JP7160555B2 - 医用画像診断装置 - Google Patents

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Description

本発明の実施形態は、医用画像診断装置に関する。
従来、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置等の医用画像診断装置を用いた心臓等の検査では、心臓の拍動に同期して被検体のデータを収集する同期撮像が行われる場合がある。そして、このような同期撮像において、被検体の心拍変動による画質劣化を軽減させるための技術が知られている。
特開２０１１－０３６３２５号公報
本発明が解決しようとする課題は、被検体に固有の心拍変動に応じた適切なタイミングで被検体の撮像を行うことである。
実施形態に係る医用画像診断装置は、第１導出部と、第２導出部と、制御部とを備える。第１導出部は、被検体の心周期、収縮期、及び拡張期の関係を示す、前記被検体に固有の回帰モデルを導出する。第２導出部は、導出された前記回帰モデルと、撮像中に取得される被検体の心電情報とを用いて、心臓の拍動に同期した同期撮像におけるデータ収集のタイミングを導出する。制御部は、導出された前記タイミングで前記データ収集が行われるように前記同期撮像を制御する。
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係る第１導出機能による回帰モデルの生成の一例を示す図である。 図３は、第１の実施形態に係る第２導出機能によるデータ収集のタイミングの導出の一例を示す図である。 図４は、第１の実施形態に係る第２導出機能による静止相の判定の一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる同期撮像の処理手順を示すフローチャートである。 図６は、第２の実施形態に係る第１導出機能による回帰モデルの生成の一例を示す図である。 図７は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる同期撮像の処理手順を示すフローチャートである。 図８は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図９は、他の実施形態に係るＭＲＩ装置に関連するヒステリシスの一例を示す図である。 図１０は、他の実施形態に係るＭＲＩ装置によるＲＲ間隔の加重平均で用いられる重み付け係数の一例を示す図である。 図１１は、他の実施形態に係るＭＲＩ装置によるＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係の補正の一例を示す図である。 図１２は、他の実施形態に係るＭＲＩ装置によるＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係の補正の一例を示す図である。
以下、図面を参照して、医用画像診断装置の実施形態について説明する。
なお、以下の実施形態では、上記医用画像診断装置の構成を磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置に適用した場合の例を説明する。
（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。例えば、図１に示すように、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、送信コイル４、送信回路５、受信コイル６、受信回路７、架台８、寝台９、入力回路１０、ディスプレイ１１、記憶回路１２、及び、処理回路１３～１６、ＥＣＧ（Electrocardiogram）センサ１７、及びＥＣＧ回路１８を備える。
静磁場磁石１は、中空の略円筒状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、内側の空間に一様な静磁場を発生させる。例えば、静磁場磁石１は、略円筒状に形成された真空容器と、当該真空容器内に充填された冷却液（例えば、液体ヘリウム等）に浸漬された超伝導磁石や常伝導磁石等の磁石とを有しており、真空容器の内側の空間に静磁場を発生させる。
傾斜磁場コイル２は、中空の略円筒状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、静磁場磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイル２は、互いに直交するｘ軸、ｙ軸及びｚ軸それぞれに沿った傾斜磁場を発生させる３つのコイルを備える。ここで、ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸は、ＭＲＩ装置１００に固有の装置座標系を構成する。例えば、ｘ軸の方向は、水平方向に設定され、ｙ軸の方向は、鉛直方向に設定される。また、ｚ軸の方向は、静磁場磁石１によって発生する静磁場の磁束の方向と同じに設定される。
傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２が備える３つのコイルそれぞれに個別に電流を供給することで、ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸それぞれに沿った傾斜磁場を内側の空間に発生させる。ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸それぞれに沿った傾斜磁場を適宜に発生させることによって、互いに直交するリードアウト方向、位相エンコード方向、及びスライス方向それぞれに沿った傾斜磁場を発生させることができる。
ここで、リードアウト方向、位相エンコード方向、及びスライス方向それぞれに沿った軸は、撮像の対象となるスライス領域又はボリューム領域を規定するための論理座標系を構成する。なお、以下では、リードアウト方向に沿った傾斜磁場をリードアウト傾斜磁場と呼び、位相エンコード方向に沿った傾斜磁場を位相エンコード傾斜磁場と呼び、スライス方向に沿った傾斜磁場をスライス傾斜磁場と呼ぶ。
そして、各傾斜磁場は、静磁場磁石１によって発生する静磁場に重畳され、磁気共鳴（Magnetic Resonance：ＭＲ）信号に空間的な位置情報を付与するために用いられる。具体的には、リードアウト傾斜磁場は、リードアウト方向の位置に応じてＭＲ信号の周波数を変化させることで、ＭＲ信号にリードアウト方向に沿った位置情報を付与する。また、位相エンコード傾斜磁場は、位相エンコード方向に沿ってＭＲ信号の位相を変化させることで、ＭＲ信号に位相エンコード方向の位置情報を付与する。また、スライス傾斜磁場は、撮像領域がスライス領域の場合には、スライス領域の方向、厚さ、枚数を決めるために用いられ、撮像領域がボリューム領域である場合には、スライス方向の位置に応じてＭＲ信号の位相を変化させることで、ＭＲ信号にスライス方向に沿った位置情報を付与する。
送信コイル４は、内側の空間に高周波磁場を印加する。具体的には、送信コイル４は、中空の略円筒状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。そして、送信コイル４は、送信回路５から出力される高周波（Radio Frequency：ＲＦ）パルスに基づいて、内側の空間に高周波磁場を印加する。
送信回路５は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信コイル４に出力する。例えば、送信回路５は、発振回路、位相選択回路、周波数変換回路、振幅変調回路、及び、高周波増幅回路を備える。発振回路は、静磁場中に置かれた対象原子核に固有の共鳴周波数の高周波パルスを発生する。位相選択回路は、発振回路から出力される高周波パルスの位相を選択する。周波数変換回路は、位相選択回路から出力される高周波パルスの周波数を変換する。振幅変調回路は、周波数変換回路から出力される高周波パルスの振幅を例えばｓｉｎｃ関数に従って変調する。高周波増幅回路は、振幅変調回路から出力される高周波パルスを増幅して送信コイル４に出力する。
受信コイル６は、被検体Ｓから発せられるＭＲ信号を受信する。例えば、受信コイル６は、送信コイル４の内側に配置された被検体Ｓに装着され、送信コイル４によって印加される高周波磁場の影響で被検体Ｓから発せられるＭＲ信号を受信する。そして、受信コイル６は、受信したＭＲ信号を受信回路７へ出力する。例えば、受信コイル６には、撮像対象の部位ごとに専用のコイルが用いられる。ここで、専用のコイルとは、例えば、頭部用の受信コイル、頚部用の受信コイル、肩用の受信コイル、胸部用の受信コイル、腹部用の受信コイル、下肢用の受信コイル、脊椎用の受信コイル等である。
受信回路７は、受信コイル６から出力されるＭＲ信号に基づいてＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データを処理回路１４に出力する。例えば、受信回路７は、選択回路、前段増幅回路、位相検波回路、及び、アナログデジタル変換回路を備える。選択回路は、受信コイル６から出力されるＭＲ信号を選択的に入力する。前段増幅回路は、選択回路から出力されるＭＲ信号を増幅する。位相検波回路は、前段増幅回路から出力されるＭＲ信号の位相を検波する。アナログデジタル変換回路は、位相検波回路から出力されるアナログ信号をデジタル信号に変換することでＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データを処理回路１４に出力する。
なお、ここでは、送信コイル４が高周波磁場を印加し、受信コイル６がＭＲ信号を受信する場合の例を説明するが、各高周波コイルの形態はこれに限られない。例えば、送信コイル４が、ＭＲ信号を受信する受信機能をさらに有してもよいし、受信コイル６が、高周波磁場を印加する送信機能をさらに有していてもよい。送信コイル４が受信機能を有している場合は、受信回路７は、送信コイル４によって受信されたＭＲ信号からもＭＲ信号データを生成する。また、受信コイル６が送信機能を有している場合は、送信回路５は、受信コイル６にも高周波パルスを出力する。
架台８は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２及び送信コイル４を収容する。具体的には、架台８は、円筒状に形成された中空のボアＢを有しており、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２及び送信コイル４がボアＢを囲むように配置された状態で、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２及び送信コイル４それぞれを支持する。ここで、架台８におけるボアＢの内側の空間が、被検体Ｓの撮像が行われる際に被検体Ｓが配置される撮像空間となる。
寝台９は、被検体Ｓが載置される天板９ａを備え、被検体Ｓの撮像が行われる際に、架台８におけるボアＢの内側へ天板９ａを挿入する。例えば、寝台９は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。
入力回路１０は、操作者から各種指示及び各種情報の入力操作を受け付ける。具体的には、入力回路１０は、処理回路１６に接続されており、操作者から受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路１６へ出力する。例えば、入力回路１０は、トラックボールやスイッチボタン、マウス、キーボード、タッチパネル等によって実現される。
ディスプレイ１１は、各種情報及び各種画像を表示する。具体的には、ディスプレイ１１は、処理回路１６に接続されており、処理回路１６から送られる各種情報及び各種画像のデータを表示用の電気信号に変換して出力する。例えば、ディスプレイ１１は、液晶モニタやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）モニタ、タッチパネル等によって実現される。
記憶回路１２は、各種データを記憶する。具体的には、記憶回路１２は、ＭＲ信号データや画像データを被検体Ｓごとに記憶する。例えば、記憶回路１２は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子やハードディスク、光ディスク等によって実現される。
処理回路１３は、寝台制御機能１３ａを有する。例えば、処理回路１３は、プロセッサによって実現される。寝台制御機能１３ａは、寝台９に接続され、制御用の電気信号を寝台９へ出力することで、寝台９の動作を制御する。例えば、寝台制御機能１３ａは、入力回路１０を介して、天板９ａを長手方向、上下方向又は左右方向へ移動させる指示を操作者から受け付け、受け付けた指示に従って天板９ａを移動するように、寝台９が有する天板９ａの駆動機構を動作させる。
処理回路１４は、実行機能１４ａを有する。例えば、処理回路１４は、プロセッサによって実現される。実行機能１４ａは、処理回路１６から出力されるシーケンス実行データに基づいて傾斜磁場電源３、送信回路５及び受信回路７を駆動することで、ＭＲ信号データのデータ収集を行う。
ここで、シーケンス実行データは、ＭＲ信号データを収集するための手順を示すパルスシーケンスを定義した情報である。具体的には、シーケンス実行データは、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に電流を供給するタイミング及び供給される電流の強さ、送信回路５が送信コイル４に供給する高周波パルスの強さや供給タイミング、受信回路７がＭＲ信号を検出する検出タイミング等を定義した情報である。
また、実行機能１４ａは、各種パルスシーケンスを実行した結果として、受信回路７からＭＲ信号データを受信し、受信したＭＲ信号データを記憶回路１２に格納する。なお、実行機能１４ａによって受信されたＭＲ信号データの集合は、前述したリードアウト傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、及びスライス傾斜磁場によって付与された位置情報に応じて２次元又は３次元に配列されることで、ｋ空間を構成するデータとして記憶回路１２に格納される。
処理回路１５は、画像生成機能１５ａを有する。例えば、処理回路１５は、プロセッサによって実現される。画像生成機能１５ａは、記憶回路１２に格納されたＭＲ信号データに基づいて画像を生成する。具体的には、画像生成機能１５ａは、実行機能１４ａによって記憶回路１２に格納されたＭＲ信号データを読み出し、読み出したＭＲ信号データに後処理すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことで画像を生成する。また、画像生成機能１５ａは、生成した画像の画像データを記憶回路１２に格納する。
処理回路１６は、ＭＲＩ装置１００が有する各構成要素を制御することで、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。例えば、処理回路１６は、プロセッサによって実現される。例えば、処理回路１６は、入力回路１０を介して操作者から撮像条件（パルスシーケンスに関する各種のパラメータの入力等）を受け付け、受け付けた撮像条件に基づいてシーケンス実行データを生成する。そして、処理回路１６は、生成したシーケンス実行データを処理回路１４に送信することで、ＭＲ信号データのデータ収集を制御する。また、例えば、処理回路１６は、操作者から要求された画像の画像データを記憶回路１２から読み出し、読み出した画像をディスプレイ１１に出力する。
ＥＣＧセンサ１７は、被検体Ｓの体表に装着され、被検体Ｓの心電信号を検出する。そして、ＥＣＧセンサ１７は、検出した心電信号をＥＣＧ回路１８に出力する。
ＥＣＧ回路１８は、ＥＣＧセンサ１７から出力される心電信号に基づいて、所定の心電波形を検出する。例えば、ＥＣＧ回路１８は、所定の心電波形として、Ｒ波を検出する。そして、ＥＣＧ回路１８は、所定の心電波形を検出したタイミングでトリガ信号を生成し、生成したトリガ信号を処理回路１６に出力する。
以上、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成について説明した。このような構成のもと、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、心臓の拍動に同期して被検体のデータを収集する同期撮像を行う機能を有する。
例えば、冠動脈ＭＲＡ（Magnetic Resonance Angiography）では、一般的に、データ収集のタイミングは、拡張期で心室の動きが最も小さくなる期間である静止期間（冠動脈の静止期間）に設定される。このデータ収集のタイミングは、被検体の同期撮像が開始される前に予め設定されるパラメータであり、心電図のＲ波から一定時間経過したタイミングが設定される。
しかしながら、このようにＲ波から一定時間遅れたタイミングをデータ収集のタイミングとした場合には、被検体の心拍変動によって画質劣化が生じることがあり得る。例えば、同期撮像の実行中に生理学的な影響等によって被検体の心臓に期外収縮が発生すると、心周期のＲＲ間隔が変化するため、データ収集のタイミングが静止期間から外れてしまうこともあり得る。このような場合には、画質劣化が発生することがあり得る。そして、このような心拍変動を生じさせる生理学的な要因は、通常、被検体ごとに異なる。
また、心周期の静止期間は大別して３種類ある。一つは心拍静止期（diastasis）である。心拍静止期は、通常、心周期の最長休止期間であり、拡張期中期において、典型的には１００～３００ｍｓ程度発生する。その他の静止期間として、収縮末期（end-systole）において、等容性弛緩（isovolumic relaxation）に対応して５０～６０ｍｓ程度発生する静止期間と、拡張末期（end-diastole）において、等容性収縮（isovolumic contraction）に対応して３０ｍｓ程度発生する静止期間とがある。なお、この心周期の静止期間は、個体間で、及び心拍数によって変化する傾向がある。
このようなことから、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、被検体に固有の心拍変動に応じた適切なタイミングで被検体の撮像を行うことができるように構成されている。
具体的には、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、被検体の心周期、収縮期、及び拡張期の関係を示す、被検体に固有の回帰モデルを用いることで、同期撮像におけるデータ収集のタイミングを導出し、導出したタイミングでデータ収集を行う。
このような構成を実現するため、本実施形態では、処理回路１６が、第１導出機能１６ａと、第２導出機能１６ｂと、制御機能１６ｃとを有する。なお、第１導出機能１６ａは、第１導出部の一例である。また、第２導出機能１６ｂは、第２導出部の一例である。また、制御機能１６ｃは、制御部の一例である。
第１導出機能１６ａは、被検体の心周期、収縮期、及び拡張期の関係を示す、被検体に固有の回帰モデルを導出する。ここで、例えば、心周期、収縮期、及び拡張期の関係は、収縮期と拡張期との境界に関するものである。また、例えば、収縮期と拡張期との境界は、心電波形におけるＴ波である。
具体的には、第１導出機能１６ａは、被検体に固有の回帰モデルとして、心電波形におけるＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を表す関数を導出する。ここで、ＲＲ間隔は、１つの心拍におけるＲ波から次の心拍におけるＲ波までの時間間隔である。また、ＱＴ間隔は、１つの心拍におけるＱ波からＴ波までの時間間隔である。
例えば、第１導出機能１６ａは、ホルター心電計によって被検体から収集された所定期間（例えば、２４時間）の心電情報に基づいて、収縮期と拡張期との境界との関係を示す回帰モデルを導出する。ここで、ホルター心電計は、被検体が携帯することが可能な小型の心電計であり、例えば、日常生活において、被検体から長時間の心電情報を収集することが可能な心電計である。
図２は、第１の実施形態に係る第１導出機能１６ａによる回帰モデルの生成の一例を示す図である。図２は、ホルター心電計によって被検体から収集された所定期間の心電情報に含まれる心拍ごとのＲＲ間隔及びＱＴ間隔それぞれの値の分布を示している。
例えば、図２に破線で示すように、第１導出機能１６ａは、ホルター心電計によって収集された所定期間の心電情報を用いて回帰分析を行うことで、被検体に固有の回帰モデルとして、ＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を表す関係式（回帰式）を導出する。なお、ここで導出される関係式は、線形関数で表されるものであってもよいし、対数関数や指数関数のような非線形関数で表されるものであってもよい。
例えば、１つの心拍に対応するＲＲ間隔をＲＲ、ＱＴ間隔をＱＴとすると、第１導出機能１６ａによって導出される回帰モデルは、以下の式（１）で表される。
ＱＴ＝ｆ（ＲＲ） ・・・（１）
ここで、前述したように、心拍変動を生じさせる生理学的な要因は被検体ごとに異なるため、図２に示す分布も被検体ごとに異なることになる。したがって、第１導出機能１６ａによって導出される回帰モデルも、被検体ごとに異なることになる。
図１の説明に戻って、第２導出機能１６ｂは、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルと、撮像中に取得される被検体の心電情報とを用いて、心臓の拍動に同期した同期撮像におけるデータ収集のタイミングを導出する。ここで、データ収集のタイミングは、Ｒ波からの経過時間で定義される。
具体的には、第２導出機能１６ｂは、ＥＣＧ回路１８から出力されるトリガ信号によってＲ波が発生したことを検知する。そして、第２導出機能１６ｂは、Ｒ波が発生したことを検知するごとに、同期撮像におけるデータ収集のタイミングを導出し、導出したタイミングを示す経過時間を制御機能１６ｃに通知する。
ここで、第２導出機能１６ｂは、同期撮像における１回目の心拍では、同期撮像の前段で取得されたデータを用いて、被検体の心臓の静止相を判定し、判定した静止相と、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルとを用いて、データ収集のタイミングを導出する。すなわち、第２導出機能１６ｂは、１回目の心拍では、同期撮像の前段で取得されたデータから判定した静止相と、回帰モデルとを用いて、１回目の同期撮像におけるデータ収集のタイミングを推定する。
また、第２導出機能１６ｂは、同期撮像における２回目以降の心拍では、前回のＲ波から今回のＲ波までのＲＲ間隔を導出し、導出したＲＲ間隔と、前回の心拍におけるデータ収集のタイミングと、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルとを用いて、データ収集のタイミングを導出する。すなわち、第２導出機能１６ｂは、２回目以降の心拍では、前回のＲ波から今回のＲ波までのＲＲ間隔と、前回のデータ収集のタイミングと、回帰モデルとを用いて、今回の同期撮像におけるデータ収集のタイミングを推定する。
図３は、第１の実施形態に係る第２導出機能１６ｂによるデータ収集のタイミングの導出の一例を示す図である。例えば、図３に示すように、ｎ回目の心拍について、前回のＲ波から今回のＲ波までのＲＲ間隔をＲＲ（ｎ－１）とする。また、今回のＲ波からＴ波までの時間をＴｄ＿１（ｎ）とし、Ｔ波からデータ収集を開始するまでの時間をＴｄ＿２（ｎ）とする。そして、Ｔｄ＿１（ｎ）とＴｄ＿２（ｎ）とを合計した時間を、今回のデータ収集のタイミングを示すＲ波からの経過時間Ｔｄ（ｎ）とする。
ここで、一般的に、Ｑ波からＲ波までの時間は非常に短い時間であることから、Ｒ波からＴ波までの時間であるＴｄ＿１（ｎ）は、Ｑ波からＴ波までの時間であるＱＴ間隔ＱＴ（ｎ）と同じであるとみなすことができる。そこで、第２導出機能１６ｂは、以下の式（２）に示すように、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルを用いて、ＲＲ間隔からＱＴ（ｎ）を導出し、導出したＱＴ（ｎ）をＴｄ＿１（ｎ）とする。
Ｔｄ＿１（ｎ）＝ＱＴ（ｎ）＝ｆ（ＲＲ） ・・・（２）
具体的には、１回目の心拍（ｎ＝１）では、第２導出機能１６ｂは、以下の式（３）に示すように、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルを用いて、検査の前に被検体から収集された心電情報におけるＲＲ間隔ＲＲ０からＴｄ＿１（１）を導出する。すなわち、第２導出機能１６ｂは、回帰モデルを用いて、実測値であるＲＲ０から、Ｔｄ＿１（１）を推定する。なお、ここで用いられるＲＲ０は、複数の心拍から得られたＲＲ間隔の平均値であってもよい。
Ｔｄ＿１（１）＝ＱＴ（１）＝ｆ（ＲＲ０） ・・・（３）
さらに、１回目の心拍では、第２導出機能１６ｂは、以下の式（４）に示すように、シネ撮像で収集された心臓の四腔断面像を用いて特定されたＴ波から静止相までの時間ＴｓをＴｄ＿２（１）とする。すなわち、第２導出機能１６ｂは、実測値であるＴｓから、Ｔｄ＿２（１）を推定する。なお、ここで用いられるＴｓは、複数の心拍から得られたＴ波から静止相までの時間の平均値であってもよい。
Ｔｄ＿２（１）＝Ｔｓ ・・・（４）
例えば、第２導出機能１６ｂは、同期撮像の前段で行われた心臓の四腔断面像のシネ撮像によって収集されたＭＲ画像を用いて、静止相を判定する。
図４は、第１の実施形態に係る第２導出機能１６ｂによる静止相の判定の一例を示す図である。図４は、同期撮像の前段で行われたシネ撮像により収集された心臓の四腔断面像における信号強度の１心拍分の経時的な変化を示している。図４において、横軸は、シネ撮像と同時に被検体から収集された心電情報に基づくＲ波からの経過時間を示している。また、縦軸は、シネ撮像により収集された各時相の断面像について、冠動脈を含むように設定された関心領域内の信号強度を示している。ここで、冠動脈は、右冠動脈であってもよいし、左冠動脈であってもよい。
例えば、図４に示すように、第２導出機能１６ｂは、各時相の断面像を用いて、時相ごとに、関心領域内の信号強度の直前の時相からの変化量を導出し、Ｔ波に対応する時相Ｔｔ以降で、信号強度の変化量が最小となる時相Ｔｒを特定する。そして、第２導出機能１６ｂは、ＴｔからＴｒまでの時間を、Ｔ波から静止相までの時間Ｔｓとして導出する。
なお、ここでは、第２導出機能１６ｂによって自動的に静止相が特定される場合の例を説明したが、静止相を特定する方法はこれに限られない。例えば、第２導出機能１６ｂは、シネ撮像により収集された各時相の四腔断面像をディスプレイ１１に表示し、その中から心臓の動きが小さいと判断される四腔断面像を選択する操作を操作者から受け付けてもよい。この場合には、第２導出機能１６ｂは、操作者によって選択された四腔断面像の時相を静止相として特定する。
なお、ここでは、心臓の四腔断面像をシネ撮像したＭＲ画像を用いて静止相を判定する場合の例を説明したが、静止相を判定する方法はこれに限られない。例えば、心臓全体の画像や冠動脈のみを関心領域として収集した画像を用いて各フレーム間の相関係数を求め、相関係数が所定の閾値を超える範囲にあるフレームを静止相として特定する方法が用いられてもよい。また、例えば、第２導出機能１６ｂは、超音波診断装置を用いた検査によって被検体から測定された測定結果を用いて、静止相を判定してもよい。この場合には、同期撮像が行われる前に、予め、超音波診断装置によって測定された測定結果が取得されて、記憶回路１２に記憶される。
そして、１回目の心拍では、第２導出機能１６ｂは、以下の式（５）に示すように、導出したＴｄ＿１（１）とＴｄ＿２（１）とを加算することで、１回目のデータ収集のタイミングを示すＲ波からの経過時間Ｔｄ（１）を導出する。すなわち、第２導出機能１６ｂは、実測値から推定したＴｄ＿１（１）及びＴｄ＿２（１）を用いて、Ｔｄ（１）を推定する。
Ｔｄ（１）＝Ｔｄ＿１（１）＋Ｔｄ＿２（１） ・・・（５）
一方、２回目以降の心拍（ｎ≧２）では、第２導出機能１６ｂは、以下の式（６）に示すように、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルを用いて、前回のＲ波から今回のＲ波までのＲＲ間隔ＲＲ（ｎ－１）からＴｄ＿１（ｎ）を導出する。すなわち、第２導出機能１６ｂは、回帰モデルを用いて、実測値であるＲＲ（ｎ－１）から、Ｔｄ＿１（１）及びＱＴ（ｎ）を推定する。
Ｔｄ＿１（ｎ）＝ＱＴ（ｎ）＝ｆ（ＲＲ（ｎ－１）） ・・・（６）
さらに、２回目以降の心拍では、第２導出機能１６ｂは、以下の式（７）に示すように、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルを用いて、前回のＲ波から今回のＲ波までの間隔ＲＲ（ｎ－１）、今回のＱＴ間隔ＱＴ（ｎ）、及び補正項ｋからＴｄ＿２（ｎ）を導出する。すなわち、第２導出機能１６ｂは、回帰モデルを用いて、実測値であるＲＲ（ｎ－１）と、実測値から推定されたＱＴ（ｎ）とから、Ｔｄ＿２（ｎ）を推定する。なお、ここで用いられる回帰モデルｆは、式（１）に示した回帰モデルと同様に、ホルター心電計によって収集された心電情報を用いて回帰分析を行うことで求められた、ＲＲ間隔及びＱＴ間隔とＴＱ間隔との関係を表す回帰モデルである。また、ｋは、今回予想されるＴＱ間隔ＴＱ（ｎ）における静止相のタイミングを補正するための項である。例えば、このｋは、以下の式（８）に示すように、ＴＱ間隔の初期値ＴＱ０と、前回のＴ波から前回のＱ波までのＴＱ間隔ＴＱ（ｎ－１）から求める。なお、ここで用いられるＴＱ０は、例えば、Ｔｓと同様に、シネ撮像で収集された心臓の四腔断面像を用いて特定された、Ｔ波からＱ波までの時間とする。または、ＴＱ０は、複数の心拍から得られたＴＱ間隔の平均値であってもよい。
Ｔｄ＿２（ｎ）＝ＴＱ（ｎ）×ｋ＝ｆ（ＲＲ（ｎ－１），ＱＴ（ｎ））×ｋ
・・・（７）
ｋ＝Ｔｓ×ＴＱ０／ＴＱ（ｎ－１） ・・・（８）
そして、２回目以降の心拍では、第２導出機能１６ｂは、以下の式（９）に示すように、導出したＴｄ＿１（ｎ）とＴｄ＿２（ｎ）とを加算することで、ｎ回目のデータ収集のタイミングを示すＲ波からの経過時間Ｔｄ（ｎ）を導出する。すなわち、第２導出機能１６ｂは、実測値から推定したＴｄ＿１（ｎ）及びＴｄ＿２（ｎ）を用いて、Ｔｄ（ｎ）を推定する。
Ｔｄ（ｎ）＝Ｔｄ＿１（ｎ）＋Ｔｄ＿２（ｎ） ・・・（９）
このように、２回目以降の心拍では、実測されたＲＲ間隔及び前回のデータ収集のタイミングに応じて、撮像中に、リアルタイムに、データ収集のタイミングが導出されることになる。
なお、ここでは、第２導出機能１６ｂが、同期撮像の前段で取得されたデータを用いて心臓の静止相を判定する場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、第２導出機能１６ｂが、同期撮像の実行中に、被検体の心臓の静止相を判定し、判定した静止相と回帰モデルとを用いて、データ収集のタイミングを導出してもよい。同期撮像の実行中に静止相を判定する方法としては、例えば心室中隔で静止相を決める方法等、公知の各種の方法を用いることが可能である。
図１の説明に戻って、制御機能１６ｃは、第２導出機能１６ｂによって導出されたタイミングでデータ収集が行われるように同期撮像を制御する。具体的には、制御機能１６ｃは、第２導出機能１６ｂからデータ収集のタイミングを示す経過時間が通知されるごとに、通知された時点から当該経過時間が経過した時点で、撮像条件に基づいて生成したシーケンス実行データを処理回路１４に送信する。ここで、本実施形態では、制御機能１６ｃは、撮像条件として予め設定されたデータ収集時間Ｔａ（図３を参照）でデータ収集が行われるように、シーケンス実行データを生成する。ここでいうデータ収集時間は、データ収集を行う期間である。これにより、Ｒ波が検出された時点から、第２導出機能１６ｂによって導出された経過時間が経過した時点で、ＭＲ信号データのデータ収集が実行されることになる。
なお、例えば、冠動脈ＭＲＡでは、一般的に、画像取得のためのデータ収集のパルスシーケンスに先立って、脂肪抑制パルスや動き補正用のＲＦパルス等のプリパルスが印加されることが多い。そこで、例えば、制御機能１６ｃは、同期撮像において、データ収集の前にプリパルスが印加される場合には、第２導出機能１６ｂによって導出されたデータ収集のタイミングの前にプリパルスの印加が完了するように、プリパルスの印加時間だけ早めに、処理回路１４にシーケンス実行データを送信するようにしてもよい。
以上、処理回路１３～１６が有する各処理機能について説明したが、これらの処理機能は、例えば、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路１２に記憶される。各処理回路は、各プログラムを記憶回路１２から読み出し、読み出した各プログラムを実行することで、各プログラムに対応する処理機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路１３～１６は、図１に示した各処理機能を有することとなる。
また、図１に示す例では、各処理回路が有する処理機能がそれぞれ単一の処理回路によって実現されることとしたが、実施形態はこれに限られない。各処理回路が有する処理機能は、単一又は複数の処理回路に適宜に分散又は統合されて実現されてもよい。
図５は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００によって行われる同期撮像の処理手順を示すフローチャートである。例えば、図５に示すように、本実施形態では、制御機能１６ｃが、心臓の四腔断面像のシネ撮像を実行する（ステップＳ１０１）。このシネ撮像は、同期撮像を含む本スキャンの前に実行されるプリスキャンの一部として実行されてもよいし、プリスキャンとは別に、本スキャンの前に単独で実行されてもよい。
その後、第１導出機能１６ａが、入力回路１０を介して操作者から同期撮像を開始する指示を受け付けた場合に（ステップＳ１０２，Ｙｅｓ）、被検体の心周期、収縮期、及び拡張期の関係を示す、被検体に固有の回帰モデルを導出する（ステップＳ１０３）。
その後、第２導出機能１６ｂが、ＥＣＧ回路１８を介してＲ波を検出した場合に（ステップＳ１０４，Ｙｅｓ）、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルと、リアルタイムに取得される被検体の心電情報とを用いて、心臓の拍動に同期した同期撮像におけるデータ収集のタイミングを導出する（ステップＳ１０５）。
その後、制御機能１６ｃが、第２導出機能１６ｂによって導出されたタイミングでデータ収集を行う（ステップＳ１０６）。
ここで、全てのデータ収集が完了するまでの間は（ステップＳ１０７，Ｎｏ）、上述したステップＳ１０４～Ｓ１０７の処理が繰り返し実行される。そして、全てのデータ収集が完了した後に（ステップＳ１０７，Ｙｅｓ）、画像生成機能１５ａが、収集されたＭＲ信号データに基づいて、被検体の画像を生成する（ステップＳ１０８）。
上述した処理手順によれば、同期撮像において、Ｒ波が検出されるごとに、撮像中に、リアルタイムに、被検体に固有の回帰モデルを用いてデータ収集のタイミングが導出されて、データ収集が行われることになる。
なお、上述した処理手順のうち、ステップＳ１０１及びＳ１０６は、例えば、処理回路１６が制御機能１６ｃに対応する所定のプログラムを記憶回路１２から呼び出して実行することにより実現される。また、ステップＳ１０２及びＳ１０３は、例えば、処理回路１６が第１導出機能１６ａに対応する所定のプログラムを記憶回路１２から呼び出して実行することにより実現される。また、ステップＳ１０４及びＳ１０５は、例えば、処理回路１６が第２導出機能１６ｂに対応する所定のプログラムを記憶回路１２から呼び出して実行することにより実現される。また、ステップＳ１０７及びＳ１０８は、例えば、処理回路１５が画像生成機能１５ａに対応する所定のプログラムを記憶回路１２から呼び出して実行することにより実現される。
上述したように、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、被検体の心周期、収縮期、及び拡張期の関係を示す、被検体に固有の回帰モデルを用いることで、同期撮像におけるデータ収集のタイミングを導出し、導出したタイミングでデータ収集を行う。したがって、第１の実施形態によれば、被検体に固有の心拍変動に応じた適切なタイミングで被検体の撮像を行うことができる。この結果、心拍変動に起因する画質劣化を改善し、診断能の高い画像を提供することができる。また、画質劣化による撮り直しも減少するため、被検体である患者自身の負担軽減にも寄与することができる。
なお、上述した第１の実施形態では、第１導出機能１６ａが、心周期、収縮期、及び拡張期の関係を示す、被検体に固有の回帰モデルとして、心電波形におけるＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を表す関数を導出する場合の例を説明したが、回帰モデルを導出する方法は、これに限られない。
例えば、第１導出機能１６ａは、被検体に固有の回帰モデルとして、心電波形におけるＲＲ間隔とＴＲ間隔との関係を表す関数を導出してもよい。この場合には、第１導出機能１６ａは、ホルター心電計によって収集された所定期間の心電情報を用いて回帰分析を行うことで、被検体に固有の回帰モデルとして、ＲＲ間隔とＴＲ間隔との関係を表す関係式を導出する。なお、ここで導出される関係式は、線形関数で表されるものであってもよいし、対数関数や指数関数のような非線形関数で表されるものであってもよい。
例えば、１つの心拍に対応するＲＲ間隔をＲＲ、ＴＲ間隔をＴＲとすると、第１導出機能１６ａによって導出される回帰モデルは、以下の式（１１）で表される。
ＴＲ＝ｆ（ＲＲ） ・・・（１１）
また、この場合には、第２導出機能１６ｂは、ｎ回目の心拍について、以下の式（１２）に示すように、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルを用いて、前回のＲ波から今回のＲ波までのＲＲ間隔ＲＲ（ｎ－１）からＴＲ（ｎ）を導出する。すなわち、第２導出機能１６ｂは、回帰モデルを用いて、実測値であるＲＲ（ｎ－１）から、ＴＲ（ｎ）を推定する。さらに、第２導出機能１６ｂは、以下の式（１３）に示すように、今回のＲ波から次回のＲ波までのＲＲ間隔ＲＲ（ｎ）が、前回のＲ波から今回のＲ波までのＲＲ間隔ＲＲ（ｎ－１）と同じであるとみなし、ＲＲ（ｎ－１）からＴＲ（ｎ）を差し引くことで、ＲＴ（ｎ）を導出する。そして、第２導出機能１６ｂは、式（１４）に示すように、導出したＲＴ（ｎ）をＴｄ＿１（ｎ）とする。すなわち、第２導出機能１６ｂは、実測値であるＲＲ（ｎ－１）と、実測値から推定したＴＲ（ｎ）とを用いて、Ｔｄ＿１（ｎ）を推定する。
ＴＲ（ｎ）＝ｆ（ＲＲ（ｎ－１）） ・・・（１２）
ＲＴ（ｎ）＝ＲＲ（ｎ）－ＴＲ（ｎ）
＝ＲＲ（ｎ－１）－ＴＲ（ｎ） ・・・（１３）
Ｔｄ＿１（ｎ）＝ＲＴ（ｎ） ・・・（１４）
以降は、第２導出機能１６ｂは、第１の実施形態と同様に、式（７）～（９）を用いて、ｎ回目（ｎ≧１）の心拍におけるデータ収集のタイミングを示すＲ波からの経過時間Ｔｄ（ｎ）を導出する。
また、例えば、第１導出機能１６ａは、被検体に固有の回帰モデルとして、心電波形におけるＲＲ間隔とＰＴ間隔との関係から心電波形におけるＴＰ間隔を表す関数を導出してもよい。この場合には、第１導出機能１６ａは、ホルター心電計によって収集された所定期間の心電情報を用いて回帰分析を行うことで、被検体に固有の回帰モデルとして、ＲＲ間隔とＰＴ間隔との関係からＴＰ間隔を表す関係式を導出する。例えば、１つの心拍に対応するＲＲ間隔をＲＲ、ＰＴ間隔をＰＴ、ＴＲ間隔をＴＲとすると、第１導出機能１６ａによって導出される回帰モデルは、以下の式（２１）で表される。
ＴＰ＝ｆ（ＲＲ，ＰＴ） ・・・（２１）
この場合には、例えば、第２導出機能１６ｂは、ｎ回目の心拍について、以下の式（２２）に示すように、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルを用いて、前回のＲＲ間隔ＲＲ（ｎ－１）及びＰＴ間隔ＰＴ（ｎ－１）から、今回のＴＰ間隔ＴＰ（ｎ）を導出する。すなわち、第２導出機能１６ｂは、回帰モデルを用いて、実測値であるＲＲ（ｎ－１）及びＰＴ（ｎ－１）から、ＴＰ（ｎ）を推定する。そして、第２導出機能１６ｂは、以下の式（２３）に示すように、導出したＴＰ（ｎ）、前回のＴｄ＿１（ｎ－１）及び前回のＴＰ（ｎ－１）から、Ｔｄ＿１（ｎ）を導出する。すなわち、第２導出機能１６ｂは、実測値であるＴｄ＿１（ｎ－１）及びＴＰ（ｎ－１）と、実測値から推定したＴＰ（ｎ）とを用いて、Ｔｄ＿１（ｎ）を推定する。
ＴＰ（ｎ）＝ｆ（ＲＲ（ｎ－１），ＰＴ（ｎ－１）） ・・・（２２）
Ｔｄ＿１（ｎ）＝Ｔｄ＿１（ｎ－１）×ＴＰ（ｎ）／ＴＰ（ｎ－１）
・・・（２３）
以降は、第２導出機能１６ｂは、第１の実施形態と同様に、式（７）～（９）を用いて、ｎ回目（ｎ≧１）の心拍におけるデータ収集のタイミングを示すＲ波からの経過時間Ｔｄ（ｎ）を導出する。
さらに、例えば、第１導出機能１６ａは、被検体に固有の回帰モデルとして、ＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係から心電波形におけるＴＱ間隔を表す関数を導出してもよい。例えば、１つの心拍に対応するＲＲ間隔をＲＲ、ＱＴ間隔をＱＴ、ＴＱ間隔をＴＱとすると、第１導出機能１６ａによって導出される回帰モデルは、以下の式（３１）で表される。
ＴＱ＝ｆ（ＲＲ，ＱＴ） ・・・（３１）
この場合には、例えば、第２導出機能１６ｂは、ｎ回目の心拍について、以下の式（３２）に示すように、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルを用いて、前回のＲＲ間隔ＲＲ（ｎ－１）及びＱＴ間隔ＱＴ（ｎ－１）から、今回のＴＱ間隔ＴＱ（ｎ）を導出する。すなわち、第２導出機能１６ｂは、回帰モデルを用いて、実測値であるＲＲ（ｎ－１）及びＱＴ（ｎ－１）から、ＴＱ（ｎ）を推定する。さらに、第２導出機能１６ｂは、以下の式（３３）に示すように、今回のＲＲ間隔ＲＲ（ｎ）が前回のＲＲ間隔ＲＲ（ｎ－１）と同じであり、今回のＴＱ（ｎ）がＴＲ（ｎ）と同じであるとみなし、ＲＲ（ｎ－１）からＴＱ（ｎ）を差し引くことで、ＲＴ（ｎ）を導出する。そして、第２導出機能１６ｂは、式（３４）に示すように、導出したＲＴ（ｎ）をＴｄ＿１（ｎ）とする。すなわち、第２導出機能１６ｂは、実測値であるＲＲ（ｎ－１）と、実測値から推定したＴＱ（ｎ）とを用いて、Ｔｄ＿１（ｎ）を推定する。
ＴＱ（ｎ）＝ｆ（ＲＲ（ｎ－１），ＱＴ（ｎ－１）） ・・・（３２）
ＲＴ（ｎ）＝ＲＲ（ｎ）－ＴＲ（ｎ）
＝ＲＲ（ｎ－１）－ＴＱ（ｎ） ・・・（３３）
Ｔｄ＿１（ｎ）＝ＲＴ（ｎ） ・・・（３４）
以降は、第２導出機能１６ｂは、第１の実施形態と同様に、式（７）～（９）を用いて、ｎ回目（ｎ≧１）の心拍におけるデータ収集のタイミングを示すＲ波からの経過時間Ｔｄ（ｎ）を導出する。
また、上述した第１の実施形態では、第２導出機能１６ｂが、第１導出部１６ａによって導出された回帰モデルを同期撮像中に継続して用いる場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、第２導出機能１６ｂは、同期撮像の実行中に、被検体の心臓の状態の判定結果に応じて回帰モデルを補正してもよい。
例えば、第１導出機能１６ａによってＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を表す関数が回帰モデルとして導出される場合には、第２導出機能１６ｂは、同期撮像が開始された後に、ＥＣＧセンサ１７及びＥＣＧ回路１８によって検出される心電信号に基づいて、心拍ごとにＱＴ間隔を実測する。そして、第２導出機能１６ｂは、心拍ごとに、実測されたＱＴ間隔と、当該心拍について回帰モデルを用いて導出されたＱＴ間隔とを比較し、それぞれの値が異なる場合には、実測されたＱＴ間隔と一致する結果が得られるように、回帰モデルの関数に含まれる係数を補正する。
例えば、同期撮像が行われる際に、被検体の心拍数が安定しない場合には、点滴等で被検体に薬が投与されることもある。そのような場合には、被検体の心拍数が安定する代わりに、被検体の心拍変動が、第１導出機能１６ａによって導出される回帰モデルの基になった心電情報が収集された際の状態とは異なってしまうこともあり得る。そのような場合でも、上述したように、同期撮像の実行中に、被検体の心臓の状態の判定結果に応じて回帰モデルを補正することによって、より適切なタイミングでデータ収集を行うことができるようになる。
（第２の実施形態）
また、上述した実施形態では、被検体に固有の回帰モデルとして１つの回帰モデルを用いる場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、被検体が心房細動や不整脈等の心疾患を有する場合には、同じ被検体であっても、検査中に心臓の状態が変化することがあり得る。例えば、心房細動は、いつ発生するかが分からない。
そこで、例えば、被検体の心臓の状態に応じて、複数の回帰モデルが用いられてもよい。以下では、このように複数の回帰モデルが用いられる場合の例を第２の実施形態として説明する。なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は、基本的には図１に示した構成と同様であるため、以下では、各機能について、第１の実施形態で説明した内容と異なる点を中心に説明する。
本実施形態では、第１導出機能１６ａが、被検体の心拍と、収縮期と拡張期との境界との関係を示す被検体に固有の回帰モデルとして、被検体の心臓の状態に応じて複数の回帰モデルを導出する。例えば、第１導出機能１６ａは、第１の実施形態と同様に、ホルター心電計によって被検体から収集された所定期間の心電情報に基づいて、収縮期と拡張期との境界との関係を示す回帰モデルを導出する。
図６は、第２の実施形態に係る第１導出機能１６ａによる回帰モデルの生成の一例を示す図である。図６は、図２に示した例と同様に、ホルター心電計によって被検体から収集された所定期間の心電情報に含まれる心拍ごとのＲＲ間隔及びＱＴ間隔それぞれの値の分布を示している。
例えば、図６に示すように、被検体が心房細動や不整脈等の心疾患を有する場合には、同じ被検体であっても、被検体の心臓の状態に応じて、ＲＲ間隔の範囲ごとに、心拍ごとのＲＲ間隔及びＱＴ間隔それぞれの値の分布の傾向が変化することがあり得る。図６では、被検体の心臓の状態が、ＲＲ間隔の２つの範囲で、状態Ａ及び状態Ｂの２つの状態に変化した場合の例を示している。例えば、状態Ａは、心臓が正常洞調律で動いている状態であり、状態Ｂは、不整脈（例えば、除脈性不整脈）が生じている状態である。
このような場合に、例えば、第１導出機能１６ａは、ホルター心電計によって収集された所定期間の心電情報を用いて回帰分析を行うことで、被検体の心臓の状態に応じて、被検体に固有の回帰モデルとして、ＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を表す複数の関係式を導出する。なお、ここで導出される関係式は、線形関数で表されるものであってもよいし、対数関数や指数関数のような非線形関数で表されるものであってもよい。
例えば、１つの心拍に対応するＲＲ間隔をＲＲ、ＱＴ間隔をＱＴとすると、状態Ａに関する回帰モデルは、以下の式（４１）で表され、状態Ｂに関する回帰モデルは、以下の式（４２）で表される。
ＱＴ＝ｆ１（ＲＲ） ・・・（４１）
ＱＴ＝ｆ２（ＲＲ） ・・・（４２）
また、本実施形態では、第２導出機能１６ｂが、同期撮像の実行中に、被検体の心臓の状態を判定し、被検体の心臓の状態に適した回帰モデルを用いて、データ収集のタイミングを導出する。具体的には、第２導出機能１６ｂは、同期撮像の実行中に、被検体の心臓の状態を判定し、第１導出機能１６ａによって導出された複数の回帰モデルの中から、判定した被検体の心臓の状態に適した回帰モデルを選択して、データ収集のタイミングを導出する。
例えば、第２導出機能１６ｂは、被検体の検査情報に基づいて、被検体の心臓の状態を判定する。ここで、検査情報は、入力回路１０を介して操作者によって入力されてもよいし、ネットワークを介して病院情報システム（Hospital Information Systems：ＨＩＳ)や放射線科情報システム（Radiology Information Systems：ＲＩＳ)から取得されてもよい。そして、例えば、第２導出機能１６ｂは、検査情報から判定した被検体の心臓の状態が正常な状態であった場合には、心臓が正常洞調律で動いている状態に関する回帰モデルを選択する。また、第２導出機能１６ｂは、検査情報から判定した被検体の心臓の状態が不整脈を示す状態であった場合には、不整脈が生じている状態に関する回帰モデルを選択する。
または、例えば、第２導出機能１６ｂは、ＥＣＧ回路１８によってＲ波が検出されるごとに、前回のＲ波から今回のＲ波までのＲＲ間隔を導出し、導出したＲＲ間隔に基づいて、被検体の心臓の状態を判定してもよい。例えば、図６に示す例では、第２導出機能１６ｂは、導出したＲＲ間隔が状態Ａに対応するＲＲ間隔の範囲内であった場合には、被検体の心臓の状態が状態Ａであると判定する。また、第２導出機能１６ｂは、導出したＲＲ間隔が状態Ｂに対応するＲＲ間隔の範囲内であった場合には、被検体の心臓の状態が状態Ｂであると判定する。そして、例えば、第２導出機能１６ｂは、被検体の心臓の状態が状態Ａであると判定した場合には、状態Ａに関する回帰モデルを選択し、被検体の心臓の状態が状態Ｂであると判定した場合には、状態Ｂに関する回帰モデルを選択する。
なお、ここでは、第２導出機能１６ｂによって、被検体の心臓の状態に応じて自動的に回帰モデルが選択される場合の例を説明したが、回帰モデルを選択する方法はこれに限られない。例えば、第２導出機能１６ｂは、被検体の心臓の状態が変化した場合に、選択可能な回帰モデルを示す情報をディスプレイ１１に表示し、その中から回帰モデルを選択する操作を操作者から受け付けてもよい。この場合には、第２導出機能１６ｂは、操作者によって選択された回帰モデルを用いて、データ収集のタイミングを導出する。
また、本実施形態では、第２導出機能１６ｂは、被検体の心臓の状態が回帰モデルの適用範囲外の状態となった場合に、データ収集をキャンセル、又は、データ収集によって収集されたデータを廃棄する。
例えば、図６に示す例では、第２導出機能１６ｂは、ＥＣＧ回路１８によって検出されたＲ波に基づいて導出したＲＲ間隔が、状態Ａに対応するＲＲ間隔の範囲内、及び、状態Ｂに対応するＲＲ間隔の範囲内のいずれでもなかった場合に、被検体の心臓の状態が回帰モデルの適用範囲外の状態となっていると判定する。
図７は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１００によって行われる同期撮像の処理手順を示すフローチャートである。例えば、図７に示すように、本実施形態では、制御機能１６ｃが、心臓の四腔断面像のシネ撮像を実行する（ステップＳ２０１）。このシネ撮像は、同期撮像を含む本スキャンの前に実行されるプリスキャンの一部として実行されてもよいし、プリスキャンとは別に、本スキャンの前に単独で実行されてもよい。
その後、第１導出機能１６ａが、入力回路１０を介して操作者から同期撮像を開始する指示を受け付けた場合に（ステップＳ２０２，Ｙｅｓ）、被検体に固有の回帰モデルとして、被検体の心臓の状態に応じて複数の回帰モデルを導出する（ステップＳ２０３）。
その後、第２導出機能１６ｂが、ＥＣＧ回路１８を介してＲ波を検出した場合に（ステップＳ２０４，Ｙｅｓ）、被検体の心臓の状態を判定する（ステップＳ２０５）。ここで、被検体の心臓状態が回帰モデルの適用範囲外の状態となっていた場合には（ステップＳ２０６，Ｙｅｓ）、第２導出機能１６ｂは、その回のデータ収集をキャンセルし、次のＲ波が検出されるのを待つ（ステップＳ２０４に戻る）。
一方、被検体の心臓状態が回帰モデルの適用範囲内の状態となっていた場合には（ステップＳ２０６，Ｎｏ）、第２導出機能１６ｂは、第１導出機能１６ａによって導出された複数の回帰モデルの中から、被検体の心臓の状態に適した回帰モデルを選択する（ステップＳ２０７）。そして、第２導出機能１６ｂは、選択した回帰モデルと、リアルタイムに取得される被検体の心電情報とを用いて、心臓の拍動に同期した同期撮像におけるデータ収集のタイミングを導出する（ステップＳ２０８）。
その後、制御機能１６ｃが、第２導出機能１６ｂによって導出されたタイミングでデータ収集を行う（ステップＳ２０９）。
ここで、全てのデータ収集が完了するまでの間は（ステップＳ２１０，Ｎｏ）、上述したステップＳ２０４～Ｓ２１０の処理が繰り返し実行される。そして、全てのデータ収集が完了した後に（ステップＳ２１０，Ｙｅｓ）、画像生成機能１５ａが、収集されたＭＲ信号データに基づいて、被検体の画像を生成する（ステップＳ２１１）。
上述した処理手順によれば、同期撮像において、Ｒ波が検出されるごとに、撮像中に、リアルタイムに、被検体の心臓の状態に応じた適切な回帰モデルを用いてデータ収集のタイミングが導出されて、データ収集が行われることになる。
なお、上述した処理手順では、第２導出機能１６ｂが、被検体の心臓状態が回帰モデルの適用範囲外の状態となっていた場合に（ステップＳ２０６を参照）、その回のデータ収集をキャンセルする場合の例を示したが、処理手順はこれに限られない。例えば、第２導出機能１６ｂは、データ収集はキャンセルせず、その代わりに、当該データ収集によって収集されたデータを廃棄するようにしてもよい。
また、上述した処理手順のうち、ステップＳ２０１及びＳ２０９は、例えば、処理回路１６が制御機能１６ｃに対応する所定のプログラムを記憶回路１２から呼び出して実行することにより実現される。また、ステップＳ２０２及びＳ２０３は、例えば、処理回路１６が第１導出機能１６ａに対応する所定のプログラムを記憶回路１２から呼び出して実行することにより実現される。また、ステップＳ２０４～Ｓ２０８は、例えば、処理回路１６が第２導出機能１６ｂに対応する所定のプログラムを記憶回路１２から呼び出して実行することにより実現される。また、ステップＳ２１０及びＳ２１１は、例えば、処理回路１５が画像生成機能１５ａに対応する所定のプログラムを記憶回路１２から呼び出して実行することにより実現される。
上述したように、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、被検体に固有の回帰モデルとして、被検体の心臓の状態に応じて複数の回帰モデルを導出する。したがって、第２の実施形態によれば、心房細動や不整脈等の心疾患によって被検体の心臓の状態が変化する場合でも、変化に応じた適切なタイミングで被検体の撮像を行うことができる。
（第３の実施形態）
なお、上述した実施形態では、予め撮像条件として設定されたデータ収集時間でデータ収集が行われる場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、撮像中に、被検体の心拍ごとに、リアルタイムにデータ収集時間を導出して、データ収集を行ってもよい。
以下では、このような場合の例を第３の実施形態として説明する。なお、以下では、本実施形態に係るＭＲＩ装置の構成について、図１に示したＭＲＩ装置１００の構成との構成と異なる点を中心に説明することとし、同じ役割を果たす構成要素については同じ符号を付すこととして説明を省略する。
図８は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。例えば、図８に示すように、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置２００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、送信コイル４、送信回路５、受信コイル６、受信回路７、架台８、寝台９、入力回路１０、ディスプレイ１１、記憶回路１２、及び、処理回路１３～１５、２６、ＥＣＧセンサ１７、及びＥＣＧ回路１８を備える。
本実施形態では、処理回路２６が、第１導出機能２６ａと、第２導出機能１６ｂと、第３導出機能２６ｄと、制御機能２６ｃとを有する。なお、第１導出機能２６ａは、第１導出部の一例である。また、第２導出機能１６ｂは、第２導出部の一例である。また、第３導出機能２６ｄは、第３導出部の一例である。また、制御機能１６ｃは、制御部の一例である。
本実施形態では、第１導出機能２６ａが、被検体の心周期、収縮期、及び拡張期の関係を示す、被検体に固有の回帰モデルとして、心電波形におけるＲＲ間隔とＴＱ間隔との関係を表す関数をさらに導出する。ここで、ＴＱ間隔は、１つの心拍におけるＴ波からＱ波までの時間間隔である。
例えば、第１導出機能２６ａは、ホルター心電計によって被検体から収集された所定期間（例えば、２４時間）の心電情報に基づいて、ＲＲ間隔とＴＱ間隔との関係を表す関数を導出する。ここで、１つの心拍に対応するＲＲ間隔をＲＲ、ＴＱ間隔をＴＱとすると、第１導出機能１６ａによって導出される回帰モデルは、以下の式（５１）で表される。
ＴＱ＝ｇ（ＲＲ） ・・・（５１）
また、本実施形態では、第３導出機能２６ｄが、同期撮像におけるデータ収集時間を導出する。具体的には、第３導出機能２６ｄは、第２導出機能１６ｂと同様に、ＥＣＧ回路１８から出力されるトリガ信号によってＲ波が発生したことを検知する。そして、第３導出機能２６ｄは、Ｒ波が発生したことを検知するごとに、同期撮像におけるデータ収集時間を導出し、導出したデータ収集時間を制御機能２６ｃに通知する。
例えば、第３導出機能２６ｄは、ｎ回目の心拍におけるデータ収集時間をＴａ（ｎ）とした場合に、１回目の心拍（ｎ＝１）では、同期撮像の前段で取得されたデータを用いて、被検体の心周期の静止期間を特定し、特定した静止期間をデータ収集時間Ｔａ（１）として設定する。すなわち、第３導出機能２６ｄは、１回目の心拍では、同期撮像の前段で取得されたデータから特定した静止期間を用いて、１回目の同期撮像におけるデータ収集時間を推定する。
このとき、例えば、第３導出機能２６ｄは、同期撮像の前段で行われた心臓の四腔断面像のシネ撮像によって収集されたＭＲ画像を用いて、静止相を判定する。例えば、第３導出機能２６ｄは、各時相の断面像を用いて、時相ごとに、関心領域内の信号強度の直前の時相からの変化量を導出し、信号強度の変化量が所定の閾値を超える期間を静止期間と特定する。
または、第３導出機能２６ｄは、心臓全体の画像や冠動脈のみを関心領域として収集した画像を用いて各フレーム間の相関係数を求め、相関係数が所定の閾値を超えるフレームの期間を静止期間として特定してもよいし、超音波診断装置によって測定された測定結果を用いて静止期間を特定してもよい。
ここで、前述したように、静止期間は拡張期及び収縮期の両方で発生し得るため、拡張期及び収縮期の両方で静止期間が特定されることもあり得る。その場合には、第３導出機能２６ｄは、被検体の心拍数に応じて、どちらか一方の静止期間を選択するようにしてもよい。例えば、第３導出機能２６ｄは、被検体の心拍数が所定値以上の場合には、収縮期の静止期間を選択し、被検体の心拍数が所定値未満の場合には、拡張期の静止期間を選択する。
また、例えば、第３導出機能２６ｄは、２回目以降の心拍（ｎ≧２）では、前回のＲ波から今回のＲ波までのＲＲ間隔を導出し、導出したＲＲ間隔と、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルとを用いて、データ収集時間を導出する。すなわち、第３導出機能２６ｄは、２回目以降の心拍では、前回のＲ波から今回のＲ波までのＲＲ間隔と、回帰モデルとを用いて、今回の同期撮像におけるデータ収集時間を推定する。
例えば、第３導出機能２６ｄは、以下の式（５２）に示すように、第１導出機能１６ａによって導出された回帰モデルを用いて、前回のＲ波から今回のＲ波までのＲＲ間隔ＲＲ（ｎ－１）からＴＱ（ｎ）を導出する。すなわち、第３導出機能２６ｄは、回帰モデルを用いて、実測値であるＲＲ（ｎ－１）から、ＴＱ（ｎ）を推定する。
ＴＱ（ｎ）＝ｇ（ＲＲ（ｎ－１）） ・・・（５２）
そして、第３導出機能２６ｄは、以下の式（５３）に示すように、導出したＴＱ（ｎ）、前回のデータ収集時間Ｔａ（ｎ－１）及び前回のＴＱ（ｎ－１）から、今回のデータ収集時間Ｔａ（ｎ）を導出する。すなわち、第３導出機能２６ｄは、実測値であるＴａ（ｎ－１）及びＴＱ（ｎ－１）と、実測値から推定したＴＱ（ｎ）とを用いて、Ｔａ（ｎ）を推定する。
Ｔａ（ｎ）＝Ｔａ（ｎ－１）×ＴＱ（ｎ）／ＴＱ（ｎ－１） ・・・（５３）
このように、２回目以降の心拍では、実測されたＲＲ間隔及び前回のデータ収集時間に応じて、撮像中に、リアルタイムに、データ収集時間が導出されることになる。
そして、本実施形態では、制御機能２６ｃが、第２導出機能１６ｂによって導出されたタイミングでデータ収集が行われるように同期撮像を制御し、かつ、第３導出機能２６ｄによって導出されたデータ収集時間でデータ収集が行われるように同期撮像を制御する。
具体的には、制御機能２６ｃは、上述した実施形態と同様に、第２導出機能１６ｂからデータ収集のタイミングを示す経過時間が通知されるごとに、通知された時点から当該経過時間が経過した時点で、撮像条件に基づいて生成したシーケンス実行データを処理回路１４に送信する。ここで、本実施形態では、制御機能２６ｃは、第３導出機能２６ｄによって導出されたデータ収集時間でデータ収集が行われるように、シーケンス実行データを生成する。これにより、Ｒ波が検出された時点から、第２導出機能１６ｂによって導出された経過時間が経過した時点から、第３導出機能２６ｄによって導出されたデータ収集時間で、ＭＲ信号データのデータ収集が実行されることになる。
上述したように、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、同期撮像におけるデータ収集時間を導出する。したがって、第３の実施形態によれば、同期撮像の実行中に被検体の心臓の状態が変化する場合でも、変化に応じた適切なデータ収集期間でデータ収集を行うことができる。
（他の実施形態）
なお、上述した各実施形態に係るＭＲＩ装置は、用途や目的に応じて、その構成の一部を適宜に変更して実施することも可能である。以下では、上述したＭＲＩ装置に関するいくつかの変形例を他の実施形態として説明する。
例えば、上述した実施形態では、第２導出機能１６ｂが、ホルター心電計によって被検体から収集された心電情報に基づいて導出された回帰モデルを用いてデータ収集のタイミングを推定することとしたが、心電波形におけるＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係には、心臓生理学的なヒステリシス（QT/RR hysteresis）が存在するため、回帰モデルによって推定されたＱＴ間隔には、誤差が生じることも考えられる。
図９は、他の実施形態に係るＭＲＩ装置に関連するヒステリシスの一例を示す図である。ここで、図９は、所定期間に計測された連続する複数の心拍におけるＲＲ間隔及びＱＴ間隔それぞれの測定結果を示している。
例えば、図９に示すように、ＲＲ間隔とＱＴ間隔とは時間的に同様に変動せず、ＱＴ間隔がＲＲ間隔より遅れて変動し、指数関数的な変化が観察され、被検体ごとに異なることが知られている。例えば、図９に矢印で示すように、ＱＴ間隔が急激に変化を始めるタイミングは、ＲＲ間隔が急激に変化を始めるタイミングより遅れることが知られている。
このため、例えば、ＲＲ間隔及びＱＴ間隔が比較的安定した期間に被検体から収集された心電情報に基づいて導出された回帰モデルが用いられた場合には、回帰モデルによって推定されたＱＴ間隔と実際のＱＴ間隔との間に、誤差が生じることもあり得る。
そこで、例えば、第１導出機能１６ａは、被検体に固有のヒステリシスを考慮して、回帰モデルを導出してもよい。
例えば、第１導出機能１６ａは、回帰モデルとして、被検体に固有のヒステリシスが考慮された、ＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を表す関数を導出する。
この場合に、例えば、第１導出機能１６ａは、被検体から収集された心電情報に基づいて、心拍ｉごとに、以下の式（６１）を用いて、線形又は指数関数的に加重平均されたＲＲ間隔を表すＲＲｉ（バー付き）を求める。
Figure 0007160555000001
ここで、ＲＲｉ＋ｊは、心拍ｉ＋ｊにおけるＲＲ間隔を示している。また、Ｎは、心拍ｉの直前に所定の大きさのウィンドウ幅を設定した場合に、当該ウィンドウ幅の期間内に発生した心拍の数をＮｉとしたときの、全てのＮｉの平均値を示している。また、ｊは、心拍数によって表される、任意の２つの心拍の間の時間間隔を示しており、ｗｊは、時間間隔ｊに対応付けられた、加重平均の重み付けの重さを表す重み付け係数を示している。
図１０は、他の実施形態に係るＭＲＩ装置によるＲＲ間隔の加重平均で用いられる重み付け係数の一例を示す図である。
例えば、図１０に示すように、重み付け係数ｗｊは、時間間隔ｊが長くなるにつれて指数関数的に減少するように設定される。これにより、ＲＲ間隔が変化してからの時間経過が短い場合には、重み付け係数ｗｊの値が比較的大きくなり、時間経過が長くなるにつれて、重み付け係数ｗｊの値が小さくなるようになる。
そして、第１導出機能１６ａは、求めたＲＲｉ（バー付き）と心拍ｉにおけるＱＴ間隔との分布に、以下の式（６２）で表される関数をフィッティングすることで、ヒステリシスが考慮された回帰モデルを導出する。
Figure 0007160555000002
具体的には、第１導出機能１６ａは、求めたＲＲｉ（バー付き）をＲＲＸｉ（バー付き）に代入し、また、心拍ｉにおけるＱＴ間隔をＱＴｉに代入して、最小二乗法によって係数α及びβを求めることによって、回帰モデルを導出する。
このように導出された回帰モデルでは、図１０に示したように、時間間隔ｊが長くなるにつれて指数関数的に減少するように重み係数ｗｊが設定されることで、ＲＲ間隔が変化してからの経過時間によってＱＴ間隔の値が変化するようになる。これにより、本実施形態で導出される回帰モデルは、ＲＲ間隔の変化に対して、ヒステリシスが加味されたものとなる。これにより、ＱＴ間隔をより適切に推定できるようになる。
このような構成によれば、心臓生理学的なヒステリシスによって生じるＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を補正することができるようになり、データ収集効率が向上し、かつ、より適切なタイミングでデータ収集することができる。また、上述した構成によれば、同一のＲＲ間隔に対するＱＴ間隔がそれぞれ近い値となる（図１２を参照）。
そして、この場合に、例えば、第２導出機能１６ｂは、回帰モデルを用いて、収縮期と拡張期との境界と所定の波形との間隔を導出し、導出された値と当該間隔の実測値との差が許容範囲外であった場合に、データ収集をキャンセル、又は、データ収集によって収集されたデータを廃棄するように構成されてもよい。なお、ここでいう収縮期と拡張期との境界と所定の波形との間隔は、例えば、前述したＱＴ間隔、ＴＲ間隔、ＴＰ間隔、ＴＱ間隔である。
例えば、第２導出機能１６ｂは、ＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を表す関数を回帰モデルとして用いる場合には、同期撮像が開始された後に、ＥＣＧセンサ１７及びＥＣＧ回路１８によって検出される心電信号に基づいて、心拍ごとにＱＴ間隔を実測する。そして、第２導出機能１６ｂは、心拍ごとに、当該心拍について回帰モデルを用いて導出されたＱＴ間隔と、実測されたＱＴ間隔とを比較し、それらの差が許容範囲外であった場合には、データ収集をキャンセル、又は、データ収集によって収集されたデータを破棄する。
この場合に、ＱＴ間隔の差に関する許容範囲としては、例えば、回帰モデルを用いて導出されたＱＴ間隔の値に対して、当該ＱＴ間隔の１０％の値を加算した値を上限値とし、当該ＱＴ間隔の１０％の値を減算した値を下限値とした範囲が用いられる。
このような構成によれば、回帰モデルを用いて導出されたＱＴ間隔のうちの許容範囲内のＱＴ間隔のみを採用することによって、心臓生理学的なヒステリシスによって生じるＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を補正することができるようになる。
図１１及び１２は、他の実施形態に係るＭＲＩ装置によるＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係の補正の一例を示す図である。ここで、図１１は、回帰モデルを用いて導出されたＱＴ間隔の適否の判定を行わない場合に用いられるＲＲ間隔及びＱＴ間隔の分布を示している。また、図１２は、本実施形態のように、回帰モデルを用いて導出されたＱＴ間隔の適否の判定を行った場合に用いられるＲＲ間隔及びＱＴ間隔の分布を示している。
例えば、図１２に示すように、上述した構成によれば、許容範囲内のＱＴ間隔のみが採用されることによって、同一のＲＲ間隔に対するＱＴ間隔がそれぞれ近い値となる。これにより、心臓生理学的なヒステリシスによって生じるＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係の誤差を吸収することができるようになり、さらに適切なタイミングでデータ収集を行うことができるようになる。
また、上述した実施形態では、第１導出機能１６ａが、線形関数や対数関数、指数関数等の回帰モデルを導出することとしたが、被検体の心周期、収縮期、及び拡張期の関係には、被検体ごとに各種のパターンが存在すると考えられる。
そこで、例えば、第１導出機能１６ａは、回帰モデルの元になる複数種類のテンプレートの中から、被検体から収集された心電情報に最も適合するテンプレートを選択し、選択したテンプレートに基づいて、被検体に固有の回帰モデルを導出するように構成されてもよい。
例えば、第１導出機能１６ａは、ＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を表す関数を回帰モデルとして導出する場合に、以下のような複数の異なる式（７１）～（８０）で表される複数種類のテンプレートの中から、ホルター心電計によって被検体から収集された所定期間の心電情報に含まれる心拍ごとのＲＲ間隔及びＱＴ間隔それぞれの値の分布を最も精度良く近似するテンプレートを選択することで、被検体に固有の回帰モデルを導出する。
Linear：
ＱＴ＝β＋αＲＲ ・・・（７１）
Hyperbolic：
ＱＴ＝β＋（α／ＲＲ） ・・・（７２）
Parabolic log/log：
ＱＴ＝β（ＲＲ）α ・・・（７３）
Logarithmic：
ＱＴ＝β＋αｌｎ（ＲＲ） ・・・（７４）
Shifted logarithmic：
ＱＴ＝ｌｎ（β＋αＲＲ） ・・・（７５）
Exponential：
ＱＴ＝β＋αｅ－ＲＲ ・・・（７６）
Arcus tangent：
ＱＴ＝β＋αａｒｃｔａｇ（ＲＲ） ・・・（７７）
Hyperbolic tangent：
ＱＴ＝β＋αｔｇｈ（ＲＲ） ・・・（７８）
Arcus hyperbolic sine：
ＱＴ＝β＋αａｒｃｓｉｎｈ（ＲＲ） ・・・（７９）
Arcus hyperbolic cosine：
ＱＴ＝β＋αａｒｃｃｏｓｈ（ＲＲ＋１） ・・・（８０）
例えば、第１導出機能１６ａは、各テンプレートの式に含まれる係数α及びβを最小二乗法で求めることによって、各テンプレートをＲＲ間隔及びＱＴ間隔の値の分布にフィッティングする。そして、第１導出機能１６ａは、フィッティングされた後の各テンプレートの中から、ＲＲ間隔及びＱＴ間隔の値の分布との相関度が最も高い（例えば、相関係数ｒが１に最も近い）テンプレートを選択することで、被検体に固有の回帰モデルを導出する。
このような構成によれば、複数種類のテンプレートを用いて網羅的に分析及び比較を行うことで、被検体ごとに、より適切な回帰モデルを導出できるようになる。
また、上述した実施形態では、第１導出機能１６ａが、ホルター心電計によって被検体から収集された所定期間の心電情報に基づいて回帰モデルを導出することとしたが、状況によっては、十分な範囲の心電情報が得られていない場合もあり得る。例えば、ＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を表す関数が回帰モデルとして導出される場合に、ＲＲ間隔又はＱＴ間隔の値が十分に広い範囲で得られていないこともあり得る。
そのような場合には、回帰分析によって導出された回帰モデルでは、心電情報が得られていない範囲については外挿によって情報が補われたものとなり、値が得られている範囲と比べて信頼度が低くなる。
そこで、例えば、第２導出機能１６ｂは、回帰モデルを用いて、収縮期と拡張期との境界と所定の波形との間隔を導出し、導出された値が許容範囲外であった場合に、データ収集をキャンセル、又は、データ収集によって収集されたデータを廃棄するように構成されてもよい。なお、ここでいう収縮期と拡張期との境界と所定の波形との間隔は、例えば、前述したＱＴ間隔、ＴＲ間隔、ＴＰ間隔、ＴＱ間隔である。
例えば、第２導出機能１６ｂは、ＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を表す関数を回帰モデルとして用いる場合には、同期撮像が開始された後に、ＥＣＧセンサ１７及びＥＣＧ回路１８によって検出される心電信号に基づいて、心拍ごとにＱＴ間隔を実測する。そして、第２導出機能１６ｂは、心拍ごとに、当該心拍について回帰モデルを用いて導出されたＱＴ間隔が許容範囲内であるか否かを判定し、許容範囲外であった場合には、データ収集をキャンセル、又は、データ収集によって収集されたデータを破棄する。
この場合に、ＱＴ間隔に関する許容範囲としては、例えば、心臓生理学に基づく一般的な見地から得られるＱＴ間隔の上限値及び下限値によって定義された範囲が用いられる。
このような構成によれば、回帰モデルを用いて導出されたＱＴ間隔のうちの信頼度が高いＱＴ間隔のみが採用されることになり、被検体に関する十分な範囲の心電情報が得られていない場合でも、より適切なタイミングでデータ収集を行うことができるようになる。
なお、上述した各実施形態は、それぞれ個別に実施することも可能であるし、それぞれを適宜に組み合わせて実施することも可能である。
なお、上述した実施形態では、ＥＣＧセンサを用いてＲ波を検出する場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、ＥＣＧセンサとＰＰＧセンサ（Photoplethysmogram）とを組み合わせてＲ波が検出されてもよい。
また、上述した実施形態では、ＭＲＩ装置に関する適用例について説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、上述した同期撮像は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置やＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置、Ｘ線診断装置、超音波診断装置等の他の医用画像診断装置にも同様に適用することが可能である。
また、上述した実施形態において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。ここで、記憶回路１２にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むように構成しても構わない。この場合には、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。また、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて一つのプロセッサとして構成され、その機能を実現するようにしてもよい。
以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、被検体に固有の心拍変動に応じた適切なタイミングで被検体の撮像を行うことができる。
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
１００ 磁気共鳴イメージング装置
１６ 処理回路
１６ａ 第１導出機能
１６ｂ 第２導出機能
１６ｃ 制御機能

Claims (18)

  1. 被検体から収集された事前期間の心電情報を用いて回帰分析を行うことで、当該被検体の心周期、収縮期、及び拡張期の関係を示す、当該被検体に固有の回帰モデルを導出する第１導出部と、
    導出された前記回帰モデルと、前記被検体の心臓の拍動に同期した同期撮像が開始されてから当該同期撮像における全てのデータ収集が完了するまでの間に取得される被検体の心電情報とを用いて、前記同期撮像におけるデータ収集のタイミングを心拍毎に導出する第２導出部と、
    導出された前記タイミングで前記データ収集が行われるように前記同期撮像を制御する制御部と
    を備える、医用画像診断装置。
  2. 前記同期撮像におけるデータ収集時間を導出する第３導出部をさらに備え、
    前記制御部は、導出された前記データ収集時間で前記データ収集が行われるように前記同期撮像を制御する、
    請求項１に記載の医用画像診断装置。
  3. 前記第１導出部は、前記回帰モデルとして、前記被検体の心臓の状態に応じて複数の回帰モデルを導出する、
    請求項１又は２に記載の医用画像診断装置。
  4. 前記関係は、前記収縮期と前記拡張期との境界に関するものである、
    請求項１、２又は３に記載の医用画像診断装置。
  5. 前記境界は、心電波形におけるＴ波である、
    請求項４に記載の医用画像診断装置。
  6. 前記第２導出部は、前記同期撮像が開始されてから当該同期撮像における全てのデータ収集が完了するまでの間に、心拍毎に前記被検体の心臓の状態に適した回帰モデルを用いて、前記データ収集のタイミングを導出する、
    請求項１～５のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
  7. 前記第２導出部は、前記同期撮像が開始されてから当該同期撮像における全てのデータ収集が完了するまでの間に、心拍毎に前記被検体の心臓の状態を判定する、
    請求項１～６のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
  8. 前記第２導出部は、前記同期撮像が開始されてから当該同期撮像における全てのデータ収集が完了するまでの間に、心拍毎に前記被検体の心臓の状態の判定結果に応じて、前記回帰モデルを補正する、
    請求項１～７のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
  9. 前記制御部は、前記被検体の心臓の状態が前記回帰モデルの適用範囲外の状態となった場合に、前記データ収集をキャンセル、又は、前記データ収集によって収集されたデータを廃棄する、
    請求項７又は８に記載の医用画像診断装置。
  10. 前記第２導出部は、前記同期撮像が開始される前に取得されたデータを用いて、前記被検体の心臓の静止相を判定し、判定した静止相と前記回帰モデルとを用いて、前記データ収集のタイミングを導出する、
    請求項１～９のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
  11. 前記第２導出部は、前記同期撮像が開始されてから当該同期撮像における全てのデータ収集が完了するまでの間に、前記被検体の心臓の静止相を判定し、判定した静止相と前記回帰モデルとを用いて、前記データ収集のタイミングを導出する、
    請求項１～９のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
  12. 前記第１導出部は、前記回帰モデルとして、心電波形におけるＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を表す関数を導出する、
    請求項１～１１のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
  13. 前記第１導出部は、前記回帰モデルとして、心電波形におけるＲＲ間隔とＰＴ間隔との関係から心電波形におけるＴＰ間隔を表す関数を導出する、
    請求項１～１１のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
  14. 前記第１導出部は、前記被検体に携帯させたホルター心電計によって収集された前記被検体の日常生活における所定期間の心電情報を用いて、前記回帰モデルを導出する、
    請求項１～１３のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
  15. 前記第１導出部は、前記回帰モデルとして、前記被検体のＲＲ間隔とＱＴ間隔との関係を表す関数を導出するものであり、前記ＱＴ間隔が変化を始めるタイミングと前記ＲＲ間隔が変化を始めるタイミングとがずれることによって生じる前記ＲＲ間隔と前記ＱＴ間隔との関係の誤差が補正されるように前記関数を導出する、
    請求項１～１１のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
  16. 前記第２導出部は、前記回帰モデルを用いて、前記収縮期と前記拡張期との境界と所定の波形との間隔を導出し、導出された値と当該間隔の実測値との差が許容範囲外であった場合に、前記データ収集をキャンセル、又は、前記データ収集によって収集されたデータを廃棄する、
    請求項１５に記載の医用画像診断装置。
  17. 前記第１導出部は、前記回帰モデルの元になる複数種類のテンプレートの中から、前記被検体から収集された心電情報に最も適合するテンプレートを選択し、選択したテンプレートに基づいて、前記被検体に固有の回帰モデルを導出する、
    請求項１～１６のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
  18. 前記第２導出部は、前記回帰モデルを用いて、前記収縮期と前記拡張期との境界と所定の波形との間隔を導出し、導出された値が許容範囲外であった場合に、前記データ収集をキャンセル、又は、前記データ収集によって収集されたデータを廃棄する、
    請求項１～１７のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
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