JP6466552B1 - 磁気共鳴イメージング装置およびプログラム - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置およびプログラム Download PDF

Info

Publication number
JP6466552B1
JP6466552B1 JP2017231116A JP2017231116A JP6466552B1 JP 6466552 B1 JP6466552 B1 JP 6466552B1 JP 2017231116 A JP2017231116 A JP 2017231116A JP 2017231116 A JP2017231116 A JP 2017231116A JP 6466552 B1 JP6466552 B1 JP 6466552B1
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
signal
heartbeat
value
profile
heartbeat signal
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
JP2017231116A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2019097820A (ja
Inventor
岩舘　雄治
雄治 岩舘
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by General Electric Co filed Critical General Electric Co
Priority to JP2017231116A priority Critical patent/JP6466552B1/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP6466552B1 publication Critical patent/JP6466552B1/ja
Publication of JP2019097820A publication Critical patent/JP2019097820A/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Landscapes

  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

【課題】ＥＣＧプローブやＰＧプローブなどのプローブを用いずに、所望の心拍同期撮影を行うことが可能な技術を提供する。【解決手段】ＭＲＩ装置は、励起された部位のＳＩ方向における信号値の変化を表すプロファイルを生成するプロファイル生成手段と、プロファイルごとに心拍情報を反映した信号値を求め、前記信号値が時系列的に並ぶ心拍信号Ｓｈｂ１を生成する心拍信号生成手段と、心拍信号Ｓｈｂ１の極小値を探索する探索手段と、心拍信号Ｓｈｂ１が単調増加している間における極小点からの心拍信号Ｓｈｂ１の増加分ＳＢと、イメージングシーケンスを実行するためのトリガとなる心位相を検出するための閾値th_cardとを比較し、増加分ＳＢが閾値th_cardを越えたときの被検体の心位相を、イメージングシーケンスを実行するためのトリガとなる心位相として検出する検出手段とを有する。【選択図】図３１

Description

本発明は、被検体の画像を取得するための磁気共鳴イメージング装置、および磁気共鳴イメージング装置に適用されるプログラムに関する。
被検体の体内の画像を取得する医用装置として、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置が知られている。ＭＲＩ装置は、被検体の画像を非侵襲的に取得することができるので、被検体の画像診断に欠かせない装置として普及している。
一方、ＭＲＩ装置の撮影において知られている問題として、心拍動によるアーチファクトがある。被検体の画像診断をする場合、心拍動によるアーチファクトができるだけ軽減された画像を得ることが重要となる。そこで、心拍動によるアーチファクトを軽減するために、被検体の心拍に同期して撮影を行うことが行われている（特許文献１参照）。
特開２０１７−１４０５３２号公報 特開２０１６−１８９９３８号公報
特許文献１では、ＥＣＧ信号又はＰＧ信号を取得し、ＥＣＧ信号又はＰＧ信号に基づいて、心拍同期撮影を行っている。したがって、心拍の影響が軽減された画像を取得することが可能となる。しかし、特許文献１の方法では、ＥＣＧプローブ又はＰＧプローブを用いてＥＣＧ信号又はＰＧ信号を取得する必要がある。このようなプローブを用いる方法は、プローブを被検体に取り付ける必要があるので、撮影技師にとっては手間がかかるという問題がある。また、プローブにはＥＣＧ信号又はＰＧ信号を取り出すためのケーブルが取り付けられているので、撮影中の被検体の快適性を損なうという問題もある。
そこで、ＥＣＧプローブやＰＧプローブなどのプローブを用いずに、ＭＲ信号に基づいて心拍信号を取得することが試みられている（特許文献２参照）。特許文献２では、プレナビゲータスキャンにより得られた心拍信号から、本スキャンにおいて心拍同期撮影を行うための閾値を計算し、本スキャンでは、心拍信号が閾値を越えたか否かに基づいて、イメージングシーケンスを実行するか否かを判定している。したがって、ＥＣＧプローブやＰＧプローブなどのプローブを用いずに、心拍同期撮影を行うことが可能である。しかし、特許文献２の手法では、プレナビゲータスキャンではイメージングシーケンスを実行せずにナビゲータシーケンスが実行されるが、本スキャンではイメージングシーケンスとナビゲータシーケンスとの両方が実行されるので、プレナビゲータスキャンと本スキャンとの間ではナビゲータシーケンスの実行される条件に違いがある。したがって、プレナビゲータスキャンと本スキャンとを比較すると、同じ条件下で心拍信号を取得することができない。このため、プレナビゲータスキャンの心拍信号に基づいて計算された閾値を用いて、本スキャンにおけるイメージングシーケンスを実行するか否かを判定しても、本スキャンにおいて所望の心拍同期撮影をすることができないことがあるという問題がある。
したがって、ＥＣＧプローブやＰＧプローブなどのプローブを用いなくても、所望の心拍同期撮影をすることが可能な技術が望まれている。
本発明の第１の観点は、第１の部位から心拍情報を含む複数のナビゲータデータを取得するためのスキャンを実行するスキャン手段と、
前記複数のナビゲータデータの各々から、前記第１の部位の第１の方向における位置の信号値を表すプロファイルを生成するプロファイル生成手段と、
前記プロファイル生成手段により得られた各プロファイルから、心拍情報を反映した信号値を求め、前記信号値が時系列的に並ぶ心拍信号を生成する心拍信号生成手段と、
前記心拍信号の極小点を探索する探索手段と、
前記心拍信号が単調増加している間における前記極小点からの前記心拍信号の増加分と、所定の心位相を検出するための閾値とを比較し、前記増加分が前記閾値以上又は前記閾値を越えたときの前記被検体の心位相を、前記所定の心位相として検出する検出手段と、
を有する磁気共鳴イメージング装置である。
本発明の第２の観点は、第１の部位から心拍情報を含む複数のナビゲータデータを取得するためのスキャンを実行するスキャン手段と、
前記複数のナビゲータデータの各々から、前記第１の部位の第１の方向における位置の信号値を表すプロファイルを生成するプロファイル生成手段と、
前記プロファイル生成手段により得られた各プロファイルから、心拍情報を反映した信号値を求め、前記信号値が時系列的に並ぶ心拍信号を生成する心拍信号生成手段と、
前記心拍信号の極大点を探索する探索手段と、
前記心拍信号が単調減少している間における前記極大点からの前記心拍信号の減少分と、所定の心位相を検出するための閾値とを比較し、前記減少分が前記閾値以上又は前記閾値を越えたときの前記被検体の心位相を、前記所定の心位相として検出する検出手段と、
を有する磁気共鳴イメージング装置である。
本発明の第３の観点は、第１の部位から心拍情報を含む複数のナビゲータデータを取得するためのスキャンを実行する磁気共鳴イメージング装置に適用されるプログラムであって、
前記複数のナビゲータデータの各々から、前記第１の部位の第１の方向における位置の信号値を表すプロファイルを生成するプロファイル生成処理と、
前記プロファイル生成処理により得られた各プロファイルから、心拍情報を反映した信号値を求め、前記信号値が時系列的に並ぶ心拍信号を生成する心拍信号生成処理と、
前記心拍信号の極小点を探索する探索処理と、
前記心拍信号が単調増加している間における前記極小点からの前記心拍信号の増加分と、所定の心位相を検出するための閾値とを比較し、前記増加分が前記閾値以上又は前記閾値を越えたときの前記被検体の心位相を、前記所定の心位相として検出する検出処理と、
をコンピュータに実行させるためのプログラムである。
本発明の第４の観点は、第１の部位から心拍情報を含む複数のナビゲータデータを取得するためのスキャンを実行する磁気共鳴イメージング装置に適用されるプログラムであって、
前記複数のナビゲータデータの各々から、前記第１の部位の第１の方向における位置の信号値を表すプロファイルを生成するプロファイル生成処理と、
前記プロファイル生成処理により得られた各プロファイルから、心拍情報を反映した信号値を求め、前記信号値が時系列的に並ぶ心拍信号を生成する心拍信号生成処理と、
前記心拍信号の極大点を探索する探索処理と、
前記心拍信号が単調減少している間における前記極大点からの前記心拍信号の減少分と、所定の心位相を検出するための閾値とを比較し、前記減少分が前記閾値以上又は前記閾値を越えたときの前記被検体の心位相を、前記所定の心位相として検出する検出処理と、
をコンピュータに実行させるためのプログラムである。
スキャンを実行することにより得られたナビゲータデータに基づいてプロファイルを生成し、プロファイルに基づいて心拍信号が生成される。したがって、心拍信号を計測するための専用のプローブを用いなくても、心拍信号を生成することができる。また、心拍信号の極小点又は極大点を探索し、極小点からの心拍信号の増加分又は極大点からの心拍信号の減少分と閾値とを比較し、所定の心位相を検出している。したがって、心拍信号の極小点又は極大点を基準にして所定の心位相が検出されるので、所定の心位相の検出精度を高めることができる。
本発明の一形態の磁気共鳴装置の概略図である。 プロセッサ９が実行する処理を示す図である。 本形態において実行されるスキャンを概略的示す図である。 トレーニングスキャンＳＣ２の説明図である。 トレーニングスキャンＳＣ２によりＭＲ信号が収集される部位を概略的に示す図である。 ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎａにより発生するＭＲ信号Ａを示す図である。 プロファイルの例を概略的に示す図である。 スキャンＳＣ１〜ＳＣ３を実行するためのフローを示す図である。 ローカライザスキャンＳＣ１により取得された画像ＬＤを概略的に示す図である。 被検体の撮影部位の範囲を概略的に示す図である。 ナビゲータシーケンスＮ１の説明図である。 プロセッサ９で実行されるデータ処理のフローの一例を示す図である。 ナビゲータデータＮＤ１から得られたプロファイルＦ１の一例を概略的に示す図である。 検出された肝臓のエッジの位置を示す図である。 ステップＳＴ３３の説明図である。 ナビゲータシーケンスＮ２の説明図である。 ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎ３までが実行されたときの様子を示す図である。 トレーニングスキャンＳＣ２により得られた呼吸信号Ｓｒｅｓと心拍信号Ｓｈｂとを概略的に示す図である。 ウインドウＷ１の一例を示す図である。 信号部分ＳＰ１の最小値ｂおよび最大値ａを用いて閾値を求める方法の一例を示す図である。 心拍信号Ｓｈｂの中から検出された信号値の最大値および最小値を示す図である。 ウインドウＷ２の決定方法の説明図である。 呼吸信号Ｓｒｅｓのうち、ウインドウＷ２に含まれている信号部分の時間範囲ＴＷ１、ＴＷ２、およびＴＷ３を示す図である。 心拍信号Ｓｈｂのうち、呼吸信号Ｓｒｅｓの時間範囲ＴＷ１、ＴＷ２、およびＴＷ３に対応する信号部分ＴＢ１、ＴＢ２、およびＴＢ３を示す図である。 心拍信号Ｓｈｂの信号部分ＴＢ１、ＴＢ２、およびＴＢ３の中から検出された心拍信号Ｓｈｂの最大値max_cnavおよび最小値min_cnavを示す図である。 本スキャンＳＣ３の説明図である。 ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎ１７およびイメージングシーケンスＩＭが実行される部分の拡大図である。 呼吸信号Ｓｒｅｓ１および心拍信号Ｓｈｂ１に基づいてイメージングシーケンスＩＭを実行するか否かを判定するためのフローを示す図である。 ナビゲータシーケンスＮ１３により得られた呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１３および心拍信号Ｓｈｂ１の信号値Ｂ１３を示す図である。 ナビゲータシーケンスＮ１４〜Ｎ１６の説明図である。 ナビゲータシーケンスＮ１７により得られた呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１７および心拍信号Ｓｈｂ１の信号値Ｂ１７を示す図である。 検証結果を示す図である。 図３２に示すプロファイルデータＤ１から得られた心拍信号を示す図である。
以下、発明を実施するための形態について説明するが、本発明は、以下の形態に限定されることはない。
図１は、本発明の一形態の磁気共鳴装置の概略図である。
磁気共鳴イメージング装置（以下、「ＭＲＩ装置」と呼ぶ。）１は、マグネット２、テーブル３、受信ＲＦコイル（以下、「受信コイル」と呼ぶ）４などを有している。
マグネット２は、被検体１３が収容される収容空間２１を有している。また、マグネット２は、静磁場を発生させるための超伝導コイル、勾配磁場を印加するための勾配コイル、およびＲＦパルスを送信するためのＲＦコイルなどを有している。超伝導コイルの代わりに、永久磁石を用いてもよい。
テーブル３は、クレードル３ａを有している。クレードル３ａは、収容空間２１内に移動できるように構成されている。クレードル３ａによって、被検体１３は収容空間２１に搬送される。
受信コイル４は、被検体１３の腹部に取り付けられている。受信コイル４は、被検体１３からの磁気共鳴信号を受信する。
ＭＲＩ装置１は、更に、送信器５、勾配磁場電源６、受信器７、制御部８、操作部１１、および表示部１２などを有している。
送信器５はＲＦコイルに電流を供給し、勾配磁場電源６は勾配コイルに電流を供給する。受信器７は、受信コイル４から受け取った信号に対して、検波などの信号処理を実行する。尚、マグネット２、受信コイル４、送信器５、勾配磁場電源６、および受信器７を合わせたものがスキャン手段に相当する。
制御部８は、表示部１２に必要な情報を伝送したり、画像を再構成するなど、ＭＲＩ装置１の各種の動作を実現するように、ＭＲＩ装置１の各部の動作を制御する。制御部８は、プロセッサ９および記憶部１０などを含むコンピュータを有している。
記憶部１０には、プロセッサ９により実行されるプログラムなどが記憶されている。尚、記憶部１０は、コンピュータで読取り可能な非一過性の記録媒体であってもよい。非一過性の記録媒体としては、例えば、ＣＤ−ＲＯＭを用いることができる。プロセッサ９は、記憶部１０に記憶されているプログラムを読み出し、プログラムに記述されている処理を実行する。図２に、プロセッサ９が実行する処理を示す。プロセッサ９は、記憶部１０に記憶されているプログラムを読み出すことにより、プロファイル生成手段９１〜検出手段１０３として機能する。
プロファイル生成手段９１は、後述するナビゲータデータに基づいて、励起された部位のＳＩ方向における信号値の変化を表すプロファイルを生成する。
呼吸信号生成手段９２は、プロファイル生成手段９１により生成されたプロファイルに基づいて、被検体の呼吸信号を生成する。
心拍信号生成手段９３は、プロファイルに基づいて、被検体の心拍信号を生成する。
第１のウインドウ決定手段９４は、本スキャンにおいてイメージングシーケンスの実行が可能な呼吸位相の範囲を表すウインドウＷ１を決定する。
第２のウインドウ決定手段９５は、本スキャンにおいて被検体の呼吸動の影響が少ない心拍信号を取得することが可能な呼吸位相の範囲を表すウインドウＷ２を決定する。
時間範囲特定手段９６は、呼吸信号のうち、ウインドウＷ２に含まれている信号部分の時間範囲を特定する。
信号部分特定手段９７は、心拍信号のうち、呼吸信号の時間範囲に対応する信号部分を特定する。
閾値計算手段９８は、後述する式（１）を用いて、本スキャンにおいてイメージングシーケンスを実行するためのトリガとなる心位相を検出するための閾値th_cardを計算する。
信号値判定手段９９は、呼吸信号の信号値がウインドウＷ２の内側に含まれているか否かを判定する。また、信号値判定手段９９は、呼吸信号の信号値がウインドウＷ１の内側に含まれているか否かも判定する。
探索手段１００は、心拍信号の中から極小点を探索する。
差分手段１０１は、心拍信号の最新の信号値から心拍信号の極小点の信号値を減算し、極小点からの信号値の増加分ＳＢを計算する。また、差分手段１０１は、心拍信号の最新の信号値から直前の時点における信号値を減算し、信号値の変化量ΔＶも計算する。信号値の増加分ＳＢおよび信号値の変化量ΔＶについては後述する。
単調増加判定手段１０２は、心拍信号が単調増加していか否かを判定する。この判定方法については後述する。
検出手段１０３は、閾値に基づいて、イメージングシーケンスを実行するためのトリガとなる心位相を検出する。
プロセッサ９は、プロファイル生成手段９１〜比較手段１０３を構成する一例であり、記憶部１０に記憶されたプログラムを実行することによりこれらの手段として機能する。
尚、図２に示す機能の詳細は、ＭＲＩ装置における処理の流れを説明する際に併せて説明する。
操作部１１は、オペレータにより操作され、種々の情報を制御部８に入力する。表示部１２は種々の情報を表示する。
ＭＲＩ装置１は、上記のように構成されている。
図３は、本形態において実行されるスキャンを概略的示す図である。
ローカライザスキャンＳＣ１は、撮影部位を設定するために使用される画像を取得するためのスキャンである。
トレーニングスキャンＳＣ２は、呼吸信号および心拍信号を求めるために実行されるスキャンであり、後述する閾値th_cardを求めるために実行されるs重キャンである。
本スキャンＳＣ３は、呼吸信号および心拍信号に同期して撮影部位の画像を取得するためのスキャンである。本形態では、本スキャンＳＣ３は、撮影部位の３Ｄ画像を取得するためのスキャンであるが、撮影部位の２Ｄ画像を取得するスキャンとすることもできる。
本形態において、トレーニングスキャンＳＣ２は、上記のように、呼吸信号および心拍信号を求めるために実行されるスキャンである。トレーニングスキャンＳＣ２により得られた呼吸信号および心拍信号は、本スキャンＳＣ３を実行する上で必要となるウインドウおよび閾値を求めるために使用されるものであり、本形態において重要な役割を有している。そこで、本スキャンＳＣ３の説明を行う前に、トレーニングスキャンＳＣ２について、図４および図５を参照しながら説明する。
図４は、トレーニングスキャンＳＣ２の説明図、図５は、トレーニングスキャンＳＣ２によりＭＲ信号が収集される部位を概略的に示す図である。
トレーニングスキャンＳＣ２では、複数のナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎａが実行される。以下、各ナビゲータシーケンスについて説明する。尚、ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎａは同じシーケンスチャートで表されるので、以下では、ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎａのうち、代表してナビゲータシーケンスＮ１を取り上げて、ナビゲータシーケンスについて説明する。
ナビゲータシーケンスＮ１は、励起パルスＥＸおよび読出し勾配パルスＲＥを有している。励起パルスＥＸはＲＦコイルにより印加され、読出し勾配パルスＲＥは勾配コイルにより印加される。本形態では、励起パルスＥＸが印加されている間、勾配パルスは印加されていない。したがって、励起パルスＥＸは、スライス選択を行わずに被検体を励起するための非選択ＲＦパルスである。励起パルスＥＸは非選択ＲＦパルスであるので、励起パルスＥＸを印加することにより、肝臓および心臓を含む広範囲の部位を励起することができる。励起パルスＥＸを印加した後、読出し勾配パルスＲＥが印加される。読出し勾配パルスＲＥが印加されることにより、ｋ空間ｋｘ−ｋｙ平面の中心のデータを表すＭＲ信号Ａが収集される。
図４では、ナビゲータシーケンスＮ１により得られるＭＲ信号Ａについて説明したが、他のナビゲータシーケンスＮ２〜Ｎａも、ナビゲータシーケンスＮ１と同じシーケンスチャートで表される。したがって、他のナビゲータシーケンスＮ２〜Ｎａを実行した場合も、ＭＲ信号Ａが発生する。図６に、ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎａにより発生するＭＲ信号Ａを示す。尚、図６では、ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎａにより発生するＭＲ信号Ａを区別するために、符号Ａに添え字「１」、「２」、「３」、・・・「ａ−１」、「ａ」が付されている。
本形態では、肝臓および心臓を含む部位を励起し、励起された部位から収集されたＭＲ信号に基づいて、肝臓および心臓を含む部位のＳＩ方向の各位置における信号値を表すプロファイルを生成する（図７参照）。
図７は、プロファイルの例を概略的に示す図である。
ナビゲータシーケンスを繰り返し時間ＴＲ（例えば、ＴＲ＝５０ｍｓｅｃ）で実行し、ナビゲータシーケンスごとにプロファイルを生成すると、得られるプロファイルは、大きく２種類に分けられる。２種類のプロファイルを図７（ａ）および図７（ｂ）に概略的に示してある。
図７（ａ）のプロファイルｆ１は、肝臓側（Ｉ側）の信号値が大きく、心臓側（Ｓ側）の信号値は十分に小さくなっている。
一方、図７（ｂ）のプロファイルｆ２は、プロファイルｆ１と同様に、肝臓側（Ｉ側）の信号値は大きい。しかし、プロファイルｆ２の心臓側（Ｓ側）の範囲ＲＡには、プロファイルｆ１の心臓側の範囲ＲＡの信号値よりも大きい信号値が現れている。
ナビゲータシーケンスの非選択ＲＦパルスＥＸにより励起される部位には肝臓および肺が含まれている。肝臓は比較的高信号となるが、肺は空気を含んでいるので、肺は肝臓よりも低信号となる。したがって、プロファイルｆ１およびｆ２の中から信号値が急激に変化する位置を検出することにより、肝臓の肺側のエッジ１３ａの位置を検出することができる。肝臓は被検体の呼吸に応じてＳＩ方向に移動する。したがって、肝臓のエッジ１３ａの検出位置は、時間とともに変動するので、この検出位置の時間変化を求めることにより、呼吸信号を取得することができる。
また、非選択ＲＦパルスＥＸにより励起される部位には心臓が含まれている。心臓は拍動するので、非選択ＲＦパルスＥＸにより励起される部位のうちの心臓が占める割合は時間とともに変化する。したがって、心臓から収集されるＭＲ信号の信号値は、心臓の動きに応じて増減する。このため、ある時刻では、プロファイルの心臓側の範囲ＲＡの信号値は十分に小さいが（図７（ａ）参照）、別の時刻では、プロファイルの心臓側の範囲ＲＡの信号値は大きい値になる（図７（ｂ）参照）。このように、プロファイルの心臓側の範囲の信号値は、心臓の動きを反映して増減するので、プロファイルの心臓側の範囲の信号値に基づいて、心拍信号を取得することが可能となる。
本形態では、上記の考え方に基づいて、呼吸信号と心拍信号を取得している。
以下に、図３に示すスキャンＳＣ１〜ＳＣ３を実行し、被検体の画像を取得する手順について説明する。
図８は、スキャンＳＣ１〜ＳＣ３を実行するためのフローを示す図である。
ステップＳＴ１では、ローカライザスキャンＳＣ１を実行する。図９に、ローカライザスキャンＳＣ１により取得された画像ＬＤを概略的に示す。ローカライザスキャンＳＣ１を実行した後、ステップＳＴ２に進む。
ステップＳＴ２では、スキャン条件が設定される。スキャン条件には、本スキャンＳＣ３における被検体の撮影部位の範囲などが含まれる。図１０に、設定された被検体の撮影部位の範囲を概略的に示す。スキャン条件を設定した後、ステップＳＴ３に進む。
ステップＳＴ３では、トレーニングスキャンＳＣ２が実行される。
トレーニングスキャンＳＣ２では、被検体から呼吸情報及び心拍情報を取得するためのナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎａが順に実行される。以下、ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎａについて説明する。
先ず、ナビゲータシーケンスＮ１が実行される。ナビゲータシーケンスＮ１は非選択ＲＦパルスＥＸ（図４参照）を用いて励起を行うので、ナビゲータシーケンスＮ１が実行されることにより、広範囲の部位（例えば、肝臓および肺を含む胴部）を励起することができる。励起された部位から発生したＭＲ信号Ａ１は受信コイル４（図１参照）で受信される。受信コイル４で受信されたＭＲ信号は受信器７（図１参照）に供給される。受信器７は、受信コイル４から受け取った信号に対して検波などの信号処理を行い、信号処理により得られたデータを出力する。したがって、ナビゲータシーケンスＮ１を実行することにより、呼吸情報および心拍情報を含むナビゲータデータＮＤ１を得ることができる（図１１参照）。ナビゲータデータＮＤ１は、制御部８（図１参照）に供給される。
ナビゲータデータＮＤ１が制御部８に供給された後、プロセッサ９は以下のようなデータ処理を実行する（図１２参照）。
図１２は、プロセッサ９で実行されるデータ処理のフローの一例を示す図である。
ステップＳＴ３１では、プロファイル生成手段９１（図２参照）が、受信器７から受け取ったナビゲータデータＮＤ１に基づいて、励起された部位のＳＩ方向における信号値の変化を表すプロファイルＦ１を生成する。図１３に、ナビゲータデータＮＤ１から得られたプロファイルＦ１の一例が概略的に示してある。プロファイルＦ１を求めた後、ステップＳＴ３２に進む。
ステップＳＴ３２では、呼吸信号生成手段９２（図２参照）が、プロファイルＦ１に基づいて、肝臓のエッジ１３ａの位置を検出する。図７を参照しながら説明したように、プロファイルの肝臓側の信号は、プロファイルの肺側の信号よりも高くなる。したがって、プロファイルＦ１には、肺と肝臓との間に、信号強度の段差が現れる。呼吸信号生成手段９２は、この信号強度の段差を検出することにより、肝臓のエッジ１３ａの位置を検出することができる。図１４に、検出された肝臓のエッジの位置を示す。図１４では、検出された肝臓のエッジの位置を符号「Ｐ１」で示してある。呼吸信号生成手段９２は、検出した肝臓のエッジの位置を、呼吸信号の信号値として求める。肝臓のエッジの位置Ｐ１を検出した後、ステップＳＴ３３に進む（図１５参照）。
図１５はステップＳＴ３３の説明図である。
ステップＳＴ３３では、心拍信号生成手段９３（図２参照）が、プロファイルの中から、心拍情報を反映した信号値を含む範囲ＲＡを決定する。この範囲ＲＡは、心臓の位置を含むように決定されることが望ましい。ここでは、心拍信号生成手段９３は、ステップＳＴ３２で求めた肝臓のエッジの位置Ｐ１に基づいて、プロファイルの心臓の位置における信号値を含む範囲ＲＡを決定する。図１５には、範囲ＲＡが概略的に示されている。ここでは、肝臓のエッジの位置Ｐ１からＳ側に所定距離Δｄ１離れた点Ｐｄを範囲ＲＡの一端とし、範囲ＲＡの一端からＳ側に所定距離Δｄ２離れた点Ｐｒを範囲ＲＡの他端としている。ここでは、Δｄ１およびΔｄ２の値は、肝臓と心臓との標準的な位置関係を考慮して、範囲ＲＡに心臓のＳＩ方向における位置が含まれるように予め設定されている。尚、範囲ＲＡは、心拍情報を反映した信号値を含んでいるのであれば、必ずしも心臓を含んでいる必要は無く、心臓の位置を含むように範囲ＲＡを設定する代わりに、心臓の拍動の影響を受けて動く部位（例えば、心臓に繋がる血管）を含むように範囲ＲＡを設定してもよい。
尚、範囲ＲＡのＩ側の位置Ｐｄが、肝臓のエッジの検出位置Ｐ１に近すぎると、範囲ＲＡ内に肝実質の信号が含まれる可能性が高くなり、高品質な心拍信号を得ることができない恐れがある。そこで、本形態では、肝臓のエッジの位置Ｐ１の近傍の信号を、心拍信号の信号値を求めるための範囲ＲＡから外すことができるように、Δｄ１の値が予め設定されている。Δｄ１は数ｃｍ程度の値に設定することができる。
また、範囲ＲＡのＳ側の位置Ｐｒが位置Ｐｄに近すぎると範囲ＲＡが狭くなってしまい、心拍情報を得ることが難しくなることが考えられ、一方、範囲ＲＡのＳ側の位置Ｐｒが位置ＰｄからＳ側に離れすぎると範囲ＲＡが広くなりすぎ、心拍情報とは別の不要な情報の影響を受けてしまい、やはり心拍情報を得ることが難しくなることが考えられる。したがって、範囲ＲＡの距離Δｄ２も、心拍情報を取得するのに適した値に設定することが望ましい。Δｄ２は、例えば、５ｃｍ程度の値にすることができる。
範囲ＲＡを決定した後、心拍信号生成手段９３は、範囲ＲＡにおける信号の加算値Ａ１を求める。図７を参照しながら説明したように、プロファイルの心臓側の範囲ＲＡの信号値は、心臓の動きに応じて増減する。したがって、プロファイルの心臓側の範囲ＲＡの信号を加算することにより、心拍情報を得ることができる。心拍信号生成手段９３は、この加算値を心拍信号の信号値として求める。
ナビゲータシーケンスＮ１を実行した後、次のナビゲータシーケンスＮ２が実行される。
図１６は、ナビゲータシーケンスＮ２の説明図である。
ナビゲータシーケンスＮ２が実行されることにより、心臓および肝臓を含む広範囲の部位が励起される。励起された部位から発生したＭＲ信号は受信コイル４（図１参照）で受信される。受信コイル４で受信されたＭＲ信号は受信器７（図１参照）に供給される。受信器７は、受信コイル４から受け取った信号に対して検波などの信号処理を行い、信号処理により得られたデータを出力する。したがって、ナビゲータシーケンスＮ２を実行することにより、呼吸情報および心拍情報を含むナビゲータデータＮＤ２が得られる。ナビゲータデータＮＤ２は、制御部８（図１参照）に供給される。
ナビゲータデータＮＤ２を得た後、図１２に示すフローが実行される。具体的には、ステップＳＴ３１において、プロファイル生成手段９１が、励起された部位のＳＩ方向における信号値の変化を表すプロファイルＦ２を生成する。そして、ステップＳＴ３２において、呼吸信号生成手段９２が、プロファイルＦ２に基づいて、肝臓のエッジの位置Ｐ２を検出し、呼吸信号の信号値を求める。呼吸信号の信号値を求めた後、ステップＳＴ３３において、心拍信号生成手段９３が、プロファイルＦ２の心臓側の範囲ＲＡの信号の加算値Ａ２を算出し、心拍信号の信号値を求める。尚、心拍信号生成手段９３は、プロファイルＦ２の心臓側の範囲ＲＡを求める場合、プロファイルＦ１において得られた範囲ＲＡと同様に、プロファイルＦ１における肝臓のエッジ位置Ｐ１を基準にして、心臓側の範囲ＲＡを決定する。
ナビゲータシーケンスＮ２が実行された後、ナビゲータシーケンスＮ３が実行される。
図１７は、ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎ３までが実行されたときの様子を示す図である。
ナビゲータシーケンスＮ２が実行された後、ナビゲータシーケンスＮ３が実行される。ナビゲータシーケンスＮ３を実行することにより、プロファイルＦ３が得られる。
呼吸信号生成手段９２は、プロファイルＦ３に基づいて、肝臓のエッジの位置Ｐ３を検出し、呼吸信号の信号値を求める。また、心拍信号生成手段９３は、プロファイルＦ３に基づいて、肝臓のエッジ位置Ｐ１を基準にして心臓側の範囲ＲＡを決定し、範囲ＲＡの加算値Ａ３を、心拍信号の信号値として求める。
図１７には、加算値Ａ１〜Ａ３の大きさの違いを分かりやすくするために、プロファイルＦ１〜Ｆ３の下側に、加算値Ａ１〜Ａ３の時間変化を表す曲線（心拍信号）が概略的に示されている。この心拍信号から、心臓の動きに応じて加算値が変化していることがわかる。また、図１７の下段には、肝臓のエッジの位置Ｐ１〜Ｐ３の時間変化を表す曲線（呼吸信号）も示されている。被検体の呼吸に応じて、肝臓のエッジの位置が変化していることがわかる。
ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎ３を実行した後、以下同様に、ナビゲータシーケンスＮ４〜Ｎａが順に実行され、ナビゲータシーケンスが実行されるたびに、プロファイルが生成され、プロファイルごとに、肝臓のエッジの位置と範囲ＲＡを求め、範囲ＲＡの信号値を加算する。したがって、トレーニングスキャンＳＣ２を実行することにより、肝臓のエッジの位置を検出することができるので、呼吸信号を取得することができる。また、トレーニングスキャンＳＣ２を実行することにより、加算値が得られるので、心拍信号を取得することができる。図１８に、トレーニングスキャンＳＣ２により得られた呼吸信号Ｓｒｅｓと心拍信号Ｓｈｂとを概略的に示す。
心拍信号Ｓｈｂを参照すると、心周期Ｔｂごとに、心拍信号Ｓｈｂが急激に増加する信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９が現れていることがわかる。Ｔｂは、Ｔｂ≒１secであるので、Ｔｂは、一般的な心周期にほぼ等しい値を有している。したがって、上記の方法により、被検体の心拍情報を反映した心拍信号Ｓｈｂが得られることがわかる。トレーニングスキャンＳＣ２を実行した後、ステップＳＴ４（図８参照）に進む。
ステップＳＴ４では、後述するステップＳＴ５において本スキャンＳＣ３を実行するために使用されるウインドウＷ１、ウインドウＷ２、および閾値th_cardを求める。
ウインドウＷ１は、本スキャンＳＣ３においてイメージングシーケンスの実行が可能な呼吸位相の範囲を表している。また、ウインドウＷ２は、本スキャンＳＣ３において被検体の呼吸動の影響が少ない心拍信号を取得することが可能な呼吸位相の範囲を表している。閾値th_cardは、本スキャンＳＣ３においてイメージングシーケンスを実行するためのトリガとなる心位相を検出するための値である。
以下では、ウインドウＷ１を求める方法の一例について先に説明し、次に、ウインドウＷ２および閾値th_cardを求める方法の一例について説明する。
（１）ウインドウＷ１の求め方の一例
図１９に、ウインドウＷ１の一例を示す。ウインドウＷ１は、本スキャンＳＣ３においてイメージングシーケンスの実行が可能な呼吸位相の範囲を表している。以下に、ウインドウＷ１を決定する方法の一例について簡単に説明する。
第１のウインドウ決定手段９４（図２参照）は、呼吸信号Ｓｒｅｓに基づいて、被検体の呼吸による体動ができるだけ小さい呼吸位相の範囲を、ウインドウＷ１として決定する。被検体の呼吸による体動は、例えば、被検体が息を吐き終わる前後で比較的小さい。したがって、被検体が息を吐き終わる呼吸位相を基準にして、被検体の呼吸による体動ができるだけ小さい呼吸位相の範囲を特定することができる。被検体が息を吐いている間、肝臓のエッジ１３ａの位置はＳ方向に移動するが、被検体が息を吸い始めると、エッジ１３ａの位置はＩ方向に移動し始める。したがって、エッジの位置の極大値を検出することにより、被検体の息の吐き終わりの呼吸位相に対応した肝臓のエッジ１３ａの位置Ｐを求めることができる。本形態では、位置Ｐ１、Ｐ２、およびＰ３において、呼吸信号Ｓｒｅｓが極大値となっているので、位置Ｐ１、Ｐ２、又はＰ３を被検体の息の吐き終わりの呼吸位相に対応する位置として決定する。ここでは、位置Ｐ１、Ｐ２、およびＰ３のうち、エッジ位置の値が一番大きい位置Ｐ＝Ｐ３を、被検体の息の吐き終わりの呼吸位相に対応する位置とする。位置Ｐ３を決定した後、第１のウインドウ決定手段９４は、この位置Ｐ３を基準にして、本スキャンＳＣ３においてイメージングシーケンスの実行が可能な呼吸位相の範囲を表すウインドウＷ１を決定する。ウインドウＷ１は、位置Ｐ３に対して＋側に距離Δｒ１および−側に距離Δｒ２だけ離れた範囲とすることができる。距離Δｒ１およびΔｒ２は、数ｍｍ程度の値に設定することができる。また、Δｒ１およびΔｒ２は、Δｒ１＝Δｒ２でもよいし、Δｒ１≠Δｒ２でもよい。
尚、ここでは、被検体が息を吐き終わる呼吸位相に基づいて、ウインドウＷ１を決定している。しかし、被検体の呼吸による体動アーチファクトが軽減できるのであれば、必ずしも、被検体が息を吐き終わる呼吸位相に基づいてウインドウＷ１を決定する必要は無く、被検体が息を吐き終わる呼吸位相とは別の呼吸位相に基づいてウインドウＷ１を決定してもよい。例えば、被検体が息を吸い終わる呼吸位相や、被検体の息の吐き終わりと息の吸い終わりとの間の中間の呼吸位相を基準にしてウインドウＷ１を決定してもよい。
ウインドウＷ１が本スキャンＳＣ３を実行するときにどのように使用されるかについては後述する。
（２）ウインドウＷ２および閾値th_cardの求め方の一例
先に説明したように、心拍信号は、心周期ごとに信号値が急激に増加する。したがって、本形態では、心拍信号が急激に増加する信号部分における心位相を、本スキャンＳＣ３においてイメージングシーケンスを実行するためのトリガとなる心位相として求める。心拍信号Ｓｈｂが急激に増加する信号部分を検出する方法の一例としては、図２０に示すように、心周期ごとに現れる信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９のうちのいずれか一つの信号部分の最大値ａと最小値ｂとの差を求め、その差の半分の値を閾値th_cardとすることが考えられる。図２０では、信号部分ＳＰ１の最大値ａと最小値ｂとの差Δｄを求め、この差Δｄの半分の値を閾値th_cardとして求めた例が示されている。閾値th_cardを求めることにより、最大値ａと最小値ｂとの差Δｄが閾値th_cardを越えている場合は信号値が急激に増加していると判定することができるので、信号値が急激に増加する信号部分を検出することが可能となる。
しかし、心拍信号Ｓｈｂの信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９ごとに、信号の最大値ａと最小値ｂは異なるので、実際には、心拍信号Ｓｈｂの中から閾値th_cardを求めるための信号部分を特定することは難しいという問題がある。また、心拍信号Ｓｈｂには、周期Ｔｂごとに現れる信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９の他に、信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９よりも信号値の増加量は小さいが、信号値が急激に増加する信号部分が現れる（例えば、信号部分ＳＱ１およびＳＱ６）。これらの信号部分ＳＱ１およびＳＱ６は、周期Ｔｂに現れる信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９とは異なる。したがって、閾値th_cardを求める場合、これらの信号部分ＳＱ１およびＳＱ５は、閾値th_cardを求めるための検出対象から外すことが重要となる。しかし、信号部分ＳＱ１およびＳＱ６を信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９と区別することは難しいという問題もある。
そこで、本形態では、心拍信号Ｓｈｂの信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９の中から閾値th_cardを求めるための信号部分を特定することはせずに、心拍信号Ｓｈｂの全範囲の中から、信号値が最大となる点と信号値が最小となる点を１点づつ検出し、閾値th_cardを求める（図２１参照）。
図２１は、心拍信号Ｓｈｂの中から検出された信号値の最大値および最小値を示す図である。
閾値計算手段９８（図２参照）は、信号値の最大値と最小値とに基づいて閾値th_cardを計算する。具体的には、以下の式を用いて閾値th_cardを計算する。
th_card＝（max_cnav−min_cnav）＊cnav_detect_factor ・・・（１）
ここで、max_cnavは最大値、min_cnavは最小値、およびcnav_detect_factorは係数を表している。
心拍信号Ｓｈｂの最大値max_cnavおよび最小値min_cnavは心拍信号Ｓｈｂの各時点における信号値に基づいて簡単に特定することができる。したがって、最大値max_cnavと最小値min_cnavとの差（max_cnav−min_cnav）を求めることにより、心周期Ｔｂごとに現れる信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９の最大値ａと最小値ｂとの差Δｄ（図２０参照）の大まかな値を求めることができる。しかし、最大値max_cnavは、信号部分ＳＰ３の最大値であり、最小値min_cnavは信号部分ＳＰ１の最小値であるので、最大値max_cnavおよび最小値min_cnavは異なる信号部分から検出されたものである。したがって、差（max_cnav−min_cnav）自体は、各信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９の最大値ａと最小値ｂとの差Δｄよりも、大きい値になる。このため、差（max_cnav−min_cnav）自体の値を閾値th_cardとして使用しても、心拍信号が最小値ｂから最大値ａに変化しているか否かを判定することはできないと考えられる。そこで、本形態では、式（１）に示すように、差（max_cnav−min_cnav）に係数を乗算したものを閾値th_cardとしている。係数cnav_detect_factorは１よりも小さい正の値であり、心周期Ｔごとに現れる信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９を検出するのに適した値に固定されている。差（max_cnav−min_cnav）に係数を乗算することにより、差（max_cnav−min_cnav）よりも小さい値を、閾値th_cardとして計算することができるので、周期Ｔごとに現れる心位相を検出することが可能となる。
しかし、心拍信号は、被検体の呼吸動の影響を受けやすく、心拍信号には、心拍の信号成分だけでなく、呼吸の信号成分も含まれることが多い。例えば、図２１では、信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９のうち、信号部分ＳＰ３は、呼吸動の影響を受けて、他の信号部分よりも信号値が大きくなっている。このような信号部分ＳＰ３の信号値を用いて閾値th_cardを求めてしまうと、場合によっては、心周期ごとに現れる信号値の急激な増加を検出することができないという恐れがある。したがって、閾値th_cardを求める場合は、心拍信号Ｓｈｂのうち、呼吸動の影響ができるだけ少ない信号部分の信号値を用いて、閾値th_cardを計算することが望ましい。そこで、本形態では、心拍信号Ｓｈｂの中から、呼吸動の影響ができるだけ少ない信号部分を特定し、閾値th_cardを決定する（図２２〜図２５参照）。
図２２〜図２５は、心拍信号Ｓｈｂの中から、呼吸動の影響ができるだけ少ない信号部分を特定し、閾値th_cardを決定するときの説明図である。
心拍信号Ｓｈｂの中から、呼吸動の影響が少ない信号部分を特定するためには、先ず、呼吸信号Ｓｒｅｓに基づいて、被検体の呼吸動の影響が少ない心拍信号を取得することが可能な呼吸位相の範囲を表すウインドウＷ２を決定する必要がある。そこで、本形態では、第２のウインドウ決定手段９５（図２参照）が、被検体の呼吸動の影響が少ない心拍信号を取得することが可能な呼吸位相の範囲を表すウインドウＷ２を決定する。図２２は、ウインドウＷ２の決定方法の説明図である。
被検体の呼吸動の影響が少ない心拍信号を取得することが可能な呼吸位相は、ウインドウＷ１の決定方法で説明したように、例えば、被検体が息を吐き終わる呼吸位相である。したがって、本形態では、図２２に示すように、ウインドウＷ１と同様に、被検体が息を吐き終わる呼吸位相に対応する位置Ｐ３を基準にして、被検体の呼吸動の影響が少ない心拍信号を取得することが可能な呼吸位相の範囲を表すウインドウＷ２を決定する。ウインドウＷ２は、位置Ｐ３に対して＋側に距離Δｓ１および−側に距離Δｓ２だけ離れた範囲とすることができる。距離Δｓ１およびΔｓ２は、数ｍｍ程度の値に設定することができる。また、Δｓ１およびΔｓ２は、Δｓ１＝Δｓ２でもよいし、Δｓ１≠Δｓ２でもよい。更に、本形態では、Δｓ１＞Δｒ１に設定されており、Δｓ２＞Δｒ２に設定されている。
ウインドウＷ２を決定した後、時間範囲特定手段９６（図２参照）は、図２３に示すように、呼吸信号Ｓｒｅｓのうち、ウインドウＷ２に含まれている信号部分の時間範囲ＴＷ１、ＴＷ２、およびＴＷ３を特定する。
次に、信号部分特定手段９７（図２参照）は、図２４に示すように、心拍信号Ｓｈｂのうち、呼吸信号Ｓｒｅｓの時間範囲ＴＷ１、ＴＷ２、およびＴＷ３に対応する信号部分ＴＢ１、ＴＢ２、およびＴＢ３を特定する。
次に、閾値計算手段９８は、心拍信号Ｓｈｂの信号部分ＴＢ１、ＴＢ２、およびＴＢ３の中から、心拍信号Ｓｈｂの最大値max_cnavおよび最小値min_cnavを検出する。図２５に、心拍信号Ｓｈｂの信号部分ＴＢ１、ＴＢ２、およびＴＢ３の中から検出された心拍信号Ｓｈｂの最大値max_cnavおよび最小値min_cnavを示す。最大値max_cnavおよび最小値min_cnavを検出した後、閾値計算手段９８は、最大値max_cnavおよび最小値min_cnavを式（１）に代入することにより、閾値th_cardを計算することができる。
このように、呼吸動の影響が小さい心拍信号の信号値に基づいて閾値th_cardを求めることにより、本スキャンＳＣ３においてイメージングシーケンスを実行するためのトリガとなる心位相を検出するのに適した閾値th_cardを求めることができる。
尚、先に述べたように、心拍信号Ｓｈｂには、周期Ｔｂごとに現れる信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９の他に、信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９よりも信号値の増加量は小さいが、信号値が急激に増加する信号部分ＳＱ１およびＳＱ６が現れる（図２０参照）。これらの信号部分ＳＱ１およびＳＱ６は、周期Ｔｂに現れる信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９とは異なるので、これらの信号部分ＳＱ１およびＳＱ６は検出対象から外した上で閾値th_cardを求めることが重要となる。しかし、式（１）の係数cnav_detect_factorの値が小さすぎると、周期Ｔｂごとに現れる信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９に対応する心位相だけでなく、周期Ｔｂからずれた位置に現れる信号部分ＳＱ１およびＳＱ６に対応する心位相も、検出してしまう恐れがある。したがって、係数cnav_detect_factorは、周期Ｔｂごとに現れる信号部分ＳＰ１〜ＳＰ９に対応する心位相は検出するが、周期Ｔｂからずれた位置に現れる信号部分ＳＱ１およびＳＱ６に対応する心位相は検出しないような値に設定する必要がある。係数cnav_detect_factorの値としては、例えば、０．５とすることができる。
このようにして、ステップＳＴ４において、ウインドウＷ１、ウインドウＷ２、および閾値th_cardが求められる。ウインドウＷ１、ウインドウＷ２、および閾値th_cardを求めた後、ステップＳＴ５に進む。
ステップＳＴ５では、本スキャンＳＣ３が実行される。
図２６は、本スキャンＳＣ３の説明図である。
図２６には、本スキャンＳＣ３で実行されるナビゲータシーケンスおよびイメージングシーケンスと、ナビゲータシーケンスを実行することにより得られた呼吸信号Ｓｒｅｓ１および心拍信号Ｓｈｂ１とが概略的示されている。
本スキャンＳＣ３では、先ず、ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎ１７が実行され、ナビゲータシーケンスＮ１７が実行された後に、イメージングシーケンスＩＭが実行される（図２７参照）。
図２７は、ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎ１７およびイメージングシーケンスＩＭが実行される部分の拡大図である。以下、ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎ１７およびイメージングシーケンスＩＭについて、図２７を参照しながら説明する。
本スキャンＳＣ３では、先ず、ナビゲータシーケンスＮ１が実行される。ナビゲータシーケンスＮ１が実行されると、プロファイル生成手段９１がプロファイルを生成し、呼吸信号生成手段９２が肝臓のエッジ１３ａの位置を検出し、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１を求める。
呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１が求められたら、信号値判定手段９９（図２参照）は、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１がウインドウＷ２の内側にあるのか外側にあるのかを判定する。呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値がウインドウＷ２の内側にある場合、心拍信号生成手段９３は心拍信号の信号値を求める処理を実行するが、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値がウインドウＷ２の外側にある場合、心拍信号生成手段９３は、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値がウインドウＷ２の内側に入るまで、心拍信号の信号値を求める処理を実行しないようにする。図２７では、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１はウインドウＷの外側であるので、心拍信号の信号値は求められることなく、次のナビゲータシーケンスＮ２が実行される。
ナビゲータシーケンスＮ２が実行されると、プロファイル生成手段９１がプロファイルを生成し、呼吸信号生成手段９２が肝臓のエッジ１３ａの位置を検出し、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ２を求める。
呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ２が求められたら、信号値判定手段９９は、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ２がウインドウＷ２の内側にあるのか外側にあるのかを判定する。図２７では、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ２はウインドウＷ２の外側である。したがって、心拍信号の信号値は求められることなく、次のナビゲータシーケンスＮ３が実行される。
以下同様に、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値がウインドウＷ２の外側にある場合は、心拍信号の信号値を求めることなく、ナビゲータシーケンスが繰返し実行される。
図２７では、ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎ３により求められた呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１〜Ｐ３はウインドウＷ２の外側にある。したがって、ナビゲータシーケンスＮ１〜Ｎ３が実行された場合、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値は求められるが、心拍信号の信号値は求められない。
しかし、ナビゲータシーケンスＮ４により求められた呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ４はウインドウＷ２の内側にある。したがって、信号値判定手段９９は、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ４がウインドウＷ２の内側に入ったと判定する。呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ４がウインドウＷ２の内側にあるので、心拍信号生成手段９３は、心拍信号Ｓｈｂ１の信号値Ｂ４を計算する。心拍信号Ｓｈｂ１の信号値は、トレーニングスキャンＳＣ２において得られた心拍信号Ｓｈｂの信号値と同じ方法で計算される。
以下同様に、ナビゲータシーケンスが実行されるたびに、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値だけでなく、心拍信号Ｓｈｂ１の信号値も求める。図２７では、ナビゲータシーケンスＮ４〜Ｎ１２が実行されることにより得られた呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値が、「Ｐ４」、「Ｐ５」、・・・「Ｐ１２」で示されており、心拍信号Ｓｈｂ１の信号値が、「Ｂ４」、「Ｂ５」、・・・「Ｂ１２」で示されている。
本形態では、呼吸信号Ｓｒｅｓ１および心拍信号Ｓｈｂ１に基づいて、イメージングシーケンスＩＭを実行するか否かを判定するためのフローが実行される。以下、このフローについて説明する。
図２８は、呼吸信号Ｓｒｅｓ１および心拍信号Ｓｈｂ１に基づいてイメージングシーケンスＩＭを実行するか否かを判定するためのフローを示す図である。
ステップＳＴ５１では、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値がウィンドウＷ２の内側に入った後に、探索手段１００（図２参照）が、心拍信号Ｓｈｂ１（図２７参照）の中から極小点を探索するための処理を開始する。探索処理が開始されたら、ステップＳＴ５２に進む。
ステップＳＴ５２では、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値がウィンドウＷ２の内側に入っている間に心拍信号Ｓｈｂ１の極小点が検出されたか否かを判定する。
図２７を参照すると、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の時点ｔ４〜ｔ１２における信号値Ｂ４〜Ｂ１２はウィンドウＷ２の内側に入っている。
一方、心拍信号Ｓｈｂ１を参照すると、心拍信号Ｓｈｂ１の時点ｔ４〜ｔ１１における信号値Ｂ４〜Ｂ１１は連続的に減少しているが、時点ｔ１２において信号値Ｂ１２が信号値Ｂ１１よりも増加している。したがって、時点ｔ４〜ｔ１１までは心拍信号Ｓｈｂ１の極小点は検出されないが、心拍信号Ｓｈｂ１の時点ｔ１２における信号値Ｂ１２が生成された直後に、探索手段１００は、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の時点ｔ１２における点Ｍ１を極小点として検出する。極小点の探索方法としては、例えば、心拍信号Ｓｈｂ１の各時点における信号値が生成されるたびに、心拍信号Ｓｈｂ１の時間方向の一次微分を行い、一次微分の値がマイナスからプラスに転じる時点を特定することにより、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の極小点を探索する方法などが考えられる。したがって、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値がウィンドウＷ２の内側に入っている間に心拍信号Ｓｈｂ１の極小点Ｍ１を検出することができる。極小点Ｍ１を検出した後、ステップＳＴ５３に進む。
ステップＳＴ５３では、以下の２つの条件が満たされているか否かを判定する。
（条件１）呼吸信号Ｓｒｅｓ１の最新の信号値がウィンドウＷ２の内側に入っている。
（条件２）心拍信号Ｓｈｂ１の極小点が現れた時点と最新の信号値が計算された時点との間において、心拍信号Ｓｈｂ１が単調増加をしている。
図２７では、呼吸信号Ｓｒｅｓ１および心拍信号Ｓｈｂ１の最新の信号値が計算された時点は、時点ｔ１２である。呼吸信号Ｓｒｅｓ１の時点ｔ１２における信号値Ｐ１２はウィンドウＷ２の内側に入っているので、信号値判定手段は、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の時点ｔ１２における信号値Ｐ１２はウィンドウＷ２の内側に入っていると判定する。したがって、条件１は満たされている。
また、差分手段１０１（図２参照）は、心拍信号Ｓｈｂ１の時点ｔ１２における信号値Ｂ１２から、極小点Ｍ１の信号値Ｂ１１を減算し、極小点Ｍ１からの信号値の増加分ＳＢ（＝Ｂ１２−Ｂ１１）を計算する。図２７では、ＳＢ＝Ｂ１２−Ｂ１１＞０であるので、単調増加判定手段１０２（図２参照）は、心拍信号Ｓｈｂ１に極小点Ｍ１が現れた時点ｔ１１と時点ｔ１２との間において、心拍信号Ｓｈｂ１は単調増加していると判定する。したがって、条件２は満たされている。
このため、時点ｔ１２では、条件１および条件２の両方が満たされている。条件１と条件２との両方が満たされている場合、ステップＳＴ５４に進む。
ステップＳＴ５４では、検出手段１０３（図２参照）が、信号値の増加分ＳＢが、トレーニングスキャンＳＣ２において計算した閾値th_cardを超えているか否かを判定する。信号値の増加分ＳＢが閾値th_cardを越えている場合、検出手段１０３は、信号値の増加分ＳＢが閾値th_cardを越えた時点における被検体の心位相を、イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相として検出する。この心位相が検出された場合、ステップＳＴ５５に進む。一方、信号値の増加分ＳＢが閾値th_cardを越えていない場合、検出手段１０３は、イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相はまだ検出されていないと判定する。この心位相が検出されていない場合、ステップＳＴ５３に戻る。ここでは、信号値の増加分ＳＢは閾値th_cardを越えていない。したがって、イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相はまだ検出されていないので、ステップＳＴ５３に戻る。
ステップＳＴ５３では、ナビゲータシーケンスが実行され、プロファイル生成手段９１は、ナビゲータシーケンスにより得られたナビゲータデータに基づいて、励起された部位のＳＩ方向における信号値を表すプロファイルを生成する。ここでは、ナビゲータシーケンスＮ１３が実行される。したがって、プロファイル生成手段９１は、ナビゲータシーケンスＮ１３により得られたナビゲータデータに基づいてプロファイルを生成する。
プロファイルが生成された後、呼吸信号生成手段９２が、プロファイルに基づいて肝臓のエッジの位置を検出し、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値を求め、更に、心拍信号生成手段９３が、心拍信号Ｓｈｂ１の信号値を求める。ここでは、ナビゲータシーケンスＮ１３に対応した呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１３および心拍信号Ｓｈｂ１の信号値Ｂ１３が求められる。図２９に、ナビゲータシーケンスＮ１３により得られた呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１３および心拍信号Ｓｈｂ１の信号値Ｂ１３を示す。
次に、信号値判定手段９９が、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１３がウインドウＷ２の中に入っているか否かを判定する。呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１３がウインドウＷ２の中に入っていない場合、フローを抜ける。
一方、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１３がウインドウＷ２の中に入っていた場合、差分手段１０１が、心拍信号Ｓｈｂ１の時点ｔ１３における最新の信号値Ｂ１３から、心拍信号Ｓｈｂ１の直前の時点ｔ１２における信号値Ｂ１２を減算し、時点ｔ１２と時点ｔ１３との間の信号値の変化量ΔＶ（＝Ｂ１３−Ｂ１２）を計算する。ΔＶ＞０の場合、単調増加判定手段１０２は、心拍信号Ｓｈｂ１に極小点Ｍ１が現れた時点ｔ１１と時点ｔ１３との間において、心拍信号Ｓｈｂ１は単調増加していると判定する。この場合、ステップＳＴ５４に進む。一方、変化量ΔＶ≦０の場合、これは、心拍信号Ｓｈｂ１に極小点Ｍ１が現れた時点ｔ１１と時点ｔ１３との間において、心拍信号Ｓｈｂ１は単調増加していない（つまり、心拍信号Ｓｈｂ１が、時点ｔ１２において、単調増加から単調減少に変化した）ことを意味する。したがって、ΔＶ≦０の場合、単調増加判定手段１０２は、心拍信号Ｓｈｂ１に極小点Ｍ１が現れた時点ｔ１１と時点ｔ１３との間において、心拍信号Ｓｈｂ１は単調増加していないと判定する。心拍信号Ｓｈｂ１は単調増加していないと判定された場合、イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相を検出するための基準となる極小点を新たに探索するために、ステップＳＴ５１に戻る。
ここでは、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１３がウインドウＷ２の中に入っている。しかし、心拍信号Ｓｈｂ１の時点ｔ１３における信号値Ｂ１３は、直前の時点ｔ１２における信号値Ｂ１２よりも減少しているので、信号値の変化量ΔＶは、ΔＶ＜０である。したがって、単調増加判定手段１０２は、心拍信号Ｓｈｂ１は単調増加していないと判定するので、ステップＳＴ５１に戻る。
ステップＳＴ５１では、ナビゲータシーケンスＮ１４〜Ｎ１６が実行され、ナビゲータシーケンスが実行されるたびに、プロファイルが生成され、プロファイルに基づいて呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値が求められ、Ｓｒｅｓ１の信号値がウインドウＷ２内に入っている限りは、心拍信号Ｓｈｂ１の信号値が求められる。図３０には、ナビゲータシーケンスＮ１４〜Ｎ１６が実行されることにより得られた呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値が、「Ｐ１４」、「Ｐ１５」、および「Ｐ１６」で示されており、心拍信号Ｓｈｂ１の信号値が、「Ｂ１４」、「Ｂ１５」、および「Ｂ１６」で示されている。
探索手段１００は、心拍信号Ｓｈｂ１の中から新たな極小点を探索するための処理を開始する。探索処理が開始されたら、ステップＳＴ５２に進む。
ステップＳＴ５２では、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値がウィンドウＷ２の内側に入っている間に心拍信号Ｓｈｂ１の新たな極小点が検出されたか否かを判断する。
図３０を参照すると、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の時点ｔ１４〜ｔ１６における信号値Ｂ１４〜Ｂ１６はウィンドウＷ２の内側に入っている。
一方、心拍信号Ｓｈｂ１を参照すると、心拍信号Ｓｈｂ１の時点ｔ１５における信号値Ｂ１５は、時点ｔ１４における信号値Ｂ１４よりも減少しているが、時点ｔ１６における信号値Ｂ１６は、時点ｔ１５における信号値Ｂ１５よりも増加している。したがって、時点ｔ１５までは心拍信号Ｓｈｂ１の新たな極小点Ｍ２は検出されないが、心拍信号Ｓｈｂ１の時点ｔ１６における信号値Ｂ１６が生成された直後に、探索手段１００は、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の時点ｔ１５における点Ｍ２を新たな極小点として検出する。したがって、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値がウィンドウＷ２の内側に入っている間に心拍信号Ｓｈｂ１の新たな極小点Ｍ２を検出することができる。新たな極小点Ｍ２を検出した後、ステップＳＴ５３に進む。
ステップＳＴ５３では、以下の２つの条件が満たされているか否かを判定する。
（条件１）呼吸信号Ｓｒｅｓ１の最新の信号値がウィンドウＷ２の内側に入っている。
（条件２）心拍信号Ｓｈｂ１の極小点が現れた時点と最新の信号値が計算された時点との間において、心拍信号Ｓｈｂ１が単調増加をしている。
図３０では、呼吸信号Ｓｒｅｓ１および心拍信号Ｓｈｂ１の最新の信号値が計算された時点は、時点ｔ１６である。呼吸信号Ｓｒｅｓ１の時点ｔ１６における信号値Ｐ１６はウィンドウＷ２の内側に入っているので、信号値判定手段は、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の時点ｔ１６における信号値Ｐ１６はウィンドウＷ２の内側に入っていると判定する。したがって、条件１は満たされている。
また、差分手段１０１は、心拍信号Ｓｈｂ１の時点ｔ１６における信号値Ｂ１６から、極小点Ｍ２の信号値Ｂ１６を減算し、極小点Ｍ２からの信号値の増加分ＳＢ（＝Ｂ１６−Ｂ１５）を計算する。図３０では、ＳＢ＝Ｂ１６−Ｂ１５＞０であるので、単調増加判定手段１０２は、心拍信号Ｓｈｂ１に極小点Ｍ２が現れた時点ｔ１５と時点ｔ１６との間において、心拍信号Ｓｈｂ１は単調増加していると判定する。したがって、条件２は満たされている。
このため、時点ｔ１６では、条件１および条件２の両方が満たされているので、ステップＳＴ５４に進む。
ステップＳＴ５４では、検出手段１０３が、信号値の増加分ＳＢが、トレーニングスキャンＳＣ２において計算した閾値th_cardを超えているか否かを判定する。信号値の増加分ＳＢが閾値th_cardを越えている場合、検出手段１０３は、信号値の増加分ＳＢが閾値th_cardを越えた時点における被検体の心位相を、イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相として検出する。この心位相が検出された場合、ステップＳＴ６０に進む。一方、信号値の増加分ＳＢが閾値th_cardを越えていない場合、検出手段１０３は、イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相はまだ検出されていないと判定する。この心位相が検出されていない場合、ステップＳＴ５４に進む。ここでは、信号値の増加分ＳＢは閾値th_cardを越えていない。したがって、イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相はまだ検出されていないので、ステップＳＴ５３に戻る。
ステップＳＴ５３では、ナビゲータシーケンスが実行され、プロファイル生成手段９１は、ナビゲータシーケンスにより得られたナビゲータデータに基づいて、励起された部位のＳＩ方向における信号値を表すプロファイルを生成する。ここでは、ナビゲータシーケンスＮ１７が実行される。したがって、プロファイル生成手段９１は、ナビゲータシーケンスＮ１７により得られたナビゲータデータに基づいてプロファイルを生成する。
プロファイルが生成された後、呼吸信号生成手段９２が、プロファイルに基づいて肝臓のエッジの位置を検出し、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値を求め、更に、心拍信号生成手段９３が、心拍信号Ｓｈｂ１の信号値を求める。ここでは、ナビゲータシーケンスＮ１７に対応した呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１７および心拍信号Ｓｈｂ１の信号値Ｂ１７が求められる。図３１に、ナビゲータシーケンスＮ１７により得られた呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１７および心拍信号Ｓｈｂ１の信号値Ｂ１７を示す。
次に、信号値判定手段９９が、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１７がウインドウＷ２の中に入っているか否かを判定する。呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１７がウインドウＷ２の中に入っていない場合、フローを抜ける。
一方、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１７がウインドウＷ２の中に入っていた場合、差分手段１０１が、心拍信号Ｓｈｂ１の時点ｔ１７における最新の信号値Ｂ１７から、心拍信号Ｓｈｂ１の直前の時点ｔ１６における信号値Ｂ１６を減算し、時点ｔ１６と時点ｔ１７との間の信号値の変化量ΔＶ（＝Ｂ１７−Ｂ１６）を計算する。ΔＶ＞０の場合、単調増加判定手段１０２は、心拍信号Ｓｈｂ１に極小点Ｍ２が現れた時点ｔ１５と時点ｔ１７との間において、心拍信号Ｓｈｂ１は単調増加していると判定する。この場合、ステップＳＴ５４に進む。一方、変化量ΔＶ≦０の場合、これは、心拍信号Ｓｈｂ１に極小点Ｍ２が現れた時点ｔ１５と時点ｔ１７との間において、心拍信号Ｓｈｂ１は単調増加していない（つまり、心拍信号Ｓｈｂ１が、時点ｔ１５において、単調増加から単調減少に変化した）ことを意味する。したがって、ΔＶ≦０の場合、単調増加判定手段１０２は、心拍信号Ｓｈｂ１に極小点Ｍ２が現れた時点ｔ１５と時点ｔ１７との間において、心拍信号Ｓｈｂ１は単調増加していないと判定する。心拍信号Ｓｈｂ１は単調増加していないと判定された場合、イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相を検出するための基準となる極小点を新たに探索するために、ステップＳＴ５１に戻る。
ここでは、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値Ｐ１７がウインドウＷ２の中に入っている。また、心拍信号Ｓｈｂ１の時点ｔ１７における信号値Ｂ１７は、直前の時点ｔ１６における信号値Ｂ１６よりも増加しているので、信号値の変化量ΔＶは、ΔＶ＞０である。している。したがって、単調増加判定手段１０２は、心拍信号Ｓｈｂ１の極小点Ｍ２が現れた時点ｔ１５と最新の信号値Ｂ１７が計算された時点ｔ１７との間において、心拍信号Ｓｈｂ１は単調増加をしていると判定する。
このため、時点ｔ１７では、上記の条件１（呼吸信号Ｓｒｅｓ１の最新の信号値がウィンドウＷ２の内側に入っている）と条件２（心拍信号Ｓｈｂ１の極小点が現れた時点と最新の信号値が計算された時点との間において、心拍信号Ｓｈｂ１が単調増加をしている）との両方が満たされている。したがって、ステップＳＴ５４に進む。
ステップＳＴ５４では、差分手段１０１が、心拍信号Ｓｈｂ１の最新の信号値から、極小点Ｍ２の信号値を減算し、信号値の増加分ＳＢを求める。図３１では、心拍信号Ｓｈｂ１の最新の信号値は、時点ｔ１７における信号値Ｂ１７である。したがって、差分手段１０１は、心拍信号Ｓｈｂ１の最新の信号値Ｂ１７から、極小点Ｍ２の信号値Ｂ１５を減算し、信号値の増加分ＳＢを求める。
信号値の増加分ＳＢを計算した後、検出手段１０３が、信号値の増加分ＳＢが、トレーニングスキャンＳＣ２において計算した閾値th_cardを超えているか否かを判定する。信号値の増加分ＳＢが閾値th_cardを越えている場合、検出手段１０３は、信号値の増加分ＳＢが閾値th_cardを越えた時点における被検体の心位相を、イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相として検出し、ステップＳＴ５５に進む。一方、信号値の増加分ＳＢが閾値th_cardを越えていない場合、検出手段１０３は、イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相はまだ検出されていないと判定し、ステップＳＴ５３に戻る。ここでは、信号値の増加分ＳＢは閾値th_cardを越えている。したがって、検出手段１０３は、信号値の増加分ＳＢが閾値th_cardを越えた時点ｔ１７における被検体の心位相を、イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相として検出する。イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相が検出されたので、ステップＳＴ５５に進む。
ステップＳＴ５５では、信号値判定手段９９が、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の最新の信号値Ｐ１７がウインドウＷ１に入っているか否かを判定する。呼吸信号Ｓｒｅｓ１がウインドウＷ１に入っている場合、これは、被検体の呼吸位相がイメージングシーケンスＩＭの実行可能な呼吸位相の範囲内に含まれていることを意味している。したがって、呼吸信号Ｓｒｅｓ１がウインドウＷ１に入っている場合、ステップＳＴ６１に進み、イメージングシーケンスＩＭが実行される。
一方、呼吸信号Ｓｒｅｓ１がウインドウＷ１に入っていない場合、これは、被検体の呼吸位相がイメージングシーケンスＩＭの実行可能な呼吸位相の範囲内に含まれていないことを意味している。したがって、呼吸信号Ｓｒｅｓ１がウインドウＷ１に入っていない場合、イメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相を検出するための基準となる極小点を新たに探索するために、ステップＳＴ５１に戻る。
ここでは、呼吸信号Ｓｒｅｓ１がウインドウＷ１に入っているので、ステップＳＴ６１に進み、イメージングシーケンスＩＭが実行され、フローが終了する。
イメージングシーケンスＩＭが実行された後は、ナビゲータシーケンスが再び繰返し実行され、ナビゲータシーケンスが実行されるたびにプロファイルが生成され、被検体の呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値が求められる。そして、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値が再びウインドウＷ２の中に入るのを待ち、呼吸信号Ｓｒｅｓ１の信号値が再びウインドウＷ２の中に入ったら、心拍信号Ｓｈｂ１の極小値の探索を実行するために、図２８のフローが再び実行される。そして、画像再構成に必要なデータが収集されるまで、図２８のフローに従ってイメージングシーケンスＩＭが実行される。尚、高品質な画像を得るためには、本スキャンＳＣ３の実行中は、イメージングシーケンスの繰返し時間ＴＲはできるだけ変動しないことが望ましい。したがって、イメージングシーケンスを実行した後、次のイメージングシーケンスを実行する場合、ステップＳＴ５５とステップＳＴ５６との間に、直前のイメージングシーケンスを開始してから所定の時間ＴＷ（図２６参照）が経過しているか否かを判定するステップを実行し、所定の時間ＴＷが経過している場合、次のイメージングシーケンスが実行されるようにしてもよい。所定の時間ＴＷが経過しているか否かを判定するステップを実行することにより、所定の時間ＴＷが経過していない場合には、次のイメージングシーケンスは実行されないようにすることができるので、本スキャンＳＣ３の実行中におけるイメージングシーケンスの繰返し時間ＴＲのばらつきを軽減できるので、高品質な画像を取得することができる。
画像再構成に必要な全データが収集されたら、本スキャンＳＣ３が終了する。
本形態では、ナビゲータシーケンスを実行し、被検体から心拍情報を含むナビゲータデータを収集している。したがって、ナビゲータデータをフーリエ変換することにより得られたプロファイルには、肝臓のエッジの位置を反映した信号値の急激な変化が現れるだけでなく、心臓側に、心臓の動きを反映した信号成分が現れる。したがって、被検体の呼吸信号を取得するための専用のプローブ（例えば、ベローズ）や、心拍信号を取得するための専用のプローブ（例えば、ＥＣＧプローブやＰＣプローブ）を用いなくても、ナビゲータシーケンスを実行することにより、呼吸信号と心拍信号の両方の信号が得られるので、オペレータの作業負担を軽減することができる。
また、本形態では、トレーニングスキャンＳＣ２を実行することにより得られた心拍信号に基づいて、本スキャンＳＣ３におけるイメージングシーケンスＩＭを実行するためのトリガとなる心位相を検出するための閾値th_cardを求めている。そして、本スキャンＳＣ３では、本スキャンＳＣ３中に得られた心拍信号の極小値を探索し、極小点を基準にして心拍信号が単調増加する時間範囲における心拍信号の増加分ＳＢを求め、増加分ＳＢと閾値th_cardを比較している。したがって、トレーニングスキャンＳＣ２で得られた心拍信号Ｓｈｂと、本スキャンＳＣ３で得られた心拍信号Ｓｈｂ１との間に、被検体の位置ずれによる信号値の変動が生じても、心拍信号Ｓｈｂ１と閾値th_cardとの比較は、本スキャンＳＣ３における心拍信号Ｓｈｂ１の極小点を基準にして行われるので、心位相の検出精度を高めることができる。
尚、ナビゲータシーケンスを実行することにより呼吸信号および心拍信号が得られることを検証するために、実際にナビゲータシーケンスを実行した。そして、ナビゲータシーケンスを実行することにより得られたデータに基づいてプロファイルを生成した。以下に、検証結果について説明する。
図３２は、検証結果を示す図である。
図３２は、時系列に並べられた多数のプロファイルを表すプロファイルデータＤ１を示している。データＤ１の横軸は時間を表しており、データＤ１の縦軸はＳＩ方向の位置を表している。図３２では、プロファイルの信号値の大きさの違いを、白黒の濃淡で示してある。白に近いほど、信号値は大きいことを意味しており、黒に近いほど、信号値は小さいことを意味している。
データＤ１内に示されている実線Ｌは、最初のプロファイルで検出された肝臓のエッジの位置を表しており、範囲ＲＡは、呼吸信号の信号値を求めるために信号値が加算される範囲を表している。
図３２から、時間と共に肝臓のエッジの位置がＳＩ方向に移動していることが分かる。また、プロファイルデータＤ１の心臓側では、信号の増減が周期的に現れており、心拍信号が得られることがわかる。
図３３は、図３２に示すプロファイルデータＤ１から得られた心拍信号を示す図である。尚、図３３には、心拍信号の他に、比較例として、ＰＧプローブを用いて計測されたＰＧ信号も示されている。図３３から、心拍信号はＰＧ信号と同様に周期的に信号値が増減しており、心拍情報が得られていることがわかる。
尚、本形態では、範囲ＲＡの信号の加算値を求めることにより、心拍信号を得ている。しかし、心拍信号を得ることができるのであれば、必ずしも範囲ＲＡの信号の加算値を求める必要はない。例えば、範囲ＲＡの信号の加算値の代わりに、範囲ＲＡ内の最大値を心拍信号の信号値として求めてもよいし、範囲ＲＡの信号値の最大値と最小値との差を心拍信号の信号値としてもよい。
本形態では、自由呼吸下で被検体をスキャンする方法について説明されている。しかし、本発明は、自由呼吸下でのスキャンだけでなく、息止めスキャンにも適用することができる。息止めスキャンの場合、心拍信号が受ける呼吸の影響は少ないと考えられるので、心拍信号の中から、呼吸の影響が少ない信号部分を特定するためのステップ（図２２〜図２４）は省略し、心拍信号の全範囲の中から、式（１）で使用される信号値の最大値max_cnavと最小値min_cnavを決定することができる。
また、本形態では、心拍信号を得るために、心臓を含む部位を励起し、ナビゲータデータを収集している。しかし、心臓の代わりに、心臓の拍動の影響を受けて動く部位（例えば、心臓に繋がる血管）を含む部位を励起し、ナビゲータデータを収集してもよい。励起された部位に、心臓の拍動の影響を受けて動く部位が含まれていれば、プロファイルに、心臓の動きを反映した信号が現れると考えられる。したがって、心臓の代わりに、心臓の拍動の影響を受けて動く部位（例えば、心臓に繋がる血管）を含む部位を励起しても、心拍信号を得ることが可能となる。また、心臓と心臓の拍動の影響を受けて動く部位との両方を含む部位を励起してもよい。
本形態では、呼吸同期撮影と心拍同期撮影とが併用されている。しかし、呼吸同期撮影は行わずに、心拍同期撮影を行ってもよい。
本形態では、呼吸信号はプロファイルごとに肝臓のエッジの位置を検出することにより求めている。しかし、肝臓のエッジの位置を検出する代わりに、呼吸信号を生成するための基準のプロファイルを決めておき、ＬＳＱ（Least SQuare）法を用いて、この基準のプロファイルと他のプロファイルとの相関が最大となるときのプロファイルの移動量を求め、この移動量に基づいて、呼吸信号を生成してもよい。
本形態では、心拍信号の単調増加の時間範囲における信号の増加分に基づいて、イメージングシーケンスＩＭを開始するためのトリガとなる心位相を検出している。しかし、心拍信号の単調減少の時間範囲における信号の減少分に基づいて、イメージングシーケンスＩＭを開始するためのトリガとなる心位相を検出することも可能である。心拍信号の単調減少に基づいて心位相を検出する場合は、探索手段１００が心拍信号の極大値を探索し、検出手段１０３が、心拍信号が単調減少している間における極大点からの心拍信号の減少分と、所定の心位相を検出するための閾値とを比較し、減少分が前記閾値以上又は閾値を越えたときの被検体の心位相を、所定の心位相として検出すればよい。尚、心拍信号の単調減少に基づいて心位相を検出する場合は、単調増加判定手段１０２の代わりに、極大値に基づいて心拍信号が単調減少しているか否かを判定する単調減少判定手段を備えればよい。
２ マグネット
３ テーブル
３ａ クレードル
４ 受信コイル
５ 送信器
６ 勾配磁場電源
７ 受信器
８ コンピュータ
９ プロセッサ
１０ 記憶部
１１ 操作部
１２ 表示部
１３ 被検体
２１ 収容空間
９１ プロファイル生成手段
９２ 呼吸信号生成手段
９３ 心拍信号生成手段
９４ 第１のウインドウ決定手段
９５ 第２のウインドウ決定手段
９６ 時間範囲特定手段
９７ 信号部分特定手段
９８ 閾値計算手段
９９ 信号値判定手段
１００ 探索手段
１０１ 差分手段
１０２ 単調増加判定手段
１０３ 検出手段

Claims (16)

  1. 被検体の第１の部位から心拍情報を含む複数のナビゲータデータを取得するためのスキャンを実行するスキャン手段と、
    前記複数のナビゲータデータの各々から、前記第１の部位の第１の方向における位置の信号値を表すプロファイルを生成するプロファイル生成手段と、
    前記プロファイル生成手段により得られた各プロファイルから、心拍情報を反映した信号値を求め、前記信号値が時系列的に並ぶ心拍信号を生成する心拍信号生成手段と、
    前記心拍信号の極小点を探索する探索手段と、
    前記心拍信号が単調増加している間における前記極小点からの前記心拍信号の増加分と、所定の心位相を検出するための閾値とを比較し、前記増加分が前記閾値以上又は前記閾値を越えたときの前記被検体の心位相を、前記所定の心位相として検出する検出手段と、
    を有する磁気共鳴イメージング装置。
  2. 前記心拍信号の最新の時点における信号値から、前記心拍信号の直前の時点における信号値を減算し、信号値の変化量を求める差分手段と、
    前記信号値の変化量に基づいて、前記心拍信号が単調増加しているか否かを判定する単調増加判定手段と、
    を有する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記差分手段は、
    前記心拍信号の最新の時点における信号値から、前記心拍信号の極小点が現れた時点における信号値を減算し、前記心拍信号の増加分を求める、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記探索手段は、
    前記心拍信号が単調増加していないと判定された場合、前記心拍信号に現れる新たな極小点を探索し、
    前記検出手段は、
    前記心拍信号が単調増加している間における前記新たな極小点からの前記心拍信号の増加分と、前記閾値とを比較し、前記増加分が前記閾値以上又は前記閾値を越えたときの前記被検体の心位相を、前記所定の心位相として検出する、請求項１〜３のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 被検体の第１の部位から心拍情報を含む複数のナビゲータデータを取得するためのスキャンを実行するスキャン手段と、
    前記複数のナビゲータデータの各々から、前記第１の部位の第１の方向における位置の信号値を表すプロファイルを生成するプロファイル生成手段と、
    前記プロファイル生成手段により得られた各プロファイルから、心拍情報を反映した信号値を求め、前記信号値が時系列的に並ぶ心拍信号を生成する心拍信号生成手段と、
    前記心拍信号の極大点を探索する探索手段と、
    前記心拍信号が単調減少している間における前記極大点からの前記心拍信号の減少分と、所定の心位相を検出するための閾値とを比較し、前記減少分が前記閾値以上又は前記閾値を越えたときの前記被検体の心位相を、前記所定の心位相として検出する検出手段と、
    を有する磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記心拍信号の最新の時点における信号値から、前記心拍信号の直前の時点における信号値を減算し、信号値の変化量を求める差分手段と、
    前記信号値の変化量に基づいて、前記心拍信号が単調減少しているか否かを判定する単調減少判定手段と、
    を有する、請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記スキャン手段は、
    前記所定の心位相が検出された場合、第２の部位のイメージングデータを取得するためのイメージングシーケンスを実行する、請求項１〜６のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 前記スキャン手段は、
    前記閾値を求めるための第１のスキャンと、前記被検体の撮影部位の画像を取得するための第２のスキャンとを実行し、
    前記第２のスキャンでは、前記複数のナビゲータデータを取得するための複数のナビゲータシーケンスと前記イメージングシーケンスとが実行される、請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記第１のスキャンでは、前記第１の部位から心拍情報を含む複数のナビゲータデータを取得するための他の複数のナビゲータシーケンスが繰り返し実行される、請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記第１のスキャンにより得られたナビゲータデータに基づいて、被検体の呼吸信号を生成する呼吸信号生成手段を有する、請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 前記第１のスキャンにより得られた呼吸信号に基づいて、前記イメージングシーケンスを実行することが可能な呼吸位相の範囲を表す第１のウインドウを決定するウインドウ決定手段を有する、請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 前記第１のスキャンにより得られた呼吸信号に基づいて、被検体の呼吸動の影響が少ない心拍信号を取得することが可能な呼吸位相の範囲を表す第２のウインドウを決定する第２のウインドウ決定手段と、
    前記呼吸信号のうち、前記第２のウインドウに含まれている信号部分の時間範囲を特定する時間範囲特定手段と、
    前記心拍信号のうち、前記時間範囲に対応する信号部分を特定する信号部分特定手段と、
    前記信号部分特定手段により特定された信号部分の信号値に基づいて、前記閾値を計算する閾値計算手段と、
    を有する、請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. 前記呼吸信号生成手段は、
    前記プロファイルの中から、前記被検体の呼吸により動く部位のエッジの位置を求める、請求項１０〜１２のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 前記心拍信号生成手段は、
    前記エッジの位置に基づいて、前記プロファイルの中から、心拍信号の信号値を求めるための範囲を求め、前記範囲に含まれる信号値に基づいて、前記心拍情報を反映した信号値を求める、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  15. 第１の部位から心拍情報を含む複数のナビゲータデータを取得するためのスキャンを実行する磁気共鳴イメージング装置に適用されるプログラムであって、
    前記複数のナビゲータデータの各々から、前記第１の部位の第１の方向における位置の信号値を表すプロファイルを生成するプロファイル生成処理と、
    前記プロファイル生成処理により得られた各プロファイルから、心拍情報を反映した信号値を求め、前記信号値が時系列的に並ぶ心拍信号を生成する心拍信号生成処理と、
    前記心拍信号の極小点を探索する探索処理と、
    前記心拍信号が単調増加している間における前記極小点からの前記心拍信号の増加分と、所定の心位相を検出するための閾値とを比較し、前記増加分が前記閾値以上又は前記閾値を越えたときの前記被検体の心位相を、前記所定の心位相として検出する検出処理と、
    をコンピュータに実行させるためのプログラム。
  16. 第１の部位から心拍情報を含む複数のナビゲータデータを取得するためのスキャンを実行する磁気共鳴イメージング装置に適用されるプログラムであって、
    前記複数のナビゲータデータの各々から、前記第１の部位の第１の方向における位置の信号値を表すプロファイルを生成するプロファイル生成処理と、
    前記プロファイル生成処理により得られた各プロファイルから、心拍情報を反映した信号値を求め、前記信号値が時系列的に並ぶ心拍信号を生成する心拍信号生成処理と、
    前記心拍信号の極大点を探索する探索処理と、
    前記心拍信号が単調減少している間における前記極大点からの前記心拍信号の減少分と、所定の心位相を検出するための閾値とを比較し、前記減少分が前記閾値以上又は前記閾値を越えたときの前記被検体の心位相を、前記所定の心位相として検出する検出処理と、
    をコンピュータに実行させるためのプログラム。
JP2017231116A 2017-11-30 2017-11-30 磁気共鳴イメージング装置およびプログラム Active JP6466552B1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017231116A JP6466552B1 (ja) 2017-11-30 2017-11-30 磁気共鳴イメージング装置およびプログラム

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017231116A JP6466552B1 (ja) 2017-11-30 2017-11-30 磁気共鳴イメージング装置およびプログラム

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP6466552B1 true JP6466552B1 (ja) 2019-02-06
JP2019097820A JP2019097820A (ja) 2019-06-24

Family

ID=65270546

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2017231116A Active JP6466552B1 (ja) 2017-11-30 2017-11-30 磁気共鳴イメージング装置およびプログラム

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP6466552B1 (ja)

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004057226A (ja) * 2002-07-24 2004-02-26 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2016189938A (ja) * 2015-03-31 2016-11-10 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴装置およびプログラム
US20170307712A1 (en) * 2016-04-21 2017-10-26 University Of Virginia Patent Foundation Systems and methods for free-breathing cine dense mri using self-navigation

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004057226A (ja) * 2002-07-24 2004-02-26 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2016189938A (ja) * 2015-03-31 2016-11-10 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴装置およびプログラム
US20170307712A1 (en) * 2016-04-21 2017-10-26 University Of Virginia Patent Foundation Systems and methods for free-breathing cine dense mri using self-navigation

Also Published As

Publication number Publication date
JP2019097820A (ja) 2019-06-24

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US7570050B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and method
CN106233154B (zh) 使用预脉冲和导航器的具有运动校正的磁共振成像
EP2628016B1 (en) Mr data acquisition using physiological monitoring
US9176210B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
US8598870B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP2013223724A (ja) 検査領域内の磁気共鳴緩和パラメータを高速で空間分解して決定する方法
US20130251225A1 (en) Motion Compensated MR Imaging System
JP5591545B2 (ja) 磁気共鳴映像装置
JP2010075573A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
WO2004080301A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
CN102525464B (zh) 磁共振成像装置和方法
US20090149734A1 (en) Diagnostic imaging apparatus, magnetic resonance imaging apparatus, and x-ray ct apparatus
US20150119696A1 (en) Magnetic resonance apparatus and method for operation thereof
JP4558397B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP6356412B2 (ja) 磁気共鳴装置およびプログラム
JP6466552B1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置およびプログラム
JP6461680B2 (ja) 磁気共鳴装置およびプログラム
US9324150B2 (en) Efficient cardiac MR workflows based on automated planning from mDIXON surveys
JP2006320527A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP6827813B2 (ja) 医用画像診断装置
JP6685097B2 (ja) 磁気共鳴装置
KR101759083B1 (ko) 자기 공명 영상 장치 및 자기 공명 영상 획득 방법
US10649058B2 (en) Recording a magnetic resonance data set
JP6719190B2 (ja) 磁気共鳴装置およびプログラム
JP2008148918A (ja) Ｍｒｉ装置およびその制御方法

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20171213

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20181211

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20190109

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6466552

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250