JP6510193B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and image processing apparatus - Google Patents

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Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置及び画像処理装置に関する。 Embodiments of the present invention relate to a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus and an image processing apparatus .

MRI装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴(MR: magnetic resonance)信号から画像を再構成する画像診断装置である。   An MRI apparatus magnetically excites nuclear spins of an object placed in a static magnetic field with a radio frequency (RF) signal at a Larmor frequency, and generates magnetic resonance (MR) accompanying this excitation. It is an imaging diagnostic apparatus that reconstructs an image from a signal.

MRI装置を用いた冠動脈の検査では、冠動脈の動きが小さくなる静止相(cardiac rest period)の検出が重要である。静止相は、収縮末期及び拡張末期にそれぞれ数十msから数百ms程度の期間として確認されている。静止相が特定されると、静止相においてデータ収集を行うことにより、明瞭な画像を得ることが可能となる。   In the examination of coronary arteries using an MRI apparatus, it is important to detect a cardiac rest period in which the motion of the coronary arteries is reduced. The stationary phase is confirmed as a period of several tens of ms to several hundreds of ms at the end systole and the end diastole, respectively. Once the stationary phase is identified, it is possible to obtain a clear image by performing data collection in the stationary phase.

従来の静止相の検出方法としては、冠動脈部分の局所的なテンプレートマッチングによって冠動脈を追跡する方法と、画像全体を対象として、隣り合う画像データ間の差分値又は相互相関係数を指標とする方法が知られている。   As a conventional stationary phase detection method, a method of tracking a coronary artery by local template matching of a coronary artery part, and a method of using a difference value or a cross correlation coefficient between adjacent image data as an index for the whole image It has been known.

テンプレートマッチングによって冠動脈を追跡する場合には、心臓の四腔断面(4-chamber view)のシネ画像の最初のフレームの画像において手動で左右の冠動脈の位置に関心領域(ROI: region of interest)が設定される。そして、ROI部分のテンプレートマッチングによって冠動脈が追跡される。冠動脈の追跡によって冠動脈の軌跡が得られると、冠動脈の位置の変化が少ない期間を静止相として抽出することができる。   When tracking a coronary artery by template matching, the region of interest (ROI) is manually located at the position of the left and right coronary arteries in the image of the first frame of the cine image of the 4-chamber view of the heart. It is set. Then, the coronary artery is tracked by template matching of the ROI portion. When the trajectory of the coronary artery is obtained by tracking the coronary artery, a period in which the change in the position of the coronary artery is small can be extracted as the stationary phase.

一方、画像全体を対象として、隣り合う画像間の差分値又は相互相関係数を指標とする方法では、残差ピクセル数が一定の値以下又は相互相関係数値が一定の値以上となる期間として静止相を特定することができる。   On the other hand, in the method of using the difference value or the cross correlation coefficient between adjacent images for the entire image as an index, the period in which the number of residual pixels is below a certain value or the cross correlation coefficient value is a certain value or more The stationary phase can be identified.

特開2011−147560号公報JP, 2011-147560, A

本発明は、冠動脈の静止期間を良好な精度で自動的に検出することが可能な磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置を提供することを目的とする。 An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus and an image processing apparatus capable of automatically detecting the resting period of a coronary artery with good accuracy.

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、画像収集部と、特徴点検出部と、冠動脈検出部と、静止期間検出部とを備える。画像収集部は、被検体の心臓をカバーする磁気共鳴画像データと、前記被検体の冠動脈が描出された磁気共鳴シネ画像データとを収集する。特徴点検出部は、前記心臓をカバーする磁気共鳴画像データに基づいて前記心臓の特徴点の位置を自動検出する。冠動脈検出部は、前記磁気共鳴シネ画像データにおける少なくとも初期の空間探索領域を前記特徴点の位置に基づいて自動的に設定し、複数フレームに対応する前記初期以降の複数の探索領域を対象とするテンプレートマッチングによって前記磁気共鳴シネ画像データから前記冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化を検出する。静止期間検出部は、前記冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化に基づいて前記冠動脈が静止しているとみなせる期間を検出する。前記冠動脈検出部は、冠動脈の形状を模擬した複数のテンプレートのうち、前記初期の空間探索領域を対象とする前記テンプレートマッチングの結果、最も一致度が大きいテンプレートを前記初期の空間探索領域の前記テンプレートマッチング用のテンプレートとして採用するように構成される。
また、本発明の実施形態に係る画像処理装置は、画像収集部と、特徴点検出部と、冠動脈検出部と、静止期間検出部とを備える。画像収集部は、被検体の心臓をカバーする画像データと、前記被検体の冠動脈が描出されたシネ画像データとを収集する。特徴点検出部は、前記心臓をカバーする画像データに基づいて前記心臓の特徴点の位置を自動検出する。冠動脈検出部は、前記シネ画像データにおける少なくとも初期の空間探索領域を前記特徴点の位置に基づいて自動的に設定し、複数フレームに対応する前記初期以降の複数の探索領域を対象とするテンプレートマッチングによって前記シネ画像データから前記冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化を検出する。静止期間検出部は、前記冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化に基づいて前記冠動脈が静止しているとみなせる期間を検出する。前記冠動脈検出部は、冠動脈の形状を模擬した複数のテンプレートのうち、前記初期の空間探索領域を対象とする前記テンプレートマッチングの結果、最も一致度が大きいテンプレートを前記初期の空間探索領域の前記テンプレートマッチング用のテンプレートとして採用するように構成される。
A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention includes an image acquisition unit, a feature point detection unit, a coronary artery detection unit, and a rest period detection unit. The image acquisition unit collects magnetic resonance image data covering the heart of the subject and magnetic resonance cine image data depicting the coronary artery of the subject. The feature point detection unit automatically detects the position of the feature point of the heart based on magnetic resonance image data covering the heart. The coronary artery detection unit automatically sets at least an initial spatial search region in the magnetic resonance cine image data based on the position of the feature point, and targets a plurality of initial and subsequent search regions corresponding to a plurality of frames. A change in frame direction of the representative position of the coronary artery is detected from the magnetic resonance cine image data by template matching. The stationary period detection unit detects a period during which the coronary artery can be regarded as stationary based on a change in the frame direction of the representative position of the coronary artery. The coronary artery detection unit is configured to select a template having the largest matching score as a result of the template matching for the initial spatial search area among the plurality of templates simulating the shape of the coronary artery as the template for the initial spatial search area. It is configured to be adopted as a template for matching.
An image processing apparatus according to an embodiment of the present invention includes an image acquisition unit, a feature point detection unit, a coronary artery detection unit, and a rest period detection unit. The image acquisition unit collects image data covering the heart of the subject and cine image data depicting the coronary artery of the subject. The feature point detection unit automatically detects the position of the feature point of the heart based on the image data covering the heart. The coronary artery detection unit automatically sets at least an initial spatial search area in the cine image data based on the position of the feature point, and performs template matching for a plurality of initial search areas corresponding to a plurality of frames. The change in the frame direction of the representative position of the coronary artery is detected from the cine image data by the The stationary period detection unit detects a period during which the coronary artery can be regarded as stationary based on a change in the frame direction of the representative position of the coronary artery. The coronary artery detection unit is configured to select a template having the largest matching score as a result of the template matching for the initial spatial search area among the plurality of templates simulating the shape of the coronary artery as the template for the initial spatial search area. It is configured to be adopted as a template for matching.

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. 図1に示すコンピュータの機能ブロック図。FIG. 2 is a functional block diagram of a computer shown in FIG. 心臓をカバーするMR画像データ及びMRシネ画像データの収集期間を示す図。The figure which shows the acquisition period of MR image data and MR cine image data which cover a heart. 冠動脈のテンプレートマッチング用の初期の空間探索領域の設定方法を説明する図。The figure explaining the setting method of the initial spatial search area | region for template matching of a coronary artery. 初期の空間探索領域におけるテンプレートマッチング用のテンプレートの一例を示す図。The figure which shows an example of the template for template matching in an initial spatial search area | region. テンプレートマッチング用のテンプレートの更新方法を説明する図。The figure explaining the update method of the template for template matching. 冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化に基づいて冠動脈の静止期間を検出した例を示す図。The figure which shows the example which detected the stationary period of the coronary artery based on the change in the flame | frame direction of the representative position of a coronary artery. 図1に示す磁気共鳴イメージング装置の動作の一例を示すフローチャート。7 is a flowchart showing an example of the operation of the magnetic resonance imaging apparatus shown in FIG.

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置について添付図面を参照して説明する。 A magnetic resonance imaging apparatus and an image processing apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the attached drawings.

図1は本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図である。   FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.

磁気共鳴イメージング装置20は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石21、この静磁場用磁石21の内側に設けられたシムコイル22、傾斜磁場コイル23及びRFコイル24を備えている。   The magnetic resonance imaging apparatus 20 includes a cylindrical static magnetic field magnet 21 that forms a static magnetic field, a shim coil 22 provided inside the static magnetic field magnet 21, a gradient magnetic field coil 23, and an RF coil 24.

また、磁気共鳴イメージング装置20には、制御系25が備えられる。制御系25は、静磁場電源26、傾斜磁場電源27、シムコイル電源28、送信器29、受信器30、シーケンスコントローラ31及びコンピュータ32を具備している。制御系25の傾斜磁場電源27は、X軸傾斜磁場電源27x、Y軸傾斜磁場電源27y及びZ軸傾斜磁場電源27zで構成される。また、コンピュータ32には、入力装置33、表示装置34、演算装置35及び記憶装置36が備えられる。   The magnetic resonance imaging apparatus 20 further includes a control system 25. The control system 25 includes a static magnetic field power supply 26, a gradient magnetic field power supply 27, a shim coil power supply 28, a transmitter 29, a receiver 30, a sequence controller 31 and a computer 32. The gradient magnetic field power supply 27 of the control system 25 is composed of an X axis gradient magnetic field power supply 27 x, a Y axis gradient magnetic field power supply 27 y and a Z axis gradient magnetic field power supply 27 z. The computer 32 further includes an input device 33, a display device 34, an arithmetic device 35, and a storage device 36.

静磁場用磁石21は静磁場電源26と接続され、静磁場電源26から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石21は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源26と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石21を永久磁石で構成し、静磁場電源26が設けられない場合もある。   The static magnetic field magnet 21 is connected to the static magnetic field power supply 26 and has a function of forming a static magnetic field in the imaging region by the current supplied from the static magnetic field power supply 26. The static magnetic field magnet 21 is often constituted by a superconducting coil, and is connected to the static magnetic field power supply 26 at the time of excitation to supply a current, but after being excited once, it is not connected. Is common. In addition, the static magnetic field magnet 21 may be a permanent magnet, and the static magnetic field power supply 26 may not be provided.

また、静磁場用磁石21の内側には、同軸上に筒状のシムコイル22が設けられる。シムコイル22はシムコイル電源28と接続され、シムコイル電源28からシムコイル22に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。   Further, a cylindrical shim coil 22 is provided coaxially inside the static magnetic field magnet 21. The shim coil 22 is connected to a shim coil power supply 28 and is configured such that a current is supplied from the shim coil power supply 28 to the shim coil 22 to make the static magnetic field uniform.

傾斜磁場コイル23は、X軸傾斜磁場コイル23x、Y軸傾斜磁場コイル23y及びZ軸傾斜磁場コイル23zで構成され、静磁場用磁石21の内側において筒状に形成される。傾斜磁場コイル23の内側には寝台37が設けられて撮像領域とされ、寝台37には被検体Pがセットされる。RFコイル24にはガントリに内蔵されたRF信号の送受信用の全身用コイル(WBC: whole body coil)や寝台37や被検体P近傍に設けられるRF信号の受信用の局所コイルなどがある。   The gradient magnetic field coil 23 is composed of an X axis gradient magnetic field coil 23 x, a Y axis gradient magnetic field coil 23 y and a Z axis gradient magnetic field coil 23 z, and is formed in a tubular shape inside the static magnetic field magnet 21. A bed 37 is provided inside the gradient magnetic field coil 23 to be an imaging region, and the subject P is set on the bed 37. The RF coil 24 includes a whole body coil (WBC: whole body coil) for transmitting and receiving an RF signal built in the gantry, a bed 37 and a local coil for receiving an RF signal provided in the vicinity of the subject P.

また、傾斜磁場コイル23は、傾斜磁場電源27と接続される。傾斜磁場コイル23のX軸傾斜磁場コイル23x、Y軸傾斜磁場コイル23y及びZ軸傾斜磁場コイル23zはそれぞれ、傾斜磁場電源27のX軸傾斜磁場電源27x、Y軸傾斜磁場電源27y及びZ軸傾斜磁場電源27zと接続される。   The gradient magnetic field coil 23 is connected to the gradient magnetic field power supply 27. The X-axis gradient coil 23x, Y-axis gradient coil 23y and Z-axis gradient coil 23z of the gradient coil 23 are respectively the X-axis gradient power supply 27x, Y-axis gradient power supply 27y and Z-axis gradient of the gradient power supply 27 It is connected to the magnetic field power supply 27z.

そして、X軸傾斜磁場電源27x、Y軸傾斜磁場電源27y及びZ軸傾斜磁場電源27zからそれぞれX軸傾斜磁場コイル23x、Y軸傾斜磁場コイル23y及びZ軸傾斜磁場コイル23zに供給された電流により、撮像領域にそれぞれX軸方向の傾斜磁場Gx、Y軸方向の傾斜磁場Gy、Z軸方向の傾斜磁場Gzを形成することができるように構成される。   Then, currents supplied from the X-axis gradient power supply 27x, the Y-axis gradient power supply 27y and the Z-axis gradient power supply 27z to the X-axis gradient coil 23x, the Y-axis gradient coil 23y and the Z-axis gradient coil 23z, respectively. A gradient magnetic field Gx in the X-axis direction, a gradient magnetic field Gy in the Y-axis direction, and a gradient magnetic field Gz in the Z-axis direction can be formed in the imaging region.

RFコイル24は、送信器29及び受信器30の少なくとも一方と接続される。送信用のRFコイル24は、送信器29からRF信号を受けて被検体Pに送信する機能を有し、受信用のRFコイル24は、被検体P内部の原子核スピンのRF信号による励起に伴って発生したMR信号を受信して受信器30に与える機能を有する。   The RF coil 24 is connected to at least one of the transmitter 29 and the receiver 30. The RF coil 24 for transmission has a function of receiving an RF signal from the transmitter 29 and transmitting it to the subject P, and the RF coil 24 for reception is associated with excitation of nuclear spins in the subject P by the RF signal. It has a function of receiving the generated MR signal and giving it to the receiver 30.

一方、制御系25のシーケンスコントローラ31は、傾斜磁場電源27、送信器29及び受信器30と接続される。シーケンスコントローラ31は傾斜磁場電源27、送信器29及び受信器30を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源27に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源27、送信器29及び受信器30を駆動させることによりX軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場Gy,Z軸傾斜磁場Gz及びRF信号を発生させる機能を有する。   On the other hand, the sequence controller 31 of the control system 25 is connected to the gradient power supply 27, the transmitter 29 and the receiver 30. The sequence controller 31 controls information necessary to drive the gradient power supply 27, the transmitter 29 and the receiver 30, for example, operation control information such as the intensity and application time of pulse current to be applied to the gradient power supply 27. X-axis gradient magnetic field Gx, Y-axis gradient magnetic field Gy, Z-axis gradient magnetic field by driving the gradient magnetic field power source 27, the transmitter 29 and the receiver 30 according to the function of storing sequence information describing It has a function to generate Gz and RF signals.

また、シーケンスコントローラ31は、受信器30におけるMR信号の検波及びA/D (analog to digital)変換により得られた複素データである生データ(raw data)を受けてコンピュータ32に与えるように構成される。   Also, the sequence controller 31 is configured to receive raw data, which is complex data obtained by detection and A / D (analog to digital) conversion of an MR signal in the receiver 30, and to provide it to the computer 32. Ru.

このため、送信器29には、シーケンスコントローラ31から受けた制御情報に基づいてRF信号をRFコイル24に与える機能が備えられる一方、受信器30には、RFコイル24から受けたMR信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにA/D変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ31に与える機能とが備えられる。   For this reason, the transmitter 29 has a function of applying an RF signal to the RF coil 24 based on the control information received from the sequence controller 31, while the receiver 30 detects the MR signal received from the RF coil 24. Then, by performing necessary signal processing and performing A / D conversion, a function of generating raw data that is digitized complex data and a function of providing the generated raw data to the sequence controller 31 are provided.

さらに、磁気共鳴イメージング装置20には、被検体PのECG (electro cardiogram)信号を取得するECGユニット38が備えられる。ECGユニット38により取得されたECG信号はシーケンスコントローラ31を介してコンピュータ32に出力されるように構成される。   Further, the magnetic resonance imaging apparatus 20 is provided with an ECG unit 38 for acquiring an ECG (electro cardiogram) signal of the subject P. The ECG signal acquired by the ECG unit 38 is configured to be output to the computer 32 via the sequence controller 31.

また、コンピュータ32の記憶装置36に保存されたプログラムを演算装置35で実行することにより、コンピュータ32には各種機能が備えられる。ただし、プログラムの少なくとも一部に代えて、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置20に設けてもよい。   In addition, the computer 32 is provided with various functions by causing the computing device 35 to execute the program stored in the storage device 36 of the computer 32. However, in place of at least a part of the program, a specific circuit having various functions may be provided in the magnetic resonance imaging apparatus 20.

図2は、図1に示すコンピュータ32の機能ブロック図である。   FIG. 2 is a functional block diagram of the computer 32 shown in FIG.

コンピュータ32の演算装置35は、記憶装置36に保存されたプログラムを実行することにより撮像条件設定部40及びデータ処理部41として機能する。撮像条件設定部40は、心臓形態撮像条件設定部40A及び心臓シネ撮像条件設定部40Bを有する。データ処理部41は、画像生成部41A、特徴点検出部41B、冠動脈検出部41C及び静止期間検出部41Dを有する。また、記憶装置36は、k空間データ記憶部42、画像データ記憶部43及び辞書ファイル記憶部44として機能する。   The arithmetic unit 35 of the computer 32 functions as an imaging condition setting unit 40 and a data processing unit 41 by executing a program stored in the storage unit 36. The imaging condition setting unit 40 includes a cardiac morphology imaging condition setting unit 40A and a cardiac cine imaging condition setting unit 40B. The data processing unit 41 includes an image generation unit 41A, a feature point detection unit 41B, a coronary artery detection unit 41C, and a rest period detection unit 41D. In addition, the storage device 36 functions as a k-space data storage unit 42, an image data storage unit 43, and a dictionary file storage unit 44.

撮像条件設定部40は、パルスシーケンスを含む撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ31に出力する機能を有する。心臓形態撮像条件設定部40Aは、被検体Pの心臓をカバーするMR画像データを収集するための撮像条件を設定する機能を有する。心臓シネ撮像条件設定部40Bは、被検体Pの冠動脈が描出されたMRシネ画像データを収集するための撮像条件を設定する機能を有する。   The imaging condition setting unit 40 has a function of setting an imaging condition including a pulse sequence and outputting the set imaging condition to the sequence controller 31. The cardiac morphology imaging condition setting unit 40A has a function of setting an imaging condition for acquiring MR image data that covers the heart of the subject P. The cardiac cine imaging condition setting unit 40B has a function of setting an imaging condition for collecting MR cine image data in which the coronary artery of the subject P is depicted.

図3は、心臓をカバーするMR画像データ及びMRシネ画像データの収集期間を示す図である。   FIG. 3 is a diagram showing acquisition periods of MR image data and MR cine image data covering the heart.

図3(A)において横軸は時間(心時相方向)を示し、縦軸はECG信号の電圧を示す。心臓をカバーするMR画像データ及びMRシネ画像データは、それぞれECG信号に同期して収集される。ECG信号の基準波であるR波間には、収縮期と拡張期が存在する。収縮期と拡張期には、それぞれ冠動脈の静止相が存在する。拡張期の静止相は、拡張中期、具体的には隣接するR波間の期間(R-R)の約75%に当たる心時相付近に存在する。   In FIG. 3A, the horizontal axis indicates time (cardiac phase direction), and the vertical axis indicates the voltage of the ECG signal. MR image data and MR cine image data covering the heart are collected in synchronization with ECG signals, respectively. A systole and a diastole exist between R waves which are reference waves of the ECG signal. During systole and diastole, stationary phases of the coronary artery exist respectively. The diastolic stationary phase exists in the middle of diastole, specifically about the cardiac phase corresponding to about 75% of the period (RR) between adjacent R waves.

従って、被検体Pの心臓をカバーするMR画像データの生成用のMR信号は、心臓の動きの影響を低減する観点からECG同期で心臓の収縮期又は拡張期の静止相において収集されるように撮像条件を設定することが適切である。特に、図3(B)に示すように、心臓の拡張中期において被検体Pの心臓をカバーするMR画像データの生成用のMR信号を収集することが実用的である。そこで、以降では、主として心臓をカバーするMR画像データの生成用のMR信号が拡張中期において収集される場合を例に説明する。   Therefore, the MR signals for generation of MR image data covering the heart of the subject P are acquired in the systolic or diastolic resting phase of the heart in ECG synchronization from the viewpoint of reducing the influence of the movement of the heart. It is appropriate to set imaging conditions. In particular, as shown in FIG. 3B, it is practical to collect MR signals for generation of MR image data covering the heart of the subject P in the middle diastole of the heart. Therefore, hereinafter, an example will be described in which MR signals for generation of MR image data mainly covering the heart are acquired in the middle diastole.

被検体Pの心臓をカバーするMR画像データは、簡易な方法としては、複数フレームのアキシャル断面画像データ、コロナル断面画像データ又はサジタル断面画像データとして収集することができる。すなわち、2次元(2D: two dimensional)の単純な直交3断面画像データのいずれかとして被検体Pの心臓をカバーするMR画像データを収集することができる。   As a simple method, MR image data covering the heart of the subject P can be collected as axial cross-sectional image data, coronal cross-sectional image data, or sagittal cross-sectional image data of a plurality of frames. That is, MR image data covering the heart of the subject P can be acquired as any of two dimensional (2D) simple orthogonal three-sectional image data.

この場合には、被検体Pの心臓をカバーするMR画像データの収集は、心臓を含む3次元(3D: three dimensional)領域を対象とするアキシャル方向、コロナル方向又はサジタル方向のマルチスライスイメージングとなる。従って、マルチスライス画像データとして、心臓を含む3D領域のMRボリューム画像データが収集される。   In this case, acquisition of MR image data covering the heart of the subject P is multi-slice imaging in an axial direction, coronal direction or sagittal direction targeting a three-dimensional (3D: three dimensional) region including the heart. . Therefore, MR volume image data of a 3D region including the heart is acquired as multi-slice image data.

但し、心臓を含む3D領域からMR信号を収集する3Dスキャンによって心臓を含む3D領域のMRボリューム画像データを収集するようにしてもよい。また、アキシャル断面画像データ、コロナル断面画像データ及びサジタル断面画像データの全て又は2つを心臓をカバーするMR画像データとして収集するようにしてもよい。   However, MR volume image data of a 3D area including the heart may be acquired by a 3D scan which acquires MR signals from the 3D area including the heart. Further, all or two of axial cross-sectional image data, coronal cross-sectional image data, and sagittal cross-sectional image data may be acquired as MR image data covering the heart.

心臓をカバーするMR画像データとして複数フレームのアキシャル断面画像データ等を収集する場合には、フレーム間において心臓の形状がなるべく一致するように、心臓の静止期間中において、できるだけ同一とみなせる心時相でMR信号を収集することが望ましい。従って、複数フレームの断面画像データを収集するスキャンは、ECG同期でR波間の同一とみなせる心時相で繰返しMR信号を収集するマルチスライスデータ収集スキャンとなる。すなわち、図3(B)に示すように、ECG信号のR波をトリガとしてMR信号が心臓の静止期間中における同一の心時相で収集されるように一定の遅延時間が設定される。   When collecting axial cross-sectional image data and the like of a plurality of frames as MR image data covering the heart, cardiac phases can be regarded as identical as possible during the resting period of the heart so that the shapes of the heart match as closely as possible. It is desirable to collect the MR signal at Therefore, a scan for acquiring cross-sectional image data of a plurality of frames is a multi-slice data acquisition scan for acquiring MR signals repetitively in cardiac phase which can be regarded as identical between R waves in ECG synchronization. That is, as shown in FIG. 3B, a fixed delay time is set so that an MR signal of the ECG signal is triggered and the MR signal is acquired at the same cardiac phase during the resting period of the heart.

1フレーム分の断面画像データ用のMR信号を1心拍中に収集することが困難な場合には、2心拍等の複数心拍に亘って収集するようにしてもよい。実用的には、1心拍中又は2心拍中に1フレーム分のMR信号が収集されるようにデータ収集条件が設定される。   If it is difficult to acquire an MR signal for one frame of cross-sectional image data during one heartbeat, it may be acquired over a plurality of heartbeats such as two heartbeats. Practically, the data acquisition conditions are set such that MR signals of one frame are acquired during one heartbeat or two heartbeats.

1フレーム分のMR信号を複数心拍に分けて収集すれば、1心拍中におけるデータ収集期間を短くすることができる。従って、息止め中にデータ収集を行うことによって、呼吸性の動きの影響を低減することもできる。もちろん、1心拍中に1フレーム分のMR信号を収集する場合においても、息止め中にデータ収集を行えば、呼吸性の動きの影響を低減することができる。   If the MR signals for one frame are divided into a plurality of heartbeats and collected, the data collection period in one heartbeat can be shortened. Thus, by performing data collection while holding a breath, the effects of respiratory movement can also be reduced. Of course, even in the case where MR signals for one frame are collected during one heartbeat, the effects of respiratory movement can be reduced if data collection is performed during breath holding.

加えて、1回の励起パルスの印加後に1フレーム分のMR信号を収集するシングルショットシーケンスによってMR信号を収集することが呼吸性の動きの影響を回避する観点から重要である。また、MR信号間における心時相ずれや呼吸性の動きの影響が低減されるように、2D定常自由歳差運動(SSFP: steady state free precession)法等の高速撮像法にて。MR信号の収集を行うことが重要である。   In addition, it is important from the viewpoint of avoiding the influence of respiratory motion to collect MR signals by a single shot sequence that collects MR signals for one frame after application of one excitation pulse. In addition, high-speed imaging methods such as 2D steady state free precession (SSFP) are used to reduce the influence of cardiac phase shift and respiratory movement between MR signals. It is important to collect MR signals.

一方、MRシネ画像データは、心臓をカバーするMR画像データの収集後にECG同期で収集される。具体的には、MRシネ画像データは、図3(C)に示すように、異なるR波間の静止相が少なくともカバーされる期間、すなわちある静止相から次の静止相までの間を含む期間において連続収集されるように撮像条件が設定される。   On the other hand, MR cine image data is acquired in ECG synchronization after acquisition of MR image data covering the heart. Specifically, as shown in FIG. 3C, the MR cine image data has a period in which at least a stationary phase between different R waves is covered, ie, a period including a period from one stationary phase to the next stationary phase. The imaging conditions are set to be continuously collected.

MRシネ画像データは、冠動脈が描出されていれば、時系列の任意の2D断面画像データとして収集することができる。以降では、MRシネ画像データとして、左冠動脈及び右冠動脈の双方が描出される時系列の四腔断面画像(4-chamber view)データが収集される場合を例に説明するが、着目する冠動脈が描出される心臓の断面画像データであれが、アキシャル断面画像データ等の所望の画像データをMRシネ画像データとして収集することができる。   MR cine image data can be collected as time-series arbitrary 2D cross-sectional image data as long as a coronary artery is depicted. In the following, as MR cine image data, although the case where time-series four-chamber cross-sectional image (4-chamber view) data in which both the left coronary artery and the right coronary artery are depicted is acquired is described as an example Desired image data such as axial cross-sectional image data can be collected as MR cine image data, regardless of whether it is cross-sectional image data of a depicted heart.

データ処理部41は、撮像条件設定部40において設定された撮像条件下におけるイメージングスキャンによって収集されたMR信号をシーケンスコントローラ31から取得してk空間データ記憶部42に形成されたk空間に配置する機能、k空間データ記憶部42からk空間データを取り込んでフーリエ変換(FT: Fourier transform)を含む画像再構成処理を施すことにより画像データを再構成する機能、再構成して得られた画像データを画像データ記憶部43に書き込む機能、画像データ記憶部43から取り込んだ画像データに必要な画像処理を施して表示装置34に表示させる機能を有する。加えて、データ処理部41は、被検体Pの心臓をカバーするMR画像データ及び冠動脈が描出されたMRシネ画像データに基づいて図3(A)に示すような冠動脈の静止期間を検出する機能を有している。   The data processing unit 41 acquires from the sequence controller 31 the MR signals acquired by the imaging scan under the imaging conditions set in the imaging condition setting unit 40 and arranges them in the k space formed in the k space data storage unit 42. Function, function to reconstruct image data by taking k-space data from k-space data storage unit 42 and performing image reconstruction processing including Fourier transform (FT: Fourier transform), image data obtained by reconstruction In the image data storage unit 43, and a function for performing necessary image processing on the image data fetched from the image data storage unit 43 and causing the display device 34 to display the image data. In addition, the data processing unit 41 has a function of detecting the resting period of the coronary artery as shown in FIG. 3 (A) based on the MR image data covering the heart of the subject P and the MR cine image data depicting the coronary artery. have.

画像生成部41Aは、MR信号に対する画像再構成処理及び必要な画像処理によってMR画像データを生成する機能を有する。例えば、心臓形態撮像条件設定部40Aにおいて設定された撮像条件でMR信号が収集された場合には、画像生成部41Aは、MR信号に基づいて心臓をカバーするMR画像データを生成する。また、心臓シネ撮像条件設定部40Bにおいて設定された撮像条件でMR信号が収集された場合には、画像生成部41Aは、MR信号に基づいて冠動脈が描出されたMRシネ画像データを生成する。   The image generation unit 41A has a function of generating MR image data by image reconstruction processing on the MR signal and necessary image processing. For example, when an MR signal is acquired under the imaging condition set in the cardiac morphology imaging condition setting unit 40A, the image generation unit 41A generates MR image data that covers the heart based on the MR signal. When an MR signal is acquired under the imaging condition set in the cardiac cine imaging condition setting unit 40B, the image generation unit 41A generates MR cine image data in which a coronary artery is drawn based on the MR signal.

このためコンピュータ32の画像生成部41Aが、静磁場用磁石21、シムコイル22、傾斜磁場コイル23及びRFコイル24等のハードウェアと協働することによって、磁気共鳴イメージング装置20には、被検体Pの心臓をカバーするMR画像データと、被検体Pの冠動脈が描出されたMRシネ画像データとを収集する画像収集部としての機能が備えられる。但し、同様な機能が備えられれば、他の構成要素によって画像収集部を構成してもよい。   For this reason, the magnetic resonance imaging apparatus 20 includes the subject P by causing the image generation unit 41A of the computer 32 to cooperate with hardware such as the static magnetic field magnet 21, the shim coil 22, the gradient magnetic field coil 23, and the RF coil 24. A function as an image acquisition unit for acquiring MR image data covering the heart of the subject and MR cine image data in which the coronary artery of the subject P is depicted. However, if similar functions are provided, the image acquisition unit may be configured by other components.

特徴点検出部41Bは、心臓をカバーするMR画像データに基づいて心臓の特徴点の位置を検出する機能を有する。データ処理部41において、右冠動脈の静止期間を検出する場合には、心臓の特徴点として心尖部及び三尖弁の各空間位置が自動検出される。一方、データ処理部41において、左冠動脈の静止期間を検出する場合には、心臓の特徴点として心尖部及び僧帽弁の各空間位置が自動検出される。従って、心臓の特徴点として心尖部の空間座標が少なくとも自動検出され、左右冠動脈の静止期間を検出する場合には、僧帽弁、心尖部及び三尖弁の3点の空間座標が自動検出される。   The feature point detection unit 41B has a function of detecting the position of a feature point of the heart based on MR image data covering the heart. When detecting the resting period of the right coronary artery in the data processing unit 41, the spatial positions of the apex and the tricuspid valve are automatically detected as feature points of the heart. On the other hand, when detecting the resting period of the left coronary artery in the data processing unit 41, the spatial positions of the apex and the mitral valve are automatically detected as feature points of the heart. Therefore, at least the spatial coordinates of the apex are automatically detected as feature points of the heart, and when detecting the resting periods of the left and right coronary arteries, the spatial coordinates of three points of the mitral valve, the apex and the tricuspid valve are automatically detected. Ru.

尚、心臓をカバーするMR画像データがマルチスライス画像データとして収集された場合には、スライス間隔がスライス内における解像度よりも粗くなる場合がある。そこで、解像度に関する異方性を除去するために、心臓の特徴点の検出に先だってマルチスライス画像データの解像度を3軸方向に同一にする等方化処理を行うようにしてもよい。等方化処理は、補間処理及び不要な点を除去する処理によって行うことができる。等方化処理を行う場合には、等方化処理後の心臓をカバーするボリューム画像データに基づいて心臓の特徴点が検出される。   When MR image data covering the heart is acquired as multi-slice image data, the slice interval may be coarser than the resolution in the slice. Therefore, in order to remove anisotropy related to the resolution, prior to the detection of the feature points of the heart, it is possible to perform isotropic processing to make the resolution of the multi-slice image data equal in three axial directions. The isotropic process can be performed by an interpolation process and a process of removing an unnecessary point. When the isotropic process is performed, the feature points of the heart are detected based on volume image data that covers the heart after the isotropic process.

心臓の特徴点の検出方法は任意である。心臓の特徴点を高精度に自動検出する方法としては、機械学習に基づく手法が挙げられる。機械学習に基づく手法では、複数の辞書ファイルデータが用いられる。そのために、辞書ファイル記憶部44には、心臓の特徴点を検出するための複数の辞書ファイルデータが保存される。   The method of detecting heart feature points is arbitrary. A method based on machine learning may be mentioned as a method for automatically detecting heart feature points with high accuracy. In a method based on machine learning, multiple dictionary file data are used. For that purpose, the dictionary file storage unit 44 stores a plurality of dictionary file data for detecting heart feature points.

辞書ファイルデータは、心臓を含むボリューム画像データから心臓の心尖部、僧帽弁及び三尖弁等の特徴点の位置を特定するための判断基準をパラメータの組み合わせとして表したデータである。一方、辞書ファイルによって特定されるパラメータを参照することによって、心臓の特徴点を判別するためのアルゴリズムや関数を準備しておくことができる。   The dictionary file data is data representing, as a combination of parameters, determination criteria for specifying the positions of feature points such as the apex of the heart, the mitral valve, and the tricuspid valve from volume image data including the heart. On the other hand, by referring to the parameters specified by the dictionary file, it is possible to prepare an algorithm or function for determining heart feature points.

具体例として、心臓を含むボリューム画像データの各位置における画素値を表す行列を入力とし、辞書ファイルを参照することによって、心尖部、僧帽弁の尖端位置及び三尖弁の尖端位置等の特徴点の位置ベクトルを出力として返す非線形の行列式を作成することができる。或いは、ボリューム画像データの各位置における画素値を表す行列を入力とし、辞書ファイルを参照してそれらに関する統計量や確率分布等の情報に基づいて、心臓の特徴点に対応する位置ベクトルを返す関数を作成することもできる。   As a specific example, using a matrix representing pixel values at each position of volume image data including the heart as an input and referring to a dictionary file, features such as the apex of the apical portion, the apex of the mitral valve and the apex of the tricuspid valve It is possible to create non-linear determinants that return the position vector of a point as an output. Alternatively, a function that takes a matrix representing pixel values at each position of volume image data as an input, refers to a dictionary file, and returns a position vector corresponding to a feature point of the heart based on information such as statistics and probability distribution You can also create

このため、辞書ファイル記憶部44に保存された辞書ファイルを参照することによって、特徴点の空間位置を判別することが可能となる。この場合、特徴点検出部41Bは、辞書ファイルを参照して特徴点の空間位置を判別する判別器として機能する。   Therefore, by referring to the dictionary file stored in the dictionary file storage unit 44, it is possible to determine the spatial position of the feature point. In this case, the feature point detection unit 41B functions as a classifier that determines the spatial position of the feature point with reference to the dictionary file.

辞書ファイルは、上述のように心臓の解剖学的な形態を複数のパラメータの組み合わせとして表現したものであり、心臓の各部位の形態に関する解剖学的知見及び多数の被検体の心臓の形態画像データに基づいて作成することができる。例えば、疾患別の多数の心臓の形態情報に基づいて、いわゆる学習理論によって辞書ファイルを構成するパラメータの組み合わせを算出することができる。   The dictionary file is an expression of the anatomical form of the heart as a combination of a plurality of parameters as described above, and anatomical knowledge about the form of each part of the heart and morphological image data of the heart of many subjects. It can be created based on For example, it is possible to calculate a combination of parameters constituting a dictionary file by so-called learning theory, based on a large number of heart shape information classified by disease.

具体的には、特定したい特徴部位を含む周辺領域、例えば、特定したい部位が僧帽弁であれば、僧帽弁と僧帽弁を囲む血液領域並びに心筋等からなる領域に関して、各点の信号値、各信号値間の勾配、信号値及び勾配に関するヒストグラム情報等からなる多次元のベクトル情報を辞書ファイルとすることができる。   Specifically, for example, if the site to be identified is a mitral valve, the signal at each point with respect to the area including the mitral valve and the blood area surrounding the mitral valve and the myocardium etc. A multi-dimensional vector information consisting of values, gradients between signal values, signal values and histogram information on gradients can be used as a dictionary file.

そして、多数の辞書ファイルデータを作成して、辞書ファイル記憶部44に保存することによって、特徴点検出部41Bを心臓の心尖部等の特徴点を判別するための判別器(識別器)として利用することができる。換言すれば、辞書ファイル記憶部44に保存される各辞書ファイルは、特徴点検出部41Bにおける特徴点の位置の計算のための参照データとして利用することができる。   Then, the feature point detection unit 41B is used as a discriminator (discriminator) for discriminating feature points such as an apical portion of the heart by creating a large number of dictionary file data and storing the data in the dictionary file storage unit 44. can do. In other words, each dictionary file stored in the dictionary file storage unit 44 can be used as reference data for calculating the position of the feature point in the feature point detection unit 41B.

すなわち、特徴点検出部41Bは、アキシャル断面画像データ等の単純な複数の断面画像データ又は複数の断面画像データから生成されるボリューム画像データに基づいて、解剖学的知見及び他の複数の被検体の心臓の形態画像データの少なくとも一方から生成される参照データを参照して心臓の特徴点の位置情報の検出処理を行うことができる。   That is, the feature point detection unit 41B performs anatomical knowledge and other plural objects based on simple plural cross-sectional image data such as axial cross-sectional image data or volume image data generated from plural cross-sectional image data. The detection processing of the position information of the feature points of the heart can be performed with reference to the reference data generated from at least one of the morphological image data of the heart.

尚、辞書ファイル記憶部44には、他の磁気共鳴イメージング装置又はX線CT (computed tomography)装置等の他の画像診断装置において収集された心臓形態画像データに基づく辞書ファイルを追加してもよい。また、被検体の体型や疾患の種類等の特徴ごとに統計的に処理及び作成された辞書ファイルを準備しておくことが好適である。   The dictionary file storage unit 44 may be added with a dictionary file based on heart shape image data collected by another magnetic resonance imaging apparatus or another image diagnostic apparatus such as an X-ray computed tomography (CT) apparatus. . In addition, it is preferable to prepare a dictionary file that is statistically processed and created for each feature such as the physical type of the subject and the type of disease.

心臓の特徴点の検出方法の別の例としては、アキシャル断面画像データ等の単純な複数の断面画像データ又は複数の断面画像データから生成されるボリューム画像データに対する解剖学知見に基づく信号処理による方法が挙げられる。   As another example of a method of detecting heart feature points, a method using signal processing based on anatomical knowledge on volume image data generated from a plurality of simple cross-sectional image data such as axial cross-sectional image data or a plurality of cross-sectional image data Can be mentioned.

例えば、血流からの信号が強調される条件でアキシャル断面画像データが収集された場合には、大動脈から左室及び心尖部までの血流からの信号値が連続性を有するという解剖学的知識に基づいて、ボリューム画像データから画素値の大きい部分を検出することによって心臓の特徴点を解析的に自動検出することができる。   For example, when axial cross-sectional image data is collected under conditions where signals from blood flow are emphasized, anatomical knowledge that signal values from blood flow from the aorta to the left ventricle and apex have continuity. On the basis of the above, it is possible to analytically automatically detect the feature points of the heart by detecting the large part of the pixel value from the volume image data.

より具体的には、あるアキシャル断面画像データにおいて、大動脈に関する空間的位置の既知情報に基づいて大動脈の探索範囲を決定する。次に、大動脈の探索範囲において画素値が最大となる位置が検出される。更に、アキシャル方向に最大画素値となる点を追跡し、検出された点群を結ぶと大動脈の中心線を求めることができる。このように求めた大動脈の中心線の端部を検出することによって、心尖部を自動検出することができる。また、血管の中心線周囲における画素値の勾配を計算し、僧帽弁の形状に対応する画素値の勾配を検出することによって、僧帽弁の尖端位置を自動検出することができる。更に、同様な方法で三尖弁の尖端位置も自動検出することができる。つまり、血液からの信号の連続性を利用して血管の位置とともに心臓の特徴点を自動検出することができる。   More specifically, in certain axial cross-sectional image data, the search range of the aorta is determined based on the known information of the spatial position with respect to the aorta. Next, the position where the pixel value is maximum in the search range of the aorta is detected. Further, by tracing the point having the maximum pixel value in the axial direction and connecting the detected point group, the center line of the aorta can be obtained. By detecting the end of the center line of the aorta thus determined, it is possible to automatically detect the apex. Also, by calculating the gradient of pixel values around the center line of the blood vessel and detecting the gradient of pixel values corresponding to the shape of the mitral valve, the tip position of the mitral valve can be automatically detected. Furthermore, the pointed position of the tricuspid valve can also be automatically detected in the same manner. That is, the continuity of the signal from the blood can be used to automatically detect the feature point of the heart as well as the position of the blood vessel.

更に、辞書ファイルデータを参照した心臓の特徴点の位置情報の検出処理と、解剖学知見に基づく信号処理による心臓の特徴点の位置情報の検出処理とを、所望の条件に応じて切換えるようにしても良い。具体例として、解剖学知見に基づく信号処理を含む第1のアルゴリズムにより心臓の特徴点の位置情報の検出処理を行い、第1のアルゴリズムによる特徴点の位置情報の検出精度に応じて、解剖学的知見及び他の複数の被検体の心臓の形態画像データの少なくとも一方から生成される辞書ファイルデータを参照した第2のアルゴリズムによる特徴点の位置情報の検出処理を行う方法が挙げられる。   Furthermore, the detection process of the position information of the feature points of the heart referring to the dictionary file data and the detection process of the position information of the feature points of the heart by signal processing based on anatomical knowledge are switched according to the desired conditions. It is good. As a specific example, detection processing of position information of the feature points of the heart is performed by the first algorithm including signal processing based on anatomical knowledge, and according to detection accuracy of position information of the feature points by the first algorithm, anatomy There is a method of performing processing of detecting position information of feature points according to a second algorithm with reference to dictionary file data generated from at least one of a plurality of other subject's cardiac morphological images.

また、心臓の特徴点の検出方法の更に別の例として、2Dパターンマッチングを行う自動計算アルゴリズムにより暫定的に計算された心臓の特徴点の位置を補正することによって、正確な特徴点の位置を計算する方法がある。   In addition, as another example of the detection method of the feature points of the heart, correct positions of the feature points are corrected by correcting the positions of the feature points of the heart provisionally calculated by an automatic calculation algorithm that performs 2D pattern matching. There is a way to calculate.

具体的には、ボリューム画像データと参照データとの初期断面上における2Dパターンマッチングを行う自動計算アルゴリズムによってボリューム画像データから初期断面上における心尖部及び僧帽弁の尖端位置が計算される。   Specifically, the apex position of the apex and mitral valve on the initial cross section is calculated from the volume image data by an automatic calculation algorithm that performs 2D pattern matching on the initial cross section of the volume image data and the reference data.

次に、初期断面上における心尖部及び僧帽弁の尖端位置を結ぶ第1の長軸の位置を表す式が計算される。但し、初期断面は、自動計算アルゴリズムにおける2Dパターンマッチングのために暫定的に設定される断面であるため、心尖部、僧帽弁の尖端及び第1の長軸の位置の計算精度は粗くなる。そこで、精度が粗い第1の長軸を中心として初期断面が回転される。   Next, an equation is calculated that represents the position of the first major axis connecting the apex of the apex and the apex of the mitral valve on the initial cross-section. However, since the initial cross-section is a cross-section provisionally set for 2D pattern matching in the automatic calculation algorithm, the calculation accuracy of the positions of the apex, the apex of the mitral valve, and the first long axis is rough. Therefore, the initial cross section is rotated about the first major axis with low accuracy.

次に、等方化処理前における複数のアキシャル断面画像データの解像度が最も高くなるような初期断面の回転角度が検出される。すなわち、アキシャル断面画像データは異方性を有するため、アキシャル断面画像データと交差する断面の法線方向によって解像度が異なる。そこで、心尖部及び僧帽弁の尖端位置を高精度に検出するための高解像度の断面が検出される。   Next, the rotation angle of the initial cross section is detected such that the resolution of the plurality of axial cross section image data before the isotropic processing is maximized. That is, since the axial cross-sectional image data has anisotropy, the resolution differs depending on the normal direction of the cross section intersecting the axial cross-sectional image data. Therefore, a high resolution cross section for detecting the apex position of the apex and mitral valve with high accuracy is detected.

次に、検出された高解像度断面上でのアキシャル断面画像データと参照データとの2Dパターンマッチング又はアキシャル断面画像データの画素値の特徴点検出により正確な心尖部及び僧帽弁の位置を検出することができる。   Next, accurate apical and mitral valve positions are detected by 2D pattern matching of axial cross-sectional image data and reference data on the detected high-resolution cross section or feature point detection of pixel values of axial cross-sectional image data be able to.

また、三尖弁の尖端位置についても、僧帽弁の尖端位置と同様な方法で検出することができる。或いは、三尖弁の尖端位置については、僧帽弁の尖端と心尖部を結ぶ直線として求めらる心臓の長軸に直交する左室短軸像データを生成し、左室短軸像データに対するテンプレートマッチングや画素値判定等の特徴点検出処理によって検出することもできる。   Also, the apex position of the tricuspid valve can be detected in the same manner as the apex position of the mitral valve. Alternatively, for the apex position of the tricuspid valve, left ventricular short-axis image data perpendicular to the long axis of the heart determined as a straight line connecting the apex and the apex of the mitral valve is generated. It can also be detected by feature point detection processing such as template matching or pixel value determination.

上述の方法の他、被検体Pの特徴及び疾患別に準備した各特徴点の多数のテンプレートを用いたテンプレートマッチングによってもボリューム画像データから各特徴点の位置を自動検出することができる。   The position of each feature point can be automatically detected from the volume image data by template matching using a large number of templates of each feature point prepared for each of the features and the diseases of the subject P in addition to the method described above.

上述した各種方法に依れば、心臓の特徴点のみならず、心臓検査に必要な6つの基準断面、すなわち垂直長軸像(vertical long-axis view)、水平長軸像(horizontal long-axis view)、二腔断面画像(2-chamber view)、三腔断面画像(3-chamber view)、四腔断面画像及び左室短軸像(left ventricle short axis view)の各空間位置も自動的に検出することができる。   According to the various methods described above, not only heart feature points, but also six reference cross sections required for cardiac examination, ie, vertical long-axis view, horizontal long-axis view ), 2-chamber view, 3-chamber view, 4-chamber view and left ventricle short axis view are also detected automatically can do.

従って、特徴点検出部41Bにおいて基準断面の空間位置を自動検出し、検出した基準断面の空間位置を利用してMRシネ画像データ用の撮像断面の位置決めを行うことができる。実用的には、特徴点検出部41Bにおいて自動検出された基準断面の空間位置を心臓シネ撮像条件設定部40Bに与え、表示装置34に表示させることができる。そして、入力装置33の操作によって基準断面の空間位置に必要な微調整を行うことによって、MRシネ画像データ用の撮像断面を設定することができる。   Therefore, the spatial position of the reference cross section can be automatically detected in the feature point detection unit 41B, and the imaging cross section for MR cine image data can be positioned using the detected spatial position of the reference cross section. In practice, the spatial position of the reference cross section automatically detected by the feature point detection unit 41B can be given to the cardiac cine imaging condition setting unit 40B and can be displayed on the display device 34. Then, the imaging section for MR cine image data can be set by performing the necessary fine adjustment on the spatial position of the reference section by the operation of the input device 33.

左右冠動脈が描出される心臓の基準断面画像は、四腔断面画像である。従って、例えば、特徴点検出部41Bにおいて心臓全体をカバーするMRボリューム画像データから四腔断面画像の空間位置を自動検出し、自動検出された四腔断面画像の空間位置に必要な調整を施すことによって、MRシネ画像データ用の撮像断面として心臓の四腔断面を設定することができる。四腔断面の位置は、例えば、僧帽弁の尖端と心尖部を結ぶ直線として求めらる心臓の長軸を含み、三尖弁の尖端位置を通る断面、つまり僧帽弁の尖端位置、心尖部及び三尖弁の尖端位置の3点を通る断面として検出することができる。   The reference cross-sectional image of the heart in which the left and right coronary arteries are depicted is a four-chamber cross-sectional image. Therefore, for example, the feature point detection unit 41B automatically detects the spatial position of the four-chamber cross-sectional image from the MR volume image data covering the entire heart, and performs necessary adjustment on the automatically detected four-chamber cross-sectional image Thus, the four-chamber cross section of the heart can be set as an imaging cross section for MR cine image data. The position of the four-chamber cross section includes, for example, the long axis of the heart determined as a straight line connecting the apex and apex of the mitral valve, and the section passing through the apex position of the tricuspid valve, that is, the apex position of the mitral valve, apex It can be detected as a cross section passing through three points of the tip of the head and tricuspid valve.

冠動脈検出部41Cは、MRシネ画像データに対するフレームごとのテンプレートマッチングによって冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化を検出する機能を有する。テンプレートマッチングは、テンプレートを用いて対象画像のパターンマッチングを行う画像認識処理である。特に、冠動脈検出部41Cは、MRシネ画像データにおけるテンプレートマッチング用の少なくとも初期の空間的な探索領域を、特徴点検出部41Bにおいて検出された特徴点の位置に基づいて設定するように構成されている。尚、初期よりも後の探索領域については、探索対象となる2D断面の位置が特定されていれば2D探索領域とすることができる。   The coronary artery detection unit 41C has a function of detecting a change in the frame direction of the representative position of the coronary artery by template matching for each frame with respect to the MR cine image data. Template matching is image recognition processing that performs pattern matching of a target image using a template. In particular, the coronary artery detection unit 41C is configured to set at least an initial spatial search area for template matching in MR cine image data based on the position of the feature point detected by the feature point detection unit 41B. There is. In addition, about the search area after an initial stage, if the position of the 2D cross section used as search object is specified, it can be set as a 2D search area.

図4は、冠動脈のテンプレートマッチング用の初期の空間探索領域の設定方法を説明する図である。   FIG. 4 is a diagram for explaining a method of setting an initial spatial search region for template matching of a coronary artery.

心臓は、右室(RV: right ventricle)、右房(RA: right atrium)、左房(LA: left atrium)及び左室(LV: left ventricle)の4つの腔(chamber)を有する。LAとLVとの間は、僧帽弁で区切られる。一方、RAとRVとの間は、三尖弁で区切られる。従って、RV、RA、LV及びLAの4つの腔が描出される四腔断面上には、僧帽弁、心尖部及び三尖弁の3点が特徴点として描出される。   The heart has four chambers: right ventricle (RV), right atrium (RA), left atrium (LA) and left ventricle (LV). The LA and LV are separated by a mitral valve. On the other hand, RA and RV are separated by a tricuspid valve. Therefore, on the four-chamber cross section in which four chambers of RV, RA, LV and LA are drawn, three points of a mitral valve, an apex and a tricuspid valve are drawn as feature points.

そして、特徴点検出部41Bにより、図4に示すように、四腔断面上における2D位置として、僧帽弁、心尖部及び三尖弁の空間座標を検出することができる。特徴点の位置として僧帽弁、心尖部及び三尖弁の位置が検出されると、検出された心尖部、三尖弁及び僧帽弁の各位置に基づいて少なくとも右冠動脈の初期の空間探索領域及び左冠動脈の初期の空間探索領域を設定することができる。   Then, as shown in FIG. 4, the space coordinates of the mitral valve, the apex and the tricuspid valve can be detected by the feature point detection unit 41B as a 2D position on the four-chamber cross section. When the positions of the mitral valve, the apex and the tricuspid valve are detected as the positions of the feature points, an initial spatial search of at least the right coronary artery based on the positions of the detected apex, the tricuspid valve and the mitral valve An area and an initial spatial search area of the left coronary artery can be set.

具体的には、心尖部と三尖弁とを結ぶ線分を第1の線分、三尖弁と右冠動脈の推定位置とを結ぶ線分を第2の線分、心尖部と僧帽弁とを結ぶ線分を第3の線分、僧帽弁と左冠動脈の推定位置とを結ぶ線分を第4の線分とすると、第1の線分の長さ(心尖部と三尖弁との間における距離)Aと、第2の線分の長さ(三尖弁と右冠動脈の推定位置との間における距離)Bの比率A/B、第1の線分と第2の線分とのなす角θ1、第3の線分の長さ(心尖部と僧帽弁との間における距離)Cと第4の線分の長さ(僧帽弁と左冠動脈の推定位置との間における距離)Dの比率C/D、第3の線分と第4の線分とのなす角θ2は被検体Pに依らず同様な値となる。   Specifically, a line segment connecting the apex and the tricuspid valve is a first line segment, a line segment connecting the tricuspid valve and the estimated position of the right coronary artery is a second line segment, and the apex and the mitral valve Where the line segment connecting the two is the third line segment, and the line segment connecting the mitral valve and the estimated position of the left coronary artery is the fourth line segment, the length of the first line segment (apex and tricuspid valve Ratio A / B of the distance A) to the length of the second line segment (the distance between the tricuspid valve and the estimated position of the right coronary artery) B, the first line segment and the second line Of the third segment (the distance between the apex and the mitral valve) C and the length of the fourth segment (the estimated position of the mitral valve and the left coronary artery) The distance C) between the distance D) and the angle θ2 formed between the third line segment and the fourth line segment take similar values regardless of the object P.

そこで、予め複数の被検体Pを対象として比率A/B、比率C/D、角度θ1及び角度θ2を測定しておくことができる。そして、比率A/B、比率C/D、角度θ1及び角度θ2の平均値等を経験値として、右冠動脈及び左冠動脈の位置を推定することができる。すなわち、僧帽弁、心尖部及び三尖弁の座標に基づいて大まかな右冠動脈及び左冠動脈の位置をそれぞれ推定し、右冠動脈及び左冠動脈の各推定位置を基準とする所定の範囲を右冠動脈の初期の空間探索領域及び左冠動脈の初期の空間探索領域にぞれぞれ設定することができる。   Therefore, the ratio A / B, the ratio C / D, the angle θ1 and the angle θ2 can be measured in advance for a plurality of subjects P. Then, the positions of the right and left coronary arteries can be estimated by using the ratio A / B, the ratio C / D, and the average value of the angles θ1 and θ2 as experience values. That is, rough positions of the right coronary artery and left coronary artery are respectively estimated based on the coordinates of the mitral valve, apex and tricuspid valve, and a predetermined range based on each estimated position of the right coronary artery and left coronary artery is the right coronary artery The initial spatial search region of the left coronary artery and the initial spatial search region of the left coronary artery can be set respectively.

つまり、第1の線分の長さAと第2の線分の長さBの比率A/Bの経験値及び第1の線分と第2の線分とのなす角θ1の経験値により特定される点を基準とする領域として右冠動脈の初期の空間探索領域を設定することができる。一方、第3の線分の長さCと第4の線分の長さDの比率C/Dの経験値及び第3の線分と第4の線分とのなす角θ2の経験値により特定される点を基準とする領域として左冠動脈の初期の空間探索領域を設定することができる。   That is, according to the empirical value of the ratio A / B of the length A of the first line segment and the length B of the second line segment and the empirical value of the angle θ1 between the first line segment and the second line segment. An initial spatial search region of the right coronary artery can be set as a region based on the identified point. On the other hand, the empirical value of the ratio C / D of the length C of the third line segment to the length D of the fourth line segment and the empirical value of the angle θ2 between the third line segment and the fourth line segment An initial spatial search region of the left coronary artery can be set as a region based on the identified point.

別の方法として、予め複数の被検体Pを対象として比率A/B、比率C/D、角度θ1及び角度θ2を測定することによって、比率A/B、比率C/D、角度θ1及び角度θ2の取り得る範囲を求めておくことができる。そうすると、第1の線分の長さAと第2の線分の長さBの比率A/Bが取り得る範囲及び第1の線分と第2の線分とのなす角θ1が取り得る範囲に対応して特定される右冠動脈の位置の取り得る範囲を右冠動脈の初期の空間探索領域に設定することができる。一方、第3の線分の長さCと第4の線分の長さDの比率C/Dが取り得る範囲及び第3の線分と第4の線分とのなす角θ2が取り得る範囲に対応して特定される左冠動脈の位置の取り得る範囲を左冠動脈の初期の空間探索領域に設定することができる。   As another method, the ratio A / B, the ratio C / D, the ratio C / D, the angle θ1 and the angle θ2 are measured by measuring the ratio A / B, the ratio C / D, the angle θ1 and the angle θ2 for a plurality of subjects P in advance. It is possible to determine the possible range of Then, the range that the ratio A / B of the length A of the first line segment and the length B of the second line segment can take and the angle θ1 between the first line segment and the second line segment can take A possible range of the position of the right coronary artery specified corresponding to the range can be set in the initial spatial search region of the right coronary artery. On the other hand, the possible range of the ratio C / D of the length C of the third line segment to the length D of the fourth line segment and the angle θ2 between the third line segment and the fourth line segment A possible range of the position of the left coronary artery specified corresponding to the range can be set in the initial spatial search region of the left coronary artery.

このように、冠動脈検出部41Cは、テンプレートマッチング用の少なくとも初期の空間探索領域を、特徴点検出部41Bにおいて検出された特徴点の位置に基づいて絞り込む機能を有している。このため、テンプレートマッチングによってMRシネ画像データから確実に冠動脈を追跡することが可能となる。   As described above, the coronary artery detection unit 41C has a function of narrowing down at least the initial spatial search region for template matching based on the position of the feature point detected by the feature point detection unit 41B. Therefore, template matching makes it possible to reliably track the coronary artery from the MR cine image data.

尚、心臓の特徴点が、拡張中期に収集されたMRボリューム画像データに基づいて自動検出された場合であれば、心臓の特徴点の各位置は、拡張中期における位置として検出されることになる。従って、心臓の拡張中期におけるMRシネ画像データに初期の空間探索領域が設定される。すなわち、MRシネ画像データの心臓の拡張中期におけるフレームが、テンプレートマッチングの対象となる初期フレームとされる。   If the heart feature points are automatically detected based on MR volume image data collected in the middle diastole, each position of the heart feature points will be detected as the position in the middle diastole . Therefore, an initial spatial search region is set in the MR cine image data in the middle diastole of the heart. That is, the frame in the middle diastole of the heart of MR cine image data is taken as an initial frame to be subjected to template matching.

テンプレートマッチングの対象となるMRシネ画像データの最初のフレームに、冠動脈の初期の空間探索領域が設定されると、テンプレートマッチングを開始することが可能となる。初期の空間探索領域を対象とするテンプレートマッチング用のテンプレートは、予め準備しておくことができる。但し、冠動脈の形状の時間変化や被検体Pごとの冠動脈の形状のばらつき等を考慮して、冠動脈の典型的な形状を模擬した複数のテンプレートを準備しておくことが好適である。   When an initial spatial search area of the coronary artery is set in the first frame of the MR cine image data to be subjected to template matching, template matching can be started. A template for template matching targeting an initial space search area can be prepared in advance. However, it is preferable to prepare a plurality of templates simulating the typical shape of the coronary artery, in consideration of the temporal change of the shape of the coronary artery, the variation of the shape of the coronary artery for each subject P, and the like.

図5は、初期の空間探索領域におけるテンプレートマッチング用のテンプレートの一例を示す図である。   FIG. 5 is a diagram showing an example of a template for template matching in an initial space search area.

図5に示すように心臓の拡張中期における冠動脈の典型的な形状を模擬した複数のテンプレートT1, T2, T3, T4を準備しておくことができる。すなわち、同一の心時相又は所定の時相区間に対応する複数のテンプレートT1, T2, T3, T4を準備しておくことがテンプレートマッチングによる確実な冠動脈の検出に繋がる。   As shown in FIG. 5, it is possible to prepare a plurality of templates T1, T2, T3 and T4 which simulate the typical shape of the coronary artery in the middle diastole of the heart. That is, preparing a plurality of templates T1, T2, T3 and T4 corresponding to the same cardiac phase or a predetermined time phase section leads to the detection of a coronary artery with template matching.

従って、左右冠動脈の双方を対象としてテンプレートマッチングを行う場合には、同一の心時相又は所定の時相区間に対応する複数の左冠動脈用のテンプレートと、同一の心時相又は所定の時相区間に対応する複数の右冠動脈用のテンプレートとをそれぞれ準備しておくことが好適である。冠動脈のテンプレートT1, T2, T3, T4は、320ピクセル四方の四腔断面画像データに描出された冠動脈を探索する場合には、25ピクセル四方程度の画像データとなる。尚、図5に示す複数のテンプレートT1, T2, T3, T4は、右冠動脈用のテンプレートである。   Therefore, when performing template matching for both the left and right coronary arteries, templates for a plurality of left coronary arteries corresponding to the same cardiac phase or predetermined temporal phase segment, and the same cardiac phase or predetermined temporal phase It is preferable to prepare a plurality of templates for the right coronary artery corresponding to the sections. The coronary artery templates T1, T2, T3 and T4 become image data of about 25 pixels square when searching for a coronary artery depicted in four-chamber cross-sectional image data of 320 pixels square. The plurality of templates T1, T2, T3 and T4 shown in FIG. 5 are templates for the right coronary artery.

複数のテンプレートを準備した場合におけるテンプレートの選択方法としては、実際に複数のテンプレートを用いてテンプレートマッチングを行い、正規化後の相関係数が最も1に近い値となるテンプレートを初期のテンプレートとして選択する方法が実用的である。つまり、冠動脈の形状を模擬した複数のテンプレートのうち、初期の空間探索領域を対象とするテンプレートマッチングの結果、最も一致度が大きいテンプレートを初期の空間探索領域のテンプレートマッチング用のテンプレートとして採用することができる。   As a template selection method when preparing a plurality of templates, template matching is actually performed using a plurality of templates, and a template whose correlation coefficient after normalization is closest to 1 is selected as an initial template The way to do it is practical. That is, of the plurality of templates simulating the shape of the coronary artery, as a result of template matching targeting the initial spatial search region, adopting the template with the highest degree of coincidence as the template for template matching of the initial spatial search region Can.

テンプレートマッチングにおいて一致度の指標として計算される正規化後の相関係数rxyは、例えば式(1)で表される評価関数で算出することができる。

Figure 0006510193
The normalized correlation coefficient r xy calculated as an index of the degree of coincidence in template matching can be calculated, for example, by the evaluation function represented by equation (1).
Figure 0006510193

式(1)で計算される正規化後の相関係数rxyは、-1から1までの値を取る。テンプレートの輝度値が探索領域内の対応する領域の輝度値に完全に一致すれば正規化後の相関係数rxyは1となる。一方、テンプレートの輝度値と探索領域内の対応する領域の輝度値との間に関連性がない場合には、正規化後の相関係数rxyは0となる。また、テンプレートの輝度値のパターンが探索領域内の対応する領域の輝度値のパターンと完全に一致しているが濃淡が反転している場合には正規化後の相関係数rxyが-1となる。 The normalized correlation coefficient r xy calculated by equation (1) takes a value from −1 to 1. If the brightness value of the template completely matches the brightness value of the corresponding area in the search area, the correlation coefficient r xy after normalization is 1. On the other hand, when there is no relationship between the luminance value of the template and the luminance value of the corresponding area in the search area, the correlation coefficient r xy after normalization is zero. Also, the pattern of the luminance value of the template completely matches the pattern of the luminance value of the corresponding area in the search area, but the correlation coefficient r xy after normalization is -1 when the gradation is reversed. It becomes.

このような相関係数の値を指標とするテンプレートマッチングを行うと、探索領域内におけるテンプレートの相対位置として左右冠動脈の代表位置を高精度に特定することができる。   By performing template matching using the value of such correlation coefficient as an index, representative positions of the left and right coronary arteries can be specified with high accuracy as the relative position of the template in the search area.

冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化を検出するためには、複数フレームに対応する初期以降の複数の探索領域を対象とするテンプレートマッチングによってMRシネ画像データからフレームごとに冠動脈の代表位置を検出することが必要である。従って、初期の空間探索領域よりも後の探索領域についても、初期の空間探索領域と同様に絞り込むことが重要である。   In order to detect changes in the frame direction of the representative position of the coronary artery, the representative position of the coronary artery is detected for each frame from the MR cine image data by template matching targeting a plurality of search areas after the initial stage corresponding to the plurality of frames. It is necessary. Therefore, it is important to narrow down the search area after the initial space search area as well as the initial space search area.

そこで、簡易な方法として、初期の空間探索領域よりも後の探索領域を初期の空間探索領域と同じ領域か一回り大きい一定の領域にすることができる。この場合には、テンプレートマッチング用の全ての探索領域が、特徴点検出部41Bにおいて検出された特徴点の位置に基づいて設定されることになる。また、冠動脈の位置や形状が変化しても確実に探索領域内となるように、探索領域のサイズが少なくとも冠動脈の位置が取り得る範囲に決定される。   Therefore, as a simple method, the search area after the initial space search area can be made the same area as the initial space search area or a fixed area which is slightly larger. In this case, all search regions for template matching are set based on the positions of the feature points detected by the feature point detection unit 41B. In addition, the size of the search area is determined to at least the range in which the position of the coronary artery can be taken so that the position or the shape of the coronary artery changes and the area is surely within the search area.

具体例として、25ピクセル四方のテンプレートでテンプレートマッチングを行うことによって、320ピクセル四方の四腔断面画像データに描出された冠動脈を探索する場合であれば、冠動脈の位置変化を考慮して、初期の空間探索領域を50ピクセル四方程度の領域に、その後の探索領域を70ピクセル四方程度の領域に、それぞれ設定することができる。   As a specific example, if a coronary artery depicted in 320-pixel square four-chamber cross-sectional image data is searched by performing template matching using a 25-pixel square template, the initial position of the coronary artery is considered in consideration of the change in the coronary artery position. The space search area can be set to an area of about 50 pixels square, and the search area after that can be set to an area of about 70 pixels square.

別の方法として、初期の空間探索領域よりも後の探索領域を、過去に検出された冠動脈の代表位置に基づいて、所定のフレーム間隔で更新する方法が挙げられる。この場合には、初期の空間探索領域が特徴点検出部41Bにおいて検出された特徴点の位置に基づいて設定され、2フレーム以降の探索領域は、過去に検出された冠動脈の代表位置に基づいて設定されることになる。具体的には、2フレーム以降の探索領域を、前フレーム以前の冠動脈の代表位置を中心とする所定の範囲に設定することができる。この場合には、探索領域を変えない場合に比べて、探索領域のサイズを小さくすることができる。   Another method is to update the search area after the initial spatial search area at a predetermined frame interval based on the representative position of the coronary artery detected in the past. In this case, the initial spatial search area is set based on the position of the feature point detected by the feature point detection unit 41B, and the search areas for the second and subsequent frames are based on the representative position of the coronary artery detected in the past. It will be set. Specifically, the search area for the second and subsequent frames can be set to a predetermined range centered on the representative position of the coronary artery before the previous frame. In this case, the size of the search area can be reduced compared to the case where the search area is not changed.

例えば、25ピクセル四方のテンプレートでテンプレートマッチングを行うことによって、320ピクセル四方の四腔断面画像データに描出された冠動脈を探索する場合であれば、全ての探索領域を50ピクセル四方程度の領域に設定することができる。このため、テンプレートマッチングに要する時間を短縮することができる。   For example, in the case of searching for a coronary artery depicted in 320-pixel square four-chamber cross-sectional image data by performing template matching using a 25-pixel square template, all search areas are set to about 50-pixel square can do. Therefore, the time required for template matching can be shortened.

テンプレートマッチングによる探索対象となる左右冠動脈の位置及び形状は心時相に応じて変化する。また、血液の流入時と流出時との間では、左右冠動脈における輝度値も変化する。このため、同一のテンプレートを使用すると、左右冠動脈の追跡が困難となる恐れがある。   The positions and shapes of left and right coronary arteries to be searched by template matching change according to the cardiac phase. In addition, between the inflow and outflow times of blood, the luminance values in the left and right coronary arteries also change. Therefore, using the same template may make it difficult to track the left and right coronary arteries.

そこで、異なる心時相に対応する複数のテンプレートを予め準備しておくことができる。具体的には、少なくとも左冠動脈用の拡張期のテンプレート、右冠動脈用の拡張期のテンプレート、左冠動脈用の収縮期のテンプレート及び右冠動脈用の収縮期のテンプレートを予め準備しておき、心時相に応じてテンプレートを更新することが好適である。この場合、より多くの心時相に対応するテンプレートを準備することによって冠動脈の追跡能を確保することができる。   Therefore, a plurality of templates corresponding to different cardiac phases can be prepared in advance. Specifically, at least a diastolic template for the left coronary artery, a diastolic template for the right coronary artery, a systolic template for the left coronary artery, and a systolic template for the right coronary artery are prepared in advance. It is preferable to update the template according to the phase. In this case, the ability to trace the coronary artery can be secured by preparing a template corresponding to more cardiac phases.

但し、より確実に冠動脈を追跡できるようにする方法として、MRシネ画像データの一部をテンプレートマッチング用の少なくとも1つのテンプレートとして用いる方法が挙げられる。具体的には、初期の空間探索領域よりも後の探索領域を対象とするテンプレートマッチング用のテンプレートを、過去のテンプレートマッチングによって特定された、冠動脈が描出されている領域のMRシネ画像データに、所定のフレーム間隔で更新することができる。これにより、多数のテンプレートの準備を不要にし、かつ冠動脈の形状変化に追従してテンプレートを更新することが可能となる。   However, a method of using a part of MR cine image data as at least one template for template matching may be mentioned as a method of more reliably tracking the coronary artery. Specifically, a template for template matching for a search area after the initial spatial search area is set as MR cine image data of an area where a coronary artery is drawn, specified by the past template matching. It can be updated at a predetermined frame interval. This makes it possible to dispense with the preparation of a large number of templates and to update the templates following changes in the shape of the coronary artery.

図6は、テンプレートマッチング用のテンプレートの更新方法を説明する図である。   FIG. 6 is a view for explaining a method of updating a template for template matching.

図6に示すように、予め準備した初期のテンプレートを用いてシネ画像データの初期の空間探索領域を対象とするテンプレートマッチングを行うことができる。初期の空間探索領域は、僧帽弁、心尖部及び三尖弁等の特徴点の位置に基づいて推定された冠動脈の位置を中心とする一定の範囲内の領域とすることができる。   As shown in FIG. 6, template matching can be performed on an initial spatial search area of cine image data using an initial template prepared in advance. The initial spatial search area can be an area within a certain range centered on the position of the coronary artery estimated based on the positions of feature points such as the mitral valve, apex and tricuspid valve.

初期のテンプレートを用いた初期の空間探索領域内のテンプレートマッチングが完了すると、初期のテンプレートの位置として初期の空間探索領域内における冠動脈の代表位置が特定される。そこで、初期の空間探索領域内における初期のテンプレートの位置に対応する一点鎖線え囲まれた矩形領域を切出して、次の探索領域用のテンプレートとして用いることができる。   When template matching in the initial spatial search area using the initial template is completed, the representative position of the coronary artery in the initial spatial search area is specified as the position of the initial template. Therefore, a rectangular area surrounded by an alternate long and short dash line corresponding to the position of the initial template in the initial space search area can be cut out and used as a template for the next search area.

このため、次の探索領域内のテンプレートマッチングには、前フレームのシネ画像データの一部がテンプレートとして用いられることになる。このような、シネ画像データの探索領域内におけるテンプレートマッチング後のテンプレートの位置に対応する領域の切出し、切出されたシネ画像データへのテンプレートの更新及び更新されたテンプレートによる次のフレームの探索領域内におけるテンプレートマッチングを、テンプレートマッチングの対象となる最後のフレームまで繰返すことができる。   Therefore, a part of cine image data of the previous frame is used as a template for template matching in the next search area. Such cutting out of the area corresponding to the position of the template after template matching in the search area of cine image data, updating of the template to the cut out cine image data, and search area of the next frame by the updated template Template matching within can be repeated until the last frame targeted for template matching.

尚、図6は、フレームごとにテンプレートを更新する場合の例を示しているが、複数フレームごとにテンプレートを更新するようにしてもよい。また、冠動脈が占める領域に限定せずに、冠動脈の周囲の組織を含む領域に対応するテンプレートをテンプレートマッチングに用いることが冠動脈の確実な追跡に有効である。   Although FIG. 6 shows an example in which the template is updated for each frame, the template may be updated for each of a plurality of frames. Moreover, it is effective for reliable tracking of a coronary artery that the template corresponding to the area | region containing the tissue around a coronary artery is used for template matching, without restricting to the area which a coronary artery occupies.

このような、探索領域に限定したテンプレートマッチングを時系列の複数フレームのシネ画像データに対して順次実行すると、相互相関係数が最大となる時のテンプレートの位置をフレームごとに求めることができる。そして、フレーム方向におけるテンプレートの位置の変化をプロットすることができる。   By sequentially executing such template matching limited to a search region on cine image data of a plurality of frames in time series, it is possible to obtain the position of the template at the time when the cross correlation coefficient becomes maximum for each frame. The change in position of the template in the frame direction can then be plotted.

フレーム方向におけるテンプレートの位置変化は、冠動脈の代表位置の変化とみなすことができる。従って、左右の冠動脈に対応するテンプレートを用いて左右の冠動脈に対応する探索領域のテンプレートマッチングを時系列の複数フレームのシネ画像データに対して順次実行すれば、右冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化及び左冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化を検出することができる。   A change in position of the template in the frame direction can be regarded as a change in the representative position of the coronary artery. Therefore, if template matching of search regions corresponding to left and right coronary arteries is sequentially performed on cine image data of a plurality of frames in time series using templates corresponding to left and right coronary arteries, the frame direction of the representative position of the right coronary artery Changes and changes in the frame direction of the representative position of the left coronary artery can be detected.

静止期間検出部41Dは、冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化に基づいて冠動脈が静止しているとみなせる期間を検出する機能を有する。   The stationary period detection unit 41D has a function of detecting a period during which the coronary artery can be regarded as stationary based on the change in the frame direction of the representative position of the coronary artery.

図7は、冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化に基づいて冠動脈の静止期間を検出した例を示す図である。   FIG. 7 is a diagram showing an example in which the resting period of the coronary artery is detected based on the change in the frame direction of the representative position of the coronary artery.

図7において縦軸はテンプレートのフレーム間における移動距離[pixel]を示し、横軸は時系列のフレーム番号を示す。フレーム間においてテンプレートが移動した直線距離を算出してプロットすると、図7に示すようなテンプレートの移動距離を表す折れ線グラフが得られる。テンプレートの移動距離は、冠動脈の移動距離を表している。このため、テンプレートの移動距離が最小となるフレームの区間を、静止相として判別することができる。   In FIG. 7, the vertical axis indicates the movement distance [pixel] between the frames of the template, and the horizontal axis indicates the frame numbers of time series. If the linear distance which the template moved between frames is calculated and plotted, a line graph representing the moving distance of the template as shown in FIG. 7 is obtained. The travel distance of the template represents the travel distance of the coronary artery. Therefore, the section of the frame in which the movement distance of the template is minimum can be determined as the stationary phase.

図7に示す例では、テンプレートの移動距離がゼロとなっているフレームの区間が2回現れている。2つの区間は、拡張期及び収縮期における冠動脈の静止期間に対応していると考えられる。そこで、2つのフレーム区間に対応する心時相の期間を、それぞれ冠動脈の静止期間として検出することができる。   In the example shown in FIG. 7, the section of the frame in which the movement distance of the template is zero appears twice. The two sections are considered to correspond to rest periods of the coronary arteries in diastole and systole. Thus, the cardiac phase periods corresponding to the two frame sections can be detected as the stationary period of the coronary artery.

尚、複数の被検体Pを対象として同様なテンプレートの移動距離を表すグラフを作成したところ、全てのグラフにテンプレートの移動距離がゼロとなるフレームの区間が現れた。   When a graph representing the same template movement distance was created for a plurality of subjects P, a frame section in which the template movement distance is zero appeared in all graphs.

冠動脈は静止期間の終了時には急激に移動するが、静止期間の開始時には緩やかに停止することが知られている。従って、冠動脈が低速で移動する静止期間前の期間が静止期間として判別される恐れがある。すなわち、冠動脈の静止期間が本来の静止期間よりも早く検出される可能性がる。   It is known that the coronary arteries move rapidly at the end of the rest period, but slowly stop at the start of the rest period. Therefore, the period before the stationary period in which the coronary artery moves at a low speed may be determined as the stationary period. That is, the resting period of the coronary artery may be detected earlier than the actual resting period.

そこで、予め多数の被検体Pを対象として冠動脈の静止期間の長さを測定しておき、静止期間の長さの取り得る範囲を決定しておくようにしてもよい。その場合には、テンプレートの移動距離を表すグラフから検出された冠動脈の静止期間の長さが、統計的に決定された閾値を超える場合には、検出された冠動脈の静止期間の長さを所定の長さに補正する処理を実行することができる。具体的には、検出された冠動脈の静止期間の終了時相を変えずに開始時相を遅らせることによって静止期間の長さを許容される長さまで短くする補正を行うことができる。   Therefore, the length of the resting period of the coronary artery may be measured in advance for a large number of subjects P, and the possible range of the length of the resting period may be determined. In that case, if the length of the resting period of the coronary artery detected from the graph representing the movement distance of the template exceeds the statistically determined threshold value, the length of the detected resting period of the coronary artery is determined A process of correcting to the length of Specifically, by delaying the start phase without changing the end phase of the detected rest period of the coronary artery, it is possible to make a correction to shorten the length of the rest period to an allowable length.

次に磁気共鳴イメージング装置20の動作及び作用について説明する。   Next, the operation and action of the magnetic resonance imaging apparatus 20 will be described.

図8は、図1に示す磁気共鳴イメージング装置20の動作の一例を示すフローチャートである。   FIG. 8 is a flow chart showing an example of the operation of the magnetic resonance imaging apparatus 20 shown in FIG.

まず予め寝台37に被検体Pがセットされ、静磁場電源26により励磁された静磁場用磁石21(超伝導磁石)の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源28からシムコイル22に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。   First, the subject P is set on the bed 37 in advance, and a static magnetic field is formed in the imaging region of the static magnetic field magnet 21 (superconductive magnet) excited by the static magnetic field power supply 26. In addition, a current is supplied from the shim coil power supply 28 to the shim coil 22 to make the static magnetic field formed in the imaging region uniform.

更に、撮像条件設定部40において、少なくとも被検体Pの心臓が描出されたアキシャル断面画像データ、コロナル断面画像データ及びサジタル断面画像データをスカウト画像データとして収集するためのパルスシーケンスを含む撮像条件が設定される。設定された撮像条件は、シーケンスコントローラ31に出力される。   Furthermore, in the imaging condition setting unit 40, imaging conditions including at least an axial cross-sectional image data, coronal cross-sectional image data and sagittal cross-sectional image data depicting the heart of the subject P drawn are set as scout image data Be done. The set imaging condition is output to the sequence controller 31.

そうすると、シーケンスコントローラ31は、撮像条件に従って傾斜磁場電源27、送信器29及び受信器30を駆動させることにより被検体Pがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、RFコイル24からRF信号を発生させる。このため、被検体Pの内部における核磁気共鳴により生じたMR信号が、RFコイル24により受信されて受信器30に与えられる。受信器30は、RFコイル24からMR信号を受けて、シーケンスコントローラ31に与える。シーケンスコントローラ31は、MR信号をデータ処理部41に出力する。   Then, the sequence controller 31 causes the gradient magnetic field to be formed in the imaging region in which the subject P is set by driving the gradient magnetic field power source 27, the transmitter 29, and the receiver 30 according to the imaging conditions, and an RF signal from the RF coil 24. Generate For this reason, an MR signal generated by nuclear magnetic resonance inside the subject P is received by the RF coil 24 and given to the receiver 30. The receiver 30 receives an MR signal from the RF coil 24 and supplies the MR signal to the sequence controller 31. The sequence controller 31 outputs an MR signal to the data processing unit 41.

データ処理部41は、MR信号をk空間データ記憶部42に形成されたk空間にk空間データとして配置する。次に、画像生成部41Aは、k空間データ記憶部42からk空間データを取得して画像再構成処理を施す。これにより、被検体Pの心臓が描出されたアキシャル断面画像データ、コロナル断面画像データ及びサジタル断面画像データがスカウト画像データとして生成される。生成されたスカウト画像データは、イメージング領域の設定用に表示装置34に表示される。   The data processing unit 41 arranges the MR signal in the k space formed in the k space data storage unit 42 as k space data. Next, the image generation unit 41A acquires k-space data from the k-space data storage unit 42 and performs an image reconstruction process. Thereby, axial cross-sectional image data, coronal cross-sectional image data, and sagittal cross-sectional image data in which the heart of the subject P is depicted are generated as scout image data. The generated scout image data is displayed on the display device 34 for setting the imaging area.

そして、ステップS1において、ECG同期下において心臓の拡張中期に心臓をカバーするMR画像データが収集される。一例として、心臓全体をカバーする複数フレームのアキシャル断面画像データが収集される。   Then, in step S1, MR image data covering the heart in the middle diastole of the heart under ECG synchronization is acquired. As an example, axial cross-sectional image data of multiple frames covering the entire heart are collected.

そのために、撮像条件設定部40は、スカウト画像データを参照して心臓全体をカバーするアキシャル方向の複数のスライス断面を撮像断面として設定する。また、図3(B)に例示されるように、心臓のR波間(R-R)の約75%の心時相でMR信号が収集されるように、R波からの遅延時間が設定される。   For that purpose, the imaging condition setting unit 40 sets a plurality of slice sections in the axial direction covering the entire heart as an imaging section with reference to the scout image data. Further, as exemplified in FIG. 3B, the delay time from the R wave is set so that the MR signal is acquired in the cardiac phase of about 75% of the inter-R wave (RR) of the heart.

そして、スカウト画像データの収集と同様な流れで複数のアキシャル断面画像データが収集される。但し、複数のアキシャル断面画像データの収集は、ECG同期下において実行される。また、望ましくは、息止め中にアキシャル断面のマルチスライス撮像が実行される。収集された心臓全体をカバーする複数フレームのアキシャル断面画像データは、画像データ記憶部43に保存される。   Then, a plurality of axial cross-sectional image data are collected in the same flow as the collection of scout image data. However, collection of a plurality of axial cross-sectional image data is performed under ECG synchronization. Also, desirably, multi-slice imaging of the axial cross section is performed during breath holding. A plurality of frames of axial cross-sectional image data covering the entire collected heart are stored in the image data storage unit 43.

次にステップS2において、特徴点検出部41Bにより、複数フレームのアキシャル断面画像データから心臓の特徴点及び基準断面が自動検出される。すなわち、任意の特徴点検出処理によって心尖部、僧帽弁及び三尖弁の位置が自動検出される。併せて、四腔断面等の心臓の基準断面の位置が特徴点検出部41Bにより自動計算される。   Next, in step S2, the feature point detection unit 41B automatically detects a feature point and a reference cross section of the heart from axial cross-sectional image data of a plurality of frames. That is, the positions of the apex, the mitral valve and the tricuspid valve are automatically detected by an arbitrary feature point detection process. At the same time, the position of the reference cross section of the heart such as the four-chamber cross section is automatically calculated by the feature point detection unit 41B.

自動計算された四腔断面の位置は、表示装置34に表示される。そして、ユーザは、入力装置33の操作によって四腔断面の位置を微調整し、シネ画像データの撮像断面に設定することができる。   The position of the automatically calculated four-chamber cross section is displayed on the display device 34. Then, the user can finely adjust the position of the four-chamber cross section by the operation of the input device 33, and set it as the imaging cross section of the cine image data.

次にステップS3において、冠動脈検出部41Cにより、四腔断面のシネ画像データから左右冠動脈の位置を検出するための初期の空間探索領域が、特徴点検出部41Bにより検出された特徴点の位置に基づいて設定される。具体的には、図4に示すように心尖部、僧帽弁及び三尖弁の位置に基づいて左冠動脈の位置及び右冠動脈の位置がそれぞれ推定される。   Next, in step S3, an initial spatial search area for detecting the positions of the left and right coronary arteries from the cine image data of the four-chamber cross section by the coronary artery detection unit 41C is located at the position of the feature point detected by the feature point detection unit 41B. Set based on. Specifically, as shown in FIG. 4, the position of the left coronary artery and the position of the right coronary artery are estimated based on the positions of the apex, mitral valve and tricuspid valve, respectively.

そして、左冠動脈の推定位置を中心とする所定の範囲が左冠動脈の初期の空間探索領域に設定される。同様に、右冠動脈の推定位置を中心とする所定の範囲が右冠動脈の初期の空間探索領域に設定される。初期の空間探索領域のサイズは、320ピクセル四方の四腔断面画像データを収集する場合であれば、50ピクセル四方程度にすることができる。   Then, a predetermined range centered on the estimated position of the left coronary artery is set in the initial spatial search region of the left coronary artery. Similarly, a predetermined range centered on the estimated position of the right coronary artery is set in the initial spatial search region of the right coronary artery. The size of the initial spatial search area can be about 50 pixels square if collecting 320-pixel square four-chamber cross-sectional image data.

次にステップS4において、左右冠動脈及び心臓が描出される四腔断面のシネ撮像が開始される。すなわち、ECG同期下において時系列の複数フレームの四腔断面画像データが順次収集される。   Next, in step S4, cine imaging of the four-chamber cross section in which the left and right coronary arteries and the heart are depicted is started. That is, four-chamber cross-sectional image data of a plurality of frames in time series are sequentially acquired under ECG synchronization.

次にステップS5において、冠動脈検出部41Cは、拡張中期のフレームのシネ画像データをテンプレートマッチングの対象として選択し、予め準備した左右冠動脈のテンプレートを初期のテンプレートに設定する。すなわち、心臓全体をカバーするアキシャル断面画像データが収集された心時相と同一とみなせるR波間(R-R)の約75%の心時相における四腔断面画像データがテンプレートマッチングの最初の対象として選択される。R波間(R-R)の約75%の心時相における四腔断面画像データは、R波間(R-R)に60フレームの四腔断面画像データが収集される場合であれば、45フレーム目の四腔断面画像データとなる。   Next, in step S5, the coronary artery detection unit 41C selects cine image data of a frame in the middle diastolic phase as a target of template matching, and sets the templates of left and right coronary arteries prepared in advance as an initial template. That is, four-chamber cross-sectional image data in the cardiac phase of about 75% of the R-wave interval (RR) at which axial cross-sectional image data covering the entire heart can be considered identical to the acquired cardiac phase is selected as the first target of template matching. Be done. The four-chamber cross-sectional image data in the cardiac phase of about 75% of the R-wave interval (RR) is the four-chamber at the 45th frame if the 60-frame four-chamber cross-sectional image data is acquired in the R-wave interval (RR). It becomes cross-sectional image data.

上述のようにアキシャル断面画像データが収集された心時相と同一又は近い心時相の四腔断面画像データを選択すると、心尖部、僧帽弁及び三尖弁の位置に基づいて推定された左右冠動脈の位置を、四腔断面画像データ上における左右冠動脈の推定位置とみなすことができる。   As described above, when axial cross-sectional image data is selected from four-chamber cross-sectional image data in the same or near cardiac phase as the acquired cardiac phase, it is estimated based on the positions of apical part, mitral valve and tricuspid valve The positions of the left and right coronary arteries can be regarded as the estimated positions of the left and right coronary arteries on the four-chamber cross-sectional image data.

但し、心臓の大きさや形状には個人差があるため、左右冠動脈の推定位置は、必ずしも正確な左右冠動脈の位置とはならない。そこで、選択された拡張中期の四腔断面画像データがテンプレートマッチングによる左右冠動脈の初期の探索対象とされる。そのためのテンプレートには、予め準備された左右冠動脈のテンプレートが用いられる。初期のテンプレートは、図5に例示されるような左右の冠動脈の特徴的な複数種類のテンプレートから選択されたテンプレートとすることが左右冠動脈を確実に探索する観点から望ましい。   However, since there are individual differences in the size and shape of the heart, the estimated positions of the left and right coronary arteries do not necessarily become the correct positions of the left and right coronary arteries. Therefore, the selected mid-dilatation four-chamber cross-sectional image data is used as an initial search target for the left and right coronary arteries by template matching. Templates for the left and right coronary arteries prepared in advance are used as templates for that purpose. It is desirable from the viewpoint of reliably searching the left and right coronary arteries that the initial template be a template selected from a plurality of types of characteristic templates of left and right coronary arteries as illustrated in FIG. 5.

次にステップS6において、冠動脈検出部41Cは、拡張中期の四腔断面画像データに設定された左右冠動脈の初期の空間探索領域を対象とするテンプレートマッチングを行う。これにより、左右冠動脈のテンプレートの位置として、それぞれ左右冠動脈の代表位置を検出することができる。左冠動脈用のテンプレート及び右冠動脈用のテンプレートの少なくとも一方として複数種類のテンプレートを用いてテンプレートマッチングを行う場合には、相互相関係数が最大となるテンプレートの位置を、冠動脈の代表位置とすることができる。   Next, in step S6, the coronary artery detection unit 41C performs template matching for the initial spatial search area of the left and right coronary arteries set in the four-chamber cross-sectional image data in the middle-diastole phase. Thereby, the representative positions of the left and right coronary arteries can be detected as the positions of the left and right coronary artery templates. When template matching is performed using multiple types of templates as at least one of the left coronary artery template and the right coronary artery template, the position of the template at which the cross correlation coefficient is maximized should be the representative position of the coronary artery. Can.

尚、拡張中期の四腔断面画像データに対するテンプレートマッチングの対象領域は、ステップS3において心臓の特徴点の位置に基づいて設定された初期の空間探索領域内に限定される。このため、簡易な処理で精度良く冠動脈の代表位置を検出することができる。   The target region of template matching with respect to the four-chamber cross-sectional image data in the middle-diastole phase is limited within the initial spatial search region set based on the position of the feature point of the heart in step S3. Therefore, the representative position of the coronary artery can be detected with high accuracy by simple processing.

次にステップS7において、冠動脈検出部41Cは、左右冠動脈用のテンプレートの各位置として特定された左右冠動脈の代表位置を記録する。   Next, in step S7, the coronary artery detection unit 41C records the representative positions of the left and right coronary arteries identified as the positions of the left and right coronary artery templates.

次にステップS8において、冠動脈検出部41Cは、冠動脈の位置の検出対象となる次のフレームの四腔断面画像データが存在するか否かを判定する。次のフレームが存在すると判定された場合には、ステップS9において、左右冠動脈の検出位置を含む現フレームの四腔断面画像データの領域が次フレームのテンプレートとして切出される。   Next, in step S8, the coronary artery detection unit 41C determines whether there is four-chamber cross-sectional image data of the next frame to be detected for the position of the coronary artery. If it is determined that the next frame is present, the region of the four-chamber cross-sectional image data of the current frame including the detection positions of the left and right coronary arteries is cut out as a template of the next frame in step S9.

具体的には、図6に示すように、テンプレートマッチングによって現在のフレームの探索領域内において特定されたテンプレートの位置に対応する四腔断面画像データの部分が、次のフレーム用のテンプレートとして切出される。これにより、左右冠動脈用のテンプレートが現在のフレームにおける左右冠動脈の輝度値に応じてそれぞれ更新される。   Specifically, as shown in FIG. 6, a portion of four-chamber cross-sectional image data corresponding to the position of the template specified in the search area of the current frame by template matching is cut out as a template for the next frame. Be Thereby, the templates for the left and right coronary arteries are respectively updated according to the luminance values of the left and right coronary arteries in the current frame.

次フレーム用に切出されるテンプレートのサイズは、320ピクセル四方の四腔断面画像データを収集する場合であれば、冠動脈のみならず、冠動脈の周囲の組織も含まれるように25ピクセル四方程度とすることが適切である。これにより、冠動脈のより正確な追跡が可能となる。   The size of the template cut out for the next frame should be around 25 pixels square so that not only the coronary artery but also the tissue around the coronary artery is included if collecting four cavity cross-sectional image data of 320 pixels square. Is appropriate. This allows more accurate tracking of the coronary arteries.

次にステップS10において、必要に応じて左右冠動脈の検出位置に応じてテンプレートマッチングの対象となる探索領域も更新される。例えば、テンプレートマッチングによって特定されたテンプレートの中心位置を中心とする所定の範囲を次フレームの探索領域に設定することができる。   Next, in step S10, the search region to be a target of template matching is also updated according to the detection position of the left and right coronary arteries as needed. For example, a predetermined range centered on the center position of the template specified by template matching can be set as the search area of the next frame.

或いは、初期のフレームと、2フレーム以降との間においてのみ探索領域を更新するようにしてもよい。例えば、320ピクセル四方の四腔断面画像データを収集する場合であれば、左右冠動脈が移動しても確実に探索領域内となるように、2フレーム以降の探索領域のサイズを70ピクセル四方程度に設定することができる。   Alternatively, the search area may be updated only between the initial frame and two or more frames. For example, in the case of collecting 320-pixel square four-chamber cross-sectional image data, the size of the search area for two frames or later should be about 70 pixels square so that the left and right coronary arteries will surely be within the search area. It can be set.

次フレーム用のテンプレート及び探索領域が定まると、次フレームの四腔断面画像データを対象として、再びステップS6におけるテンプレートマッチング及びステップS7における左右冠動脈の代表位置の記録が行われる。そして、ステップS9におけるテンプレートの更新、ステップS10における探索領域の更新、ステップS6におけるテンプレートマッチング及びステップS7における左右冠動脈の代表位置の記録が、ステップS8の判定において、次フレームが存在しないと判定されるまで繰返される。すなわち、テンプレートを更新しながら、対象となる全フレームの四腔断面画像データに対してテンプレートマッチング及びテンプレートの位置の記録が順次実行される。   When the template for the next frame and the search area are determined, template matching in step S6 and recording of representative positions of the left and right coronary arteries in step S7 are performed again on the four-chamber cross-sectional image data of the next frame. Then, the update of the template in step S9, the update of the search area in step S10, the template matching in step S6, and the recording of the representative positions of the left and right coronary arteries in step S7 are determined in the determination of step S8 that the next frame does not exist. Repeat until. That is, while updating the template, template matching and recording of the position of the template are sequentially performed on the four-chamber cross-sectional image data of all the target frames.

全フレームの四腔断面画像データに対するテンプレートマッチング及びテンプレートの位置の記録が完了すると、ステップS8の判定において、次フレームが存在しないと判定される。そうすると、ステップS11において、左右冠動脈の位置変化に基づく冠動脈の静止期間の検出が静止期間検出部41Dにより実行される。   When the template matching and the recording of the position of the template on the four-chamber cross-sectional image data of all the frames are completed, it is determined in the determination of step S8 that the next frame does not exist. Then, in step S11, detection of the resting period of the coronary artery based on the positional change of the left and right coronary arteries is performed by the resting period detection unit 41D.

隣接するフレーム間におけるテンプレートの中心位置の移動距離を計測してプロットすると、図7に示すようなグラフが得られる。そうすると、図7に示すグラフは、冠動脈の代表位置の移動距離の変化とみなすことができる。このため、テンプレートの中心位置の移動距離が閾値以下となるフレームの区間を冠動脈の静止期間として抽出することができる。図7に示す例では、テンプレートの中心位置の移動距離がゼロとなるフレームの区間が、冠動脈の静止期間として抽出されている。   If the movement distance of the center position of the template between adjacent frames is measured and plotted, a graph as shown in FIG. 7 is obtained. Then, the graph shown in FIG. 7 can be regarded as a change in the movement distance of the representative position of the coronary artery. Therefore, it is possible to extract the section of the frame in which the movement distance of the center position of the template is equal to or less than the threshold as the stationary period of the coronary artery. In the example shown in FIG. 7, the section of the frame in which the movement distance of the center position of the template is zero is extracted as the stationary period of the coronary artery.

尚、実際には図7に示すようなグラフを作成せずに、閾値処理を含む数値計算のみによって冠動脈の静止期間を検出するようにしてもよい。   In practice, the static period of the coronary artery may be detected only by numerical calculation including threshold processing without creating a graph as shown in FIG.

冠動脈の静止期間が検出されると、冠動脈の静止期間を利用した所望のイメージングを実行することが可能となる。実行される頻度が高い磁気共鳴血管撮像(MRA: magnetic resonance angiography)としては、WHCA (Whole-heart Coronary MRA)及び遅延造影(DE: delayed enhancement) イメージングが挙げられる。造影剤の投与を伴うDEイメージングとWHCAの双方を行う場合には、撮像時間短縮化のため、造影剤が被検体Pに投与されてからDE像の撮像が可能となるまでの10〜15分間にWHCAを実行し、その後、DEイメージングを行う場合が多い。   Once the resting period of the coronary artery is detected, it is possible to perform the desired imaging utilizing the resting period of the coronary artery. Magnetic resonance angiography (MRA), which is performed frequently, includes WHCA (Whole-heart Coronary MRA) and delayed enhancement (DE) imaging. When performing both DE imaging and WHCA involving administration of a contrast agent, 10 to 15 minutes from when the contrast agent is administered to the subject P until imaging of the DE image is possible, for shortening the imaging time. In many cases, WHCA is executed and then DE imaging is performed.

その場合には、ステップS12において、冠動脈の静止期間を利用したWHCAが実行される。次にステップS13において、冠動脈の静止期間を利用したDE-MRIが実行される。   In that case, WHCA using the stationary period of the coronary artery is performed in step S12. Next, in step S13, DE-MRI using the stationary period of the coronary artery is performed.

尚、DEイメージング及びWHCAの他、FBI(Fresh Blood Imaging)法によるイメージングを冠動脈の静止期間中に行うというニーズもある。FBI(Fresh Blood Imaging)法は、R波等の被検体Pの心時相を表す基準波に同期したトリガ信号から所定時間遅延させて複数心拍毎にエコーデータを繰り返して収集する非造影MRAである。   In addition to DE imaging and WHCA, there is also a need to perform imaging by FBI (Fresh Blood Imaging) method during a stationary period of a coronary artery. The FBI (Fresh Blood Imaging) method is a non-contrast MRA that repeatedly collects echo data for each of a plurality of heartbeats by delaying a trigger signal synchronized with a reference wave representing the cardiac phase of the subject P such as R wave for a predetermined time. is there.

つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置20は、僧帽弁、三尖弁及び心尖部の3つの特徴点の検出位置に基づいて左右冠動脈の推定位置を絞り込み、探索領域に限定したテンプレートマッチングによって冠動脈の位置変化及び冠動脈の位置変化が小さい静止相を求めるようにしたものである。更に、磁気共鳴イメージング装置20は、テンプレートマッチングに用いられるテンプレートを、冠動脈が描出された直前の画像データに更新しながらシネ画像に描出された冠動脈を追跡するようにしたものである。   In other words, the magnetic resonance imaging apparatus 20 as described above narrows down the estimated positions of the left and right coronary arteries based on the detected positions of the three feature points of the mitral valve, tricuspid valve and apex, and template matching limited to the search area Position change and coronary artery position change are required to obtain a small stationary phase. Furthermore, the magnetic resonance imaging apparatus 20 tracks the coronary artery depicted in the cine image while updating the template used for template matching to the image data immediately before the coronary artery is depicted.

このため、磁気共鳴イメージング装置20によれば、冠動脈の静止期間を簡易に自動検出することができる。すなわち、技師が画像を目視しながら手動で冠動脈に対応するROIを指定するという従来必要であった煩雑な作業を省略することができる。このため、検査時間の短縮に繋がる。   Therefore, according to the magnetic resonance imaging apparatus 20, the resting period of the coronary artery can be easily and automatically detected. That is, it is possible to omit the troublesome operation conventionally required for the engineer to manually designate the ROI corresponding to the coronary artery while viewing the image. This leads to shortening of the inspection time.

また、冠動脈の形状が時相とともに変化しても、冠動脈の形状に追従してテンプレートを更新することができる。このため、テンプレートマッチングによって冠動脈を確実に追跡することができる。その結果、技師と同様な精度で冠動脈の静止期間を判別することができる。   In addition, even if the shape of the coronary artery changes with time phase, the template can be updated following the shape of the coronary artery. Therefore, the coronary artery can be reliably tracked by template matching. As a result, the resting period of the coronary artery can be determined with the same accuracy as that of the technician.

以上、特定の実施形態について記載したが、記載された実施形態は一例に過ぎず、発明の範囲を限定するものではない。ここに記載された新規な方法及び装置は、様々な他の様式で具現化することができる。また、ここに記載された方法及び装置の様式において、発明の要旨から逸脱しない範囲で、種々の省略、置換及び変更を行うことができる。添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。   Although the specific embodiments have been described above, the described embodiments are merely examples and do not limit the scope of the invention. The novel methods and apparatus described herein may be embodied in various other ways. Also, various omissions, substitutions and changes in the form of the methods and apparatus described herein may be made without departing from the spirit of the invention. The appended claims and their equivalents are intended to cover such different forms and modifications as fall within the scope and spirit of the invention.

例えば、上述した実施形態では、冠動脈の静止期間を特定した後に、冠動脈の静止期間に他のイメージングを行う場合を例として説明したが、診断画像データの収集後に後処理として冠動脈の静止期間を検出する場合においても同様な方法で静止期間を検出することができる。従って、磁気共鳴イメージング装置20とネットワークを介して接続された医用画像処理装置に、心臓の特徴点の位置及びMRシネ画像データに基づいて冠動脈の静止期間を特定する機能を設けてもよい。   For example, in the above-described embodiment, after the stationary period of the coronary artery is specified, another imaging is performed in the stationary period of the coronary artery as an example. However, after collecting diagnostic image data, the stationary period of the coronary artery is detected as post-processing In such a case, the stationary period can be detected in the same manner. Therefore, the medical image processing apparatus connected to the magnetic resonance imaging apparatus 20 via the network may be provided with a function of specifying the resting period of the coronary artery based on the position of the feature point of the heart and the MR cine image data.

また、上述した実施形態では、テンプレートマッチングにおける一致度の指標として相関係数を用いる場合を例に説明したが、残差二乗和(SSR: sum of squared residuals)等の他の一致度の指標を用いてもよい。   In the embodiment described above, the case of using the correlation coefficient as an index of the degree of coincidence in template matching has been described as an example, but other indices of coincidence such as sum of squared residuals (SSR) may be used. You may use.

また、上述した実施形態では、収縮期及び拡張期のいずれかの静止相において心臓をカバーするボリューム画像データが収集されるものとしたが、収縮期及び拡張期の双方の静止相において心臓をカバーするボリューム画像データを収集するようにしてもよい。そうすると、収縮期の静止相に対応する心臓の特徴点の位置と、拡張期の静止相に対応する心臓の特徴点の位置を、それぞれ自動検出することが可能となる。このため、より高精度に自動検出された特徴点の位置を、テンプレートマッチングの初期の空間探索領域の絞り込みに用いることができる。換言すれば、収縮期及び拡張期のいずれかの静止相における心臓の特徴点が万一良好な精度で自動検出されなかった場合であっても、心臓をカバーするボリューム画像データの再収集を回避することができる。   In the embodiment described above, volume image data covering the heart is acquired in the systolic or diastolic resting phase, but the heart is covered in the systolic and diastolic resting phases. Volume image data may be collected. Then, it becomes possible to automatically detect the position of the heart feature point corresponding to the systolic stationary phase and the position of the heart feature point corresponding to the diastolic stationary phase. For this reason, the position of the feature point automatically detected with higher accuracy can be used for narrowing the initial spatial search region of template matching. In other words, even if the feature points of the heart in either the systolic or diastolic stationary phase are not automatically detected with good accuracy, re-collection of volume image data covering the heart is avoided. can do.

20 磁気共鳴イメージング装置
21 静磁場用磁石
22 シムコイル
23 傾斜磁場コイル
24 RFコイル
25 制御系
26 静磁場電源
27 傾斜磁場電源
28 シムコイル電源
29 送信器
30 受信器
31 シーケンスコントローラ
32 コンピュータ
33 入力装置
34 表示装置
35 演算装置
36 記憶装置
37 寝台
38 ECGユニット
40 撮像条件設定部
41 データ処理部
42 k空間データ記憶部
43 画像データ記憶部
44 辞書ファイル記憶部
P 被検体
Reference Signs List 20 magnetic resonance imaging apparatus 21 magnet for static magnetic field 22 shim coil 23 gradient magnetic field coil 24 RF coil 25 control system 26 static magnetic field power source 27 gradient magnetic field power source 28 shim coil power source 29 transmitter 30 receiver 31 sequence controller 32 computer 33 input device 34 display device 35 arithmetic unit 36 storage unit 37 bed 38 ECG unit 40 imaging condition setting unit 41 data processing unit 42 k space data storage unit 43 image data storage unit 44 dictionary file storage unit P object

Claims (10)

被検体の心臓をカバーする磁気共鳴画像データと、前記被検体の冠動脈が描出された磁気共鳴シネ画像データとを収集する画像収集部と、
前記心臓をカバーする磁気共鳴画像データに基づいて前記心臓の特徴点の位置を自動検出する特徴点検出部と、
前記磁気共鳴シネ画像データにおける少なくとも初期の空間探索領域を前記特徴点の位置に基づいて自動的に設定し、複数フレームに対応する前記初期以降の複数の探索領域を対象とするテンプレートマッチングによって前記磁気共鳴シネ画像データから前記冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化を検出する冠動脈検出部と、
前記冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化に基づいて前記冠動脈が静止しているとみなせる期間を検出する静止期間検出部と、
を備え、
前記冠動脈検出部は、冠動脈の形状を模擬した複数のテンプレートのうち、前記初期の空間探索領域を対象とする前記テンプレートマッチングの結果、最も一致度が大きいテンプレートを前記初期の空間探索領域の前記テンプレートマッチング用のテンプレートとして採用するように構成される磁気共鳴イメージング装置。
An image acquisition unit for acquiring magnetic resonance image data covering a heart of a subject, and magnetic resonance cine image data depicting the coronary artery of the subject;
A feature point detection unit that automatically detects the position of a feature point of the heart based on magnetic resonance image data covering the heart;
At least an initial spatial search area in the magnetic resonance cine image data is automatically set based on the position of the feature point, and the magnetic field is subjected to template matching for a plurality of initial search areas corresponding to a plurality of frames. A coronary artery detection unit for detecting a change in a frame direction of a representative position of the coronary artery from resonance cine image data;
A stationary period detection unit that detects a period during which the coronary artery can be considered to be stationary based on a change in the frame direction of the representative position of the coronary artery;
Equipped with
The coronary artery detection unit is configured to select a template having the largest matching score as a result of the template matching for the initial spatial search area among the plurality of templates simulating the shape of the coronary artery as the template for the initial spatial search area. A magnetic resonance imaging apparatus configured to be employed as a template for matching .
前記冠動脈検出部は、前記磁気共鳴シネ画像データの一部を前記テンプレートマッチング用の少なくとも1つのテンプレートとして用いるように構成される請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the coronary artery detection unit is configured to use a part of the magnetic resonance cine image data as at least one template for the template matching. 前記冠動脈検出部は、前記初期の空間探索領域よりも後の探索領域を対象とする前記テンプレートマッチング用のテンプレートを、過去のテンプレートマッチングによって特定された、前記冠動脈が描出されている領域の磁気共鳴シネ画像データに、所定のフレーム間隔で更新するように構成される請求項1又は2記載の磁気共鳴イメージング装置。   The coronary artery detection unit determines a template for the template matching, which targets a search area after the initial spatial search area, identified by the past template matching, and the magnetic resonance of the area where the coronary artery is drawn The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the cine image data is configured to be updated at a predetermined frame interval. 前記冠動脈検出部は、前記初期の空間探索領域よりも後の探索領域を、過去に検出された前記冠動脈の代表位置に基づいて、所定のフレーム間隔で更新するように構成される請求項1乃至3のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。   The coronary artery detection unit is configured to update a search area after the initial spatial search area at a predetermined frame interval based on a representative position of the coronary artery detected in the past. The magnetic resonance imaging apparatus of any one of 3. 前記冠動脈検出部は、冠動脈の周囲の組織を含む領域に対応するテンプレートを前記テンプレートマッチングに用いるように構成される請求項1乃至4のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein the coronary artery detection unit is configured to use a template corresponding to a region including a tissue around a coronary artery for the template matching. 前記冠動脈検出部は、前記特徴点の位置として検出された心尖部、三尖弁及び僧帽弁の各位置に基づいて少なくとも右冠動脈の初期の空間探索領域及び左冠動脈の初期の空間探索領域を設定し、前記右冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化及び前記左冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化を検出するように構成される請求項1乃至5のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。   The coronary artery detection unit detects at least an initial spatial search area of the right coronary artery and an initial spatial search area of the left coronary artery based on the positions of the apex of the heart, the tricuspid valve, and the mitral valve detected as the positions of the feature points. The magnetic resonance imaging according to any one of claims 1 to 5, wherein the magnetic resonance imaging is configured to set and detect a change in the frame direction of the representative position of the right coronary artery and a change in the frame direction of the representative position of the left coronary artery. apparatus. 前記冠動脈検出部は、前記心尖部と前記三尖弁とを結ぶ線分を第1の線分、前記三尖弁と前記右冠動脈の推定位置とを結ぶ線分を第2の線分、前記心尖部と前記僧帽弁とを結ぶ線分を第3の線分、前記僧帽弁と前記左冠動脈の推定位置とを結ぶ線分を第4の線分とすると、前記第1の線分の長さと前記第2の線分の長さの比率の経験値及び前記第1の線分と前記第2の線分とのなす角の経験値により特定される点を基準とする領域として前記右冠動脈の初期の空間探索領域を設定する一方、前記第3の線分の長さと前記第4の線分の長さの比率の経験値及び前記第3の線分と前記第4の線分とのなす角の経験値により特定される点を基準とする領域として前記左冠動脈の初期の空間探索領域を設定するように構成される請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置。   The coronary artery detection unit is a first line segment connecting the apex and the tricuspid valve, a second line segment connecting the tricuspid valve and the estimated position of the right coronary artery, and Assuming that a line connecting the apex of the heart and the mitral valve is a third line, and a line connecting the mitral valve and the estimated position of the left coronary artery is a fourth line, the first line A region based on a point specified by an empirical value of a ratio of a length of the second line segment to a length of the second line segment and an empirical value of an angle formed by the first line segment and the second line segment The experiential value of the ratio of the length of the third line segment to the length of the fourth line segment and the third line segment and the fourth line segment while setting the initial spatial search region of the right coronary artery 7. The magnetic joint device according to claim 6, wherein the initial spatial search region of the left coronary artery is set as a region based on a point specified by an experience value of an angle between the two. Imaging apparatus. 前記冠動脈検出部は、前記心尖部と前記三尖弁とを結ぶ線分を第1の線分、前記三尖弁と前記右冠動脈の推定位置とを結ぶ線分を第2の線分、前記心尖部と前記僧帽弁とを結ぶ線分を第3の線分、前記僧帽弁と前記左冠動脈の推定位置とを結ぶ線分を第4の線分とすると、前記第1の線分の長さと前記第2の線分の長さの比率が取り得る範囲及び前記第1の線分と前記第2の線分とのなす角が取り得る範囲に対応して特定される前記右冠動脈の位置の取り得る範囲を前記右冠動脈の初期の空間探索領域に設定する一方、前記第3の線分の長さと前記第4の線分の長さの比率が取り得る範囲及び前記第3の線分と前記第4の線分とのなす角が取り得る範囲に対応して特定される前記左冠動脈の位置の取り得る範囲を前記左冠動脈の初期の空間探索領域に設定するように構成される請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置。   The coronary artery detection unit is a first line segment connecting the apex and the tricuspid valve, a second line segment connecting the tricuspid valve and the estimated position of the right coronary artery, and Assuming that a line connecting the apex of the heart and the mitral valve is a third line, and a line connecting the mitral valve and the estimated position of the left coronary artery is a fourth line, the first line The right coronary artery specified corresponding to the possible range of the ratio of the length of the second line segment to the length of the second line segment and the possible range of the angle between the first line segment and the second line segment The possible range of the position of is set in the initial spatial search region of the right coronary artery, while the possible range of the ratio of the length of the third line segment to the length of the fourth line segment and the third The possible range of the position of the left coronary artery identified corresponding to the possible range of the angle formed by the line segment and the fourth line segment is the initial spatial search of the left coronary artery The magnetic resonance imaging apparatus configured according to claim 6, wherein to set the area. 前記画像収集部は、前記心臓の拡張中期に前記心臓をカバーする磁気共鳴画像データを収集するように構成され、
前記冠動脈検出部は、前記心臓の拡張中期における磁気共鳴シネ画像データに前記初期の空間探索領域を設定するように構成される請求項1乃至8のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
The image acquisition unit is configured to acquire magnetic resonance imaging data covering the heart during the middle diastole of the heart,
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 8, wherein the coronary artery detection unit is configured to set the initial spatial search region in magnetic resonance cine image data in the middle diastole of the heart.
被検体の心臓をカバーする画像データと、前記被検体の冠動脈が描出されたシネ画像データとを収集する画像収集部と、An image acquisition unit for acquiring image data covering a heart of a subject, and cine image data in which a coronary artery of the subject is depicted;
前記心臓をカバーする画像データに基づいて前記心臓の特徴点の位置を自動検出する特徴点検出部と、A feature point detection unit that automatically detects the position of a feature point of the heart based on image data covering the heart;
前記シネ画像データにおける少なくとも初期の空間探索領域を前記特徴点の位置に基づいて自動的に設定し、複数フレームに対応する前記初期以降の複数の探索領域を対象とするテンプレートマッチングによって前記シネ画像データから前記冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化を検出する冠動脈検出部と、At least an initial spatial search area in the cine image data is automatically set based on the positions of the feature points, and the cine image data is generated by template matching targeting the initial and subsequent search areas corresponding to a plurality of frames. A coronary artery detection unit that detects a change in the frame direction of the representative position of the coronary artery from the
前記冠動脈の代表位置のフレーム方向における変化に基づいて前記冠動脈が静止しているとみなせる期間を検出する静止期間検出部と、A stationary period detection unit that detects a period during which the coronary artery can be considered to be stationary based on a change in the frame direction of the representative position of the coronary artery;
を備え、Equipped with
前記冠動脈検出部は、冠動脈の形状を模擬した複数のテンプレートのうち、前記初期の空間探索領域を対象とする前記テンプレートマッチングの結果、最も一致度が大きいテンプレートを前記初期の空間探索領域の前記テンプレートマッチング用のテンプレートとして採用するように構成される画像処理装置。The coronary artery detection unit is configured to select a template having the largest matching score as a result of the template matching for the initial spatial search area among the plurality of templates simulating the shape of the coronary artery as the template for the initial spatial search area. An image processing apparatus configured to be employed as a template for matching.
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