(57)【要約】【課題】操作者が、撮像条件の変更と撮像を繰り返すことなく、心臓の長軸・短軸方向とそれらに平行な断面を自動的に決定すること。【解決手段】ＭＰＧパルス印加で取得した信号とＧＭＮパルス印加またはＭＰＧパルス無しで取得した信号とから評価値を計算する。この評価値に基づいて心臓領域の境界面を特定することで心臓を外接して囲む直方体の６面を求めることにより、長軸・短軸に平行な方向と長軸面と短軸面に平行な面を決定する。あるいは、心臓内の１点を回転中心にしてスライス面を回転しながら評価値を取得し、評価値が最小になるスライス面を短軸面に平行な面とすることで、長軸・短軸に平行な方向と長軸面・短軸面に平行な断面を決定する。【選択図】      図２
2004283483.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、スライス方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向の傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するエコー信号受信手段と、前記エコー信号受信手段で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、前記エコー信号を受信するパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段とを備える磁気共鳴イメージング装置において、
移動する前記原子核スピンの位相ずれを抑制するような前記傾斜磁場を印加して得られた前記エコー信号と、移動する前記原子核スピンの位相ずれを増大するような前記傾斜磁場を印加して得られた前記エコー信号とから導かれる評価値に基づいて、前記被検体内の運動領域の境界面を特定する手段を備えた磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１に於いて、前記運動領域に外接して囲む直方体の面となる前記境界面を求めることで、当該運動領域の位置を特定する手段を備えた磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項２に於いて、前記直方体の体積を最小にする前記境界面を求めることで、前記運動領域の軸方向と当該軸方向に垂直な断面を特定する手段を備えた磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項２に於いて、前記直方体内の１点を回転中心としてスライス面を回転し、前記評価値に基づいて前記運動領域の軸方向に平行な断面を特定する手段を備えた磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項１から請求項４に於いて、前記運動領域を心臓とし、前記軸方向を心臓の長軸方向または短軸方向とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置（以下「ＭＲＩ装置」という）に関し、特に、心臓撮像に際して、心臓の位置および心臓の長軸・短軸若しくは各軸に平行な断面を自動的に特定する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
心臓解析を行うためには、心臓の短軸に平行な断面と長軸に平行な断面の撮像が必要になる。しかも、心臓の向きは被検体毎に異なるため、操作者は被検体毎に心臓の長軸や短軸を指定して各軸を含む断層画像を取得する必要がある。
【０００３】
このような心臓断面の位置決め方法として、例えば、一般的なスライス面の位置決め方法を流用する方法、［特許文献１］の［発明の詳細な説明］に記載の方法、［特許文献２］の方法を流用する方法がある。
【０００４】
一般的なスライス面の位置決め方法を流用する方法としては、心臓の任意の断面を含む撮像済みの複数の断層画像上に手動で線等を描画することにより、心臓の長軸または短軸を含むスライス面を指定する。そして、スライス面の位置決め、撮像、断層画像の確認等を行う一連の操作を操作者が手動で繰り返しながら、所望の断面を含む断層画像を取得する。
【０００５】
［特許文献１］の［発明の詳細な説明］に記載の方法によれば、被検体の頭足軸を横切り心臓の断面を含む撮像済みの異なる２断層画像上でそれぞれ参照点を指定し、これら２つの参照点の接続線を長軸とするものである。この場合、第１の参照点として心臓の弁の縁の点が選ばれ、第２の参照点として左心室の先端付近の点が選ばれる。短軸は、心臓の短軸対長軸の比率によって長軸から決定される。
【０００６】
また、［特許文献２］では、異なる３つの断層画像上で、それぞれ１点づつ指定し、これら３つの点を通る断面を次のスライス面として指定している。この方法を利用すれば、心臓の任意の断面を含む撮像済みの３断層画像から心臓の短軸像または長軸像を撮像することが可能になる。
【０００７】
【特許文献１】
特表２００１−５０９０６６号公報
【特許文献２】
特表２００２−５３１１９７号公報
【０００８】
また、既存の撮像条件の設定、撮像、断層画像の確認等を行う一連の操作を操作者が手動で繰り返しながら、最適な撮像条件を決定している。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
上記［特許文献１］と［特許文献２］のいずれの方法においても、事前に複数の心臓を含む断面を撮像し、それらの断層画像上で操作者の目視により所望の軸上に存在すると推定される複数の点を指定することにより、心臓の長軸若しくは短軸又はそれぞれを含む断面を指定している。これらの操作は操作者にとって煩雑であり、前準備である心臓の位置決めに多くの時間を割かなければならず、被検体にとっても苦痛である。
【００１０】
そこで、本発明の目的は、操作者が心臓の位置決めのための事前の撮像を手動で繰り返すことなく、心臓の長軸・短軸または各軸に平行な断面を自動的に決定することである。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
前記課題を解決するために、本発明は次の様に構成される。
（１）被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、スライス方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向の傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するエコー信号受信手段と、前記エコー信号受信手段で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、前記エコー信号を受信するパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段とを備える磁気共鳴イメージング装置において、
移動する前記原子核スピンの位相ずれを抑制するような前記傾斜磁場を印加して得られた前記エコー信号と、逆に移動する前記原子核スピンの位相ずれを増大するような前記傾斜磁場を印加して得られた前記エコー信号とから導かれる評価値に基づいて、前記被検体内の運動領域の境界面を特定する手段をる。
（２）好ましくは前記（１）において、前記運動領域に外接して囲む直方体の面となる前記境界面を求めることで、当該運動領域の位置を特定する手段を備える。
（３）好ましくは前記（２）において、前記直方体の体積を最小にする前記境界面を求めることで、前記運動領域の軸方向と当該軸方向に垂直な断面を特定する手段を備える。
（４）好ましくは前記（２）において、前記直方体内の１点を回転中心としてスライス面を回転し、前記評価値に基づいて前記運動領域の軸方向に平行な断面を特定する手段を備える。
（５）好ましくは前記（１）から（４）において、前記運動領域を心臓とし、前記軸方向を心臓の長軸方向または短軸方向とする。
【００１２】
これにより、操作者が心臓の位置決めのための事前の撮像を手動で繰り返すことなく、心臓の長軸・短軸または各軸に平行な断面を自動的に決定することができる。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて詳細に説明する。
図１は本発明による磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図である。この磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図１に示すように、静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて構成される。
【００１４】
静磁場発生系２は、被検体１の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１の周りに永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
【００１５】
傾斜磁場発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、後述のシ−ケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｓ，Ｇｐ，Ｇｆを被検体１に印加する。より具体的には、Ｘ，Ｙ，Ｚのいずれかの１方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Ｇｓ）を印加して被検体９に対するスライス面を設定し、残り２つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｆ）を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
【００１６】
シーケンサ４は、高周波磁場パルス（以下、「ＲＦパルス」という）と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３、および受信系６に送る。
【００１７】
送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるためにＲＦパルスを照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル１４ａとから成る。高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器１２により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することにより、電磁波（ＲＦパルス）が被検体１に照射される。
【００１８】
受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル１４ｂと増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成る。送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波によって誘起される被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）が被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、増幅器１５で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１７でディジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。
【００１９】
信号処理系７は、光ディスク１９、磁気ディスク１８等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ２０とを有し、受信系６からのデータがＣＰＵ８に入力されると、ＣＰＵ８が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体１の断層画像をディスプレイ２０に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク１８等に記録する。
【００２０】
なお、図１において、送信側及び受信側の高周波コイル１４ａ，１４ｂと傾斜磁場コイル９は、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生系２の静磁場空間内に設置されている。
【００２１】
次に、上記の機能を備えたＭＲＩ装置において、被検体内の運動領域の境界面を特定する方法を説明する。
【００２２】
傾斜磁場の中を移動する原子核スピン（以下、単に「スピン」という）の位相は、静止しているスピンの位相に対して、位相ずれを起こすことが知られており、この位相ずれは移動する速さＶと傾斜磁場の強度Ｇと傾斜磁場の印加時間Ｔに依存する。つまり、
φ∝γＧＶＴ２        （１）
と表わすことができる。ここで、γは磁気回転比である。（１）式より、傾斜磁場強度を大きくすると移動するスピンの位相ずれが大きくなるため、移動するスピンからの信号強度を減弱させることができる。
【００２３】
この効果を積極的に利用したのが図７（Ａ）（Ｂ）に示すＭＰＧ（Ｍｏｔｉｏｎ  Ｐｒｏｖｉｎｇ  Ｇｒａｄｉｅｎｔ）パルス５０１，５０２，５０３である。移動する方向と同一方向に、大振幅のＭＰＧパルスを印加することにより、その方向に移動するスピンからの信号強度を減弱させることができる。
【００２４】
一方、傾斜磁場パルス波形を調整して傾斜磁場の中を移動するスピンの位相ずれがゼロになるようにする方法も知られており、ＧＭＮ（Ｇｒａｄｉｅｎｔ  Ｍｏｍｅｎｔ  Ｎｕｌｌｉｎｇ）といわれている。この方法は図８（Ａ）に示す様に、双極性パルス６０１の後に、その極性を反転した逆双極性パルス６０２を重ねて印加するもので、静止スピンと等速度で移動するスピンの位相を共にゼロにすることができる。その結果、移動するスピンからの信号強度の減弱が抑制され、場合によっては、スライス面外からＲＦパルス未経験のスピンが流入するため、むしろ信号強度が増強する。
【００２５】
ここで、特筆すべきことは、境界面を特定する際に、スライス面の２次元イメージングを行う必要はなく、被検体の任意の方向への射影（プロジェクション）を取得するだけで良いということである。スライス面内で運動領域がどの部分にあるかを具体的に特定する必要が無いので、静止領域と運動領域からのエコー信号を任意の方向に重ね合わせて取得した結果、または、そのエコー信号を１次元フーリエ変換した結果（つまり射影）に基づいて境界面を特定すれば良い。従って、射影データを取得する方向（つまり、スライス面内での射影方向と垂直な方向）を周波数エンコード方向とすれば、位相エンコードを行う必要がなく、そのため、境界面を特定するためのスキャン時間を大幅に短縮することができる。この理由により、以下のＭＰＧパルスまたはＧＭＮパルスを適用したパルスシーケンス例においては、位相エンコード方向の傾斜磁場パルスが無い。
【００２６】
図７にＭＰＧパルスを挿入したパルスシーケンスの例を示す。
図７（Ａ）は従来のスピンエコー法に基づくパルスシーケンスの周波数エンコード方向にＭＰＧパルスを挿入した例である。１８０°ＲＦパルスの前後に印加量（＝ＭＰＧパルス波形と時間軸との囲む面積、ＭＰＧパルス波形が矩形であれば、（ＭＰＧパルス波形の振幅）Ｘ（印加時間）となる）の等しいＭＰＧパルス５０１，５０２を挿入し、周波数エンコード方向に移動するスピンからの信号強度を減弱させる。さらに、スライス方向と位相エンコード方向にも同様にＭＰＧパルスを挿入しても良い。その場合はそれぞれスライス方向，位相エンコード方向に移動するスピンからの信号強度も減弱される。結果として、上記の１次元射影上では運動領域が輝度の低い領域となる。尚、２つのＭＰＧパルスは共に同じ極性であれば、正・負いずれでも良い。
【００２７】
また、図７（Ｂ）の例では、従来のグラディエントエコー法に基づくパルスシーケンスの周波数エンコード方向にＭＰＧパルスとして双極性パルスを挿入した例である。α°ＲＦパルスの後に図８（Ａ）に示す様な双極性パルス５０３を周波数エンコード方向に挿入したもので、周波数エンコード方向に移動するスピンからの信号強度を減弱させる。この場合も、スライス方向と位相エンコード方向にも同様に双極性パルスを挿入しても良い。また、挿入する双極性パルスの極性は図８（Ａ）に示す例のどちらでも良いが、周波数エンコード方向の場合は図７（Ｂ）に示す双極性パルスの方が減弱効果が大きい。
【００２８】
図８にＧＭＮパルスを挿入したパルスシーケンスの例を示す。
図８（Ｂ）は、従来のスピンエコー法に基づくパルスシーケンスの周波数エンコード方向にＧＭＮパルスを挿入した例である。エコー読み出し用の傾斜磁場パルスの前半部分と併せて、１８０°ＲＦパルス前後の３つの傾斜磁場パルス波形７０１，７０２，７０３を調整して、周波数エンコード方向に移動するスピンの位相ずれをエコー中心でゼロになるようにすることで、周波数エンコード方向に移動するスピンからの信号強度の減弱を抑制する。
【００２９】
また、図８（Ｃ）は、従来のグラディエントエコー法に基づくパルスシーケンスの周波数エンコード方向にＧＭＮパルスを挿入した例である。エコー読み出し用の傾斜磁場パルスの前半部分と併せて、α°ＲＦパルス後の３つの傾斜磁場パルス波形７０４，７０５，７０６を調整して、周波数エンコード方向に移動するスピンの位相ずれをエコー中心でゼロになるようにすることで、周波数エンコード方向に移動するスピンからの信号強度の減弱を抑制する。
【００３０】
図８（Ｂ），（Ｃ）いずれの場合も、さらにスライス方向と位相エンコード方向にも同様にＧＭＮパルスを挿入してもかまわない。その場合は、それぞれスライス方向，位相エンコード方向に移動するスピンの位相ずれがゼロになり、スライス方向，位相エンコード方向に移動するスピンからの信号強度の減弱が抑制される。
【００３１】
あるいは、図８の様な位相補正用傾斜磁場パルスを積極的に印加しないで、単純にＭＰＧパルスを印可せずにエコー信号の取得に必要な傾斜磁場パルスのみ印加するだけでも、ＭＰＧパルス印加の場合と比較して相対的に移動するスピンの位相ずれが抑制される。この場合の移動するスピンからの信号は、位相補正用傾斜磁場パルスを印加する場合より小さくなるが、ＴＥ（９０°ＲＦパルスからエコー中心までの時間）の制約がある場合には、位相補正用傾斜磁場パルスを省略することも可能である。
【００３２】
次に、上記の２つの相反する効果を利用して、被検体内の運動領域の境界面を特定する方法を説明する。これは、移動するスピンの位相ずれを上記位相補正用傾斜磁場パルスで補正して、あるいは、ＭＰＧパルスを印可せずにそのエコー信号の減弱を抑制したパルスシーケンスで計測したエコー信号（以下、「Ｈ信号」という）と、ＭＰＧパルスを印加して移動するスピンの位相ずれを増大してそのエコー信号を減弱させるパルスシーケンスで計測したエコー信号（以下、「Ｌ信号」という）とから計算される評価値が変化し始めるスライス面を境界面とするものである。
【００３３】
この評価値の計算例としては、例えば以下の方法がある。この際、静止スピンからのエコー信号は、ＭＰＧパルスの有無やＧＭＮパルスの有無に依存せずＨ信号とＬ信号の両方に同じ強度で含まれるため、静止スピンからのエコー信号が評価値計算に影響しないようにする。
【００３４】
▲１▼計算例―１：エコー中心値の絶対値の差を求める。
｜｜Ｈ信号のエコー中心値｜−｜Ｌ信号のエコー中心値｜｜／｜Ｈ信号のエコー中心値｜        （２）
この評価値は０〜１の値をとり、０であれば全て静止領域であり、１であれば全て運動領域となる。従って、この評価値が略０から略１に上昇し始める時、あるいは略１から略０に下降し終える時のスライス面を境界面とすることができる。
【００３５】
▲２▼計算例―２：エコー信号の絶対値の自乗の積分値の差を求める。
エコー信号の絶対値の自乗の積分値をＳとすると
｜（Ｈ信号のＳ）−（Ｌ信号のＳ）｜／（Ｈ信号のＳ）    （３）
この評価値は０〜１の値をとり、０であれば全て静止領域であり、１であれば全て運動領域となる。従って、この評価値が略０から略１に上昇し始める時、あるいは略１〜略０に下降し終える時のスライス面を境界面とすることができる。この計算方法ではエコー信号の絶対値の自乗の積分値を使用しているが、数学的には等価な、エコー信号を一次元フーリエ変換してプロジェクションデータに変換した後にその絶対値の自乗の積分値に対して（３）式と同様の計算を行っても良い。
【００３６】
▲３▼計算例―３：閾値以上のＰｉｘｅｌ数を求める。
エコー信号を一次元フーリエ変換してプロジェクションデータに変換した後の、各Ｐｉｘｅｌ値の絶対値またはその自乗をＷとすると、ある適当な閾値を決める事によって
｜（Ｈ信号のＷ）−（Ｌ信号のＷ）｜＞（閾値）      （４）
を満たすＰｉｘｅｌ数（データ点数）は運動領域に比例するので、全て静止領域であればほとんど０になる。従って、このＰｉｘｅｌ数が略０から上昇し始める時、あるいは略０に下降し終える時のスライス面を境界面とすることができる。
【００３７】
以上の計算例では、評価値が変化し始めるスライス面を境界面としたが、評価値の変化を補完してより詳細に求める事により、より正確な境界面の位置を求める事もできる。
【００３８】
以上の様にして、Ｈ信号とＬ信号とから計算される評価値の変化を追跡することによって境界面を特定することができる。
【００３９】
以下、上記の境界面特定法を利用した運動領域の位置特定と、運動領域の特定の軸方向を求める方法を図２に示す処理フローに基づいて説明する。
最初に、運動領域の位置を特定するために、上記の境界面特定法を利用して運動領域を外接して囲む直方体の６面を求める方法（図２のＳＴＥＰ−１）を図３（Ａ）（Ｂ）（Ｃ）に基づいて説明する。以下、運動領域として心臓を例にして説明するが、本発明は、心臓の様にその形状に関してある特定の軸（方向）が一意的に定義される様な運動する対象に対して適用可能である。一般に心臓の形状は回転楕円体と近似されるので、ここでも回転楕円体を心臓と見なして説明していく。
【００４０】
図３に示す様に、互いに直行する３軸方向をａ方向、ｂ方向、ｃ方向とする。ａ方向での心臓の存在する領域の境界面は、図３（Ａ）に示すように、ａ方向に垂直なスライス面を順次スキャンしながら上記評価値の変化を追跡し、評価値が変化し始めるスライス面を境界面とする。心臓を挟む両面の境界面を求める必要があるので、ａ方向に垂直なスライス面を順次スキャンして行き、上記評価値が上昇し始めるスライス面と下降し終えるスライス面を求める。
【００４１】
他のｂ方向、ｃ方向も同様である。図３（Ｂ）にｂ方向に垂直な面をスライス面として順次スキャンしていく様子を、図３（Ｃ）にｃ方向に垂直な面をスライス面として順次スキャンしていく様子を示す。いずれも、境界面の求め方はａ方向と同じである。
【００４２】
以上の様にして心臓を外接して囲む直方体の６面を求めることができるので、この直方体の内部が心臓の存在する領域として特定することができる。
【００４３】
次に、以上の様にして位置が特定された心臓の短軸と平行な方向を求める事により、心臓のイメージングに必要な短軸像あるいは長軸像を取得する方法を説明する。これには図２に示すように２つの方法（ＳＴＥＰ−２ＡとＳＴＥＰ−２Ｂ）が考えられ、最初にＳＴＥＰ−２Ａを説明する。
【００４４】
求めた直方体の６面の中から、最短の面間距離（つまり直方体の最短の一辺の長さ）を持つ相対する２面を選択（ＳＴＥＰ−２Ａ（１））して、さらにその面間距離が最小になるような配置を求める（ＳＴＥＰ−２Ａ（２））。他の境界面は、この面に対して垂直な方向で決めていくが、残りの４面全てを求める必要は無く、２番目に面間距離が小さい相対する２面を求めるだけでよい（ＳＴＥＰ−２Ａ（３））。最終的には図９に示す様に心臓を外接して囲む直方体の体積が最小になる様な境界面の中で、面間距離が短い２組４面の配置を求める。結果として、求めた４面に平行な方向が心臓の長軸方向になり、この長軸方向に垂直な面が心臓の短軸面と平行な面になる（ＳＴＥＰ−２Ａ（４））。
【００４５】
図４（Ａ）にａ方向に垂直な面３０１，３０２の面間距離が他の面間距離と比較して最短となる例を、図４（Ｂ）に図４（Ａ）をｂ方向から見た図を示す。さらに、境界面３０４の法線３０５とａ軸のなす角度がθ、法線３０５のｂ−ｃ面への射影３０６とｂ軸のなす角度がφの時に、この境界面３０３，３０４の面間距離が最小となる例（以下、この境界面を「Ｉａ面」という）を（Ｃ）に示す。このように、θとφを順次変えながら心臓を挟む境界面を求めて、その境界面間の距離が最小になる境界面の配置を求める。この場合、０＜θ、φ＜πの範囲で変えながら最小値を探索する（ＳＴＥＰ−２Ａ（２））。
【００４６】
次に、求められたＩａ面３０７に垂直で面間距離が最小の相対する境界面を決定するため、図４（Ｄ）に示す様にＩａ面の法線であるａ’軸に平行な境界面３０８をａ’軸に関して回転させながら面間距離が最小になる境界面（以下、「Ｉｂ面」という）を求める（ＳＴＥＰ−２Ａ（３））。以上の２つの境界面Ｉａ面とＩｂ面が求まれば、これらに２組の境界面に平行な方向が長軸方向となり、この長軸方向と垂直な面が短軸面に平行な面となる（ＳＴＥＰ−２Ａ（４））。
【００４７】
ここまでの例では、面間距離が短い方の２組４面を最初に求める事により長軸方向を決定したが、面間距離が長い方の２組４面を最初に求める事により短軸方向を決定し、短軸方向に垂直な面を長軸面に平行な面とすることもできる。あるいは、いずれの場合においても、既に求めた２組４面と垂直になる面に平行な残り１組２面を更に求めて、心臓を外接して囲む直方体の３組６面を全て求めることにより、長・短軸方向と長軸面・短軸面に平行な面を求めることも可能である。
【００４８】
以上の様にして、長軸方向と短軸面に平行な面が決まれば、あるいは、短軸方向と長軸面に平行な面が決まれば、後はマルチスライススキャンにより、短軸に平行な断面（図２のＳＴＥＰ−３（１））、あるいは、長軸に平行な断面（図２のＳＴＥＰ−３（２））を複数取得することができる（図２のＳＴＥＰ−３）。
【００４９】
次に、短軸面に平行な面を求める別の方法として、心臓内の任意の１点を回転中心として回転中心を通るスライス面を回転させて、心臓領域が最小になるスライス面を短軸面に平行な断面とする方法（ＳＴＥＰ−２Ｂ）を説明する。
【００５０】
ＳＴＥＰ−１により心臓を外接して囲む直方体が求められると、心臓内の任意の一点として直方体内の１点（例えば中心点）を選択する（ＳＴＥＰ−２Ｂ（１））ことができる。選択した１点を原点とする任意に設定した直交座標軸（ｘ，ｙ，ｚ）上に於いて、スライス面の法線３０５をｚ軸に対してθ回転し、かつ、法線３０５のｘ−ｙ平面への射影３０６とｘ軸とのなす角がφとなるように回転した状態を図５に示す。このスライス面のスキャンを行い、評価値を求める処理を０＜θ＜π、０＜φ＜２πの範囲でスライス面を回転させながら行う。このスライス面が短軸面と平行になった場合、そのスライス面に含まれる心臓領域が最小になるために、評価値も最小になる。従って、評価値が最小になる回転角θｍｉｎ、φｍｉｎのスライス面が短軸面に平行な断面となる（ＳＴＥＰ−２Ｂ（２））。
【００５１】
以上のスライス面を回転させながらスキャンを行う場合に、回転中心付近が毎回励起されるため回転中心付近からの信号強度が低下する。回転中心付近には心壁と心臓内の血流が含まれるが、血流からの信号強度はスライス面内の血流が毎回入れ替わるので信号強度の低下は少ない。一方、心壁は入れ替わることが無いので、信号強度の低下が起こる。これを補正するには、以下の方法がある。
【００５２】
補正方法−１：連続するスキャンで回転中心付近がなるべく重ならないようにする。
連続するスキャンで回転中心付近がなるべく重ならない様に回転角のステップを大きくし、最終的には全ての回転角をスキャンするようにする。図６にこの方法の例を示す。図６では、４０１→４０２→４０３→４０４→４０５→４０６・・・とスライス面を変えていくが、それぞれがなるべく重ならないようにし、かつ、２周以降は前回の隣の面（例えば、１面に対する４面）をスキャンすることで、中心付近が連続するスキャンでなるべく重ならない様にしている。
回転によって重なる領域がスライス厚程度まで少なくなれば、重なる部分の信号強度低下の影響は無視できる。
【００５３】
補正方法−２：回転中心付近からの信号が低下しても変動しないようにする。
評価値の計算例はいずれもＨ信号とＬ信号の減算を行うので、回転中心付近からの信号が低下しても変動しなければ特に問題は生じない。そこで、同じＴＲ（繰り返し時間）で
（１）スライス面を回転しながらＨ信号のみを全ての回転角で取得
（２）スライス面を回転しながらＬ信号のみを全ての回転角で取得
を行った後に、同一スライス面で（１）で取得したＨ信号と（２）で取得したＬ信号から評価値を計算し、評価値が最小になるスライス面を求める。これにより同一スライス面でＨ信号とＬ信号を連続して取得する場合と比較して、Ｈ信号とＬ信号との間でスピンの縦磁化の変動による信号の変動を抑えることができる  上記の補正方法を単独で、あるいは組み合わせて適用することにより、回転中心付近の信号強度の低下を抑制することができる。
【００５４】
以上、図２のＳＴＥＰ−１〜ＳＴＥＰ−３までの処理を実施することにより、心臓解析を行うために必要な心臓の短軸に平行な断面と長軸に平行な断面の撮像を行うための、心臓の位置特定及び心臓の長軸・短軸の方向とそれらに平行な面を自動的に特定することが可能になり、その後のマルチスライススキャンにより、長軸・短軸に平行な断面の断層画像を取得することができる。
【００５５】
【発明の効果】
心臓の断面を撮像する際に、操作者が撮像条件の変更と撮像を繰り返すことなく、心臓の長軸・短軸の方向とそれらに平行な断面を自動的に特定することができるため、操作者の煩雑な作業と被検体の負担を軽減できると共に、検査時間を大幅に短縮することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体像を示すブロック図。
【図２】心臓の位置特定の処理フロー図。
【図３】心臓の位置検出時に計測されるスライスを示す図で、（Ａ）ａ方向のスライス面を示す図、（Ｂ）ｂ方向のスライス面を示す図、（Ｃ）ｃ方向のスライス面を示す図。
【図４】心臓に外接する断面（境界面）とそれを回転させた状態を示す図で、（Ａ）ａ軸に垂直な楕円体３００を挟む境界面を示す図、（Ｂ）（Ａ）図をｂ軸方向から見た図、（Ｃ）境界面を回転させた状態を示す図、（Ｄ）Ｉａ面に垂直で楕円体に外接する境界面を示す図。
【図５】回転中心付近がなるべく重ならない様に回転する例を示す図。
【図６】スライス面の回転例を示す図。
【図７】ＭＰＧパルスを挿入したパルスシーケンスの例を示す図で、（Ａ）スピンエコー法の例を示す図、（Ｂ）グラディエントエコー法の例を示す図。
【図８】ＧＭＮおよびＧＭＮパルスを挿入したパルスシーケンスの例を示す図で、（Ａ）位相補正用パルスの例と位相の変化の様子を示す図、（Ｂ）スピンエコー法の例を示す図、（ｃ）グラディエントエコー法の例を示す図。
【図９】検出された心臓の位置を示す立方体を示す図。
【符号の説明】
１…被検体、２…磁場発生装置、３…傾斜磁場発生系、４…シーケンサ、５…送信系、６…受信系、７…信号処理系、８…ＣＰＵ、９…傾斜磁場コイル、１０…傾斜磁場電源、１３…高周波増幅器、１４ａ…送信側の高周波コイル、１４ｂ…受信側の高周波コイル、１５…増幅器、１６…直交位相検波器、１７…Ａ／Ｄ変換機、１８…磁気ディスク、１９…光ディスク、２０…ディスプレイ、３００…楕円体、３０１、３０２…回転前の面、３０３，３０４…回転後の面、３０５…回転後の面の法線、３０６…回転後の面の法線のｂ−ｃ面への射影、３０７…Ｉａ面、３０８…Ｉａ面に垂直で楕円体に外接して相対する２面、４０１〜４０６…回転するスライス面、５０１，５０２…スピンエコー法に挿入したＭＰＧパルスの例、５０３…グラディエントエコー法に挿入したＭＰＧパルスの例、６０１，６０２…双極性パルスの例、７０１，７０２，７０３…スピンエコー法に挿入したＧＭＮパルスの例、７０４，７０５，７０６…グラディエントエコー法に挿入したＧＭＮパルスの例
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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