CN102125434B - 磁共振影像装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种磁共振影像装置，根据检测出的横膈膜的位移，使各成像扫描的摄像范围发生位移。为了作为探头扫描和成像扫描的预备扫描而对包含心脏的区域心电同步地进行重复摄像，从而产生一系列的剖面图像，控制RF线圈的发送接收部和倾斜磁场电源。以一系列的剖面图像为对象，根据心脏整体的图像的变化，在心搏周期中确定冠状动脉的位置变动收敛于一定范围内的第1静止期间。以一系列的剖面图像中的、与所确定的第1静止期间或从第1静止期间扩大的静止期间对应的多个剖面图像为对象，通过局限于包含冠状动脉的局部范围来追踪冠状动脉的移动，确定心搏周期中的冠状动脉的第2静止期间。根据在第2静止期间内收集的MR数据重构图像。

Description

磁共振影像装置
相关申请的交叉引用
本申请基于并要求2010年1月20日提交的在先的日本专利申请No.2010-010412的优先权，其全部内容通过引用结合在本申请中。
技术领域
在此说明的实施方式一般地涉及一种磁共振影像装置。
技术背景
在通过磁共振影像装置(MRI)使冠状动脉、特别是心脏整体的冠状动脉的运转图像化的摄像(Whole Heart MRCA(WHMRCA)：全心磁共振冠状动脉造影)的情况下，使用利用三维的ssfp(steadystate free precession：稳态自由进动)序列在自然呼吸下进行摄像的方法。此时，用RMC(Real-time motion correction：实时运动校正)法对呼吸运动引起的心脏的运动进行校正并摄像。另一方面，在心搏运动方面，使用心电图记录仪(ECG)，利用心电同步调整从R波到摄像为止的时间，调整数据收集，使其在冠状动脉比较静止的静止期间进行。
以往，操作者观看预先摄像得到的电影图像，判断冠状动脉静止的期间，并在该期间进行正式摄像。因此，存在的问题是，设定冠状动脉的静止期间的作业需要时间，而且设定的静止期间的可靠性取决于医师的技术水平。
【现有技术文献】
【专利文献1】日本特开2008-302214号公报
【专利文献2】日本特开2009-178264号公报
发明内容
发明要解决的技术问题
本发明目的在于简便且高精度地确定冠状动脉的静止期间。
本发明的磁共振影像装置重复进行被检体的心脏整体的成像扫描，并且在紧接各上述成像扫描之前执行探头扫描，检测出被检体的呼吸运动引起的横膈膜的位移，并根据检测出的横膈膜的位移，使各成像扫描的摄像范围发生位移。为了作为探头扫描和成像扫描的预备扫描而对包含心脏的区域心电同步地进行重复摄像，从而产生一系列的剖面图像，控制部控制RF线圈的发送接收部和倾斜磁场电源。以一系列的剖面图像为对象，根据心脏整体的图像的变化，在心搏周期中确定冠状动脉的位置变动收敛于一定范围内的第1静止期间。以一系列的剖面图像中的、与所确定的第1静止期间或从第1静止期间扩大的静止期间对应的多个剖面图像为对象，通过局限于包含冠状动脉的局部范围而追踪冠状动脉的移动，确定心搏周期中冠状动脉的第2静止期间。根据在第2静止期间内收集的MR(Magnetic Resonance：磁共振)数据重构图像。
发明效果
能够简便且高精度地确定冠状动脉的静止期间。
附图说明
图1为表示本发明的实施方式所涉及的磁共振影像装置的结构的图。
图2为本实施方式中，与正式扫描(RMC(实时运动校正))相关的说明图。
图3为本实施方式中的正式扫描的说明图。
图4为根据本实施方式的预备扫描(Cineangiography：电影摄像)的说明图。
图5为表示根据本实施方式的确定冠状动脉静止期间的过程的流程图。
图6为图5的全局法的概要说明图。
图7为图5的静止部分除去步骤S11的说明图。
图8为表示图5的静止部分除去步骤S11的效果的图。
图9为图5的相关系数计算步骤S13的说明图。
图10为图5的相关系数时间位移发生步骤S14的说明图。
图11为图5的静止期间决定步骤S15的说明图。
图12为图5的静止期间扩大步骤S16及ROI设定步骤S17的说明图。
图13为图5的追踪步骤S18及时间变化发生步骤S19的说明图。
图14为图5的静止期间决定步骤S20的说明图。
符号说明
1...静磁场磁铁、2...倾斜磁场线圈单元、3...倾斜磁场电源、4...床、5...床控制部、6...发送RF线圈、7...发送部、8...接收RF线圈、9...接收部、10...计算机系统、10a...接口部、10b...数据收集部、10c...重构部、10d...存储部、10e...显示部、10f...输入部、10g...静止部分除去处理部、10h...电影摄像控制部、10i...噪声除去处理部、10j...运动指标计算部、10k...粗略静止期间决定部、10m...静止期间扩大处理部、10n...ROI设定部、10p...精细静止期间决定部、10q...ROI位移检测部、10r...WHMR摄像控制部、13...ECG、100...磁共振影像装置(MRI装置)、200...被检体。
具体实施方式
总的来说，根据一个实施方式，磁共振影像装置重复进行被检体的心脏整体的成像扫描，并且在紧接各上述成像扫描之前执行探头扫描，检测出被检体的呼吸运动引起的横膈膜的位移，并根据检测出的横膈膜的位移，使各成像扫描的摄像范围发生位移。为了作为探头扫描和成像扫描的预备扫描而对包含心脏的区域心电同步地进行重复摄像，从而产生一系列的剖面图像，控制部控制RF线圈的发送接收部和倾斜磁场电源。以一系列的剖面图像为对象，根据心脏整体的图像的变化，在心搏周期中确定冠状动脉的位置变动收敛于一定范围内的第1静止期间。以一系列的剖面图像中的、与所确定的第1静止期间或从上述第1静止期间扩大的静止期间对应的多个剖面图像为对象，通过局限于包含冠状动脉的局部范围来追踪冠状动脉的移动，确定心搏周期中的冠状动脉的第2静止期间。根据在第2静止期间内收集的MR数据重构图像。
以下，参照附图对本发明的实施方式进行说明。
图1表示本实施方式所涉及的磁共振影像装置(MRI装置)的结构。MRI装置100具有静磁场磁铁1。静磁场磁铁1典型地具有中空的圆筒形。圆筒内部形成由静磁场磁铁1产生的均匀的静磁场。静磁场磁铁1由永久磁铁或超导磁铁构成。
倾斜磁场线圈单元2配置在静磁场磁铁1的内侧。倾斜磁场线圈单元2具有与互相正交的X、Y、Z各轴相对应的X轴线圈、Y轴线圈、Z轴线圈这3种线圈。分别规定X轴为水平方向，Y轴为垂直方向。通常，Z轴位于圆筒中心线上。被检体被插入圆筒内部，以使其体轴与Z轴大致一致。3种线圈分别从倾斜磁场电源3接受电流供给，产生磁场强度沿着X、Y、Z各轴变化的倾斜磁场。而且，与Z轴平行地形成静磁场。典型地，X、Y、Z各轴的倾斜磁场分别被用于切片(slice)选择用倾斜磁场Gs、相位编码用倾斜磁场Ge和读出用倾斜磁场Gr。
床4具有可以在Z轴方向上移动的顶板4a。顶板4a的长度方向与Z轴平行。被检体200以放置在顶板4a上的状态被插入到倾斜磁场线圈单元2的圆筒内部。床控制部5控制顶板4a的移动。被检体200上安装了心电图记录仪(ECG)13。
发送RF线圈6配置在倾斜磁场线圈单元2的内侧。发送RF线圈6从发送部7接受高频脉冲的供给，并产生高频磁场。发送部7将与拉莫尔频率对应的高频脉冲发送到发送RF线圈6。接收RF线圈8配置在倾斜磁场线圈单元2的内侧。接收部9通过接收RF线圈8，接收在高频磁场激发的磁化自旋的缓和过程中产生的NMR(NuclearMagnetic Resonance：核磁共振)信号。接收RF线圈8可能兼用为发送RF线圈6。
计算机系统10通过接口部10a，与倾斜磁场电源3、床控制部5、发送部7、接收部9和ECG13连接。数据收集部10b通过接口部10a收集从接收部9输出的数字信号。数据收集部10b将收集的数字信号、即NMR信号数据存储在存储部10d中。重构部10c根据存储在存储部10d中的NMR信号数据，通过傅里叶变换等重构处理，重构核自旋的频谱数据或图像数据。存储部10d针对每个被检体存储NMR信号数据及频谱数据或图像数据。
显示部10e是为了显示频谱数据或图像数据等各种信息而设置的。输入部10f是为了使操作者将各种指令、信息等输入计算机系统10而设置的。作为输入部10f，可以适当地利用鼠标或轨迹球等指示设备、模式切换开关等选择设备或键盘等输入设备。
在此，在本实施方式中，利用WHMR摄像控制部10r控制RF线圈6、8的发送接收部7、9和倾斜磁场电源3，使用被称为RMC(实时运动校正)的技术，对因为被检体的呼吸运动、搏动等而移动的被检体的冠状动脉进行摄像。将该摄像称为主扫描。如图2、图3所示，在主扫描中，在二维或三维傅里叶变换法下，随着相位编码的增加而重复进行成像扫描(层块(slab)扫描)。由此重复收集不同相位编码的MR数据。根据涉及所有相位编码的MR数据集而重构图像。在主扫描中，在各成像扫描前，执行用于检测因被检体的呼吸运动而移动的横膈膜从基准位置(最初的扫描时的位置)的移动距离、即位移的探头扫描(导航扫描)。根据通过探头扫描检测出的横膈膜的位移，使成像扫描的以心脏整体为对象的摄像范围(激发范围、也称为层块)发生位移。
也就是说，RMC根据横膈膜的位移推断心脏的位移，当横膈膜的位移和心脏的位移、在此特别是横膈膜的位移与冠状动脉的细微运动之间有偏差时，在MR数据集内，数据收集位置会发生变化。因此会在图像上产生伪影。所以，通过一边改变相位编码步一边重复的成像扫描而收集用于重构的MR数据，不过从减少运动伪影的观点来看，至少在重构处理中所采用的MR数据集内，冠状动脉比较静止、即冠状动脉的位置变动收敛于一定范围内是很重要的。
基本上，将在左右冠状动脉包含在同一个剖面中的摄像面中，例如在四腔像、二腔像等横切心脏的剖面(与连接心尖部与心基部的心轴正交或倾斜的剖面)中进行重复摄像得到的一系列的剖面图像的集合(电影图像)，作为确定冠状动脉的静止期间的基础数据来使用。另外，冠状动脉的静止期间并不限于冠状动脉在严格意义上存在于同一位置的期间，而是定义为运动伪影能够减少到对诊断影响小的程度的、冠状动脉的位移收敛于某一定范围内的期间。
为求出冠状动脉的静止期间，首先对这些一系列的剖面图像在分别相邻的图像间进行比较，通过求出图像间的差分或相关系数而求出运动指标。如果心脏及冠状动脉大致静止，则相邻的图像间的差异小，所以例如在差分法中，可以将表示通过图像间的差分剩下的象素的总和(残差象素数)在接近零的阈值以下的期间确定为该静止期间。另一方面，在互相关法中，如果图像间没有差异，则相关系数近似于1.0，就可以将表示相关系数为近似于1.0的阈值以上的期间确定为该静止期间。
由此，运动检测中可以利用差分法和互相关法，虽然差分法简便、计算快，但抗噪性弱，而与差分法相比，互相关法虽然抗噪性稍强，但存在的问题是，当计算区域是例如图像整体时，计算量会非常大且花费时间。
另一方面，在运动检测的粗略分类中，有两种方法，分别是使用心脏整体信号(信息)的全局法和在冠状动脉部分设置局部的局部ROI(Region of Interest：关心区域)从而进行运动检测的局部法。全局法的优点在于：能够检测出全部区域的静止相；能够实现全自动化(不需要ROI)；由于是心脏整体所以计算量大(尤其是互相关)；因为找出作为心脏整体的静止相，所以不需要对左右冠状动脉的静止时间进行后处理等。全局法的缺点具有如下特征：相对于静止部位的信号，运动部分的信号变化量小时，运动的检测灵敏度低；如果血流等即使心脏静止也发生亮度变化，则容易被错误识别为运动，即广义上抗噪性弱。
作为上述全局法的问题之一，如果有静止部分的强烈信号，则运动的检测灵敏度会降低，作为对这个问题的改良法，示出了仅自动提取心脏等的运动部分的方法。从一系列的剖面图像中根据各象素的时间变化而将运动部分和静止部分分离。作为实例，有利用傅里叶变换的方法和使用象素变化的空间分布的统计手法的方法。利用傅里叶变换的方法是，通过在时间方向上对各象素的象素值的时间变化进行傅里叶变换，根据运动部分显示出较高的频率分量，静止部分显示出近似于零频率的低频率分量，由此分离运动部分和静止部分。在统计手法中，信号变化在时间方向上大的部分是运动部分，信号变化在时间方向上小的部分是静止部分，由此，统计手法例如利用判别分析等分离运动部分和静止部分。根据该方法，首先除去静止部分的信号，只作为心脏部分提高运动检测灵敏度之后，显示得到的运动的时间变化。从该时间变化中提取静止期间。该方法如上所述，如果为差分法，则将残差象素数比某个阈值低且时间变化小的部分持续的期间作为该静止期间。
其次，在局部法中，通过设置包含冠状动脉部分的局部ROI，以该ROI为视野追踪冠状动脉部分，来检测冠状动脉的位移。在利用ROI的追踪中，例如以前一帧的ROI的位置为中心，在下一帧设定规定的搜索范围，在该搜索范围内移动ROI，同时在前一帧的ROI内的图像部分和下一帧的ROI内的图像部分之间计算例如相关系数，将显示最大的相关系数的下一帧的ROI的位置确定为该图像上的冠状动脉的位置。该局部法的优点在于，能够以高精度检测运动且计算速度快等，而缺点具有以下特征：需要设定ROI的操作；因为是左右分别检测，所以无法了解整体的运动；一旦冠状动脉变形，会变得与模板不一致，因此难以进行全部区域的提取等。
由此，分别单独使用全局法和局部法存在的问题是，难以同时、简单、高精度且稳健(robust)地提取冠状动脉的静止期间。
为解决这个问题，在本实施方式中，首先通过全局法粗略地求出涉及全部心搏期间的静止期间，实际上是收缩期的静止期间和舒张期的静止期间；其次仅以按照在该全局法中求出的粗略的静止期间缩小了范围的期间为对象应用局部法。由此，本实施方式并用全局法和局部法。
以下进行具体说明。
在本实施方式中，在执行主扫描(探头扫描及成像扫描)之前，确定不产生严重的运动伪影的程度的冠状动脉比较静止的期间(静止期间)。在本实施方式中，在主扫描之前，在电影摄像控制部10h的控制下进行预备扫描，如图4所示，重复收集与同时横切心脏的左右冠状动脉的剖面相关的剖面图像。电影摄像控制部10h控制发送部7、接收部9和倾斜磁场电源3，对与纵切被检体的心脏的剖面相关的剖面图像进行重复摄像，并存储在存储部10中。在预备扫描中，例如使用为了在每次重复的激发中使横磁化的相位一致而在Ge、Gs、Gr的反方向施加倾斜磁场的ssfp(稳态自由进动)摄像法。剖面图像的摄像扫描在自然呼吸下例如大约重复进行一分钟左右。
使用在预备扫描中摄像得到的一系列的剖面图像，确定冠状动脉的静止期间。图5表示冠状动脉的静止期间的确定处理的过程。在本实施方式中，重要的是如上所述并用全局法和局部法。如图6所示，全局法利用通过重复摄像得到的剖面图像，根据表示心脏整体的位置的变动程度的指标(运动指标)，粗略(大致)地确定心搏周期中冠状动脉的变动收敛于一定范围内的静止期间(称为第1静止期间)。作为表示心脏整体的位置的变动程度的运动指标，对相邻的剖面图像进行差分，并计算与其残差象素的总和相关的时间变化或相邻的剖面图像之间的相关系数，与该相关系数相关的时间变化是很典型的。另一方面，如图12、图13所示，局部法通过局限于包含冠状动脉的局部范围(ROI)来追踪冠状动脉的移动，从而精细地(高精度地)确定心搏周期中冠状动脉比较静止的期间(第2静止期间)。
在本实施方式中，在并用全局法和局部法时，局部法限于与通过全局法确定的粗略静止期间(第1静止期间)对应的期间，以在该期间产生的一部分的剖面图像为对象，通过ROI追踪冠状动脉的运动。
首先，在应用全局法时，作为事前处理，除去心脏以外的胸廓等的静止部分。如图7所示，在静止部分除去处理部10g中，以在预备扫描中收集的一系列的全部剖面图像为对象，针对各象素产生信号强度(象素值)的时间曲线(时间变化)，并在时间轴方向上对各象素的时间变化分别进行傅里叶变换。傅里叶变换的结果是，如图8的虚线所示，将显示出近似于零频率的阈值以下的频率分量的象素作为与胸廓等静止部分相当的区域的象素而从各剖面图像中除去。包含冠状动脉的心脏区域由于其搏动而显示出比较活跃的运动，所以在此不被除去而留下。另外，作为其他方法，针对各象素计算规定期间(电影摄影期间)的最大信号强度(最大象素值)与最小信号强度(最小象素值)的差，生成这个差的空间分布，并从空间分布中除去通过统计手法推断出的一块静止部分。然后，噪声除去处理部10i除去由于除去静止部分而产生的空间高频噪声。
其次，通过全局法的本质确定冠状动脉的粗略的第1静止期间。对于除去了静止部分的剖面图像，通过运动指标计算部10j计算出表示心脏整体的位置的变动程度的运动指标(S13)。作为该运动指标，如图6所示，对相邻的剖面图像进行差分，计算出与其残差象素的总和相关的时间变化(时间曲线)或相邻的剖面图像间的相关系数，与该相关系数相关的时间变化是很典型的。如图8所示，通过事前处理除去静止部分，提取有运动的部分，从而能够在差分值和相关系数的时间变化上非常明显地表现出心脏整体和冠状动脉的运动。
如图10、图11所示，根据得到的差分值或相关系数的时间变化，粗略静止期间决定部10k决定第1静止期间(S15)。作为其方法，例如如果为差分法，则确定为残差象素数比某个阈值低且时间变化小的部分持续的期间。如果为相关系数法，则确定为相关系数比某个阈值高且时间变化小的部分持续的期间。典型地，该第1静止期间分别在收缩期和舒张期确定。
搜索心相位的全部区域，粗略地求出收缩期和舒张期，求出的算法是将信号变化在某个范围以下的期间按照从长到短的顺序分配为舒张期、收缩期(到n＝2)。
另外，在对图像整体进行差分或计算相关系数的手法中，确实只有运动部分的信号被提取且留下，而另一方面，静止部分的信号也只是变为0，计算对象区域仍然是原来的图像区域。因此，之后使用对噪声分量更稳健的相关系数法时，如果就照原样，则计算量庞大。因此，如图9所示，运动指标计算部10j使用如下方法：通过模板匹配或纹理映射对心脏部分进行搜索，设定作为计算区域的ROI使其包含整个心脏，对计算区域进行限定。通过这个方法，即使应用了相关系数法，也能够减少计算量。
通过全局法如下粗略决定涉及心相位整体的静止相：1)提高与运动相关的灵敏度→只提取运动部分(除去静止部位)；2)除去血液等引起的噪声分量→通过阈值处理1除去背景噪声(低信号部分)；3)通过阈值处理2除去血液部分(高信号部分)；4)进行差分或互相关，减少互相关的计算量(只提取运动部分，依照模板匹配等只提取心脏部分后，进行互相关)。
根据与通过上述全局法粗略得到的收缩期和舒张期对应的两个第1静止期间，适用能够进行更详细的运动分析的局部法。通过全局法得到的第1静止期间，由于噪声分量等还不能说是正确的，所以并用能够进行更详细的运动分析的局部法。利用通过全局法得到的第1静止期间来限定该局部法的处理对象期间。为此，首先通过静止期间扩大处理部10m将通过全局法求出的粗略的第1静止期间稍微扩大(S16)。作为扩大方法，具体而言，利用通过全局法求出的、比冠状动脉的开始停止的时间早规定的时间的时刻的血管图像，并以该图像为基础实施局部法的分析。实际上，可以将各第1静止期间前后分别扩大规定的时间范围，也可以按照超过1.0的规定比例扩大第1静止期间。
另外，也可以不扩大第1静止期间，而将与第1静止期间相同的期间作为局部法的应用范围。在此将扩大静止期间作为局部法的应用范围进行说明。
在局部法中，首先如图12所示，ROI设定部10n在扩大的第1静止期间内的最初的剖面图像上，利用例如收缩期的右冠状动脉的模板，初始设定局部区域(ROI)(S17)。以该局部区域(ROI)为视野，依次在下一帧的剖面图像上的搜索范围内搜索冠状动脉区域。作为搜索方法，利用互相关等，在前一帧的ROI内的局部图像部分与下一帧的ROI内的局部图像部分之间，计算相关系数，将搜索范围内显示出最大相关系数的ROI的位置确定为下一帧上的冠状动脉区域的位置。像这样在扩大的第1静止期间中依次追踪剖面图像上的冠状动脉的位置(S18)。对于左冠状动脉的追踪也进行同样的处理。另外，对于舒张期的相位，使用舒张期的各个冠状动脉的模板。冠状动脉的模板可以是多人的平均，也可以作为纹理。将表示由此得到的冠状动脉上的ROI的候补位置的ROI标志重叠在剖面图像上并显示在显示部10e上，对操作者进行提示。对显示出的ROI的初始位置候补(左、右、收缩期和舒张期这4点)，如果可以就按下进入下一步骤的按钮。否则就手动地修正ROI的初始位置后，按下进入下一步骤的按钮。这之后的处理是从ROI的初始位置起搜索规定的搜索范围，检测出下一个冠状动脉的位置，并且通过ROI位移检测部10q检测其运动量、即初始帧的冠状动脉位置和各帧的冠状动脉位置之间的距离(位移)。以如此求出的位移为基础，在位置检测后，将ROI位置更换到新的冠状动脉位置，即对冠状动脉位置进行追踪。此时，基准可以每次更换到的新的ROI位置，也可以将最初求出的初始ROI位置一直作为基准，在稍大的检索范围中，每次都根据初始基准位置求出冠状动脉的位置。另外每次都求出从初始位置的移动的方法具有误差不会累积的特征。
也就是说，图12的画面自动弹出，用左右的冠状动脉分别在收缩期、舒张期的模板(平均等)或规定的纹理进行匹配，显示ROI的候补位置，确认候补位置，如果可以就直接按下继续按钮，如果需要修正位置，就手动修正后按下继续按钮，进入局部法的处理。
通过这样的位移检测，在精细静止期间决定部10p中产生了图12的下栏所示的4个表示左右冠状动脉的位置变动的运动指标的时间变化(时间曲线)(S19)。在精细静止期间决定部10p中，根据4个表示左右冠状动脉的位置变动的运动指标的时间变化，高精度地决定冠状动脉的变动收敛于一定范围内的程度的、移动量较小的状态(静止状态)下的静止期间(第2静止期间)(S20)。因为需要是作为整体使冠状动脉的运动较小的期间，所以取左、右冠状动脉的静止期间的“与”(and)作为最终的第2静止期间。
即如图14所示，作为开始停止的时刻，设为最晚(收缩期是图中a、舒张期是图中c)，作为开始运动，设为最早的时刻(收缩期是图中b、舒张期是图中d)。即，根据4个左右冠状动脉的位移的时间变化，将表示规定阈值以下的位移的期间分别确定为与左右冠状动脉相关的第2静止期间候补，并且将这些与左右冠状动脉相关的第2静止期间候补重叠的期间确定为最终的第2静止期间。
另外，作为第2静止期间，也可以分别决定与心脏的收缩期对应的第2静止期间和与心脏的舒张期对应的第2静止期间，在心脏的收缩期和舒张期分开使用局部法的应用范围。
如此，能够得到左、右、收缩期和舒张期这4个表示位置变动的运动指标的时间变化，且为了得到最高画质的图像，作为运动最少的期间、即开始停止的时刻，设为最晚(收缩期是图中a、舒张期是图中c)，作为开始运动，设为最早的时刻(收缩期是图中b、舒张期是图中d)(决定为静止期间的“与”)。
通过采用这样的方法，有效利用了局部法的高精度运动检测能力，同时作为全局法的优点，还能够求出作为心脏整体的运动的静止期间。
通过WHMR控制部10r进行主扫描，集中在第2静止期间内收集的MR数据，并根据该数据集通过重构部10c对图像进行重构。
对本发明的特定的实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例子而示出的，并不意图限定本发明的范围。在此说明的这些新颖的实施方式能够通过其他各种形态来实施，并且在不脱离发明的要旨的范围内，可以进行各种省略、置换、变更。附加的权利要求及其等同物旨在覆盖这些落入本发明的范围和要旨内的这样的形式或变形。

Claims (18)

1.一种磁共振影像装置，重复进行被检体的心脏整体的成像扫描，并且在紧接各上述成像扫描之前执行探头扫描，检测出上述被检体的呼吸运动引起的横膈膜的位移，并根据上述检测出的横膈膜的位移，使各上述成像扫描的摄像范围发生位移，其特征在于，该磁共振影像装置具备：
控制部，为了作为上述探头扫描和成像扫描的预备扫描而对包含上述心脏的区域心电同步地进行重复摄像，从而产生一系列的剖面图像，控制RF线圈的发送接收部和倾斜磁场电源；
第1静止期间确定处理部，以上述一系列的剖面图像为对象，根据上述心脏整体的图像的变化，在心搏周期中确定冠状动脉的位置变动收敛于一定范围内的第1静止期间；
第2静止期间确定处理部，以上述一系列的剖面图像中的、与上述确定的第1静止期间或从上述第1静止期间扩大的静止期间对应的多个剖面图像为对象，通过局限于包含上述冠状动脉的局部范围来追踪冠状动脉的移动，确定上述心搏周期中的上述冠状动脉的第2静止期间；以及
重构处理部，根据在上述第2静止期间内收集的MR数据重构图像。
2.根据权利要求1所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述第1静止期间确定处理部具有从上述一系列的剖面图像中除去静止部分的静止部分除去处理部。
3.根据权利要求2所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述静止部分除去处理部针对上述一系列的剖面图像的各象素，对象素值的时间变化进行傅里叶变换，并将显示出规定频率以下的象素作为上述静止部分除去。
4.根据权利要求2所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述静止部分除去处理部针对上述一系列的剖面图像的各象素，根据规定期间内的最大象素值与最小象素值的差的空间变化，判断上述静止部分。
5.根据权利要求1所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述第1静止期间确定处理部根据上述一系列的剖面图像的相邻帧之间的差分结果，确定上述第1静止期间。
6.根据权利要求1所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述第1静止期间确定处理部根据上述一系列的剖面图像中的相邻帧之间的相关系数，确定上述第1静止期间。
7.根据权利要求5所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述第1静止期间确定处理部局限于包括上述心脏整体的局部区域来计算上述差分结果。
8.根据权利要求6所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述第1静止期间确定处理部局限于包括上述心脏整体的局部区域来计算上述相关系数。
9.根据权利要求1所述的磁共振影像装置，其特征在于，还具备：
静止期间扩大处理部，将上述确定的第1静止期间前后扩大规定的时间幅度。
10.根据权利要求1所述的磁共振影像装置，其特征在于，还具备：
静止期间扩大处理部，以超过1.0的规定比例，扩大上述确定的第1静止期间。
11.根据权利要求1所述的磁共振影像装置，其特征在于，还具备：
局部范围设定部，在左冠状动脉和右冠状动脉上分别设定上述局部范围。
12.根据权利要求11所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述局部范围设定部在横切上述心脏的剖面上，利用将左冠状动脉用的局部范围和右冠状动脉用的局部范围配置在初始位置上的模板，设定上述左冠状动脉用的局部范围和上述右冠状动脉用的局部范围。
13.根据权利要求11所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述第2静止期间确定处理部根据与指示上述左冠状动脉的位置变动的指标相关的时间曲线和与指示上述右冠状动脉的位置变动的指标相关的时间曲线，确定上述第2静止期间。
14.根据权利要求11所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述第2静止期间确定处理部将根据与指示上述左冠状动脉的位置变动的指标相关的时间曲线得到的第2静止期间候补和根据与指示上述右冠状动脉的位置变动的指标相关的时间曲线得到的第2静止期间候补重叠的期间，确定为上述第2静止期间。
15.根据权利要求11所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述第2静止期间确定处理部将根据与指示上述左冠状动脉的位置变动的指标相关的时间曲线得到的第2静止期间候补和根据与指示上述右冠状动脉的位置变动的指标相关的时间曲线得到的第2静止期间候补中的一方决定为上述第2静止区间。
16.根据权利要求1所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述第2静止期间确定处理部在上述剖面图像的相邻帧之间利用由上述局部范围内的象素分布的相关系数确定上述冠状动脉的移动位置。
17.根据权利要求11所述的磁共振影像装置，其特征在于：
上述第2静止期间确定处理部决定与上述心脏的收缩期和舒张期分别对应的上述第2静止期间。
18.一种图像处理装置，其特征在于，具备：
存储部，存储与包含被检体的冠状动脉的心脏相关的一系列的剖面图像的数据；
第1静止期间确定处理部，根据上述一系列的剖面图像的图像间的变化，确定第1静止期间；以及
第2静止期间确定处理部，以与上述确定的第1静止期间或从上述第1静止期间扩大的静止期间对应的多个剖面图像为对象，通过追踪上述冠状动脉，确定比上述第1静止期间短的第2静止期间。
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