JP6489744B2 - 磁気共鳴装置およびプログラム - Google Patents

磁気共鳴装置およびプログラム Download PDF

Info

Publication number
JP6489744B2
JP6489744B2 JP2014039390A JP2014039390A JP6489744B2 JP 6489744 B2 JP6489744 B2 JP 6489744B2 JP 2014039390 A JP2014039390 A JP 2014039390A JP 2014039390 A JP2014039390 A JP 2014039390A JP 6489744 B2 JP6489744 B2 JP 6489744B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
signal
channel
magnetic resonance
channels
coil
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
JP2014039390A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2015163109A (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.)
GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Original Assignee
GE Medical Systems Global Technology Co LLC
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 GE Medical Systems Global Technology Co LLC filed Critical GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority to JP2014039390A priority Critical patent/JP6489744B2/ja
Priority to US14/618,559 priority patent/US20150247911A1/en
Priority to CN201510089388.1A priority patent/CN104873204B/zh
Publication of JP2015163109A publication Critical patent/JP2015163109A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP6489744B2 publication Critical patent/JP6489744B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/567—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution gated by physiological signals, i.e. synchronization of acquired MR data with periodical motion of an object of interest, e.g. monitoring or triggering system for cardiac or respiratory gating
    • G01R33/5676—Gating or triggering based on an MR signal, e.g. involving one or more navigator echoes for motion monitoring and correction
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3664—Switching for purposes other than coil coupling or decoupling, e.g. switching between a phased array mode and a quadrature mode, switching between surface coil modes of different geometrical shapes, switching from a whole body reception coil to a local reception coil or switching for automatic coil selection in moving table MR or for changing the field-of-view
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
    • G01R33/3415—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils comprising arrays of sub-coils, i.e. phased-array coils with flexible receiver channels
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
    • G01R33/4835—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices of multiple slices

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Electromagnetism (AREA)

Description

本発明は、動く部位を含む撮影部位から磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴装置、および当該磁気共鳴装置に適用されるプログラムに関する。
体動補正を行う手法として、ＤＣセルフナビゲータ法が知られている（非特許文献１参照）。
Brau et al., Magnetic Resonance in Medicine 55:263-270 (2006)
ＤＣセルフナビゲータ法では、ｋ空間の中心のデータを表すＤＣ信号を収集し、このＤＣ信号を用いることにより、体動を補正することができる。また、ＤＣセルフナビゲータ法では、イメージング信号を収集するために使用されるＲＦパルスと同じＲＦパルスを用いて、ＤＣ信号を収集することができる。したがって、イメージング信号とナビゲータ信号とを別々のＲＦパルスで収集した場合に起こるスピン飽和効果を考える必要はなく、フリップ角の大きいＲＦパルス（例えば、９０°パルス）を用いた２Ｄ撮影に適している。
また、被検体の磁気共鳴信号の受信には、一般的に複数のチャネルを有するコイルが使用される。特に、近年は、広範囲の部位の撮影に適しているなどの理由から、多チャンネルのコイルが使用されている。
しかし、ＤＣセルフナビゲータ法の場合、撮影部位とチャネルとの位置関係によっては、コイルが有する複数のチャネルの中に、被検体の動きの検出に適していないチャネルが含まれることがある。したがって、被検体の動きを検出することが難しく、動きアーチファクトが低減できない場合がある。このような理由から、例えばＤＣセルフナビゲータ法を用いて被検体を撮影する場合に、被検体の動きをできるだけ正確に検出する方法が望まれている。
本発明の第１の観点は、動く部位を含む撮影部位から第１の磁気共鳴信号を発生させるためのスキャンを実行する磁気共鳴装置であって、
前記第１の磁気共鳴信号を受信する複数のチャネルを有するコイルと、
前記複数のチャネルの中から、前記動く部位の端部の近くに配置される第１のチャネルを選択するチャネル選択手段と、
前記第１のチャネルが受信した前記第１の磁気共鳴信号に基づいて、前記スキャンにおける前記撮影部位の動きを表す動き情報を含む生体信号を生成する生成手段と、を有する磁気共鳴装置である。
本発明の第２の観点は、動く部位を含む撮影部位から第１の磁気共鳴信号を発生させるためのスキャンを実行するスキャン部と、前記第１の磁気共鳴信号を受信する複数のチャネルを有するコイルとを備えた磁気共鳴装置に適用されるプログラムであって、
前記複数のチャネルの中から、前記動く部位の端部の近くに配置される第１のチャネルを選択するチャネル選択処理と、
前記第１のチャネルが受信した前記第１の磁気共鳴信号に基づいて、前記スキャンにおける前記撮影部位の動きを表す動き情報を含む生体信号を生成する生成処理と、
をコンピュータに実行させるためのプログラムである。
複数のチャネルの中から、動く部位の端部の近くに配置されるチャネルを選択することができるので、より正確な動き情報を取得することができる。
本発明の第１の形態の磁気共鳴装置の概略図である。 コイル４の説明図である。 コイル部ＡＣのチャネルＣＨ１〜ＣＨ４と撮影部位との位置関係を概略的に示す図である。 コイル部ＰＣのチャネルＣＨ５〜ＣＨ８と撮影部位との位置関係を概略的に示す図である。 プロセッサ８が実行する処理を示す図である。 第１の形態で実行されるスキャンの説明図である。 ローカライザスキャンＬＳにより取得された画像Ｄの一例を概略的に示す図である。 オペレータによって設定されたｎ枚のスライスＬ１〜Ｌｎを概略的に示す図である。 本スキャンＭＳの説明図である。 ローカライザスキャンＬＳおよび本スキャンＭＳを実行するときのＭＲ装置の動作フローを示す図である。 期間Ｐ１においてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行するときの説明図である。 期間Ｐ２においてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行するときの説明図である。 期間ＰｍにおいてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行するときの説明図である。 期間Ｐ１においてシーケンスＣ１が実行されたときの様子を示す図である。 期間Ｐ１においてシーケンスＣ２が実行されたときの様子を示す図である。 期間Ｐ１においてシーケンスＣｎが実行されたときの様子を示す図である。 期間Ｐ１においてチャネルＣＨ１〜ＣＨ８から出力された信号を合成するときの様子を示す図である。 合成信号Ａ１の積分値Ｓ１を示す図である。 期間Ｐ２における呼吸信号を算出するときの説明図である。 各期間における呼吸信号を概略的に示す図である。 呼吸信号を示す図である。 チャネルＣＨ１およびＣＨ３と肝臓との位置関係を概略的に示す図である。 データベースに登録されているデータを概略的に示す図である。 期間Ｐ１における呼吸信号を算出するときの説明図である。 期間Ｐ２における呼吸信号を算出するときの説明図である。 第１の形態の方法で得られた呼吸信号を概略的に示す図である。 イメージング信号の受入れ、拒否を判断する方法の説明図である。 イメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎを再収集するときの説明図である。 期間Ｐｍ＋２においてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行するときの説明図である。 第２の形態においてプロセッサが実行する処理の説明図である。 第２の形態で実行されるスキャンの説明図である。 プレスキャンＰＳの説明図である。 第２の形態におけるＭＲ装置の動作フローを示す図である。 チャネルＣＨ１〜ＣＨ８がＤＣ信号Ａ０を受信するときの様子を示す図である。 チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の出力信号Ａ０１〜Ａ０８の各々をｚ方向にフーリエ変換したときの様子を示す図である。 プロファイルＦ１〜Ｆ８のｚ方向の範囲と、スライスＬｃのｚ方向の範囲との対応関係を概略的に示す図である。 中心位置ｚｃを示す図である。 プロファイルごとに算出された積分値ＳａおよびＳｂを示す図である。 プロファイルごとに算出した積分値の比を示す図である。 第３の形態においてメモリに記憶されているデータベースを示す図である。 第３の形態においてプロセッサが実行する処理の説明図である。 第３の形態におけるＭＲ装置の動作フローを示す図である。 第３の形態における本スキャンＭＳの説明図である。 第４の形態においてプロセッサが実行する処理の説明図である。 第４の形態におけるＭＲ装置の動作フローを示す図である。 プレスキャンＰＳの説明図である。 チャネルＣＨ１〜ＣＨ４の出力信号Ａ０１〜Ａ０４の各々をｚ方向にフーリエ変換したときの様子を示す図である。 プロファイルＦ１〜Ｆ４の比をＪ１〜Ｊ４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。
（１）第１の形態
図１は、本発明の第１の形態の磁気共鳴装置の概略図である。
磁気共鳴装置（以下、「ＭＲ装置」と呼ぶ。ＭＲ：Magnetic Resonance）１００は、マグネット２、テーブル３、受信ＲＦコイル（以下、単に「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１２が収容されるボア２１を有している。またマグネット２には、超伝導コイル、勾配コイル、ＲＦコイルなど（図示せず）が内蔵されている。超伝導コイルは静磁場を印加し、勾配コイルは勾配磁場を印加し、ＲＦコイルはＲＦパルスを印加する。
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、ボア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１２はボア２１に搬送される。
コイル４は、被検体１２の胴部に取り付けられている。
図２は、コイル４の説明図である。
コイル４は、コイル部４ａとコイル部４ｂとを有している。コイル部４ａは、被検体１２の前側（腹部側）に配置されるコイルであり、４つのチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ３、およびＣＨ４を有している。４つのチャネルＣＨ１〜ＣＨ４は２行２列に並んでいる。
コイル部４ｂは、被検体１２の後側（背中側）に配置されるコイルであり、４つのチャネルＣＨ５、ＣＨ６、ＣＨ７、およびＣＨ８を有している。４つのチャネルＣＨ５〜ＣＨ８は２行２列に並んでいる。
第１の形態では、撮影対象の臓器は肝臓であるので、コイル部４ａおよび４ｂは肝臓の近くに装着される。
図３は、コイル部４ａのチャネルＣＨ１〜ＣＨ４と撮影部位との位置関係を概略的に示す図である。図３（ａ）はｚｘ面内におけるチャネルの位置を示しており、図３（ｂ）は図３（ａ）のｄ−ｄ断面におけるチャネルの位置を示している。
チャネルＣＨ１およびＣＨ２はｘ方向に並んでおり、チャネルＣＨ３およびＣＨ４もｘ方向に並んでいる。チャネルＣＨ３は、チャネルＣＨ１と比較すると、ｘ方向の位置が同じであるが、ｚ方向の位置が異なっている。また、チャネルＣＨ４は、チャネルＣＨ２と比較すると、ｘ方向の位置が同じであるが、ｚ方向の位置が異なっている。チャネルＣＨ１およびＣＨ２は、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されているが、チャネルＣＨ３およびＣＨ４は、肝臓の端部Ｅ１から−ｚ方向に離れた位置に配置される。例えばチャネルＣＨ３は、肝臓の肺側とは反対側の端部Ｅ２の近くに配置される。
図４は、コイル部４ｂのチャネルＣＨ５〜ＣＨ８と撮影部位との位置関係を概略的に示す図である。図４（ａ）はｚｘ面内におけるチャネルの位置を示しており、図４（ｂ）は図４（ａ）のｄ−ｄ断面におけるチャネルの位置を示している。
チャネルＣＨ５およびＣＨ６はｘ方向に並んでおり、チャネルＣＨ７およびＣＨ８もｘ方向に並んでいる。チャネルＣＨ７は、チャネルＣＨ５と比較すると、ｘ方向の位置が同じであるが、ｚ方向の位置が異なっている。また、チャネルＣＨ８は、チャネルＣＨ６と比較すると、ｘ方向の位置が同じであるが、ｚ方向の位置が異なっている。チャネルＣＨ５およびＣＨ６は、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されているが、チャネルＣＨ７およびＣＨ８は、肝臓の端部Ｅ１から−ｚ方向に離れた位置に配置される。
図１に戻って説明を続ける。
ＭＲ装置１００は、更に、送信器５、勾配磁場電源６、コンピュータ７、操作部１０、および表示部１１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。尚、マグネット２、送信器５、勾配磁場電源６を合わせたものがスキャン部に相当する。
コンピュータ７は、表示部１１に必要な情報を伝送したり、画像を再構成するなど、ＭＲ装置１００の各種の動作を実現するように、ＭＲ装置１００の各部の動作を制御する。コンピュータ７は、プロセッサ８およびメモリ９などを有している。
メモリ９には、プロセッサ８により実行されるプログラムや、後述するデータベース（図２３参照）などが記憶されている。プロセッサ８は、メモリ９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５に、プロセッサ８が実行する処理を示す。プロセッサ８は、メモリ９に記憶されているプログラムを読み出すことにより、スライス設定手段８１〜判断手段８４などを構成する。
スライス設定手段８１は、操作部１０から入力された情報に基づいて、スライスを設定する。
チャネル選択手段８２は、後述するデータベースに基づいて、コイル４が有するチャネルＣＨ１〜ＣＨ８の中から、肝臓の端部Ｅ１（図３参照）の近くに配置されるチャネルを選択する。
呼吸信号生成手段８３は、チャネル選択手段８２により選択されたチャネルの受信信号に基づいて、呼吸信号を生成する。
判断手段８４は、イメージング信号を画像再構成の信号として受け入れるか否かを判断する。
プロセッサ８は、スライス設定手段８１〜判断手段８４を構成する一例であり、所定の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。
操作部１０は、オペレータにより操作され、種々の情報をコンピュータ７に入力する。表示部１１は種々の情報を表示する。
ＭＲ装置１００は、上記のように構成されている。
図６は、第１の形態で実行されるスキャンの説明図である。
第１の形態では、ローカライザスキャンＬＳおよび本スキャンＭＳなどが実行される。
ローカライザスキャンＬＳは、スライスを設定するときに使用される画像Ｄを取得するためのスキャンである。ローカライザスキャンＬＳでは、アキシャル画像、サジタル画像、コロナル画像が取得される。図７に、ローカライザスキャンＬＳにより取得された画像Ｄとして、コロナル画像のみが示されている。
オペレータは、画像Ｄに基づいてスライスを設定する。図８に、オペレータによって設定されたｎ枚のスライスＬ１〜Ｌｎを概略的に示す。図８には、サジタルスライスが設定された例が示されているが、本発明は、サジタルスライスに限定されることはなく、アキシャルスライス、コロナルスライス、およびオブリークスライスでも適用可能である。スライスＬ１〜Ｌｎを設定した後、本スキャンＭＳが実行される。
図９は本スキャンＭＳの説明図である。
本スキャンＭＳは、マルチスライス法により、ｎ枚のスライスＬ１〜Ｌｎの画像を取得するためのスキャンである。本スキャンＭＳでは、先ず、期間Ｐ１において、スライスＬ１〜Ｌｎの画像を取得するためのシーケンスＣ１〜Ｃｎが実行される。図９には、シーケンスＣ１の例が概略的に示されている。シーケンスＣ１は、ＤＣセルフナビゲータ法により、ｋ空間の中心のデータを表すＭＲ信号（以下、「ＤＣ信号」と呼ぶ）Ａと、画像を作成するために使用されるＭＲ信号（以下、「イメージング信号」と呼ぶ）Ｂとを収集するように構成されている。
シーケンスＣ１は、スライスＬ１を励起するためのＲＦパルスαを有している。ＲＦパルスαによって励起されたスライスＬ１からイメージング信号Ｂが収集される。また、ＲＦパルスαは、イメージング信号Ｂを収集するだけでなく、ＤＣ信号Ａを収集するためにも使用される。ＤＣ信号Ａは、勾配磁場ＧｙおよびＧｚが印加される直前に設けられた待ち時間Ｔｗａｉｔの間に収集される。待ち時間Ｔｗａｉｔは、例えば２０μｓである。
シーケンスＣ１を実行した後、スライスＬ２〜Ｌｎの画像を取得するためのシーケンスＣ２〜Ｃｎが順に実行される。シーケンスＣ２〜Ｃｎは、ＲＦパルスαの励起周波数を除いて、シーケンスＣ１と同じシーケンスチャートで表される。したがって、期間Ｐ１では、シーケンスＣ１〜Ｃｎの各々を実行するたびに、ＤＣ信号Ａおよびイメージング信号Ｂが収集される。
期間Ｐ１においてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行した後、次の期間Ｐ２でもシーケンスＣ１〜Ｃｎが実行される。以下同様に、シーケンスＣ１〜Ｃｎが繰り返し実行される。図９には、期間Ｐ１〜Ｐｍにおいて実行されるシーケンスＣ１〜Ｃｎが示されている。尚、シーケンスＣ１〜Ｃｎの位相エンコード量は、期間ごとに変化する。
以下に、ローカライザスキャンＬＳおよび本スキャンＭＳを実行するときのＭＲ装置の動作フローについて具体的に説明する。
図１０は、ローカライザスキャンＬＳおよび本スキャンＭＳを実行するときのＭＲ装置の動作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ＬＳが実行される。ローカライザスキャンＬＳを実行することにより、画像Ｄ（図７参照）が取得される。ローカライザスキャンＬＳを実行した後、ステップＳＴ２に進む。
ステップＳＴ２では、オペレータは操作部１０（図１参照）を操作し、画像Ｄを参考にしながらスライスＬ１〜Ｌｎ（図８参照）を設定するための情報を入力する。スライス設定手段８１（図５参照）は、操作部１０から入力された情報に基づいて、スライスＬ１〜Ｌｎを設定する。スライスＬ１〜Ｌｎを設定した後、ステップＳＴ３に進む。
ステップＳＴ３では、本スキャンＭＳが実行される。本スキャンＭＳでは、先ず、期間Ｐ１において、シーケンスＣ１〜Ｃｎが実行される（図１１参照）。
図１１は、期間Ｐ１においてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行するときの説明図である。
図１１には、期間Ｐ１においてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行することにより収集されるＤＣ信号Ａとイメージング信号Ｂとが概略的に示されている。尚、図１１では、期間Ｐ１で得られる複数のＤＣ信号Ａを区別するために、符号Ａには、添え字「１１」、「１２」、・・・「１ｎ」を付してある。同様に、イメージング信号Ｂを区別するために、符号Ｂにも、添え字「１１」、「１２」、・・・「１ｎ」を付してある。
期間Ｐ１では、先ず、シーケンスＣ１が実行される。シーケンスＣ１を実行することにより、ＤＣ信号Ａ１１とイメージング信号Ｂ１１とが収集される。イメージング信号Ｂ１１は、スライスＬ１のｋｙ＝３２のラインのデータとして使用される。シーケンスＣ１を実行した後、シーケンスＣ２が実行される。
シーケンスＣ２を実行することにより、ＤＣ信号Ａ１２とイメージング信号Ｂ１２とが収集される。イメージング信号Ｂ１２は、スライスＬ２のｋｙ＝３２のラインのデータとして使用される。
以下同様に、スライスＬ３〜Ｌｎの各々からＤＣ信号およびイメージング信号を収集するためのシーケンスが順に実行される。期間Ｐ１の最後に、スライスＬｎのデータを収集するためのシーケンスＣｎが実行される。シーケンスＣｎを実行することにより、ＤＣ信号Ａ１ｎと、イメージング信号Ｂ１ｎとが収集される。イメージング信号Ｂ１ｎは、スライスＬｎのｋｙ＝３２のラインのデータとして使用される。
したがって、期間Ｐ１の間に、スライスＬ１〜Ｌｎのｋｙ＝３２のデータを収集することができる。次に、期間Ｐ２に移行する。
図１２は期間Ｐ２においてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行するときの説明図である。
図１２では、期間Ｐ２で得られる複数のＤＣ信号Ａを区別するために、符号Ａには、添え字「２１」、「２２」、・・・「２ｎ」を付してある。同様に、イメージング信号Ｂを区別するために、符号Ｂにも、添え字「２１」、「２２」、・・・「２ｎ」を付してある。
期間Ｐ２では、先ず、シーケンスＣ１が実行される。シーケンスＣ１を実行することにより、ＤＣ信号Ａ２１とイメージング信号Ｂ２１とが収集される。イメージング信号Ｂ２１は、スライスＬ１のｋｙ＝３１のラインのデータを表している。シーケンスＣ１を実行した後、シーケンスＣ２〜Ｃｎが順に実行される。したがって、期間Ｐ２の間に、スライスＬ１〜Ｌｎのｋｙ＝３１のデータを収集することができる。
期間Ｐ２でｋｙ＝３１のデータを収集した後も、残りのｋｙビューのデータを収集するためのシーケンスＣ１〜Ｃｎが繰り返し実行される（図１３参照）。
図１３は期間ＰｍにおいてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行するときの説明図である。
図１３では、期間Ｐｍで得られる複数のＤＣ信号Ａを区別するために、符号Ａには、添え字「ｍ１」、「ｍ２」、・・・「ｍｎ」を付してある。同様に、イメージング信号Ｂを区別するために、符号Ｂにも、添え字「ｍ１」、「ｍ２」、・・・「ｍｎ」を付してある。
期間Ｐｍでは、先ず、シーケンスＣ１が実行される。シーケンスＣ１を実行することにより、ＤＣ信号Ａｍ１とイメージング信号Ｂｍ１とが収集される。イメージング信号Ｂｍ１は、スライスＬ１のｋｙ＝−３２のラインのデータを表している。シーケンスＣ１を実行した後、シーケンスＣ２〜Ｃｎが順に実行される。したがって、期間Ｐｍの間に、スライスＬ１〜Ｌｎのｋｙ＝−３２のデータを収集することができる。
また、シーケンスＣ１〜Ｃｎを実行することにより、イメージング信号Ｂの他に、ＤＣ信号Ａが収集される。第１の形態では、ＤＣ信号Ａを用いて、被検体の呼吸信号を生成する。以下、第１の形態において呼吸信号を生成する方法について説明する。尚、第１の形態の呼吸信号の生成方法の説明にあたっては、第１の形態の呼吸信号の生成方法の効果を明確にするために、先ず、第１の形態とは別のやり方で呼吸信号を生成する方法の一例について説明し、その後に、第１の形態の呼吸信号の生成方法について説明する。
図１４〜図１９は、第１の形態とは別のやり方で呼吸信号を生成する方法の一例の説明図である。
先ず、図１４に示すように、期間Ｐ１において、シーケンスＣ１が実行される。シーケンスＣ１を実行することにより、スライスＬ１から、ＤＣ信号Ａ１１とイメージング信号Ｂ１１とが収集される。
コイル４はチャネルＣＨ１〜ＣＨ８を有しているので、ＤＣ信号Ａ１１は、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々で受信される。図１４の下側には、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８がＤＣ信号Ａ１１を受信した場合に、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々から出力される信号を、符号「Ａ１１，１」〜「Ａ１１，８」で示してある。
シーケンスＣ１を実行した後、シーケンスＣ２が実行される。図１５にシーケンスＣ２が実行されたときの様子を示す。シーケンスＣ２を実行することにより、スライスＬ２から、ＤＣ信号Ａ１２とイメージング信号Ｂ１２とが収集される。
コイル４はチャネルＣＨ１〜ＣＨ８を有しているので、ＤＣ信号Ａ１２は、ＤＣ信号Ａ１１と同様に、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々で受信される。図１５の下側には、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８がＤＣ信号Ａ１２を受信した場合に、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々から出力される信号を、符号「Ａ１２，１」〜「Ａ１２，８」で示してある。
以下同様に、スライスＬ３〜Ｌｎの各々からＤＣ信号およびイメージング信号を収集するためのシーケンスが実行される。そして、期間Ｐ１の最後に、スライスＬｎのデータを収集するためのシーケンスＣｎが実行される。図１６にシーケンスＣｎが実行されたときの様子を示す。シーケンスＣｎを実行することにより、スライスＬｎから、ＤＣ信号Ａ１ｎとイメージング信号Ｂ１ｎとが収集される。
コイル４はチャネルＣＨ１〜ＣＨ８を有しているので、ＤＣ信号Ａ１ｎは、ＤＣ信号Ａ１１と同様に、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々で受信される。図１６の下側には、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８がＤＣ信号Ａ１ｎを受信した場合に、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々から出力される信号を、符号「Ａ１ｎ，１」〜「Ａ１ｎ，８」で示してある。
このようにして、シーケンスを実行するたびに、各チャネルからＤＣ信号が出力される。
次に、期間Ｐ１においてチャネルＣＨ１〜ＣＨ８から出力された信号を合成する（図１７参照）。
図１７は、期間Ｐ１においてチャネルＣＨ１〜ＣＨ８から出力された信号を合成するときの様子を示す図である。
図１７では、期間Ｐ１においてチャネルＣＨ１〜ＣＨ８から出力された信号を加算することにより、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の信号を合成する例が示されている。チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の全信号を加算することにより、合成信号Ａ１が得られる。
合成信号Ａ１を取得した後、合成信号Ａ１の積分値を算出する。図１８に、算出された合成信号Ａ１の積分値を符号「Ｓ１」で示してある。積分値Ｓ１が、期間Ｐ１における被検体の呼吸信号の信号値として使用される。
期間Ｐ１においてシーケンスを実行した後、期間Ｐ２に移行する。
図１９は、期間Ｐ２における呼吸信号の信号値を算出するときの説明図である。
期間Ｐ２でも、期間１と同様にシーケンスが実行され、チャネルの信号が合成される。そして、合成信号Ａ２の積分値Ｓ２を求める。積分値Ｓ２が、期間Ｐ２における被検体の呼吸信号の信号値として使用される。
以下同様に、各期間においてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行し、合成信号の積分値を算出する。したがって、各期間における呼吸信号の信号値を求めることができる（図２０参照）。
図２０に、各期間における呼吸信号の信号値を概略的に示す図である。
図２０には、図１４〜図１９に示す方法で求められた呼吸信号Ｑ１と、理想の呼吸信号Ｑ２が示されている。
被検体の呼吸状態（呼気、吸気など）を認識するためには、理想の呼吸信号Ｑ２に示すように、被検体の呼吸運動に応じて呼吸信号が時間とともにできるだけ大きく変化する必要がある。しかし、図１４〜図１９に示す方法で呼吸信号を生成した場合、呼吸信号の振幅が小さくなるので、好適な呼吸信号を得ることは難しいという問題がある。
そこで、本願発明者は、呼吸信号の振幅が小さくなる理由を明らかにするため、図９に示すシーケンスを用いて実際に被検体をスキャンし、全チャネルの合成信号から求めた呼吸信号と、１チャネルの受信信号から求めた呼吸信号との違いについて検討した。以下に、検討結果について説明する。
図２１は呼吸信号を示す図である。
図２１（ａ）は、全チャネルの合成信号から求めた呼吸信号Ｖ０を示す図である。図２１（ａ）を参照すると、呼吸信号Ｖ０の振幅はあまり大きくならないことがわかる。
図２１（ｂ１）〜（ｂ８）は１チャネルのみの受信信号から求めた呼吸信号を示す図である。以下、各図について説明する。
図２１（ｂ１）は、チャネルＣＨ１の受信信号のみから求めた呼吸信号Ｖ１を示す図である。チャネルＣＨ１の呼吸信号Ｖ１（周期Ｔ）は、肝臓の動きを反映して大きく変化していることがわかる。
図２１（ｂ２）は、チャネルＣＨ２の受信信号のみから求めた呼吸信号Ｖ２を示す図である。チャネルＣＨ２の呼吸信号Ｖ２も、チャネルＣＨ１の呼吸信号Ｖ１と同様に、肝臓の動きを反映して大きく変化している。
図２１（ｂ３）は、チャネルＣＨ３の受信信号のみから求めた呼吸信号Ｖ３を示す図である。チャネルＣＨ３の呼吸信号Ｖ３は、チャネルＣＨ１の呼吸信号Ｖ１と同様に肝臓の動きを反映して大きく変化している。しかし、チャネルＣＨ３の呼吸信号Ｖ３は、チャネルＣＨ１の呼吸信号Ｖ１に対して、波形がΔＴだけ時間方向にずれている。
図２１（ｂ４）は、チャネルＣＨ４の受信信号のみから求めた呼吸信号Ｖ４を示す図である。チャネルＣＨ４の呼吸信号Ｖ４は、チャネルＣＨ１の呼吸信号Ｖ１と同様に肝臓の動きを反映して大きく変化している。しかし、チャネルＣＨ４の呼吸信号Ｖ４は、チャネルＣＨ１の呼吸信号Ｖ１に対して、波形がΔＴだけ時間方向にずれている。
図２１（ｂ５）は、チャネルＣＨ５の受信信号のみから求めた呼吸信号Ｖ５を示す図である。チャネルＣＨ５の呼吸信号Ｖ５は、チャネルＣＨ１の呼吸信号Ｖ１と同様に、肝臓の動きを反映して大きく変化している。チャネルＣＨ５の呼吸信号Ｖ５は、チャネルＣＨ１の呼吸信号Ｖ１に対して、波形の時間方向のずれはほとんど見られない。
図２１（ｂ６）は、チャネルＣＨ６の受信信号のみから求めた呼吸信号Ｖ６を示す図である。チャネルＣＨ６の呼吸信号Ｖ６は、チャネルＣＨ１の呼吸信号Ｖ１と同様に、肝臓の動きを反映して大きく変化している。チャネルＣＨ６の呼吸信号Ｖ６は、チャネルＣＨ１の呼吸信号Ｖ１に対して、波形の時間方向のずれはほとんど見られない。
図２１（ｂ７）は、チャネルＣＨ７の受信信号のみから求めた呼吸信号Ｖ７を示す図である。チャネルＣＨ７の呼吸信号Ｖ７の振幅はあまり変化しておらず、肝臓の動きが十分に反映されていないことがわかる。
図２１（ｂ８）は、チャネルＣＨ８の受信信号のみから求めた呼吸信号Ｖ８を示す図である。チャネルＣＨ８の呼吸信号Ｖ８の振幅はあまり変化しておらず、肝臓の動きが十分に反映されていないことがわかる。
したがって、チャネルＣＨ１の呼吸信号Ｖ１に対して、波形がΔＴだけ時間方向にずれた呼吸信号が含まれていることがわかる。例えば、チャネルＣＨ３の呼吸信号Ｖ３は、チャネルＣＨ１の呼吸信号Ｖ１に対して、波形がΔＴだけ時間方向にずれている。以下に、呼吸信号の波形が時間方向にずれる理由について考察する。
図２２は、チャネルＣＨ１およびＣＨ３と肝臓との位置関係を概略的に示す図である。図２２では、被検体が息を吐いたときの肝臓を実線で示しており、被検体が息を吸ったときの肝臓の位置を破線で示してある。
被検体が息を吐いた場合、肝臓の端部Ｅ１はｚ方向に動くので、肝臓はチャネルＣＨ１に近づく。したがって、チャネルＣＨ１の受信信号の信号値は、肝臓の影響を受けて増加する。一方、チャネルＣＨ３から見ると、肝臓は離れていくので、チャネルＣＨ３の受信信号の信号値は減少する。
これに対し、被検体は息を吸った場合、肝臓の端部Ｅ１は−ｚ方向に動くので、肝臓はチャネルＣＨ１から離れる。したがって、チャネルＣＨ１の受信信号の信号値は減少する。一方、チャネルＣＨ３から見ると、肝臓は近づいてくるので、チャネルＣＨ３の受信信号の信号値は増加する。したがって、チャネルＣＨ１の受信信号の増減と、チャネルＣＨ３の受信信号の増減は逆になる。
このように受信信号の増減が逆になるので、チャネルＣＨ３の受信信号から求めた呼吸信号Ｖ３は、チャネルＣＨ１の受信信号から求めた呼吸信号Ｖ１に対して、波形がΔＴだけ時間方向にずれると考えられる。このため、呼吸信号Ｖ１とＶ３とを加算すると、信号が互いに打ち消し合う。
また、図２１（ｂ１）〜（ｂ８）を参照すると、チャネルＣＨ７およびＣＨ８の呼吸信号Ｖ７およびＶ８は振幅があまり変化しないことがわかる。この理由としては、チャネルＣＨ７およびＣＨ８が他のチャネルよりも肝臓から離れているので、肝臓の動きによる信号値の変化があまり大きくないことが考えられる。
したがって、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の中には、互いの信号を打ち消し合うチャネルや、肝臓の動きをあまり反映しないチャネルが含まれているので、全チャネルの受信信号を合成した場合、呼吸信号の振幅があまり大きくならないと考えられる。
尚、図２１（ｂ１）〜（ｂ８）を参照すると、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の中には、呼吸信号の波形の時間方向のずれがほとんど見られないチャネルが含まれていることがわかる。具体的には、チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の呼吸信号Ｖ１、Ｖ２、Ｖ５、およびＶ６は、時間方向のずれがほとんど見られない。これらのチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６は、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されており、肝臓の動きに応じた信号値の増減が同じタイミングで行われるので、呼吸信号の波形の時間方向のずれがほとんど見られないと考えられる。したがって、チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の受信信号のみを合成すれば、被検体の呼吸によって大きく変化する呼吸信号を得ることができると考えられる。そこで、第１の形態では、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８のうち、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されたチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の受信信号のみを用いて、呼吸信号を生成する。以下に、第１の形態における呼吸信号の生成方法について説明する。
第１の形態では、メモリ９（図１参照）に、コイルのチャネルの情報を含むデータベースが記憶されている。図２３に、データベースに登録されているデータを概略的に示す。
データベースには、コイルを表す項目ａと、コイルのチャネルを表す項目ｂと、チャネルが肝臓の肺側の端部Ｅ１の近くに配置されるか否かを表す項目ｃが登録されている。項目ｃの記号「○」は、チャネルが肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されることを示している。ここでは、チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６が、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルとして登録されている。
第１の形態では、図２３のデータベースに基づいて呼吸信号を生成する。以下に、データベースを用いて呼吸信号を生成する手順について、図２４および図２５を参照しながら説明する。
先ず、図２４に示すように、期間Ｐ１において、シーケンスＣ１が実行される。シーケンスＣ１を実行することにより、スライスＬ１から、ＤＣ信号Ａ１１とイメージング信号Ｂ１１とが収集される。
コイル４はチャネルＣＨ１〜ＣＨ８を有しているので、ＤＣ信号Ａ１１は、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々で受信される。チャネルＣＨ１〜ＣＨ８は、ＤＣ信号Ａ１１を受信することにより、それぞれ信号Ａ１１，１〜Ａ１１，８を出力する。
シーケンスＣ１を実行した後、シーケンスＣ２が実行される。シーケンスＣ２を実行することにより、スライスＬ２から、ＤＣ信号Ａ１２とイメージング信号Ｂ１２とが収集される。
ＤＣ信号Ａ１２は、ＤＣ信号Ａ１１と同様に、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々で受信される。チャネルＣＨ１〜ＣＨ８は、ＤＣ信号Ａ１２を受信することにより、それぞれ信号Ａ１２，１〜Ａ１２，８を出力する。
以下同様に、スライスＬ３〜Ｌｎの各々からＤＣ信号およびイメージング信号を収集するためのシーケンスが実行される。そして、期間Ｐ１の最後に、スライスＬｎのデータを収集するためのシーケンスＣｎが実行される。シーケンスＣｎを実行することにより、スライスＬｎから、ＤＣ信号Ａ１ｎとイメージング信号Ｂ１ｎとが収集される。
ＤＣ信号Ａ１ｎは、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々で受信される。チャネルＣＨ１〜ＣＨ８は、ＤＣ信号Ａ１ｎを受信することにより、それぞれ信号Ａ１ｎ，１〜Ａ１ｎ，８を出力する。
期間Ｐ１においてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行した後、以下のようにして呼吸信号を生成する。
先ず、チャネル選択手段８２（図５参照）が、データベース（図２３参照）を参照する。そして、チャネル選択手段８２は、データベースの項目ｃの情報に基づいて、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルとして登録されているチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６を選択する。
次に、呼吸信号生成手段８３（図５参照）は、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８のうち選択されていないチャネルＣＨ３、ＣＨ４、ＣＨ７、およびＣＨ８の出力信号は破棄し、選択されたチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の出力信号のみを合成（加算）する。これにより、合成信号Ａ１が得られる。
合成信号Ａ１を取得した後、呼吸信号生成手段８３は、合成信号Ａ１の積分値Ｓ１を算出する。積分値Ｓ１が、期間Ｐ１における被検体の呼吸信号の信号値として使用される。
期間Ｐ１においてシーケンスを実行した後、期間Ｐ２に移行する。
図２５は、期間Ｐ２における呼吸信号を算出するときの説明図である。
期間Ｐ２でも、期間１と同様にシーケンスＣ１〜Ｃｎが実行される。呼吸信号生成手段８３は、チャネルＣＨ３、ＣＨ４、ＣＨ７、およびＣＨ８の出力信号は破棄し、選択されたチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の出力信号のみを合成（加算）することにより、合成信号Ａ２を生成する。そして、呼吸信号生成手段８３は、合成信号Ａ２の積分値Ｓ２を求める。積分値Ｓ２が、期間Ｐ２における被検体の呼吸信号の信号値として使用される。
以下同様に、各期間においてシーケンスＣ１〜Ｃｎが実行される。呼吸信号生成手段８３は、チャネルＣＨ３、ＣＨ４、ＣＨ７、およびＣＨ８の出力信号を破棄し、選択されたチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の出力信号のみを合成（加算）する。そして、合成信号の積分値を算出する。したがって、各期間における呼吸信号を求めることができる（図２６参照）。
図２６に、第１の形態の方法で得られた呼吸信号を概略的に示す図である。
第１の形態では、肝臓の端部Ｅ１の近くに位置するチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の出力信号のみを合成（加算）している。チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の出力信号は同じタイミングで増減するので、これらのチャネルの出力信号のみを合成することにより、被検体の呼吸に応じて大きく変化する呼吸信号Ｖｓｙｎを取得することができる。
尚、肝臓は呼吸により動くので、期間Ｐ１〜Ｐｍに収集されたイメージング信号のみを用いて画像を再構成すると、画像に体動アーチファクトが現れる。そこで、第１の形態では、体動アーチファクトを軽減するため、呼吸信号Ｖｓｙｎに基づいて、イメージング信号を画像再構成に使用する信号として受け入れるか、それとも、イメージング信号の受入れを拒否するかを判断している。以下に、その判断方法について説明する。
図２７はイメージング信号の受入れ、拒否を判断する方法の説明図である。
判断手段８４（図５参照）は、先ず、被検体の息の吐き終わりの位置に相当する信号値ｘ０を求める。息の吐き終わりの信号値ｘ０は、例えば、呼吸信号のピーク値を参考にして求めることができる。次に、呼吸信号の最大値と最小値との差ΔＤを求める。そして、息の吐き終わりの信号値ｘ０を中心として、差ΔＤのｘ％（例えば、ｘ＝２０）の範囲ＡＷを設定する。このようにして設定された範囲ＡＷを、イメージング信号Ｂを受け入れる許容範囲ＡＷと定める。そして、判断手段８４は、呼吸信号が許容範囲ＡＷに含まれている場合、イメージング信号を画像再構成に使用する信号として受け入れると判断する。一方、判断手段８４は、呼吸信号が許容範囲ＡＷに含まれていない場合、イメージング信号を画像再構成に使用する信号として受け入れることを拒否すると判断する。図２７を見ると、期間Ｐ１の信号値（積分値）Ｓ１は許容範囲ＡＷに含まれていないので、期間Ｐ１に収集されたイメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎ（図２４参照）は拒否される。しかし、期間Ｐ２の信号値（積分値）Ｓ２は許容範囲ＡＷに含まれているので、期間Ｐ２に収集されたイメージング信号Ｂ２１〜Ｂ２ｎ（図２５参照）は受け入れると判断される。以下同様に、各期間の呼吸信号が許容範囲ＡＷに含まれているか否に応じて、イメージング信号を受け入れるか拒否するかを判断する。
そして、期間Ｐ１〜Ｐｍに収集されたイメージング信号のうち、画像再構成用に使用する信号として受け入れることが拒否されたイメージング信号は、期間Ｐｍの後で再収集される。例えば、期間Ｐ１に収集されたイメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎ（図２４参照）は、画像再構成用に使用する信号として受け入れることが拒否されているので、イメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎは再収集される（図２８参照）。
図２８は、イメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎを再収集するときの説明図である。
期間Ｐｍ＋１では、イメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎを収集するためのシーケンスＣ１〜Ｃｎが実行される。シーケンスＣ１〜Ｃｎを実行することにより、ＤＣ信号Ａ１１〜Ａ１ｎと、イメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎとが再収集される。
ＤＣ信号Ａ１１〜Ａ１ｎおよびイメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎは、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々で受信される。尚、図２８では、説明の便宜上、ＤＣ信号Ａ１１〜Ａ１ｎがチャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々で受信される様子のみが示されている。チャネルＣＨ１〜ＣＨ４は、それぞれ信号Ａ１１，１〜Ａ１１，８を出力する。
呼吸信号生成手段８３は、チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の出力信号の合成信号を生成し、合成信号Ａｍ＋１の積分値Ｓｍ＋１を算出する。これにより、期間Ｐｍ＋１における呼吸信号Ｓｍ＋１を得ることができる。
次に、判断手段８４は、呼吸信号Ｓｍ＋１が許容範囲ＡＷに含まれているか否かを判断する。図２８では、呼吸信号Ｓｍ＋１は許容範囲ＡＷに含まれていないので、期間Ｐｍ＋１で収集されたイメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎは画像再構成用のデータとして受け入れることができない。したがって、イメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎは拒否される。この場合、引き続いて、次の期間Ｐｍ＋２においても、イメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎを再収集するためのシーケンスＣ１〜Ｃｎが実行される（図２９参照）。
図２９は、期間Ｐｍ＋２においてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行するときの説明図である。
期間Ｐｍ＋２でも、期間Ｐｍ＋１と同様に、イメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎを再収集するためのシーケンスＣ１〜Ｃｎが実行される。シーケンスＣ１〜Ｃｎを実行することにより、ＤＣ信号Ａ１１〜Ａ１ｎと、イメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎとが再収集される。
ＤＣ信号Ａ１１〜Ａ１ｎおよびイメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎは、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々で受信される。尚、図２９では、説明の便宜上、ＤＣ信号Ａ１１〜Ａ１ｎがチャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々で受信される様子のみが示されている。チャネルＣＨ１〜ＣＨ４は、それぞれ信号Ａ１１，１〜Ａ１１，８を出力する。
呼吸信号生成手段８３は、チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の出力信号の合成信号を生成し、合成信号Ａｍ＋２の積分値Ｓｍ＋２を算出する。これにより、期間Ｐｍ＋２における呼吸信号Ｓｍ＋２を得ることができる。
次に、判断手段８４は、呼吸信号Ｓｍ＋２が許容範囲ＡＷに含まれているか否かを判断する。図２９では、呼吸信号Ｓｍ＋２は許容範囲ＡＷに含まれているので、期間Ｐｍ＋２で収集されたイメージング信号Ｂ１１〜Ｂ１ｎは画像再構成用のデータとして受け入れると判断される。
以下同様に、他の拒否されたイメージング信号を再収集する場合も、呼吸信号が許容範囲ＡＷに含まれるまでシーケンスが繰り返し実行される。したがって、呼吸信号が許容範囲ＡＷに含まれているときに収集されたｋｙ＝−３２〜３２のイメージング信号を、画像再構成用のデータとして得ることができる。
このようにして、拒否されたイメージング信号を再収集した後、画像再構成が行われる。
第１の形態では、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルが受信したＤＣ信号を合成しているので、被検体の呼吸に応じて大きく変化する呼吸信号Ｖｓｙｎを取得することができる。したがって、被検体が息を吐き切るときの呼吸信号の大よその範囲ＡＷを特定することができる。また、第１の形態では、呼吸信号が範囲ＡＷに含まれていない場合、呼吸信号が範囲ＡＷに含まれるまでイメージング信号を再収集するので、体動アーチファクトが低減された画像を得ることができる。
尚、第１の形態では、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルとして、４つのチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６が登録されている。しかし、４つのチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の全てを登録せずに、４つのチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６のうちの１チャネル、２チャネル、又は３チャネルのみを登録してもよい。図２１を参照しながら説明したように、チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６のどのチャネルでも、肝臓の動きを十分に反映した呼吸信号が得られる。したがって、４つのチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６のうちの少なくとも一つ以上のチャネルを登録しておけば、肝臓の動きを十分に反映した呼吸信号を得ることができる。
また、肝臓の端部Ｅ１に位置するチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の代わりに、例えば、肝臓の端部Ｅ２（図３参照）の近くに位置するチャネルＣＨ３を登録しておいてもよい。図２１を参照しながら説明したように、チャネルＣＨ３から得られた呼吸信号は、チャネルＣＨ１から得られた呼吸信号に対して、波形がΔＴだけ時間方向にずれているが、肝臓の動きは十分に反映している。したがって、チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の代わりに、チャネルＣＨ３を登録しても、肝臓の動きを十分に反映した呼吸信号を得ることができる。
第１の形態では、オペレータが操作部１０から入力した情報に基づいて、スライス設定手段８１がスライスを設定している。しかし、画像Ｄに基づいて、スライス設定手段８１が自動でスライスを設定してもよい。
（２）第２の形態
第１の形態では、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６をデータベースに登録しておき、データベースの情報を参照することにより、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の中から、チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６を選択している。第２の形態では、データベースにチャネルを登録せずに、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の中から、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６を選択する例について説明する。尚、ＭＲ装置のハードウエア構成は、第１の形態と同じである。
図３０は、第２の形態においてプロセッサが実行する処理の説明図である。
プロセッサ８は、メモリ９に記憶されているプログラムを読み出すことにより、スライス設定手段８１〜判断手段８４などを構成する。
スライス設定手段８１は、操作部１０から入力された情報に基づいて、スライスを設定する。
プロファイル作成手段８１１は、後述するプレスキャンＰＳ（図３２参照）により収集されたＭＲ信号に基づいて、撮影部位のｚ方向における各位置と信号値との関係を表すプロファイルを作成する。
チャネル選択手段８２は、プロファイル作成手段８１１により作成されたプロファイルに基づいて、コイル４が有するチャネルＣＨ１〜ＣＨ８の中から、肝臓の端部Ｅ１（図３参照）の近くに配置されるチャネルを選択する。
呼吸信号生成手段８３は、チャネル選択手段８２により選択されたチャネルの出力信号に基づいて、呼吸信号を生成する。
判断手段８４は、イメージング信号を画像再構成の信号として受け入れるか否かを判断する。
プロセッサ８は、スライス設定手段８１〜判断手段８４を構成する一例であり、所定の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。
図３１は、第２の形態で実行されるスキャンの説明図である。
第２の形態では、ローカライザスキャンＬＳ、プレスキャンＰＳ、および本スキャンＭＳが実行される。第２の形態は、第１の形態と比較すると、ローカライザスキャンＬＳおよび本スキャンＭＳが実行される点は同じであるが、ローカライザスキャンＬＳと本スキャンＭＳとの間にプレスキャンＰＳが実行される点が異なっている。
図３２はプレスキャンＰＳの説明図である。
図３２には、プレスキャンＰＳで実行されるシーケンスＨが示されている。シーケンスＨは、Ｇｙ方向に位相エンコード勾配パルスが印加されていない点を除いて、図９に示すパルスシーケンスと同じである。
プレスキャンＰＳは、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の中から、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６を選択するために実行されるスキャンである。プレスキャンＰＳについては後で詳しく説明する。
以下、第２の形態において、ローカライザスキャンＬＳ、プレスキャンＰＳ、および本スキャンＭＳを実行するときのＭＲ装置の動作フローについて説明する。
図３３は、第２の形態におけるＭＲ装置の動作フローを示す図である。
ステップＳＴ１およびＳＴ２は第１の形態と同じであるので詳細な説明は省略する。ステップＳＴ２においてスライスＬ１〜Ｌｎ（図８参照）を設定した後、ステップＳＴ２１に進む。
ステップＳＴ２１では、プレスキャンＰＳが実行される。プレスキャンＰＳは、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の中から、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６を選択するために実行されるスキャンである。以下に、プレスキャンＰＳについて説明する（図３４参照）。
図３４はプレスキャンＰＳの説明図である。
プレスキャンＰＳでは、スライスＬ１〜Ｌｎのうちのいずれか一枚のスライスのみが励起され、励起された一枚のスライスからＤＣ信号Ａ０およびイメージング信号Ｂ０を収集する。第２の形態では、スライスＬ１〜Ｌｎのうちの中央のスライスＬｃを励起するとする。したがって、スライスＬｃからＤＣ信号Ａ０とイメージング信号Ｂ０とが収集される。
シーケンスＨを実行することにより、スライスＬｃから、ＤＣ信号Ａ０およびイメージング信号Ｂ０が収集される。ＤＣ信号Ａ０およびイメージング信号Ｂ０は、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々で受信される。図３４では、説明の便宜上、ＤＣ信号Ａ０がチャネルＣＨ１〜ＣＨ８の各々で受信される様子のみが示されている。尚、ＤＣ信号Ａ０およびイメージング信号Ｂ０のうち、チャネルの選択に使用される信号はイメージング信号Ｂ０であり、ＤＣ信号Ａ０はチャネルの選択には使用されない。
チャネルＣＨ１〜ＣＨ８がイメージング信号Ｂ０を受信することにより、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８は、それぞれ信号Ｂ０１〜Ｂ０８を出力する。
プリスキャンＰＳを実行した後、ステップＳＴ２２に進む。
ステップＳＴ２２では、プロファイル作成手段８１１（図３０参照）が、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の出力信号Ｂ０１〜Ｂ０８の各々をｚ方向にフーリエ変換（ＦＴ：Fourier Transformation）する。これにより、図３５に示すように、チャネルごとに、ｚ方向の各位置と信号値との関係を表すプロファイル（Ｆ１〜Ｆ８）を作成することができる。図３６には、プロファイルＦ１〜Ｆ８のｚ方向の範囲が概略的に示されている。図３６の左側には、プロファイルＦ１〜Ｆ４のｚ方向の範囲が示されており、図３６の右側には、プロファイルＦ５〜Ｆ８のｚ方向の範囲が示されている。
プロファイルＦ１〜Ｆ８のｚ方向の範囲は、符号「ｚａ」および「ｚｂ」で示してある。ｚａは肝臓の端部Ｅ２に近い位置であり、ｚｂは肺を横切る位置である。
プロファイルＦ１〜Ｆ８を作成した後、ステップＳＴ２３に進む。
ステップＳＴ２３では、チャネル選択手段８２（図３０参照）が、プロファイルＦ１〜Ｆ８の各々の特性を表す特性値を求め、特性値に基づいて、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の中から、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルを選択する。以下では、先ず、プロファイルＣＨ１〜ＣＨ８の各々の特性値を求める方法について説明し、次に、特性値に基づいてチャネルを選択する方法について説明する。
図３７〜図３９は、プロファイルＣＨ１〜ＣＨ８の各々の特性値を求める方法の説明図である。
チャネル選択手段８２は、先ず、プロファイルＦ１〜Ｆ８の各々のｚ方向の範囲ｚａ〜ｚｂを２分する中心位置ｚｃを規定する。図３７に、中心位置ｚｃを示す。中心位置ｚｃを規定した後、チャネル選択手段８２は、各プロファイルに対して、区間ｚａ〜ｚｃにおける積分値Ｓａと、区間ｚｃ〜ｚｂにおける積分値Ｓｂとを算出する。図３８に、プロファイルごとに算出された積分値ＳａおよびＳｂを示す。
積分値ＳａおよびＳｂを算出した後、チャネル選択手段８２は、プロファイルごとに、積分値ＳｂとＳａの比を算出する。図３９に、プロファイルごとに算出した積分値の比を示す。図３９では、プロファイルＦ１〜Ｆ８の比は、符号「Ｊ１」〜「Ｊ８」で示されている。第２の形態では、積分値の比が、プロファイルの特性値として求められる。
比Ｊ１〜Ｊ８を比較すると、比Ｊ１〜Ｊ８は、チャネルの配置位置に応じて、大きい値を持つ比と、小さい値を持つ比に分けることができる。以下に、この理由について説明する。
先ず、比Ｊ１〜Ｊ８のうちの４つの比Ｊ１〜Ｊ４（図３９の左側参照）について考える。
チャネルＣＨ１およびＣＨ２は、中心位置ｚｃに対してｚ方向に配置されているが、チャネルＣＨ３およびＣＨ４は、中心位置ｚｃに対して−ｚ方向に配置されている。したがって、範囲ｚｃ〜ｚｂでは、チャネルＣＨ１およびＣＨ２は、チャネルＣＨ３およびＣＨ４よりも高い感度を有する。このため、チャネルＣＨ１およびＣＨ２のプロファイルＦ１およびＦ２の積分値Ｓｂは、チャネルＣＨ３およびＣＨ４のプロファイルＦ３およびＦ４の積分値Ｓｂよりも大きい値となる。一方、範囲ｚａ〜ｚｃでは、チャネルＣＨ１およびＣＨ２は、チャネルＣＨ３およびＣＨ４よりも低い感度を有する。このため、チャネルＣＨ１およびＣＨ２のプロファイルＦ１およびＦ２の積分値Ｓａは、チャネルＣＨ３およびＣＨ４のプロファイルＦ３およびＦ４の積分値Ｓａよりも小さい値となる。
したがって、チャネルＣＨ１およびＣＨ２の比Ｊ１およびＪ２は、チャネルＣＨ３およびＣＨ４の比Ｊよりも大きくなることがわかる。
上記の説明では、チャネルＣＨ１〜ＣＨ４の比Ｊ１〜Ｊ４について説明したが、チャネルＣＨ５〜ＣＨ８の比Ｊ５〜Ｊ８も同様に説明することができる。チャネルＣＨ５およびＣＨ６の比Ｊ５およびＪ６は、チャネルＣＨ７およびＣＨ８の比Ｊ７およびＪ８よりも大きくなる。
したがって、比Ｊ１〜Ｊ８の中から、値の大きい比を特定することにより、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されているチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６を選択できることがわかる。
そこで、チャネル選択手段８２は、比Ｊ１〜Ｊ８を値の大きい順に並び替え、値の大きい順に４つの比を特定する。ここでは、Ｊ１、Ｊ２、Ｊ５、およびＪ６が、値の大きい４つの比として特定される。したがって、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の中から、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されているチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６を選択することができる。
チャネルを選択した後、ステップＳＴ３に進む。
ステップＳＴ３では、本スキャンＭＳが実行される。本スキャンＭＳでは、第１の形態と同様に、チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の出力信号のみを合成し、呼吸信号が生成される。
そして、第１の形態と同様に、期間Ｐ１〜Ｐｍの呼吸信号に基づいて、イメージング信号Ｂを受け入れる許容範囲ＡＷを設定し（図２７参照）、呼吸信号が許容範囲ＡＷに含まれていない場合はデータを再収集し、フローを終了する。
第２の形態では、プレスキャンＰＳを実行し、プレスキャンＰＳにより収集されたＭＲ信号に基づいて、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８のプロファイルＦ１〜Ｆ８を作成する。そして、プロファイルＦ１〜Ｆ８の比Ｊ１〜Ｊ８を算出する。比Ｊ１〜Ｊ８の値は、チャネルの配置位置に応じて、大きい値と小さい値に分けることができるので、比Ｊ１〜Ｊ８に基づいて、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルを選択することができる。また、コイル４とは別のコイルを用いても、プレスキャンＰＳを実行することにより、当該別のコイルが有するチャネルの中から、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されたチャネルを選択することができる。したがって、データベースに、撮影に使用するコイルごとにチャネルを登録しておく必要がないので、データベースのメンテナンスに掛かる負担を軽減することもできる。
第２の形態では、プロファイルの特性値として、プロファイルの積分値の比（Ｊ１〜Ｊ８）を算出している。しかし、チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６と、チャネルＣＨ３、ＣＨ４、ＣＨ７、およびＣＨ８とを区別することができるのであれば、積分値の比の代わりに別の特性値を求めてもよい。例えば、範囲ｚａ〜ｚｃの信号値の最大値と、範囲ｚｃ〜ｚｂの信号値の最大値とを算出し、最大値の比を、プロファイルの特性値としてもよい。
尚、第２の形態では、チャネル選択手段８２は、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルとして、４つのチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６を選択している。しかし、４つのチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６の全てを選択せずに、４つのチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６のうちの１チャネル、２チャネル、又は３チャネルのみを選択してもよい。図２１を参照しながら説明したように、チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６のどのチャネルでも、肝臓の動きを十分に反映した呼吸信号が得られる。したがって、４つのチャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６のうちの少なくとも一つ以上のチャネルを選択しておけば、肝臓の動きを十分に反映した呼吸信号を得ることができる。
第２の形態では、プレスキャンＰＳにおいて、スライスＬｃから磁気共鳴信号を収集し、各チャネルのプロファイルを作成している。しかし、スライスＬｃとは別のスライスから磁気共鳴信号を収集し、各チャネルのプロファイルを作成してもよい。また、複数のスライスから磁気共鳴信号を収集し、各チャネルのプロファイルを作成してもよい。更に、第２の形態では、プレスキャンＰＳは２Ｄスキャンであるが、３Ｄスキャンでもよい。
（３）第３の形態
第３の形態では、コイル４が複数のコイルモードを有する場合について説明する。尚、コイル４以外のＭＲ装置のハードウエア構成は、第１の形態（図１参照）と同じである。
第３の形態では、コイル４は、撮影条件に応じて、以下のコイルモードでＭＲ信号を受信することができるように構成されている。
（１）コイルモードＭ１（チャネルＣＨ１＋ＣＨ２＋ＣＨ３＋ＣＨ４）
（２）コイルモードＭ２（チャネルＣＨ５＋ＣＨ６＋ＣＨ７＋ＣＨ８）
（３）コイルモードＭ３（チャネルＣＨ１＋ＣＨ２＋ＣＨ３＋ＣＨ４
＋ＣＨ５＋ＣＨ６＋ＣＨ７＋ＣＨ８）
コイルモードＭ１は、４つのチャネルＣＨ１〜ＣＨ４でＭＲ信号を受信するモードを表している。コイルモードＭ２は、４つのチャネルＣＨ５〜ＣＨ８でＭＲ信号を受信するモードを表している。コイルモードＭ３は、８つのチャネルＣＨ１〜ＣＨ８でＭＲ信号を受信するモードを表している。
図４０は、第３の形態においてメモリ９に記憶されているデータベースを示す図である。
データベースには、コイル４を表す項目ａと、コイル４が有するコイルモードを表す項目ａ１と、コイルモードが有するチャネルを表す項目ｂと、チャネルが肝臓の肺側の端部Ｅ１の近くに配置されるか否かを表す項目ｃが登録されている。項目ｃの記号「○」は、チャネルが肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されることを示している。ここでは、チャネルＣＨ１、ＣＨ２、ＣＨ５、およびＣＨ６が、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルとして登録されている。
図４１は、第３の形態においてプロセッサが実行する処理の説明図である。
プロセッサ８は、メモリ９に記憶されているプログラムを読み出すことにより、コイルモード選択手段８０〜判断手段８４などを構成する。
コイルモード選択手段８０は、操作部１０から入力された情報に基づいて、コイルモードＭ１〜Ｍ３の中から、撮影に使用するコイルモードを選択する。
スライス設定手段８１は、操作部１０から入力された情報に基づいて、スライスを設定する。
チャネル選択手段８２は、データベース（図４０参照）に基づいて、選択されたコイルモードが有するチャネルの中から、肝臓の端部Ｅ１（図３参照）の近くに配置されるチャネルを選択する。
呼吸信号生成手段８３は、チャネル選択手段８２により選択されたチャネルの出力信号に基づいて、呼吸信号を生成する。
判断手段８４は、イメージング信号を画像再構成の信号として受け入れるか否かを判断する。
プロセッサ８は、コイルモード選択手段８０〜判断手段８４を構成する一例であり、所定の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。
以下に、第３の形態におけるＭＲ装置の動作フローについて説明する。
図４２は、第３の形態におけるＭＲ装置の動作フローを示す図である。
ステップＳＴ０では、ローカライザスキャンＬＳを実行する前に、オペレータが操作部１０を操作し、コイルモードＭ１〜Ｍ３の中から被検体を撮影するときに使用するコイルモードを選択するための情報を入力する。この情報が入力されると、コイルモード選択手段８０（図４１参照）は、操作部１０から入力された情報に基づいて、コイルモードＭ１〜Ｍ３の中から、被検体を撮影するときに使用するコイルモードを選択する。ここでは、コイルモードＭ１が選択されたとする。コイルモードＭ１を選択した後、ステップＳＴ１に進む。
ステップＳＴ１では、コイルモードＭ１を用いてローカライザスキャンＬＳを実行する。ローカライザスキャンＬＳを実行することにより、画像Ｄ（図７参照）が取得される。ローカライザスキャンＬＳを実行した後、ステップＳＴ２に進む。
ステップＳＴ２では、オペレータは、画像Ｄに基づいてスライスＬ１〜Ｌｎ（図８参照）を設定する。スライスＬ１〜Ｌｎを設定した後、ステップＳＴ３に進む。
ステップＳＴ３では、本スキャンＭＳが実行される。
図４３は、第３の形態における本スキャンＭＳの説明図である。
先ず、期間Ｐ１において、シーケンスＣ１が実行される。シーケンスＣ１を実行することにより、スライスＬ１から、ＤＣ信号Ａ１１とイメージング信号Ｂ１１とが収集される。
第３の形態では、コイルモードＭ１が選択されているので、ＤＣ信号Ａ１１およびイメージング信号Ｂ１１は、コイルモードＭ１のチャネルＣＨ１〜ＣＨ４の各々で受信される。尚、図４３では、説明の便宜上、ＤＣ信号Ａ１１がコイルモードＭ１のチャネルＣＨ１〜ＣＨ４の各々で受信される様子のみが示されている。チャネルＣＨ１〜ＣＨ４は、それぞれ信号Ａ１１，１〜Ａ１１，４を出力する。
シーケンスＣ１を実行した後、シーケンスＣ２が実行される。シーケンスＣ２を実行することにより、スライスＬ２から、ＤＣ信号Ａ１２とイメージング信号Ｂ１２とが収集される。
ＤＣ信号Ａ１２およびイメージング信号Ｂ１２は、コイルモードＭ１のチャネルＣＨ１〜ＣＨ４の各々で受信される。尚、図４３では、説明の便宜上、ＤＣ信号Ａ１２がコイルモードＭ１のチャネルＣＨ１〜ＣＨ４の各々で受信される様子のみが示されている。チャネルＣＨ１〜ＣＨ４は、それぞれ信号Ａ１２，１〜Ａ１２，４を出力する。
以下同様に、スライスＬ３〜Ｌｎの各々からＤＣ信号およびイメージング信号を収集するためのシーケンスが実行される。そして、期間Ｐ１の最後に、スライスＬｎのデータを収集するためのシーケンスＣｎが実行される。シーケンスＣｎを実行することにより、スライスＬｎから、ＤＣ信号Ａ１ｎとイメージング信号Ｂ１ｎとが収集される。
ＤＣ信号Ａ１ｎおよびイメージング信号Ｂ１ｎは、コイルモードＭ１のチャネルＣＨ１〜ＣＨ４の各々で受信される。尚、図４３では、説明の便宜上、ＤＣ信号Ａ１ｎがコイルモードＭ１のチャネルＣＨ１〜ＣＨ４の各々で受信される様子のみが示されている。チャネルＣＨ１〜ＣＨ４は、それぞれ信号Ａ１ｎ，１〜Ａ１ｎ，４を出力する。
期間Ｐ１においてシーケンスＣ１〜Ｃｎを実行した後、以下のようにして呼吸信号を生成する。
先ず、チャネル選択手段８２（図４１参照）が、データベース（図４０参照）を参照する。そして、チャネル選択手段８２は、データベースの項目ｃの情報に基づいて、コイルモードＭ１のチャネルＣＨ１〜ＣＨ４の中から、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルとして登録されているチャネルＣＨ１およびＣＨ２を選択する。
次に、呼吸信号生成手段８３（図４１参照）は、コイルモードＭ１のチャネルＣＨ１〜ＣＨ４のうち選択されていないチャネルＣＨ３およびＣＨ４の出力信号は破棄し、選択されたチャネルＣＨ１およびＣＨ２の出力信号のみを合成（加算）する。これにより、合成信号Ａ１が得られる。
合成信号Ａ１を取得した後、呼吸信号生成手段８３は、合成信号Ａ１の積分値Ｓ１を算出する。積分値Ｓ１が、期間Ｐ１における被検体の呼吸信号の信号値として使用される。
以下同様に、期間Ｐ２〜ＰｍにおいてもシーケンスＣ１〜Ｃｎが実行される。呼吸信号生成手段８３は、チャネルＣＨ３およびＣＨ４の出力信号は破棄し、選択されたチャネルＣＨ１およびＣＨ２の出力信号のみを合成（加算）する。そして、合成信号の積分値を算出する。したがって、期間Ｐ１〜Ｐｍにおける呼吸信号を求めることができる。
そして、第１の形態と同様に、期間Ｐ１〜Ｐｍの呼吸信号に基づいて、イメージング信号Ｂを受け入れる許容範囲ＡＷを設定し（図２７参照）、呼吸信号が許容範囲ＡＷに含まれていない場合はデータを再収集し、フローを終了する。
第３の形態では、コイルモードごとに、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルが対応付けられている（図４０参照）。したがって、どのコイルモードが使用されても、肝臓の動きを反映した良好な呼吸信号を生成することができる。
（４）第４の形態
第４の形態では、第３の形態と同様に、コイル４がコイルモードＭ１〜Ｍ３を有する場合について説明する。ただし、第４の形態では、データベースにチャネルを登録せずに、第２の形態のプレスキャンＰＳ（図３２参照）を用いてチャネルを選択する例について説明する。尚、コイル４以外のＭＲ装置のハードウエア構成は、第１の形態（図１参照）と同じである。
図４４は、第４の形態においてプロセッサが実行する処理の説明図である。
プロセッサ８は、メモリ９に記憶されているプログラムを読み出すことにより、コイルモード選択手段８０〜判断手段８４などを構成する。
コイルモード選択手段８０は、操作部１０から入力された情報に基づいて、コイルモードＭ１〜Ｍ３の中から、撮影に使用するコイルモードを選択する。
スライス設定手段８１は、操作部１０から入力された情報に基づいて、スライスを設定する。
プロファイル作成手段８１１は、プレスキャンＰＳにより収集されたＭＲ信号に基づいて、撮影部位のｚ方向における各位置と信号強度との関係を表すプロファイルを作成する。
チャネル選択手段８２は、プロファイル作成手段８１１により作成されたプロファイルに基づいて、選択されたコイルモードが有するチャネルの中から、肝臓の端部Ｅ１（図３参照）の近くに配置されるチャネルを選択する。
呼吸信号生成手段８３は、チャネル選択手段８２により選択されたチャネルの出力信号に基づいて、呼吸信号を生成する。
判断手段８４は、イメージング信号を画像再構成の信号として受け入れるか否かを判断する。
プロセッサ８は、コイルモード選択手段８０〜判断手段８４を構成する一例であり、所定の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。
以下に、第４の形態におけるＭＲ装置の動作フローについて説明する。
図４５は、第４の形態におけるＭＲ装置の動作フローを示す図である。
ステップＳＴ０では、コイルモードが選択される。第４の形態でも、第３の形態と同様に、コイルモードＭ１が選択されたとする。コイルモードＭ１を選択した後、ステップＳＴ１に進む。
ステップＳＴ１およびステップＳＴ２は第３の形態と同じであるので、詳しい説明は省略する。ステップＳＴ２においてスライスＬ１〜Ｌｎ（図８参照）を設定した後、ステップＳＴ２１に進む。
ステップＳＴ２１では、コイルモードＭ１を用いてプレスキャンＰＳが実行される。
図４６はプレスキャンＰＳの説明図である。
プレスキャンＰＳでは、スライスＬ１〜Ｌｎのうちのいずれか一枚のスライスのみが励起され、励起された一枚のスライスからＤＣ信号Ａ０およびイメージング信号Ｂ０を収集する。第２の形態では、スライスＬ１〜Ｌｎのうちの中央のスライスＬｃを励起するとする。したがって、スライスＬｃからＤＣ信号Ａ０とイメージング信号Ｂ０とが収集される。
第４の形態では、コイルモードＭ１が選択されているので、ＤＣ信号Ａ０およびイメージング信号Ｂ０は、コイルモードＭ１のチャネルＣＨ１〜ＣＨ４の各々で受信される。図４６では、説明の便宜上、イメージング信号Ｂ０がコイルモードＭ１のチャネルＣＨ１〜ＣＨ４の各々で受信される様子のみが示されている。尚、ＤＣ信号Ａ０およびイメージング信号Ｂ０のうち、チャネルの選択に使用される信号はイメージング信号Ｂ０であり、ＤＣ信号Ａ０はチャネルの選択には使用されない。
チャネルＣＨ１〜ＣＨ４がイメージング信号Ｂ０を受信することにより、チャネルＣＨ１〜ＣＨ４は、それぞれ信号Ｂ０１〜Ｂ０４を出力する。
プリスキャンＰＳを実行した後、ステップＳＴ２２に進む。
ステップＳＴ２２では、プロファイル作成手段８１１（図４４参照）が、チャネルＣＨ１〜ＣＨ８の出力信号Ｂ０１〜Ｂ０８の各々をｚ方向にフーリエ変換（ＦＴ：Fourier Transformation）する。これにより、図４７に示すように、プロファイルＦ１〜Ｆ４が作成される。
プロファイルＦ１〜Ｆ４を作成したら、プロファイルごとに、積分値ＳｂとＳａの比を算出し、積分値の比を算出する。図４８に、プロファイルＦ１〜Ｆ４の比を、符号「Ｊ１」〜「Ｊ４」で示す。
チャネル選択手段８２（図４４参照）は、比Ｊ１〜Ｊ４を値の大きい順に並び替え、値の大きい順に２つの比を特定する。これにより、チャネルＣＨ１〜ＣＨ４の中から、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されているチャネルＣＨ１およびＣＨ２を選択することができる。
チャネルを選択した後、ステップＳＴ３に進む。
ステップＳＴ３では、本スキャンＭＳが実行される。第４の形態における本スキャンＭＳは、第３の形態における本スキャンＭＳ（図４３参照）と同様の手順で実行される。
第４の形態では、第３の形態と同様に、どのコイルモードが使用されても、肝臓の動きを反映した良好な呼吸信号を生成することができる。
また、第４の形態では、プレスキャンＰＳを実行し、プレスキャンＰＳにより収集されたＭＲ信号に基づいて、肝臓の端部Ｅ１の近くに配置されるチャネルを選択している。したがって、データベースに、撮影に使用するコイルモードごとにチャネルを登録しておく必要がないので、データベースのメンテナンスに掛かる負担を軽減することもできる。
尚、第４の形態では、プレスキャンＰＳにおいて、スライスＬｃから磁気共鳴信号を収集し、各チャネルのプロファイルを作成している。しかし、スライスＬｃとは別のスライスから磁気共鳴信号を収集し、各チャネルのプロファイルを作成してもよい。また、複数のスライスから磁気共鳴信号を収集し、各チャネルのプロファイルを作成してもよい。更に、第４の形態では、プレスキャンＰＳは２Ｄスキャンであるが、３Ｄスキャンでもよい。
また、第３および第４の形態では、オペレータが操作部１０から入力した情報に基づいて、コイルモード選択手段８０がコイルモードを選択している。しかし、オートコイルセレクション（Auto Coil Selection）の手法を用いて、コイルモード選択手段が自動でコイルモードを選択してもよい。
第１〜第４の形態では、チャネルが受信した信号を加算することにより、合成信号を得ている。しかし、信号の合成は加算に限定されることはなく、例えば、信号を重付け加算することにより合成信号を得てもよいし、信号を乗算することにより合成信号を得てもよい。更に、第１〜第４の形態では、合成信号の積分値を呼吸信号の信号値として採用している。しかし、合成信号の積分値とは別の値（例えば、合成信号の最大値）を呼吸信号の信号値として用いてもよい。
第１〜第４の形態では、ｋ空間の中心のデータを表すＤＣ信号に基づいて呼吸信号を作成している。しかし、ＤＣ信号とは別のＭＲ信号に基づいて呼吸信号を生成してもよい。
第１〜第４の形態では、本スキャンＭＳは２Ｄスキャンであるが、３Ｄスキャンでもよい。
また、第１〜第４の形態では、呼吸信号を取得する例について示されている。しかし、本発明は呼吸信号の取得に限定されることはない。例えば、心臓を撮影する場合には、心臓の拍動の情報を含む生体信号を取得することができる。
２ マグネット
３ テーブル
３ａ クレードル
４ コイル
５ 送信器
６ 勾配磁場電源
７ 制御部
８ プロセッサ
９ メモリ
１０ 操作部
１１ 表示部
１２ 被検体
２１ ボア
８０ コイルモード選択手段
８１ スライス設定手段
８２ チャネル選択手段
８３ 呼吸信号生成手段
８４ 判断手段
１００ ＭＲ装置

Claims (17)

  1. 動く部位を含む撮影部位を横切るスライスを励起し、励起されたスライスから、生体信号を生成するための第１の磁気共鳴信号と、前記スライスの画像を作成するための第２の磁気共鳴信号とを発生させるための本スキャンを実行し、前記第１の磁気共鳴信号に基づいて、前記本スキャンにおける前記撮影部位の動きを表す動き情報を含む生体信号を生成する磁気共鳴装置であって、
    前記本スキャンの前に、前記スライスから第３の磁気共鳴信号を発生させるためのプレスキャンを実行するスキャン部と、
    前記プレスキャンおよび前記本スキャンにより発生する磁気共鳴信号を受信する複数のチャネルを有するコイルと、
    前記プレスキャンにおいて前記コイルのチャネルごとに収集された前記第３の磁気共鳴信号に基づいて、前記チャネルごとに、前記撮影部位の所定方向に関する各位置の信号値を表すプロファイルを作成するプロファイル作成手段と、
    前記プロファイルに基づいて、前記複数のチャネルの中から、前記動く部位の端部の近くに配置される第１のチャネルを選択するチャネル選択手段と、
    を有し、
    前記本スキャンでは、前記チャネル選択手段により選択された前記第１のチャネルが受信した前記第１の磁気共鳴信号に基づいて、前記生体信号が生成される、磁気共鳴装置。
  2. 前記生体信号を生成する生成手段を有する、請求項１に記載の磁気共鳴装置。
  3. 前記チャネル選択手段は、前記プロファイルに基づいて、前記複数のチャネルの中から、少なくとも二つの第１のチャネルを選択し、
    前記生成手段は、前記少なくとも二つの第１のチャネルが受信した前記第１の磁気共鳴信号を合成し、合成により得られた合成信号に基づいて、前記生体信号を生成する、請求項２に記載の磁気共鳴装置。
  4. 前記複数のチャネルは、前記第１のチャネルよりも前記動く部位の端部から離れた位置に配置される第２のチャネルを含んでおり、
    前記第１のチャネルと前記第２のチャネルは、前記所定方向の位置が異なっている、請求項１〜３のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。
  5. 前記チャネル選択手段は、前記プロファイルの特性を表す特性値を算出し、前記特性値に基づいて、前記第１のチャネルを選択する、請求項１〜４のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。
  6. 前記チャネル選択手段は、
    前記プロファイルの前記所定方向の範囲を、第１の範囲と第２の範囲に分け、前記第１の範囲における第１の積分値と、前記第２の範囲における第２の積分値とを算出し、
    前記第１の積分値と前記第２の積分値とに基づいて前記特性値を算出する、請求項５に記載の磁気共鳴装置。
  7. 前記スライスは前記所定方向に平行である、請求項１〜６のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。
  8. 前記スライスはサジタルスライスである、請求項７に記載の磁気共鳴装置。
  9. 前記コイルは、
    前記複数のチャネルのうちの少なくとも一つ以上のチャネルからなるコイルモードを複数有している、請求項１〜８のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。
  10. 前記コイルが有する複数のコイルモードの中から、被検体を撮影するときに使用する第１のコイルモードを選択するコイルモード選択手段を有し、
    前記第１のコイルモードは前記第１のチャネルを有している、請求項９に記載の磁気共鳴装置。
  11. 前記第１のコイルモードは、前記第１のチャネルよりも前記動く部位の端部から離れた位置に配置される第２のチャネルを有し、
    前記第２のチャネルが受信した前記第１の磁気共鳴信号は、前記生体信号を生成するためには使用されない、請求項１０に記載の磁気共鳴装置。
  12. 前記生体信号に基づいて、前記第２の磁気共鳴信号を画像再構成の信号として受け入れるか否かを判断する判断手段を有する、請求項１〜１１のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。
  13. 前記第１の磁気共鳴信号は、ｋ空間の中心のデータを表す信号である、請求項１〜１２のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。
  14. 前記動く部位は肝臓であり、
    前記動く部位の端部は、肝臓の肺側の端部である、請求項１〜１３のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。
  15. 前記動く部位は肝臓であり、
    前記動く部位の端部は、肝臓の肺側とは反対側の端部である、請求項１〜１３のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。
  16. 前記生体信号は呼吸信号である、請求項１〜１５のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。
  17. 動く部位を含む撮影部位を横切るスライスを励起し、励起されたスライスから、生体信号を生成するための第１の磁気共鳴信号と、前記スライスの画像を作成するための第２の磁気共鳴信号とを発生させるための本スキャンを実行し、前記第１の磁気共鳴信号に基づいて、前記本スキャンにおける前記撮影部位の動きを表す動き情報を含む生体信号を生成する磁気共鳴装置であって、前記本スキャンの前に、前記スライスから第３の磁気共鳴信号を発生させるためのプレスキャンを実行するスキャン部と、前記プレスキャンおよび前記本スキャンにより発生する磁気共鳴信号を受信する複数のチャネルを有するコイルとを備えた磁気共鳴装置に適用されるプログラムであって、
    前記プレスキャンにおいて前記コイルのチャネルごとに収集された前記第３の磁気共鳴信号に基づいて、前記チャネルごとに、前記撮影部位の所定方向に関する各位置の信号値を表すプロファイルを作成するプロファイル作成処理と、
    前記プロファイルに基づいて、前記複数のチャネルの中から、前記動く部位の端部の近くに配置される第１のチャネルを選択するチャネル選択処理と、
    をコンピュータに実行させるためのプログラムであり、
    前記本スキャンでは、前記チャネル選択処理により選択された前記第１のチャネルが受信した前記第１の磁気共鳴信号に基づいて、前記生体信号が生成される、プログラム。
JP2014039390A 2014-02-28 2014-02-28 磁気共鳴装置およびプログラム Active JP6489744B2 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2014039390A JP6489744B2 (ja) 2014-02-28 2014-02-28 磁気共鳴装置およびプログラム
US14/618,559 US20150247911A1 (en) 2014-02-28 2015-02-10 Magnetic resonance system and program
CN201510089388.1A CN104873204B (zh) 2014-02-28 2015-02-27 磁共振装置及程序

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2014039390A JP6489744B2 (ja) 2014-02-28 2014-02-28 磁気共鳴装置およびプログラム

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2015163109A JP2015163109A (ja) 2015-09-10
JP6489744B2 true JP6489744B2 (ja) 2019-03-27

Family

ID=53941081

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2014039390A Active JP6489744B2 (ja) 2014-02-28 2014-02-28 磁気共鳴装置およびプログラム

Country Status (3)

Country Link
US (1) US20150247911A1 (ja)
JP (1) JP6489744B2 (ja)
CN (1) CN104873204B (ja)

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5755285B2 (ja) * 2013-05-31 2015-07-29 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
JP6593688B2 (ja) 2015-08-20 2019-10-23 日立オートモティブシステムズ株式会社 ブレーキ装置およびブレーキシステム
JP6742758B2 (ja) * 2016-02-29 2020-08-19 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 磁気共鳴装置およびプログラム
JP6363126B2 (ja) * 2016-03-31 2018-07-25 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 磁気共鳴イメージング装置およびプログラム
CN106725508B (zh) * 2016-12-15 2021-09-28 上海联影医疗科技股份有限公司 生理运动数据采集方法、磁共振成像方法以及装置
US10859645B2 (en) 2018-05-31 2020-12-08 General Electric Company Method and systems for coil selection in magnetic resonance imaging
US10866292B2 (en) 2018-05-31 2020-12-15 General Electric Company Methods and systems for coil selection in magnetic resonance imaging
US10859646B2 (en) 2018-05-31 2020-12-08 General Electric Company Method and systems for coil selection in magnetic resonance imaging to reduce annefact artifact
US10802101B2 (en) 2018-05-31 2020-10-13 General Electric Company Method and systems for coil selection in magnetic resonance imaging to reduce phase wrap artifact
CN109009113A (zh) * 2018-08-03 2018-12-18 上海联影医疗科技有限公司 运动检测装置、方法和磁共振成像***、方法

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6798199B2 (en) * 2003-02-06 2004-09-28 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method for synchronizing magnetic resonance imaging data to body motion
JP5127116B2 (ja) * 2005-02-15 2013-01-23 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
JP5086796B2 (ja) * 2007-03-19 2012-11-28 株式会社東芝 磁気共鳴撮像装置、磁気共鳴撮像保守装置、磁気共鳴撮像保守システムおよび磁気共鳴撮像装置検査方法
JP5180514B2 (ja) * 2007-05-15 2013-04-10 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
JP5177367B2 (ja) * 2007-08-28 2013-04-03 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 磁気共鳴イメージング装置及びナビゲータデータ解析方法
JP5405732B2 (ja) * 2007-10-30 2014-02-05 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
CN102077108B (zh) * 2008-04-28 2015-02-25 康奈尔大学 分子mri中的磁敏度精确量化
CN102349830B (zh) * 2008-06-26 2013-08-14 株式会社东芝 磁共振成像装置及磁共振成像方法
JP2010075573A (ja) * 2008-09-29 2010-04-08 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴イメージング装置
JP5305925B2 (ja) * 2009-01-05 2013-10-02 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 磁気共鳴イメージング装置
JP5492033B2 (ja) * 2010-09-07 2014-05-14 株式会社日立メディコ 核磁気共鳴イメージング装置および表面コイルの選択方法
JP5908868B2 (ja) * 2013-06-28 2016-04-26 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

Also Published As

Publication number Publication date
CN104873204A (zh) 2015-09-02
US20150247911A1 (en) 2015-09-03
JP2015163109A (ja) 2015-09-10
CN104873204B (zh) 2019-09-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6489744B2 (ja) 磁気共鳴装置およびプログラム
US10222443B2 (en) Generating motion information for an at least partially moving examination region
RU2611082C2 (ru) Магнитно-резонансная (mr) визуализация с в1-отображением
EP2496954B1 (en) Mr imaging using navigators
US8378678B2 (en) System for ordering acquisition of frequency domain components representing MR image data
JP6417406B2 (ja) 強調磁化率コントラストによるｍｒイメージング
US20120319689A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
US9123121B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and fluid imaging method
CN105103001A (zh) 使用高snr同相图像和较低snr至少部分地异相图像的dixon型水/脂肪分离mri
JP4381378B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2016504144A (ja) 金属耐性ｍｒ画像化
CN107076818B (zh) 零回波时间mr成像
WO2014157237A1 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
CN106659419A (zh) 磁共振成像装置及磁共振成像方法
JP6356412B2 (ja) 磁気共鳴装置およびプログラム
JP5687419B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2017153577A (ja) 磁気共鳴装置およびプログラム
WO2016009844A1 (ja) 磁気共鳴撮像装置及び血流描画方法
JP6411843B2 (ja) 磁気共鳴装置
JP6560493B2 (ja) 磁気共鳴装置およびプログラム
JP2009131387A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP6554723B2 (ja) 磁気共鳴装置およびプログラム
JP6685097B2 (ja) 磁気共鳴装置
JP6719190B2 (ja) 磁気共鳴装置およびプログラム
JP6554719B2 (ja) 磁気共鳴装置およびプログラム

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20160915

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20170803

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20170912

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20171212

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20180605

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20180831

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: 20190129

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20190226

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6489744

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