ２（＝Ｔｓ）だけ遅れて撮影を開始する。このような
条件の下で１回目の撮影と同じような撮影を実行するこ
とにより、２−１，２−２，２−３，・・・で示される
所定の時間間隔Ｔｒの複数の画像を得る。その結果、２
回目のパルスシ−ケンスで得られる画像は、１回目の撮
影で得られた複数の画像に対して時間的に撮影時間Ｔｓ
だけずれた時点の複数の画像が得られることになる。

【００１０】さらに、次の心拍を基準として３回目の撮
影が行われる。３回目のパルスシ−ケンスでは、撮影開
始タイミングｔ３を、例えば超高速撮影の１画像の撮影
時間Ｔｓの２倍に等しくセットしておく。このような条
件の下で前述と同じような撮影を実行することにより、
３−１，３−２，３−３，・・・で示されるように、１
回目の撮影で得られた複数の画像に対して時間的に撮影
時間Ｔｓの２倍だけずれた時点の複数の画像が得られ
る。このようにして、例えば繰り返しの時間間隔Ｔｒを
１画像の撮影時間Ｔｓの３倍に等しくしておけば、図１
に示すように、時間的に隙間の無い連続した画像が得ら
れることになる。このようなして得られた多数の画像
を、１−１，２−１，３−１，１−２，２−２，３−
２，・・・の順序で動画表示することにより、時間分解
能を３倍に向上させた画像を表示することが可能であ
る。このように、図１によれば、時間分解能を向上させ
た撮影が行える。なお、以上の説明では、３心拍にわた
る時間的に隙間の無い画像の撮影方法について詳述した
が、繰り返しの時間間隔Ｔｒ、１画像の撮影時間Ｔｓ、
使用する心拍の数、心拍を基準とした撮影開始タイミン
グｔ１，ｔ２，ｔ３，・・・等について、任意の組み合
わせで撮影を行うことが可能である。

【００１１】図３は、本発明の第２の実施例を示す撮影
方法における位相空間上でのデ−タの軌跡の図である。
図３では、心拍信号を利用して空間分解能を向上させる
ための撮影方法を示している。ＭＲＩでは、位相空間に
おける計測デ−タと実空間における画像デ−タとはフ−
リエ関係にあって、実際に計測しているデ−タは位相空
間上の座標ｋｘ、ｋｙ上のデ−タをサンプリングしてい
ることになる。すなわち、図７のエコ−信号によるＡＤ
が計測しているデ−タである。ここで、ｋｘ、ｋｙはそ
れぞれｘ，ｙ方向の傾斜磁場の時間積分値により与えら
れる座標である。例えば、図７に示した超高速撮影のパ
ルスシ−ケンスにおける位相空間上でのデ−タサンプリ
ングの軌跡を示したものが、図３における軌跡４１であ
る。ここでは、ｋｘをリ−ドアウト方向（Ｇｒ）、ｋｙ
を位相エンコ−ド方法（Ｇｅ）としている。すなわち、
図３における点Ｓ１からｋｘ方向への軌跡は図７のＧｒ
の正の磁場印加による座標軌跡、次のｋｙ方向への軌跡
は図７のＧｅの正の磁場印加による座標軌跡、次の−ｋ
ｘ方向への軌跡は図７のＧｒの負の磁場印加による座標
軌跡、次のｋｙ方向への軌跡は図７のＧｅの正の磁場印
加による座標軌跡、・・・のように、リ−ドアウト傾斜
磁場（Ｇｒ）と位相エンコ−ド傾斜磁場（Ｇｅ）による
被検体の位相空間上のサンプリング軌跡である。従っ
て、図３の軌跡４１の開始点Ｓ１のｋｙにおける座標点
は、図７において位相エンコ−ド傾斜磁場（Ｇｅ）にお
ける印加パルス２３の時間積分値により決定される。図
３の１回目のスタ−ト点Ｓ１と２回目のスタ−ト点Ｓ２
の相違は、位相エンコ−ド傾斜磁場（Ｇｅ）の印加レベ
ルの相違である。つまり、図７における印加パルス２３
の時間積分値を印加パルス２４の時間積分値の半分だけ
少なく印加した場合の位相空間上のデ−タサンプリング
の軌跡が、図３における軌跡４２である。その結果、軌
跡４２の開始点Ｓ２は開始点Ｓ１より正側（上方側）に
ｋｙのステップ（印加パルス２４の時間積分値）の半分
だけずれたものとなり、軌跡４１のｋｙにおける中間の
位置のデ−タをサンプリングすることになる。この軌跡
４１と軌跡４２のデ−タを組み合わせて像再生を行うこ
とにより、空間分解能を向上することができる。

【００１２】図２は、本発明の第２の実施例を示す撮影
方法のタイムチャ−トである。前述のように、ＭＲＩに
おいては、リ−ドアウト傾斜磁場（Ｇｒ）と位相エンコ
−ド傾斜磁場（Ｇｅ）の印加状態により、位相空間上で
のデ−タの軌跡が決定される。図３のように、位相空間
上のデ−タの軌跡を示すと、空間分解能の向上が理解で
きるが、図２に示すように、撮影方法のタイムチャ−ト
（シ−ケンスチャ−ト）では、空間分解能については明
示されない。なお、図２においても、心拍信号３１が１
個しか示されていないが、実際には、第１番目の心拍信
号３１に同期して１回目のシ−ケンスを実行し、第２番
目の心拍信号３１に同期して２回目のシ−ケンスを実行
し、第３番目の心拍信号３１に同期して３回目のシ−ケ
ンスを実行する。図２では、図１に示した撮影方法にお
いて、心拍信号３１を基準とした撮影の開始点ｔ１，ｔ
２，ｔ３を全て等しくしておき（ここでは、ｔ１＝ｔ２
＝ｔ３＝０）、１回目〜３回目の撮影において、図７に
示したパルスシ−ケンスの位相エンコ−ド傾斜磁場（Ｇ
ｅ）の印加パルス２３の時間積分値を印加パルス２４の
時間積分値の１／３ずつ心拍毎に少なく、あるいは多く
セットするようにしておく。このような条件で、前述と
同じようにして繰り返し撮影すれば、１〜３回目の撮影
において繰り返し時間間隔Ｔｒ毎の同一時点の３組ずつ
の複数デ−タ（１−１，２−１，３−１）、（１−２，
２−２，３−２）、（１−３，２−３，３−３）・・・
・・が得られる。そして、この３組ずつのデ−タを組み
合わせてそれぞれ像再生することにより、図３で説明し
たように空間分解能が３倍の時間間隔Ｔｒ毎の連続画像
が得られることになる。

【００１３】図４および図５は、それぞれ本発明の応用
例を示す撮影方法のタイムチャ−トである。図１および
図２の撮影方法を用いて、繰り返しの時間間隔Ｔｒ、使
用する心拍信号の数等について、種々の組み合わせによ
る撮影が実施できることは明らかである。さらに、前述
の時間分解能を向上させた撮影と、前述の空間分解能を
向上させた撮影とを組み合わせることにより、両者の分
解能を同時に向上させた撮影が実施できる。図４および
図５は、いずれも両者の分解能を同時に向上させた撮影
方法を示したものである。図４においては、９心拍にわ
たる撮影例を示したもので、心拍信号３１を基準とした
９回の撮影において、撮影開始点ｔ１＝ｔ４＝ｔ７＝
０、ｔ２＝ｔ５＝ｔ８＝Ｔｓ、ｔ３＝ｔ６＝ｔ９＝２Ｔ
ｓ、Ｔｒ＝３Ｔｓとした場合である。心拍信号３１を基
準とした１〜３回目の撮影は、図１で説明した場合と同
じように、時間分解能を向上させた撮影が可能である。
同じように、４〜６回目と７〜９回目の撮影も、時間分
解能を向上させた撮影が可能である。そして、４〜６回
目の撮影および７〜９回目の撮影では、１〜３回目の撮
影に対して、位相エンコ−ド傾斜磁場の印加量をそれぞ
れずらした撮影を行う。これにより空間分解能を向上さ
せた撮影が可能となる。従って、総合的に時間と空間の
両分解能を向上させることができる。

【００１４】図５では、図４と同じく９心拍にわたる撮
影を行っているが、その順序を変更している。すなわ
ち、心拍信号３１を基準とした９心拍の撮影において、
撮影開始点ｔ１＝ｔ２＝ｔ３＝０、ｔ４＝ｔ５＝ｔ６＝
Ｔｓ、ｔ７＝ｔ８＝ｔ９＝２Ｔｓ、Ｔｒ＝３Ｔｓとした
場合である。心拍信号３１を基準とした１〜３回目の撮
影は、図２に説明した場合と同じく、それぞれ位相エン
コ−ド傾斜磁場の印加量をずらした撮影を行うことによ
り、空間分解能を向上させた撮影が可能である。次に、
４〜６回目の撮影および７〜９回目の撮影においては、
１〜３回目の撮影の撮影に比べてスタ−ト時点をずらし
て影を行うことにより、時間分解能を向上させた撮影が
可能となる。このようにして撮影して得られたデ−タに
基づいて、（１−１，２−１，３−１）、（１−２，２
−２，３−２）、（１−３，２−３，３−３）・・・・
のように組み合わせた像再生を行うことにより、空間分
解能を向上させた画像で、しかも時間的に隙間の無い複
数の画像が得られるので、空間および時間分解能を同時
に向上させた撮影が可能となる。なお、図４および図５
の応用例の他にも、空間分解能向上撮影法と時間分解能
向上撮影法とを任意に組み合わせて、両者の分解能を同
時に向上させた撮影が実施できることは明らかである。
また、撮影方法として超高速撮影法について述べたが、
他の撮影法でも適用できる。さらに、本発明の実施例で
は、心拍信号を基準とした心拍毎の撮影条件等の制御
を、全て計算機で実行しているが、他のハ−ドウェアで
制御することも可能である。

【００１５】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
ＭＲＩの超高速撮影で心拍同期を利用することにより、
時間分解能と空間分解能の両方を向上させた撮影が可能
であるため、心臓の動体撮影に際して精度と画質を向上
させることができ、心機能診断等を行う場合の精度を格
段に向上させることができる。

【００１６】

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施例を示す撮影方法のタイム
チャ−トである。

【図２】本発明の第２の実施例を示す撮影方法のタイム
チャ−トである。

【図３】図２における位相空間上でのデ−タの軌跡を示
す図である。

【図４】本発明の一応用例を示す組み合わせ撮影方法の
タイムチャ−トである。

【図５】本発明の他の応用例を示す組み合わせ撮影方法
のタイムチャ−トである。

【図６】本発明が適用されるＭＲＩ撮影装置の構成を示
す図である。

【図７】従来の撮影方法において実行されるパルスシ−
ケンスチャ−トである。

【符号の説明】

１ 静磁場磁石 ２ 傾斜磁場コイル ３ プロ−ブ ４ 送受信部 ５ ＡＤ変換器 ６ 駆動回路 ７ 電源 ８ シ−ケンサ ９ 計算機 １０ 表示装置 １１ 被検体 １２ ベッド １３ 心拍検出器 ２１ 高周波パルス ２２ スライス傾斜磁場 ２３，２４ 位相エンコ−ド傾斜磁場 ２５ リ−ドアウト傾斜磁場 ３１ 心拍信号 ３２ 矩形 ４１，４２ 軌跡

フロントページの続き (56)参考文献 特開 平５−176912（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−239841（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−284238（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−106140（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/055 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)

Claims (1)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 静磁場を発生する手段と、３方向の傾斜
   磁場を発生する手段と、被検体に高周波パルスを印加
   し、前記被検体からのエコー信号を受信するプローブ
   と、前記傾斜磁場の印加、前記高周波パルスの印加、及
   び前記エコー信号の取り込みの制御を行うシーケンサ
   と、前記エコー信号を用いて画像再構成を行う計算機
   と、画像再構成の結果を表示する表示手段と、前記被検
   体の心拍信号を検出する手段とを具備し、前記シーケン
   サは前記心拍信号を基準として、前記被検体の関心領域
   を選択励起すること、リードアウト傾斜磁場を振幅の極
   性を反転させながら印加し、前記リードアウト傾斜磁場
   を印加した方向と直交する方向に位相エンコード傾斜磁
   場を印加して、前記関心領域の画像再構成に必要な複数
   の前記エコー信号を収集するパルスシーケンスを繰り返
   し、前のパルスシーケンスの開始のタイミング又は前記
   位相エンコード傾斜磁場の印加値を、次のパルスシーケ
   ンスでは予め定めた値だけずらして設定して、前記前の
   パルスシーケンスで収集された前記エコー信号の時間的
   または位相空間的に間に位置する前記エコー信号を収集
   し、順次検出される前記心拍信号毎に、前記パルスシー
   ケンスの開始のタイミング又は前記位相エンコード傾斜
   磁場のいずれか一方を複数回続けて制御し、次いで他方
   の制御を複数回続けて、前の前記心拍信号を基準として
   前記エコー信号を収集していき、収集されたエコー信号
   を時間的又は位相空間的順序に配列し直して画像再構成
   し、前記表示手段に動画表示することを特徴とするＭＲ
   Ｉ装置。