WO2015108073A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2015108073A1
WO2015108073A1 PCT/JP2015/050819 JP2015050819W WO2015108073A1 WO 2015108073 A1 WO2015108073 A1 WO 2015108073A1 JP 2015050819 W JP2015050819 W JP 2015050819W WO 2015108073 A1 WO2015108073 A1 WO 2015108073A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
cross
section
valve
magnetic resonance
blood flow
Prior art date
Application number
PCT/JP2015/050819
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
久原　重英
修平 新田
太一郎 塩寺
幸辰 坂田
智行 武口
Original Assignee
株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社東芝, 東芝メディカルシステムズ株式会社 filed Critical 株式会社東芝
Publication of WO2015108073A1 publication Critical patent/WO2015108073A1/ja
Priority to US14/978,222 priority Critical patent/US10203385B2/en

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
    • G01R33/4835—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices of multiple slices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0033—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room
    • A61B5/0037—Performing a preliminary scan, e.g. a prescan for identifying a region of interest
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0033—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room
    • A61B5/004—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room adapted for image acquisition of a particular organ or body part
    • A61B5/0044—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room adapted for image acquisition of a particular organ or body part for the heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4887—Locating particular structures in or on the body
    • A61B5/489—Blood vessels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus.
  • the magnetic resonance imaging device excites the patient's nuclear spin placed in a static magnetic field with a Larmor frequency radio frequency (RF) signal and reconstructs the magnetic resonance signal generated from the patient with the excitation. It is the imaging device which produces
  • RF radio frequency
  • the reference 6 cross-sections are a vertical long-axis cross-section, a horizontal long-axis cross-section, a short-axis cross-section, a two-chamber (2 chamber) long-axis cross-section, a three-chamber (3- chamber) long-axis cross-section, and a four-chamber (4 chamber) These are the six cross sections of the major axis.
  • a vertical long-axis cross-sectional position is determined from an axial cross-sectional image
  • a horizontal long-axis cross-sectional position is determined from a vertical long-axis cross-sectional image captured at the determined vertical long-axis cross-sectional position.
  • a method of repeating positioning and imaging procedures such as determining the short-axis cross-sectional position from the horizontal long-axis cross-sectional image captured at the horizontal long-axis cross-sectional position (since this method is a method of repeatedly positioning and imaging the oblique cross-section) , Sometimes called chain of leaks).
  • Patent Document 1 and Non-Patent Document 1
  • Patent Document 1 relates only to the above-described automatic setting technique for the reference six cross sections, and does not disclose a method for setting a cross section useful for cardiac diagnosis other than the reference six cross sections.
  • examination of valvular diseases requires observation of the dynamics of valves such as the aortic valve and pulmonary artery valve, but it cannot be said that sufficient automation has been made for the setting of cross sections suitable for dynamic observation of these valves.
  • grasping the blood flow dynamics of the heart requires dynamic information on the blood flow velocity and flow path diameter in the vicinity of valves such as the aortic valve and pulmonary valve, which is suitable for measuring blood flow speed and flow path diameter. It is hard to say that the setting of the imaging section is sufficiently automated.
  • a magnetic resonance imaging apparatus capable of automatically setting a cross-section useful for cardiac diagnosis other than the reference six cross-sections, such as a cross-section suitable for valve dynamic observation and a cross-section suitable for grasping the blood flow dynamics of the heart. ing.
  • the magnetic resonance imaging apparatus includes a detection unit that detects the position of an aortic valve or pulmonary valve as a plurality of characteristic parts in the heart from at least one three-dimensional data including the heart of the subject, and the aortic valve Or, based on the position of the pulmonary artery valve, a specifying unit that specifies a cross-sectional position of a cross-section substantially orthogonal to the blood flow path in the heart, and an imaging unit that images the cross-section at the specified cross-sectional position .
  • FIG. 1 is a configuration diagram showing an example of the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus of an embodiment.
  • the block diagram which shows the structure in connection with imaging cross-section automatic setting processes, such as a valve.
  • the figure which illustrates the anatomical model of the heart which is an imaging target.
  • the flowchart which shows an example of the imaging cross-section automatic setting process, such as a valve, and the imaging process in the imaging cross section set automatically.
  • the figure which shows the concept of a multi-slice axial cross-section image (three-dimensional data), and the concept of isotropic processing.
  • the flowchart which shows the specific process example which determines a reference
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus 1 in the present embodiment.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 includes a magnet stand 100, a bed 200, a control cabinet 300, a console 400, and the like.
  • the magnet mount 100 includes a static magnetic field magnet 10, a gradient magnetic field coil 11, an RF coil 12, and the like, and these configurations are housed in a cylindrical casing.
  • the bed 200 includes a bed body 20 and a top plate 21.
  • control cabinet 300 includes a static magnetic field power supply 30, a gradient magnetic field power supply 31 (31x for X axis, 31y for Y axis, 31z for Z axis), RF receiver 32, RF transmitter 33, sequence controller 34, and the like.
  • the console 400 is configured as a computer having a processor 40, a storage unit 41, an input unit 42, a display unit 43, and the like.
  • the static magnetic field magnet 10 of the magnet mount 100 has a substantially cylindrical shape, and generates a static magnetic field in a bore (a space inside the cylinder of the static magnetic field magnet 10) that is an imaging region of a subject (patient).
  • the static magnetic field magnet 10 incorporates a superconducting coil, and the superconducting coil is cooled to a very low temperature by liquid helium.
  • the static magnetic field magnet 10 generates a static magnetic field by applying a current supplied from the static magnetic field power source 30 to the superconducting coil in the excitation mode, and then, when the permanent magnetic mode is entered, the static magnetic field power source 30 is disconnected. . Once in the permanent current mode, the static magnetic field magnet 10 continues to generate a large static magnetic field for a long time, for example, for one year or more.
  • the static magnetic field magnet 10 may be configured as a permanent magnet.
  • the gradient magnetic field coil 11 also has a substantially cylindrical shape and is fixed inside the static magnetic field magnet 10.
  • the gradient magnetic field coil 11 applies a gradient magnetic field to the subject in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions by a current supplied from a gradient magnetic field power supply (31x, 31y, 31z).
  • the bed main body 20 of the bed 200 can move the top plate 21 in the vertical direction, and moves the subject placed on the top plate 21 to a predetermined height before imaging. Thereafter, at the time of imaging, the top 21 is moved in the horizontal direction to move the subject into the bore.
  • the RF coil 12 is also called a whole body coil, and is fixed so as to be opposed to the inside of the gradient magnetic field coil 11 with the subject interposed therebetween.
  • the RF coil 12 transmits an RF pulse transmitted from the RF transmitter 33 toward the subject, and receives a magnetic resonance signal emitted from the subject due to excitation of hydrogen nuclei.
  • the RF transmitter 33 transmits an RF pulse to the RF coil 12 based on an instruction from the sequence controller 34.
  • the RF receiver 32 detects a magnetic resonance signal received by the RF coil 12 and transmits raw data obtained by digitizing the detected magnetic resonance signal to the sequence controller 34.
  • the sequence controller 34 scans the subject by driving the gradient magnetic field power supply 31, the RF transmitter 33, and the RF receiver 32 under the control of the console 400.
  • the sequence controller 34 scans and receives raw data from the RF receiver 32, the sequence controller 34 transmits the raw data to the console 400.
  • the console 400 controls the entire magnetic resonance imaging apparatus 1. Specifically, imaging conditions and other various information and instructions are received by operating a mouse, a keyboard, etc. (input unit 42) such as a laboratory technician. Then, the processor 40 causes the sequence controller 34 to execute a scan based on the input imaging condition, and reconstructs an image based on the raw data transmitted from the sequence controller 34. The reconstructed image is displayed on the display unit 43 or stored in the storage unit 41.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 sets the above-described cross-section suitable for valve dynamic observation and the cross-section suitable for grasping the blood flow dynamics of the heart. More specifically, the magnetic resonance imaging apparatus 1 performs processing for setting a cross section of a valve in the heart and a cross section of main blood flow paths in the heart. Hereinafter, this processing is referred to as “imaging section setting processing such as a valve”.
  • imaging section automatic setting processing such as a valve is mainly performed by the console 400.
  • a section setting instruction, an instruction to correct a section set by the magnetic resonance imaging apparatus 1, and the like are accepted. It may be a configuration.
  • FIG. 2 is a block diagram showing a configuration relating to an imaging section automatic setting process such as a valve.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 includes a 3D data acquisition imaging condition setting unit 116, a 3D data generation unit 102, a feature part detection unit 104 (detection unit 104), a reference plane / reference axis determination unit 106, The imaging section determination unit 108 (identification unit 108), the section image acquisition imaging condition setting unit 110, the section image reconstruction unit 112, the image analysis unit 114, and the like are included.
  • the functions of these units are realized by executing predetermined program codes by the processor 40 of the console 400. However, the functions are not limited to such software processing, but are realized by hardware processing using, for example, an ASIC. Alternatively, it may be realized by combining software processing and hardware processing.
  • the 3D data acquisition imaging condition setting unit 116 sets imaging conditions for imaging a multi-slice axial section in the sequence controller 34 in order to collect three-dimensional data.
  • the sequence controller 34 performs imaging of a multi-slice axial section according to the imaging conditions.
  • the 3D data generation unit 102 collects magnetic resonance signals from the subject obtained by the imaging, and generates 3D data including the heart of the subject from the collected magnetic resonance signals.
  • the feature part detection unit 104 detects the positions of a plurality of anatomical feature parts in the heart, for example, the mitral valve, the aortic valve, and the apex from the collected three-dimensional data.
  • the reference plane / reference axis determination unit 106 and imaging section determination unit 108 determine the center of a blood flow duct such as a reference plane such as a three-chamber long-axis cross section or an aortic duct from the detected positions of a plurality of anatomical features.
  • a cross section that is substantially orthogonal to is specified as an imaging cross section. A specific method for determining the imaging section will be described later.
  • Information that designates a predetermined observation site that is, information that the observation site is an aortic valve is input to the apparatus via the input unit 42.
  • the reference plane / reference axis determination unit 106 determines the reference plane (three-chamber long axis cross section) and the central axis of the aortic duct that are necessary for determining an imaging cross section suitable for observing the dynamics of the aortic valve. decide.
  • the feature part detection unit 104 similarly uses a plurality of anatomical feature parts (mitral valve, aorta, etc.) necessary for determining the three-chamber long-axis cross section based on information that the observation part is an aortic valve. The position of the valve or apex) is detected.
  • the imaging condition setting unit 110 for obtaining a cross-sectional image is an imaging condition based on the determined imaging section and the imaging method of the section (for example, cine imaging using the SSFP (Steady State Free Precision) method or the PC (Phase Contrast) method). Is set in the sequence controller 34.
  • the sequence controller 34 performs imaging of an imaging cross section according to the imaging conditions.
  • the cross-sectional image reconstruction unit 112 reconstructs the magnetic resonance signal (raw data) obtained by this imaging, generates a cross-sectional image, and causes the display unit 43 to display the cross-sectional image.
  • the image analysis unit 114 analyzes the blood flow dynamics of the heart including the analysis of the blood flow rate from the blood flow velocity information included in the reconstructed cross-sectional image, the information on the diameter of the blood flow duct, and the like.
  • an imaging unit 500 the configuration obtained by removing the console 400 from the magnetic resonance imaging apparatus 1 is referred to as an imaging unit 500.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating an anatomical model of the heart that is the imaging target of the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the present embodiment.
  • the blood delivered from the left ventricle passes from the left ventricular outflow passage through the aortic valve to the aortic duct, and is delivered from there to each artery in the body.
  • venous blood delivered from the right ventricle passes from the right ventricular outflow tract to the pulmonary artery duct and is sent to the left and right lungs.
  • a blood flow path in the vicinity of the mitral valve and flowing from the left atrium into the left ventricle is referred to as a left ventricular inflow path for convenience.
  • a blood flow path in the vicinity of the tricuspid valve and flowing from the right atrium into the right ventricle is referred to as a right ventricular inflow path for convenience.
  • the aortic duct, the pulmonary artery duct, the left ventricular inflow path, and the right ventricular inflow path are simply referred to as a blood flow duct.
  • the axis connecting the lower end (apex) of the left ventricle and the center of the mitral valve is called the left ventricular long axis or simply the long axis.
  • FIG. 4 is a flowchart showing an example of an imaging section automatic setting process such as a valve and an imaging process in the set imaging section by the magnetic resonance imaging apparatus 1.
  • the magnetic resonance imaging apparatus 1 is intended for imaging each valve and each blood flow duct in the heart.
  • an aortic valve and an aortic duct connected thereto will be described as examples of the imaging target. It is assumed that the operator inputs in advance via the input unit 42 that the imaging target (observation site) is the aortic valve and the aortic duct connected thereto.
  • step ST10 data for a scout image including the subject's heart is collected and a scout image is generated.
  • a scout image is three cross-sectional images, for example, an axial cross-sectional image, a coronal cross-sectional image, and a sagittal cross-sectional image. These scout images are displayed on the display unit 43.
  • the operator refers to the scout image displayed on the display unit 43 and determines a three-dimensional FOV (Field of View) that covers the entire heart.
  • an imaging condition for capturing an axial cross-sectional image including a plurality of slices (multi-slices) covering the entire heart is set in the imaging condition setting unit 116 for acquiring 3D data via the input unit 42.
  • the subject is imaged according to this imaging condition, and a multi-slice axial cross-sectional image including the entire heart, that is, three-dimensional data of the heart is collected (step ST12).
  • the left side of FIG. 5 is a diagram showing the concept of the collected multi-slice axial cross-sectional image (three-dimensional data).
  • an isotropic process using an interpolation process or the like is performed so that the interval between the voxels is uniform, and isotropic as shown on the right side of FIG.
  • the converted three-dimensional data is generated (step ST14).
  • the feature part detection unit 104 detects the positions of at least three anatomical feature parts in the heart from the three-dimensional data generated in step ST14. More specifically, when the observation site is an aortic valve and an aortic duct connected thereto, the positions of the mitral valve, the apex, and the aortic valve are detected from the three-dimensional data.
  • the position detection for example, a method based on machine learning described in Non-Patent Document 1, a method using template matching, or the like is used.
  • the position of an anatomical feature part may be detected by a method using template matching.
  • the center positions of the mitral valve, the apex, and the aortic valve are detected by a method based on machine learning, and then the position is detected using a method using template matching in the vicinity of the detected center position.
  • the accuracy of the detection position may be increased.
  • a reference plane passing through these three positions is determined from the determined positions of the three anatomical feature parts (mitral valve, apex, and aortic valve).
  • a cross section passing through these three positions can be determined (step S16).
  • ST18 See the right figure in FIG. Since the captured images of the cross sections passing through the central positions of the mitral valve, the apex, and the aortic valve can satisfactorily depict the left ventricle, left atrium, and left ventricular outflow tract, the three-chamber long-axis cross section ( Or it is called 3chamber cross section).
  • the three-chamber long-axis cross section is a cross-section including the long axis and passing through the center of the aortic valve.
  • the vertical long-axis cross-sectional position is determined from the multi-slice axial cross-sectional image (three-dimensional data), and the vertical long-axis cross-sectional image captured at the determined vertical long-axis cross-sectional position is used.
  • Determine the horizontal long-axis cross-sectional position determine the short-axis cross-sectional position from the horizontal long-axis cross-sectional image imaged at the determined horizontal long-axis cross-sectional position, perform chain of leak sequentially, and at the final stage, the three-chamber long-axis cross-section Was decided.
  • the above-described method can automatically detect the three central positions of the mitral valve, the apex, and the aortic valve, and immediately determine the three-chamber long-axis cross-section from these three positions. . Therefore, the determination of the three-chamber middle-axis cross section can be performed in a very short time, and the three-chamber long-axis cross section can be determined with high positional accuracy without requiring operator skill.
  • an axis that passes through the center of the aortic valve and is substantially parallel to the wall of the aortic duct in the three-chamber long-axis cross section determined as described above is determined as the reference axis.
  • This reference axis corresponds to the central axis of the aortic duct.
  • FIG. 7 is a detailed flowchart showing the process of step ST20 of FIG. 4 as a more specific example.
  • a specific example of determining the reference axis (center axis of the aortic duct) in the three-chamber long-axis cross section will be described with reference to the flowchart of FIG. 7 and FIGS. 8 to 11.
  • Each step shown below is processing in the three-chamber long-axis cross section.
  • FIG. 9 is a schematic enlarged view of the vicinity of a region of interest S ( ⁇ ) described later in FIG.
  • a straight line passing through the center of the mitral valve and orthogonal to the long axis is set as the reference line 1a (step ST200).
  • the reference line 1a only needs to be orthogonal to the long axis in the three-chamber long-axis cross section, and does not necessarily pass through the center of the mitral valve. However, in the following, it passes through the center of the mitral valve and is orthogonal to the long axis.
  • a straight line will be described as a reference line 1a.
  • a straight line passing through the center of the aortic valve and passing through the approximate center of the aortic duct is set as the reference line 1b (step ST202).
  • the angle formed by the reference line 1a and the reference line 1b is set to ⁇ (deg) (step ST204).
  • the reference line 1b at this stage is not a complete duct center but a straight line passing through the duct center.
  • the angle ⁇ is a parameter determined to an optimum value by the processing of the following steps, and the initial value of the angle ⁇ may be set in advance from an average value of past case data or the like.
  • a straight line passing through the reference line 1a and the reference line 1b and orthogonal to the reference line 1b is set as the reference line 1c (step ST206). Note that the setting of the reference line 1c can be omitted.
  • the region including the wall of the aortic duct and the front and back of the aortic valve with the reference line 1b as the center is defined as a region of interest S ( ⁇ ) (step ST208).
  • the position, size, etc. of the region of interest S ( ⁇ ) may be set in advance based on an average value, standard deviation, etc. based on a large number of case data.
  • the region of interest S ( ⁇ ) is set so as to be a small region including the aortic duct portion in the entire region of the heart.
  • step ST210 is, when the gradient of the pixel value I (x, y) at each pixel position (x, y) is represented by a vector, the direction of the vector (angle (deg)) Corresponds to the gradient direction Idir (x, y), and the magnitude of the vector corresponds to the gradient magnitude Igrad (x, y), which are calculated in step ST210.
  • E ( ⁇ ) ⁇ Igrad (x, y) ⁇ [cos (2 (Idir (x, y) ⁇ ( ⁇ + 90 °))] (Formula 1)
  • the function f (x, y, ⁇ ) represented by [cos (2 (Idir (x, y) ⁇ ( ⁇ + 90 °))] is expressed by the duct axis direction ⁇ and the gradient direction Idir (x, y) is a function having a maximum value of “1.”
  • the evaluation function E ( ⁇ ) is a gradient of the function f (x, y, ⁇ ) for each pixel position (x, y). It is a function weighted by the magnitude Igrad (x, y) and added within the region of interest S ( ⁇ ).
  • This evaluation function E ( ⁇ ) is obtained when the duct in the region of interest S ( ⁇ ) is viewed as a whole, each pixel value in the region of interest S ( ⁇ ), in particular each of the neighborhoods where the duct wall and the blood part are adjacent to each other.
  • the direction ⁇ in which the evaluation function E ( ⁇ ) is maximized is the optimum duct axis direction ⁇ opt.
  • a direction ⁇ in which the duct axis direction ⁇ and the direction along the duct wall can be regarded as parallel as a whole can be obtained as the optimum duct axis direction ⁇ opt (step ST214).
  • the optimum duct axis direction ⁇ opt that maximizes the evaluation function E ( ⁇ ) is determined by repeating step ST204 to step ST212 using the duct axis direction ⁇ as a parameter.
  • the central axis of the aortic duct that is, the reference axis that passes through the center of the aortic valve and is substantially parallel (substantially parallel) to the wall surface of the aortic duct is determined by the optimum duct axial direction ⁇ opt determined in this way. (Step ST216).
  • processing in steps ST18 and ST20 in FIG. 4 and the processing in steps ST200 to ST216 in FIG. 7 are performed by the reference plane / reference axis determination unit 106 shown in FIG.
  • Step ST22 a cross section perpendicular to the determined reference axis (the central axis of the aortic duct) and passing through the central position of the aortic valve is imaged of the aortic valve. Determined as a cross section. Step ST22 is performed by the imaging section determination unit 108 of FIG.
  • the imaging cross section of the aortic valve determined in this way is a cross section that passes through the central position of the aortic valve and is parallel to the transverse cross section of the aortic valve (that is, a cross section orthogonal to the aortic duct), the shape of the aortic valve And its dynamic change can be accurately drawn as an image picked up from the front rather than from the diagonal direction.
  • the imaging section of the aortic valve and the reference axis do not necessarily have to be strictly orthogonal, and may be approximately orthogonal. That is, you may deviate from perfect orthogonality within the limits which can be accepted when diagnosing the shape of an aortic valve and its dynamic change.
  • the position information of the imaging section of the aortic valve determined by the imaging section determination unit 108 is sent to the imaging condition setting unit 110 for acquiring a sectional image in FIG.
  • imaging conditions such as the imaging method and imaging parameters of the aortic valve are input to the imaging condition setting unit 110 for acquiring a sectional image. These imaging conditions are sent to the sequence controller 34, and the aortic valve is imaged (step ST24).
  • the imaging method of the aortic valve is not particularly limited, and various imaging methods including still image imaging and moving image imaging (cine imaging) can be adopted.
  • an aortic valve imaging method when performing cine imaging using the FE (Field Echo) high-speed imaging method or SSFP (Steady State Free Precession) method, as schematically illustrated in Fig. 12 (b) Since the dynamic form of the aorta can be accurately observed from the direction perpendicular to the aortic valve, it is possible to obtain useful information not only for the diagnosis related to the shape of the aortic valve but also for the diagnosis of the function of the aortic valve It becomes.
  • FE Field Echo
  • SSFP Steady State Free Precession
  • the cross section passing through the center of the aortic valve is determined as the imaging cross section.
  • the cross section orthogonal to the central axis of the aortic duct is a cross section perpendicular to the central axis of the aortic valve, and is slightly away from the center of the aortic valve.
  • a plurality of cross sections may be further determined as the imaging cross section. The distance from the center of the aortic valve can be determined from many past case data.
  • Step ST22 and step ST24 in FIG. 4 are steps in which an imaging section for imaging the aortic valve itself is determined and imaged.
  • step ST26 and step ST28 are steps for determining and imaging an imaging section for imaging the transverse section of the aortic duct connected to the aortic valve or the left ventricular outflow passage.
  • the imaging cross section determination unit 108 determines a cross section orthogonal to the reference axis (center axis of the aortic duct) determined in step ST20 and passing through at least one position on the upstream side and the downstream side of the aortic valve. It is determined as an imaging cross section of the duct or the left ventricular outflow passage. As illustrated in FIG. 13A, one cross section on the downstream side of the aortic valve may be used as the imaging cross section, and conversely, one cross section on the upstream side of the aortic valve may be used as the imaging cross section. Further, two cross sections or a plurality of cross sections on the upstream side and the downstream side of the aortic valve may be used as the imaging cross section.
  • step ST28 the transverse section of the aortic duct or the left ventricular outflow passage is imaged at the determined imaging section.
  • an imaging method of these cross sections there is an imaging method capable of acquiring blood flow velocity information such as a PC (Phase-Contrast) method.
  • the position information of the imaging section of the aortic duct or the left ventricular outflow channel determined by the imaging section determination unit 108 is sent to the imaging condition setting unit 110 for acquiring a cross-sectional image, and together with imaging conditions regarding an imaging method such as the PC method.
  • the image is sent to the sequence controller 34, and a cross section of the aortic duct or the like is imaged.
  • FIG. 13B is a diagram showing an example in which a cine image of the transverse section of the aortic duct is imaged by the PC method, and the blood flow velocity is imaged from the imaging data.
  • FIG. 13 (b) schematically shows that a dark region inside the aortic duct wall corresponds to a region with a high blood flow velocity, and a light region corresponds to a region with a low blood flow velocity.
  • the imaging cross section of the aortic duct or the like determined in step ST26 is a cross section orthogonal to the central axis of the aortic duct. For this reason, the blood flow velocity flowing in the aortic duct can be accurately measured as compared with the case where the imaging section is set obliquely with respect to the central axis of the aortic duct.
  • step ST30 blood flow analysis is performed in step ST30.
  • This analysis is performed by the image analysis unit 114 in FIG.
  • the blood flow velocity in the aortic duct can be measured.
  • the area of the cross section of the flow path of the aortic duct can be obtained from the captured image.
  • the blood flow rate (the amount of blood passing per unit time) passing through the imaging cross section of the aortic duct can be calculated from the blood flow velocity and the cross sectional area of the flow path.
  • the position of the aortic valve that has already been detected can be used.
  • the blood flow rates of the upstream channel (left ventricular outflow channel) and the downstream channel (aortic duct) of the aortic valve can be calculated from two imaging sections sandwiching the aortic valve. Then, it becomes possible to diagnose symptoms such as regurgitation in the aortic valve from these blood flow behaviors.
  • the imaging section of the aortic duct and the reference axis do not necessarily have to be strictly orthogonal, and may be approximately orthogonal. That is, you may deviate from perfect orthogonality within the range which is permissible when performing blood flow velocity measurement or blood flow analysis.
  • the amount of information to be input by the operator can be greatly reduced, and complicated operations such as chain of leaks can be performed.
  • the procedure can be eliminated. For example, by inputting only information that the observation site is the aorta and the aortic duct, an imaging cross section useful for diagnosis of the aortic valve and observation of blood flow dynamics in the aortic duct can be determined in a short time.
  • the position of the imaging section can be determined with high accuracy.
  • the apparatus automatically determines the imaging section of the aortic valve and the imaging section of the aortic duct before and after the aortic valve.
  • the same technique can be applied to valves in the heart other than the aortic valve and blood flow ducts connected to the valve.
  • the cross section of the pulmonary artery valve is determined as an imaging cross section, or the cross section of the pulmonary artery duct or the right ventricular outflow tract that extends before and after the pulmonary artery, Can be determined.
  • the characteristic part detection unit 104 determines the positions of the pulmonary artery valve, the tricuspid valve, and the right ventricular apex by a method based on the machine learning described above.
  • the reference plane / reference axis determination unit 106 determines, as the reference plane, a cross section passing through the centers of the pulmonary valve, the tricuspid valve, and the right ventricular apex instead of the three-chamber long-axis cross section in step ST18. Thereafter, a reference axis (center axis of the pulmonary artery duct) that passes through the center of the pulmonary valve and is parallel to the partition wall of the pulmonary artery duct is determined in this cross section. In determining the central axis of the pulmonary artery duct, as shown in FIG.
  • a right ventricular long axis that passes through the right ventricular apex and the pulmonary valve, and a reference line a orthogonal to the right ventricular long axis in the reference plane are used.
  • a cross section perpendicular to the central axis of the pulmonary artery duct and passing through the center of the pulmonary valve, and a cross section passing through the front and back of the pulmonary valve is taken. Or, it is determined as an imaging section of a pulmonary artery duct or the like.
  • the cross section of the tricuspid valve is determined as an imaging cross section by the same method as in the first embodiment, or the blood flow duct (right side) upstream of the tricuspid valve
  • the cross section of the blood flow duct on the downstream side or the downstream blood flow duct can be determined as the imaging cross section.
  • the cross section passing through the centers of the pulmonary valve, tricuspid valve, and right ventricular apex is the reference plane
  • the axis parallel to the septum of the right ventricular inflow channel is the reference axis (the central axis of the right ventricular inflow channel).
  • the cross section of the mitral valve is determined as an imaging cross section by the same method as in the first embodiment, or the blood flow duct upstream of the mitral valve (
  • the cross section of the left ventricular inflow channel) or the blood flow duct on the downstream side can be determined as the imaging cross section.
  • the cross-section (three-chamber long-axis cross section) passing through the centers of the mitral valve, pulmonary valve, and apex is the reference plane
  • the axis parallel to the left ventricular inflow channel is the reference axis (left ventricular inflow channel) Center axis).
  • the imaging cross-sections of the four valves in the heart can be shortened without depending on the skill of the operator. It is possible to automatically determine with time and high positional accuracy, and it is possible to make a morphological or functional diagnosis of each valve of the heart quickly and appropriately.
  • the position of the aortic valve or the like (hereinafter, the four valves in the heart are collectively referred to as the aortic valve or the like) strictly changes according to the time phase of the heart contraction or expansion. Therefore, in the first embodiment and its modifications, for example, multi-slice imaging is performed at a time phase with relatively little movement such as a diastole of the heart to acquire three-dimensional data.
  • the aortic valve is imaged with an imaging section in the vicinity of the aortic valve or the like, so that the aortic valve even when the position changes with time A captured image such as can be obtained.
  • the center position of the aortic valve or the like that changes depending on the time phase is obtained in advance for each time phase, and the center of the aortic valve or the like is further determined.
  • the imaging cross section that passes is determined in advance in association with the time phase.
  • imaging is performed with an imaging section associated with a time phase determined from an electrocardiographic synchronization signal such as an R wave. According to this method, even if the position of the aortic valve or the like fluctuates depending on the time phase, it is possible to take an image in a cross section passing through the center of the aortic valve or the like in each time phase.
  • the configuration of the second embodiment is basically the same as the configuration of the first embodiment (FIGS. 1 and 2).
  • FIG. 16 is a diagram showing an outline of the operation of the second embodiment.
  • the heart in a plurality of time phases, the heart is subjected to multi-slice imaging, and the 3D data generation unit 102 generates three-dimensional data for each time phase.
  • the characteristic part detection part 104 detects the position of several characteristic parts, such as a mitral valve, an apex part, and an aortic valve, for every time phase from these three-dimensional data for every time phase.
  • the reference plane / reference axis determination unit 106 determines a reference plane and a reference axis for each time phase.
  • the imaging section determination unit 108 determines an imaging section such as an aortic valve for each time phase based on the reference plane and the reference axis determined for each time phase.
  • the method for determining the reference plane and the reference axis, and the method for determining the imaging cross section of the aortic valve and the like therefrom are the same as in the first embodiment described above.
  • cine imaging is performed on the aortic valve and the like in the imaging section determined for each time phase.
  • the position of the imaging cross section of the aortic valve or the like follows the central position of the aortic valve or the like that changes depending on the time phase (changes according to the central position). Can be obtained accurately.
  • the orientation of each imaging cross section (or the direction of the normal vector of each imaging cross section) is aligned with the orientation of the imaging cross section in any one time phase, and then the imaging cross section is obtained. Only the offset position (position in the central axis direction of the aortic duct) may be followed according to the time phase.
  • FIG. 17 is a diagram showing an outline of the operation of the third embodiment.
  • the configuration of the third embodiment is also the same as that of the first embodiment and the second embodiment.
  • the multi-slice imaging of the heart is performed in one time phase, for example, one time phase of the diastolic period in which the motion of the heart is small, and the 3D data generation unit 102 selects one corresponding to this one time phase.
  • Three-dimensional data is generated.
  • the feature part detection unit 104 detects the position of the feature part from the three-dimensional data for each time phase, and the reference plane / reference axis determination unit 106 determines one reference plane based on the detected position of the feature part. To decide.
  • the positions of three characteristic parts of the aortic valve, mitral valve, and apex are detected, and a cross section (three-chamber long axis cross section) passing through these three characteristic parts is used as a reference plane.
  • the processing so far is basically the same as in the first embodiment, and corresponds to the processing from step ST10 to step ST18 in FIG.
  • the subsequent processing is different from that of the first embodiment.
  • two-dimensional imaging for a plurality of time phases is executed on the determined reference plane (three-chamber long-axis cross section).
  • the characteristic part detection part 104 detects the center position of the aortic valve for every time phase from the two-dimensional image obtained for every time phase.
  • the reference plane / reference axis determination unit 106 determines the central axis of the aortic duct for each time phase.
  • the imaging section determination unit 108 determines an imaging section corresponding to each time phase. Thereafter, cine imaging is performed on the aortic valve and the like in the imaging cross section determined for each time phase.
  • the center position of the aortic valve or the like that changes according to the time phase can be followed and imaged, and an image that accurately captures the center position of the aortic valve or the like can be obtained.
  • the image for determining the imaging position for each time phase is acquired from two-dimensional imaging instead of three-dimensional imaging as in the second embodiment. The imaging time and image processing time for determining each imaging position are reduced.
  • the orientation of each imaging section is any one. It is also possible to align the directions of the imaging sections in one time phase and to follow only the offset position of the imaging section (position in the central axis direction of the aortic duct) according to the time phase.
  • the cross section suitable for dynamic observation of the aortic valve the cross section of the blood flow duct suitable for grasping the blood flow dynamics of the heart, etc.
  • Cross sections useful for cardiac diagnosis other than the cross section can be automatically set accurately and in a short time without depending on the skill level and skill of the operator.
  • the technology for automatically setting the cross section of the blood flow duct such as the aorta and the pulmonary artery or the cross section at the position of the aortic valve and the pulmonary valve has been described.
  • the above embodiments are not limited thereto. It is not something.
  • the above embodiments can be applied to a tubular structure such as an intestine.
  • the magnetic resonance imaging apparatus of the embodiment detects a specific feature portion in the tubular structure, and based on the evaluation using the position of the feature portion and the gradient of the pixel value of the three-dimensional data of the tubular structure. It is also possible to obtain the central axis of the tubular structure, specify the cross-sectional position of the cross section orthogonal to the central axis, and image the cross section at the specified cross-sectional position.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

　本実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、被検体の心臓を含む少なくとも１つの３次元データから、心臓内の複数の特徴部位として、大動脈弁若しくは肺動脈弁の位置を検出する検出部と、前記大動脈弁若しくは肺動脈弁の位置に基づいて、前記心臓内の血流路に略直交する断面の断面位置を特定する特定部と、特定された前記断面位置にて前記断面を撮像する撮像部と、を備える。

Description

磁気共鳴イメージング装置
　本発明の実施形態は磁気共鳴イメージング装置に関する。
　磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた患者の原子核スピンをラーモア周波数の高周波（ＲＦ：Radio Frequency）信号で励起し、励起に伴って患者から発生する磁気共鳴信号を再構成して画像を生成する撮像装置である。
　磁気共鳴イメージング装置を用いた多くの心臓検査では、まず、診断に有用な基準６断面を設定し、設定したそれぞれの基準断面上において、診断の目的に応じた種々の静止画像や動画像等の撮像を行っている。
　ここで、基準６断面とは、垂直長軸断面、水平長軸断面、短軸断面、二腔（２ chamber）長軸断面、三腔（３ chamber）長軸断面、及び四腔（４ chamber）長軸断面の６つの断面のことである。
　従来、基準６断面を設定するために、アキシャル断面像から垂直長軸断面位置を決定し、決定した垂直長軸断面位置において撮像した垂直長軸断面像から水平長軸断面位置を決定し、決定した水平長軸断面位置において撮像した水平長軸断面像から短軸断面位置を決定し、といった位置決めと撮像の手順を繰り返す手法（この手法は、オブリーク断面の位置決めと撮像を繰り返し行う手法であるため、チェーンオブリークと呼ばれる場合もある）が用いられていた。
　このチェーンオブリークによる従来の手法は、手順が煩雑なだけでなく、先に設定した断面の位置誤差が後の断面の設定に伝搬するため、断面位置の設定精度を確保するには、位置決め作業に操作者の高度な熟練と技量が要求される。また、基準６断面の設定に相当の時間が必要となるため、患者に対しても少なからぬ負担を強いるものとなっていた。
　そこで、心臓の解剖学的特徴を検出し、基準６断面の設定を自動化する技術が開発されている（例えば、特許文献１、非特許文献１）。
特開２０１２－１１０６８８号公報
S. Nitta, T. Taguchi, N. Matsumoto, S. Kuhara, K. Yokoyama, R. Ishimura, T. Nitatori (2013)"Automatic slice alignment method for cardiac magnetic resonance imaging", Magn Reson Mater Phy DOI: 10.1007/s10334-012-0361-4
　しかしながら、特許文献１等が開示する技術は、あくまで上記の基準６断面の自動設定技術に関するものであり、基準６断面以外の心臓診断上有用な断面の設定方法を開示するものではない。例えば、弁膜症の検査には大動脈弁や肺動脈弁等の弁の動態観察が必要となるが、これらの弁の動態観察に適した断面の設定について、十分な自動化がなされているとは言えない。また、心臓の血流動態の把握には、大動脈弁や肺動脈弁等の弁近傍の血流速度や流路径の動的な情報が必要となるが、血流速度や流路径の測定に適した撮像断面の設定についても、十分な自動化がなされているとは言い難い。
　そこで、弁の動態観察に適した断面や、心臓の血流動態の把握に適した断面等、基準６断面以外の心臓診断上有用な断面を自動設定することができる磁気共鳴イメージング装置が要望されている。
　本実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、被検体の心臓を含む少なくとも１つの３次元データから、心臓内の複数の特徴部位として、大動脈弁若しくは肺動脈弁の位置を検出する検出部と、前記大動脈弁若しくは肺動脈弁の位置に基づいて、前記心臓内の血流路に略直交する断面の断面位置を特定する特定部と、特定された前記断面位置にて前記断面を撮像する撮像部と、を備える。
実施形態の磁気共鳴イメージング装置の全体構成例を示す構成図。 弁等の撮像断面自動設定処理に関わる構成を示すブロック図。 撮像対象である心臓の解剖学的モデルを例示する図。 弁等の撮像断面自動設定処理、及び自動設定された撮像断面における撮像処理、の一例を示すフローチャート。 マルチスライスアキシャル断面画像（３次元データ）の概念、及び等方化処理の概念を示す図。 ３つの解剖学的特徴部位の位置を用いた基準面（三腔長軸断面）の決定方法を説明する図。 基準軸（大動脈ダクトの中心軸）を決定する具体的な処理例を示すフローチャート。 基準軸（大動脈ダクトの中心軸）を決定する方法の第１の説明図。 基準軸（大動脈ダクトの中心軸）を決定する方法の第２の説明図。 基準軸（大動脈ダクトの中心軸）を決定する方法の第３の説明図。 基準軸（大動脈ダクトの中心軸）を決定する方法の第４の説明図。 大動脈弁の撮像断面の決定方法、及びその撮像断面を撮像したシネ画像の例を示す図。 大動脈ダクトの撮像断面の決定方法、及びその撮像断面を撮像した血流速度画像の例を示す図。 肺動脈弁の撮像断面の決定方法を説明する図。 三尖弁及び僧帽弁の撮像断面の決定方法を説明する図。 第２の実施形態における撮像断面の決定方法を説明する図。 第３の実施形態における撮像断面の決定方法を説明する図。
　以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。
（１）全体構成
　図１は、本実施形態における磁気共鳴イメージング装置１の全体構成を示すブロック図である。磁気共鳴イメージング装置１は、磁石架台１００、寝台２００、制御キャビネット３００、コンソール４００等を備える。
　磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、ＲＦコイル１２等を有しており、これらの構成は円筒状の筐体に収納されている。寝台２００は、寝台本体２０と天板２１を有している。
　一方、制御キャビネット３００は、静磁場用電源３０、傾斜磁場電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、ＲＦ受信器３２、ＲＦ送信器３３、シーケンスコントローラ３４等を備えている。また、コンソール４００は、プロセッサ４０、記憶部４１、入力部４２、表示部４３等を有するコンピュータとして構成されている。
　磁石架台１００の静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体（患者）の撮像領域であるボア（静磁場磁石１０の円筒内部の空間）内に静磁場を発生させる。静磁場磁石１０は超電導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超電導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源３０から供給される電流を超電導コイルに印加することで静磁場を発生し、その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源３０は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は長時間、例えば１年以上に亘って、大きな静磁場を発生し続ける。なお、静磁場磁石１０を永久磁石として構成しても良い。
　傾斜磁場コイル１１も概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に固定されている。この傾斜磁場コイル１１は、傾斜磁場電源（３１ｘ、３１ｙ、３１ｚ）から供給される電流によりＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を被検体に印加する。
　寝台２００の寝台本体２０は天板２１を上下方向に移動可能であり、撮像前に天板２１に載った被検体を所定の高さまで移動させる。その後、撮影時には天板２１を水平方向に移動させて被検体をボア内に移動させる。
　ＲＦコイル１２は全身用コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイル１１の内側に被検体を挟んで対向するように固定されている。ＲＦコイル１２は、ＲＦ送信器３３から伝送されるＲＦパルスを被検体に向けて送信する一方、また、水素原子核の励起によって被検体から放出される磁気共鳴信号を受信する。
　ＲＦ送信器３３は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいて、ＲＦコイル１２にＲＦパルスを送信する。一方、ＲＦ受信器３２は、ＲＦコイル１２によって受信された磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号をデジタル化して得られる生データをシーケンスコントローラ３４に対して送信する。
　シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場電源３１、ＲＦ送信器３３およびＲＦ受信器３２をそれぞれ駆動することによって被検体のスキャンを行う。そして、シーケンスコントローラ３４は、スキャンを行ってＲＦ受信器３２から生データを受信すると、その生データをコンソール４００に送信する。
　コンソール４００は、磁気共鳴イメージング装置１全体を制御する。具体的には、検査技師等のマウスやキーボード等（入力部４２）の操作によって撮像条件その他の各種情報や指示を受け付ける。そして、プロセッサ４０は、入力された撮像条件に基づいてシーケンスコントローラ３４にスキャンを実行させる一方、シーケンスコントローラ３４から送信された生データに基づいて画像を再構成する。再構成された画像は表示部４３に表示され、或いは記憶部４１に保存される。
　磁気共鳴イメージング装置１は、前述した、弁の動態観察に適した断面や心臓の血流動態の把握に適した断面を設定する。より具体的には、磁気共鳴イメージング装置１は、心臓内の弁の横断面や心臓内の主要な血流路の横断面を設定する処理を行っている。以下、この処理を、「弁等の撮像断面自動設定処理」と呼ぶものとする。弁等の撮像断面自動設定処理は、主に、コンソール４００で行っている。
　なお、以下に示す本実施形態では、操作者の操作を介することなく撮像断面を設定する例について述べるが、断面の設定指示や、磁気共鳴イメージング装置１が設定した断面を修正する指示等を受け付ける構成であってもよい。
　図２は、弁等の撮像断面自動設定処理に関わる構成を示すブロック図である。図２に示すように、磁気共鳴イメージング装置１は、３Ｄデータ取得用撮像条件設定部１１６、３Ｄデータ生成部１０２、特徴部位検出部１０４（検出部１０４）、基準面／基準軸決定部１０６、撮像断面決定部１０８（特定部１０８）、断面画像取得用撮像条件設定部１１０、断面画像再構成部１１２、画像解析部１１４等のユニットを有している。これらの各ユニットの機能は、所定のプログラムコードを、コンソール４００のプロセッサ４０が実行することによって実現されるが、このようなソフトウェア処理に限らず、例えば、ＡＳＩＣ等を用いたハードウェア処理で実現しても良いし、ソフトウェア処理とハードウェア処理とを組み合わせて実現しても良い。
　上記各ユニットのうち、３Ｄデータ取得用撮像条件設定部１１６は、３次元データを収集するために、マルチスライスアキシャル断面の撮像を行うための撮像条件を、シーケンスコントローラ３４に設定する。シーケンスコントローラ３４は、この撮像条件に従ってマルチスライスアキシャル断面の撮像を行う。３Ｄデータ生成部１０２は、この撮像によって得られる被検体からの磁気共鳴信号を収集し、被検体の心臓を含む３次元データを収集した磁気共鳴信号から生成する。
　特徴部位検出部１０４は、収集した３次元データから、心臓内の複数の解剖学的特徴部位、例えば、僧帽弁、大動脈弁、心尖部等の位置を検出する。
　基準面／基準軸決定部１０６及び撮像断面決定部１０８は、検出した複数の解剖学的特徴部位の位置から、三腔長軸断面等の基準面や、大動脈ダクト等の血流路ダクトの中心軸（基準軸）を決定すると共に、大動脈弁等の心臓内の所定の観察部位、又はその近傍領域を含む断面であって、心臓内の血流経路（即ち、血流路ダクトの中心軸）に略直交する断面を撮像断面として特定する。撮像断面の具体的な決定方法については、後述する。
　所定の観察部位を指定する情報、つまり、観察部位が大動脈弁であるといった情報は、入力部４２を介して装置に入力される。この情報に基づいて、基準面／基準軸決定部１０６は、大動脈弁の動態観察に適した撮像断面を決定するために必要となる基準面（三腔長軸断面）や大動脈ダクトの中心軸を決定する。また、特徴部位検出部１０４も同様に、観察部位が大動脈弁であるといった情報に基づいて、三腔長軸断面を決定するために必要となる複数の解剖学的特徴部位（僧帽弁、大動脈弁、心尖部）の位置を検出する。
　断面画像取得用撮像条件設定部１１０は、決定した撮像断面や、その断面の撮像法（例えば、ＳＳＦＰ（Steady State Free Precision）法やＰＣ（Phase Contrast）法を用いたシネ撮像）に基づく撮像条件をシーケンスコントローラ３４に設定する。シーケンスコントローラ３４は、この撮像条件に従って、撮像断面の撮像を行う。断面画像再構成部１１２は、この撮像によって得られた磁気共鳴信号（生データ）を再構成して断面画像を生成し、表示部４３に表示させる。
　画像解析部１１４は、再構成された断面画像に含まれる血流速度情報や、血流ダクトの径の大きさの情報等から、血流量の解析を含む、心臓の血流動態を解析する。
　なお、図２の左側に示すように、磁気共鳴イメージング装置１からコンソール４００を除いた構成を撮像部５００と呼ぶものとする。
（２）動作
　上記のように構成された磁気共鳴イメージング装置１のより具体的な動作を以下に説明する。
　図３は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の撮像対象である心臓の解剖学的モデルを例示する図である。
　周知のように、収縮期においては、左心室から送出された血液は左室流出路から大動脈弁を通り大動脈ダクトへ至り、そこから体内の各動脈に送り出される。また収縮期において、右心室から送出された静脈血は右室流出路から肺動脈弁を通り肺動脈ダクトへ至り、そこから左右の肺へ送り出される。
　一方、拡張期においては、左右の肺から戻った動脈血は左心房へ入り、僧帽弁を通って左心室に流入する。また、体内の各静脈から戻った静脈血は右心房に入り、三尖弁を通って右心室に流入する。
　なお、僧帽弁の近傍の血流路であって、左心房から左心室に流入する血流路を便宜上左室流入路と呼ぶものとする。また、三尖弁の近傍の血流路であって、右心房から右心室に流入する血流路を便宜上右室流入路と呼ぶものとする。さらに、大動脈ダクト、肺動脈ダクト、左室流入路、及び右室流入路を、単に血流ダクトと総称するものとする。また、左心室の下端部（心尖部）と僧帽弁の中心を結ぶ軸を左心室長軸、或いは単に長軸と呼ぶ。
　図４は、磁気共鳴イメージング装置１による、弁等の撮像断面自動設定処理、及び設定された撮像断面における撮像処理、の一例を示すフローチャートである。磁気共鳴イメージング装置１は、心臓内の各弁、各血流ダクトを撮像対象とするものであるが、以下では、撮像対象として、大動脈弁、及びこれに連なる大動脈ダクトを例にとって説明する。なお、撮像対象（観察部位）が大動脈弁、及びこれに連なる大動脈ダクトであることは、入力部４２を介して、操作者が予め入力しておくものとする。
　まず、ステップＳＴ１０において、被検体の心臓を含むスカウト画像用のデータを収集し、スカウト画像を生成する。スカウト画像は、例えば、アキシャル断面画像、コロナル断面画像、及びサジタル断面画像の３つの断面画像である。これらのスカウト画像は表示部４３に表示される。操作者は、表示部４３に表示されたスカウト画像を参照して、心臓全体をカバーする３次元のＦＯＶ（Field of View）を決定する。そして、心臓全体をカバーする複数のスライス（マルチスライス）からなるアキシャル断面画像を撮像するための撮像条件を、入力部４２を介して３Ｄデータ取得用撮像条件設定部１１６に設定する。
　この撮像条件に従って被検体が撮像され、心臓全体を含むマルチスライスアキシャル断面画像、即ち、心臓の３次元データが収集される（ステップＳＴ１２）。
　図５の左側は、収集されたマルチスライスアキシャル断面画像（３次元データ）の概念を示す図である。アキシャル断面の解像度とスライス間隔とが異なる場合には、各ボクセルの間隔が均一となるように、補間処理等を用いた等方化処理が行われ、図５の右側に示すように、等方化された３次元データが生成される（ステップＳＴ１４）。
　次に、ステップＳＴ１６において、特徴部位検出部１０４が、心臓内の少なくとも３つの解剖学的特徴部位の位置を、ステップＳＴ１４にて生成した３次元データから検出する。より具体的には、観察部位が大動脈弁及びこれに連なる大動脈ダクトの場合は、僧帽弁、心尖部、及び大動脈弁の位置を、３次元データから検出する。これらの位置検出は、例えば、非特許文献１に記載される機械学習に基づく手法や、テンプレートマッチングを用いた手法等が用いられる。
　機械学習に基づく手法に換えて、或いはこれに加えて、テンプレートマッチングを用いた手法で解剖学的特徴部位の位置検出を行ってもよい。例えば、機械学習に基づく手法で、僧帽弁、心尖部、及び大動脈弁の各中心位置を検出し、その後、検出された中心位置の近傍でテンプレートマッチングを用いた手法を用いて位置検出を行うことにより、検出位置の精度を高めてもよい。
　図４のステップＳＴ１８では、決定された３つの解剖学的特徴部位（僧帽弁、心尖部、及び大動脈弁）の位置から、これら３つの位置を通る基準面を決定する。
　図６の左図に示すように、ステップＳＴ１６で、僧帽弁、心尖部、及び大動脈弁の夫々の中心位置が決定されると、これら３つの位置を通る断面を決定することができる（ステップＳＴ１８：図６の右図参照）。僧帽弁、心尖部、及び大動脈弁の夫々の中心位置を通る断面の撮像画像は、左心室、左心房、及び左室流出路を良好に描画することができるため、三腔長軸断面（或いは３chamber断面）と呼ばれている。三腔長軸断面は、長軸を含む断面であって、大動脈弁の中心を通る断面である。
　従来、三腔長軸断面を決定するためには、マルチスライスアキシャル断面像（３次元データ）から垂直長軸断面位置を決定し、決定した垂直長軸断面位置において撮像した垂直長軸断面像から水平長軸断面位置を決定し、決定した水平長軸断面位置において撮像した水平長軸断面像から短軸断面位置を決定し、といったチェーンオブリークを順次行って、その最終段階で三腔長軸断面が決定されていた。このため、先に決定した断面の位置誤差が後の断面の設定に伝搬するため誤差が累積し、三腔長軸断面位置の設定精度を確保するには、位置決め作業に操作者の高度な熟練と技量が要求されていた。これに対して、上述した方法では、僧帽弁、心尖部、及び大動脈弁の３つの中心位置を自動的に検出し、そしてこれら３つの位置から直ちに三腔長軸断面を決定することができる。このため、三腔中軸断面の決定を極めて短時間で行うことができ、かつ、操作者の熟練を要することなく、高い位置精度で三腔長軸断面を決定することができる。
　次に、図４のステップＳＴ２０で、上記のように決定された三腔長軸断面内において、大動脈弁の中心を通り、かつ大動脈ダクトの壁面に略平行となる軸を基準軸として決定する。この基準軸は、大動脈ダクトの中心軸に該当する。
　図７は、図４のステップＳＴ２０の処理を、より具体的な例で示す細部フローチャートである。三腔長軸断面内における基準軸（大動脈ダクトの中心軸）を決定する具体例を、図７のフローチャート、及び図８乃至図１１を参照して説明する。なお、以下に示す各ステップは、いずれも三腔長軸断面内における処理である。また、図９は、図８のうち、後述する関心領域Ｓ（θ）の近傍を模式的に拡大した図である。
　まず、僧帽弁の中心を通り、長軸と直交する直線を基準線１ａとして設定する（ステップＳＴ２００）。基準線１ａは、三腔長軸断面内において長軸と直交していればよく、必ずしも僧帽弁の中心を通る必要はないが、以下では僧帽弁の中心を通り、長軸と直交する直線を基準線１ａとして説明する。
　次に、大動脈弁の中心を通り、大動脈ダクトの概略の中心を通る直線を基準線１ｂとして設定する（ステップＳＴ２０２）。そして、基準線１ａと基準線１ｂの成す角をθ(deg)とする（ステップＳＴ２０４）。この段階での基準線１ｂは完全なダクト中心ではなく、概略ダクト中心を通る直線である。また、角度θは、以下のステップの処理によって最適な値に決定されるパラメータであり、角度θの初期値は、予め過去の症例データの平均値等から設定するようにすればよい。
　次に、基準線１ａと基準線１ｂを通り、基準線１ｂと直交する直線を基準線１ｃとする（ステップＳＴ２０６）。なお、基準線１ｃの設定を省略することもできる。
　次に、基準線１ｂを概略中心とし、大動脈弁の前後、及び大動脈ダクトの壁を含む領域を関心領域Ｓ（θ）として定義する（ステップＳＴ２０８）。関心領域Ｓ（θ）の位置や大きさ等は、多数の症例データに基づく平均値や標準偏差等に基づいて予め設定しておけばよい。これにより、心臓の全領域のうち、大動脈ダクトの部分を含む小領域となるように、関心領域Ｓ（θ）が設定される。
　次に、関心領域Ｓ（θ）内の画素位置（x, y）の画素値Ｉ（x, y）を示す画像（図１０（ａ）から、画素位置（x, y）における画素値Ｉ（x, y）の勾配方向Ｉdir（x, y）を示す画像（図１０（ｂ））、及び画素値Ｉ（x, y）の勾配の大きさＩgrad（x, y）を示す画像（図１０（ｃ））を算出する（ステップＳＴ２１０）。つまり、各画素位置（x, y）における画素値Ｉ（x, y）の勾配をベクトルで表した場合、そのベクトルの向き（角度（deg））が勾配方向Ｉdir（x, y）に該当し、ベクトルの大きさが勾配の大きさＩgrad（x, y）に該当することになり、これらをステップＳＴ２１０で算出する。
　次に、勾配方向Ｉdir（x, y）を示す画像、及び勾配の大きさＩgrad（x, y）を示す画像から、例えば、以下の（式１）で表される評価関数Ｅ（θ）を算出する（ステップＳＴ２１２：図１１）。

Ｅ（θ）＝ΣＩgrad（x, y）・[ｃｏｓ（２（Ｉdir（x, y）－（θ＋９０°））] (式１)

　（式１）において、[ｃｏｓ（２（Ｉdir（x, y）－（θ＋９０°））]で表される関数ｆ（x, y, θ）は、ダクト軸方向θと勾配方向Ｉdir（x, y）とが直交したときに最大値「１」となる関数である。また、評価関数Ｅ（θ）は、関数ｆ（x, y, θ）を画素位置（x, y）ごとに勾配の大きさＩgrad（x, y）で重み付けし、関心領域Ｓ（θ）内で加算した関数となっている。
　この評価関数Ｅ（θ）は、関心領域Ｓ（θ）内におけるダクトを全体的に見たとき、関心領域Ｓ（θ）内の画素値、特に、ダクト壁と血液部分が隣り合う付近の各点の勾配方向と、ダクト軸方向θとが直交するとき、図１１の下部に示すように、最大値をとる。そして、評価関数Ｅ（θ）が最大となる方向θが、最適なダクト軸方向θoptとなる。言い換えると、ダクト軸方向θとダクト壁に沿う方向とが全体として平行とみなせるような方向θを、最適なダクト軸方向θoptとして求めることができる（ステップＳＴ２１４）。
　具体的には、ダクト軸の方向θをパラメータとして、ステップＳＴ２０４からステップＳＴ２１２を繰り返すことにより、評価関数Ｅ（θ）が最大となる最適なダクト軸方向θoptを決定する。
　このように決定された最適なダクト軸方向θoptにより、大動脈ダクトの中心軸、即ち、大動脈弁の中心を通り、大動脈ダクトの壁面に略平行（実質的に平行）となる基準軸を決定することができる（ステップＳＴ２１６）。
　なお、上述した図４のステップＳＴ１８、ステップＳＴ２０の処理、及び図７のステップＳＴ２００乃至ステップＳＴ２１６の処理は、図２に示す基準面／基準軸決定部１０６によって行われる。
　図４に戻り、次のステップＳＴ２２では、図１２（ａ）に示すように、決定した基準軸（大動脈ダクトの中心軸）に直交し、大動脈弁の中心位置を通る断面を、大動脈弁の撮像断面として決定する。ステップＳＴ２２処理は、図２の撮像断面決定部１０８によって行われる。このようにして決定した大動脈弁の撮像断面は、大動脈弁の中心位置を通り、かつ、大動脈弁の横断面に平行な断面（即ち、大動脈ダクトに直交する断面）であるため、大動脈弁の形状やその動的な変化を、斜め方向からでなく真正面方向から撮像した画像として、正確に描画することができる。
　なお、大動脈弁の撮像断面と基準軸（大動脈ダクトの中心軸）とは、必ずしも厳密に直交する必要はなく、略直交であってもよい。即ち、大動脈弁の形状やその動的な変化を診断する上で許容され得る範囲内で完全な直交からずれてもよい。
　撮像断面決定部１０８にて決定された大動脈弁の撮像断面の位置情報は、図２の断面画像取得用撮像条件設定部１１０に送られる。断面画像取得用撮像条件設定部１１０には、上記の大動脈弁の撮像断面の位置情報の他、大動脈弁の撮像法や撮像パラメータ等の撮像条件が入力される。これらの撮像条件は、シーケンスコントローラ３４に送られ、大動脈弁の撮像が行われる（ステップＳＴ２４）。
　大動脈弁の撮像法は特に限定するものではなく、静止画像の撮像や、動画像の撮像（シネ撮像）を含む、各種の撮像法を採用することができる。大動脈弁の撮像法として、ＦＥ（Field Echo）系の高速撮像法や、ＳＳＦＰ(Steady State Free Precession)法を用いたシネ撮像を行った場合、図１２（ｂ）に模式的に例示したように、大動脈弁に垂直な方向から大動脈の動的な形態を精度よく観察することができるため、大動脈弁の形状に関わる診断のみならず、大動脈弁の機能の診断に関して有用な情報を得ることが可能となる。
　上記の説明では、大動脈弁の中心を通る断面を撮像断面として決定していたが、大動脈ダクトの中心軸に直交する断面で、大動脈弁の中心から少し離れた、大動脈弁の近傍の１つ或いは複数の断面を、撮像断面としてさらに決定するようにしても良い。大動脈弁の中心からどの程度離すかは、過去の多くの症例データ等から決定することができる。
　図４のステップＳＴ２２及びステップＳＴ２４は、大動脈弁自体を撮像するための撮像断面を決定し、撮像するステップである。これに対して、ステップＳＴ２６及びステップＳＴ２８は、大動脈弁に連なる大動脈ダクト或いは左室流出路の横断面を撮像するための撮像断面を決定し、撮像するステップである。
　ステップＳＴ２６では、撮像断面決定部１０８が、ステップＳＴ２０で決定した基準軸（大動脈ダクトの中心軸）に直交し、かつ、大動脈弁の上流側及び下流側の少なくとも一方の位置を通る断面を、大動脈ダクト或いは左室流出路の撮像断面として決定する。図１３（ａ）に例示するように、大動脈弁の下流側の一断面を撮像断面としてもよいし、これとは逆に大動脈弁の上流側の一断面を撮像断面としてもよい。また、大動脈弁の上流側と下流側の２つの断面、或いは複数の断面を撮像断面としてもよい。
　そして、ステップＳＴ２８において、決定した撮像断面にて、大動脈ダクト或いは左室流出路の横断面を撮像する。これらの横断面の撮像法としては、例えば、ＰＣ（Phase Contrast）法等の、血流速度情報を取得可能な撮像法がある。撮像断面決定部１０８にて決定された大動脈ダクト或いは左室流出路の撮像断面の位置情報は、断面画像取得用撮像条件設定部１１０に送られ、さらにＰＣ法等の撮像法に関する撮像条件等と共にシーケンスコントローラ３４に送られ、大動脈ダクト等の横断面の撮像が行われる。
  図１３（ｂ）は、大動脈ダクトの横断面を、ＰＣ法でシネ撮像し、その撮像データから血流速度を画像化した例を示す図である。図１３（ｂ）では、大動脈ダクト壁の内側の、色の濃い領域が血流速度の速い領域に対応し、淡い領域が血流速度の遅い領域に対応することを模式的に示している。
　ステップＳＴ２６で決定される大動脈ダクト等の撮像断面は、大動脈ダクトの中心軸に直交する断面である。このため、大動脈ダクトの中心軸に対して撮像断面が斜めに設定された場合に比べると、大動脈ダクト内を流れる血流速度を正確に測定することができる。
　さらに、必要に応じて、ステップＳＴ３０において、血液の流量解析を行う。この解析は、図２の画像解析部１１４で行う。ステップＳＴ２８において、大動脈ダクト内の血流速度を測定することができる。一方、撮像画像から、大動脈ダクトの流路の横断面の面積を求めることが可能である。そして、血流速度と流路の横断面面積とから、大動脈ダクトの撮像断面を通過する血液の流量（単位時間あたりに通過する血液の量）を算出することができる。血液の流速や流量の算出ときの使用される関心領域（或いは断面）の設定においては、既に検出している大動脈弁の位置を利用することができる。
　さらに、例えば、大動脈弁を挟む２つの撮像断面から、大動脈弁の上流側の流路（左室流出路）と下流側の流路（大動脈ダクト）の血流量をそれぞれ算出することもできる。そうすると、これらの血流量の振舞いから、大動脈弁における逆流等の症状を診断することも可能となる。
　なお、大動脈ダクトの撮像断面と基準軸（大動脈ダクトの中心軸）とは、必ずしも厳密に直交する必要はなく、略直交であってもよい。即ち、血流速度の測定や血液の流量解析を行う上で許容され得る範囲内で完全な直交からずれてもよい。
　上述したように、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１によれば、操作者が入力すべき情報の量を大幅に減らすことが可能となり、また、チェーンオブリークのような煩雑な操作の手順を排除することができる。例えば、観察部位が大動脈と大動脈ダクトであるとの情報のみを入力することによって、大動脈弁の診断や大動脈ダクト内の血流動態観察に有用な撮像断面を短時間で決定することができる。
　また、撮像と断面設定の手順を繰り返す従来のチェーンオブリークの手法のように誤差の累積が生じないため、高い精度で撮像断面の位置を決定することができる。
（３）第１の実施形態の変形例
　上述した第１の実施形態では、大動脈弁の撮像断面、及び大動脈弁の前後の大動脈ダクトの撮像断面を装置が自動的に決定している。同じ手法は、大動脈弁以外の心臓内の弁や、この弁に連なる血流ダクトにも適用できる。
　例えば、図１４に示すように、上述した手法と同様に、肺動脈弁の横断面を撮像断面として決定し、或いは、肺動脈の前後に連なる肺動脈ダクト或いは右室流出路の横断面の撮像断面を、決定することができる。この場合、図４のステップＳＴ１６において、特徴部位検出部１０４が肺動脈弁、三尖弁、及び右室心尖部の位置を、前述した機械学習をベースとした手法等によって決定する。その後、基準面／基準軸決定部１０６が、ステップＳＴ１８の三腔長軸断面に換えて、肺動脈弁、三尖弁、及び右室心尖部の夫々の中心を通る断面を基準面として決定する。その後、この断面内において、肺動脈弁の中心を通り、肺動脈ダクトの隔壁と平行となる基準軸（肺動脈ダクトの中心軸）を決定する。肺動脈ダクトの中心軸の決定においては、図１４に示すように、右室心尖部と肺動脈弁を通る右室長軸と、上記基準面内においてこの右室長軸と直交する基準線ａとが用いられる。そして、ステップＳＴ２２やステップＳＴ２６と同様の手法を用いて、この肺動脈ダクトの中心軸に直交し、かつ、肺動脈弁の中心を通る断面や、肺動脈弁の前後を通る断面を、肺動脈弁の撮像断面や、肺動脈ダクト等の撮像断面として決定する。
　また、図１５（ａ）に示すように、第１の実施形態と同様の手法により、三尖弁の横断面を撮像断面として決定し、或いは、三尖弁の上流側の血流ダクト（右室流入路）や下流側の血流ダクトの横断面を撮像断面として決定することができる。この場合、肺動脈弁、三尖弁、及び右室心尖部の各中心を通る断面が基準面となり、右室流入路の隔壁と平行となる軸が基準軸（右室流入路の中心軸）となる。
　さらにまた、図１５（ｂ）に示すように、第１の実施形態と同様の手法により、僧帽弁の横断面を撮像断面として決定し、或いは、僧帽弁の上流側の血流ダクト（左室流入路）や下流側の血流ダクトの横断面を撮像断面として決定することもできる。この場合、僧帽弁、肺動脈弁、及び心尖部の各中心を通る断面（三腔長軸断面）が基準面となり、左室流入路の隔壁と平行となる軸が基準軸（左室流入路の中心軸）となる。
　第１の実施形態及びその変形例によれば、心臓内の４つの弁（僧帽弁、大動脈弁、肺動脈弁、及び三尖弁）の撮像断面を、操作者の技量に依存することなく短時間で、かつ高い位置精度で自動決定することが可能となり、心臓の各弁の形態的、或いは機能的な診断を迅速かつ適切に行うことが可能となる。
　加えて、各弁の前後における血流路に垂直な撮像断面の画像情報から、血流ダクト内を流れる血液の速度情報や血液の流量を正確に得ることが可能となる。その結果、心臓から肺及び体内に流出する血液の流量と、肺及び体内から心臓に流入する血液の流量とを短時間で分析することが可能となり、心臓全体の血流の動態を適格に診断することが可能となる。
　ところで、大動脈弁等（以下、心臓内の４つの弁を総称して大動脈弁等と呼ぶ）の位置は、厳密には、心臓の収縮や拡張等の時相に応じて変化する。そこで、第１の実施形態及びその変形例では、例えば、心臓の拡張期等の比較的動きの少ない時相でマルチスライス撮像を行って３次元データを取得する。そして、この３次元データから決定した大動脈弁等の中心位置の撮像断面に加えて、大動脈弁等の近傍の撮像断面で大動脈弁を撮像することにより、時相によって位置が変化した場合でも大動脈弁等の撮像画像を得ることができる。
（４）第２の実施形態
　これに対して、第２の実施形態では、時相によって変化する大動脈弁等の中心位置を、時相ごとに予め求めておき、さらに、大動脈弁等の中心を通る撮像断面を、時相に関連づけて予め決定しておく。そして、大動脈弁等をシネ撮像する場合は、Ｒ波等の心電同期信号から定まる時相に関連付けられた撮像断面で撮像する。この方法により、大動脈弁等の位置が時相によって変動しても、各時相において、大動脈弁等の中心を通る断面で撮像することが可能となる。
　なお、第２の実施形態の構成は、基本的には第１の実施形態の構成（図１及び図２）と同じである。
　図１６は、第２の実施形態の動作の概要を示す図である。第２の実施形態では、複数時相において、心臓をマルチスライス撮像して、３Ｄデータ生成部１０２が、時相ごとの３次元データを生成する。そして、特徴部位検出部１０４は、これらの時相ごとの３次元データから、僧帽弁、心尖部、大動脈弁等の複数の特徴部位の位置を時相ごとに検出する。その後、基準面／基準軸決定部１０６は、時相ごとに基準面や基準軸を決定する。また、撮像断面決定部１０８は、時相ごとに決定された基準面や基準軸に基づいて、時相ごとに大動脈弁等の撮像断面を決定する。基準面や基準軸を決定する方法や、これらから大動脈弁等の撮像断面を決定する方法は、前述した第１の実施形態と同様である。
　そして、時相ごとに決定された撮像断面において、大動脈弁等をシネ撮像する。第２の実施形態によれば、大動脈弁等の撮像断面の位置は、時相によって変化する大動脈弁等の中心位置を追随する（中心位置に応じて変化する）ため、大動脈弁等の中心位置を正確にとらえた画像を得ることができる。
　なお、時相ごとの撮像断面の決定において、各撮像断面の向き（或いは各撮像断面の法線ベクトルの方向）を、いずれか１つの時相における撮像断面の向きに揃え、その上で撮像断面のオフセット位置（大動脈ダクトの中心軸方向の位置）のみを時相に応じて追随させるようにしてもよい。
（５）第３の実施形態
　図１７は、第３の実施形態の動作の概要を示す図である。第３の実施形態の構成も、第１の実施形態及び第２の実施形態と同じである。
　第３の実施形態では、１つの時相、例えば、心臓の動きの少ない拡張期の１時相において心臓をマルチスライス撮像して、３Ｄデータ生成部１０２が、この１時相に対応する１つの３次元データを生成する。そして、特徴部位検出部１０４は、この３次元データから特徴部位の位置を時相ごとに検出し、基準面／基準軸決定部１０６は、検出した特徴部位の位置に基づいて、１つの基準面を決定する。例えば、大動脈弁を撮像する場合には、大動脈弁、僧帽弁、及び心尖部の３つの特徴部位の位置を検出し、これら３つの特徴部位を通る断面（三腔長軸断面）を基準面として決定する。ここまでの処理は基本的には第１の実施形態と同じであり、図４のステップＳＴ１０乃至ステップＳＴ１８までの処理に該当する。しかしながら、第３の実施形態では、これ以降の処理が第１の実施形態と異なる。
　第３の実施形態では、決定した基準面（三腔長軸断面）において、複数の時相に対する２次元撮像を実行する。そして、時相ごとに得られた２次元画像から、特徴部位検出部１０４は大動脈弁の中心位置を時相ごとに検出する。また、基準面／基準軸決定部１０６は、時相ごとの大動脈ダクトの中心軸を決定する。さらに、撮像断面決定部１０８は、各時相に対応する撮像断面をそれぞれ決定する。その後、時相ごとに決定された撮像断面において、大動脈弁等をシネ撮像する。
　第３の実施形態では、第２の実施形態と同様に、時相によって変化する大動脈弁等の中心位置を追随して撮像することができ、大動脈弁等の中心位置を正確にとらえた画像を得ることができる。また、第３の実施形態では、時相ごとの撮像位置を決定するための画像を、第２の実施形態のように３次元撮像によらず、２次元撮像から取得しているため、時相ごとの撮像位置を決定するための撮像時間や画像処理時間が短縮される。
　なお、第３の実施形態においても第２の実施形態と同様に、時相ごとの撮像断面の決定において、各撮像断面の向き（或いは各撮像断面の法線ベクトルの方向）を、いずれか１つの時相における撮像断面の向きに揃え、その上で撮像断面のオフセット位置（大動脈ダクトの中心軸方向の位置）のみを時相に応じて追随させるようにしてもよい。
　上述したように、各実施形態の磁気共鳴イメージング装置１によれば、大動脈弁等の動態観察に適した断面や、心臓の血流動態の把握に適した血流ダクトの横断面等、基準６断面以外の心臓診断上有用な断面を、操作者の熟練度や技量に依存することなく、正確に、かつ、短時間で自動設定することができる。
　ここまでは、大動脈や肺動脈などの血流ダクトの横断面、或いは大動脈弁や肺動脈弁の位置での横断面等を自動設定する技術を説明してきたが、上記の各実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、腸のような管状構造物に対しても上記各実施形態を適用することができる。例えば、実施形態の磁気共鳴イメージング装置を、管状構造物内の特定の特徴部位を検出し、特徴部位の位置と、管状構造物の３次元データの画素値の勾配とを用いた評価に基づいて管状構造物の中心軸を求め、この中心軸に直交する断面の断面位置を特定し、特定した断面位置にて断面を撮像するように構成することもできる。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
１　磁気共鳴イメージング装置
４０　プロセッサ
４２　入力部
４３　表示部
１０２　３Ｄデータ生成部
１０４　特徴部位検出部
１０６　基準面／基準軸決定部
１０８　撮像断面決定部
１１４　画像解析部
４００　コンソール
５００　撮像部

Claims (20)

  1. 被検体の心臓を含む少なくとも１つの３次元データから、心臓内の複数の特徴部位として、大動脈弁若しくは肺動脈弁の位置を検出する検出部と、
    　前記大動脈弁若しくは肺動脈弁の位置に基づいて、前記心臓内の血流路に略直交する断面の断面位置を特定する特定部と、
    　特定された前記断面位置にて前記断面を撮像する撮像部と、
    を備える、磁気共鳴イメージング装置。
  2. 前記心臓内の血流路に略直交する断面は、所定の弁の横断面又はその近傍領域の横断面、若しくは前記弁に連なる血流ダクトの横断面である、
    請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記検出部は、少なくとも３つの解剖学的特徴部位の位置を検出し、
    　前記特定部は、前記３つの解剖学的特徴部位の位置を含む断面を基準面として決定し、前記基準面に含まれる基準軸と略直交する断面の位置を前記断面位置として特定する、
    請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記特定部は、
    　前記所定の弁の位置を通る前記血流ダクトの中心軸を決定し、決定した前記血流ダクトの中心軸を前記基準軸として設定する、
    請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記特定部は、
    　前記基準面の画像データから、前記血流ダクトの壁面を含む領域の画素値の勾配を求め、前記血流ダクトの中心軸の方向と前記勾配の方向とが略直交するように、前記血流ダクトの中心軸の傾きを決定する、
    請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記基準面は、僧帽弁、心尖部、及び大動脈弁を通る三腔長軸断面であり、
    　前記所定の弁は大動脈弁であり、前記血流ダクトは、前記大動脈弁に連なる大動脈ダクトである、
    請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記基準面は、肺動脈弁、三尖弁、及び右室心尖部を通る断面であり、
    　前記所定の弁は肺動脈弁であり、前記血流ダクトは、前記肺動脈弁に連なる肺動脈ダクトである、
    請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 前記基準面は、僧帽弁、心尖部、及び大動脈弁を含む三腔長軸断面であり、
    　前記所定の弁は僧帽弁であり、前記血流ダクトは、前記僧坊弁に連なる血流ダクトである、
    請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記基準面は、肺動脈弁、三尖弁、及び右室心尖部を通る断面であり、
    　前記所定の弁は三尖弁であり、前記血流ダクトは、前記三尖弁に連なる血流ダクトである、
    請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記検出部は、機械学習に基づく手法によって、心臓内の前記複数の解剖学的特徴部位の各位置を検出する、
    ことを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 前記検出部は、テンプレートマッチングに基づく手法によって、心臓内の前記複数の解剖学的特徴部位の各位置をさらに高精度で検出する、
    ことを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 前記撮像部は、
    　前記所定の弁の横断面又はその近傍領域の横断面を含む断面に対してシネ撮像を行う、
    請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. 前記シネ撮像は、ＦＥ（Field Echo）系の撮像法、或いはＳＳＦＰ(Steady State Free Precession)法を用いた撮像である、
    請求項１２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 前記撮像部は、
    　前記弁に連なる血流ダクトの横断面を含む断面に対して、血流速度情報を取得可能な撮像法で撮像を行う、
    請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  15. 前記血流速度情報を取得可能な撮像法は、位相コントラスト法である、
    請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  16. 前記血流速度情報と前記血流ダクトの径の大きさの情報とから、血流量の解析を含む、心臓の血流動態を解析する解析部、
    をさらに備える、請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  17. 前記３次元データは、異なる複数の心時相において収集された前記磁気共鳴信号から、前記異なる複数の心時相に対応して生成される複数の３次元データを含み、
    　前記検出部は、前記複数の３次元データから、心臓内の複数の解剖学的特徴部位の位置を前記心時相毎に検出し、
    　前記特定部は、前記断面を心時相毎に特定し、
    　前記撮像部は、前記心時相毎に特定された前記断面を撮像する、
    請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  18. 被検体の管状構造物を含む３次元データから、特徴部位を検出する検出部と、
    　前記特徴部位の位置と、前記３次元データの画素値の勾配とを用いた評価に基づいて前記管状構造物の中心軸を求め、前記中心軸に直交する断面の断面位置を特定する特定部と、
    　特定された前記断面位置にて断面を撮像する撮像部と、
    を備える、磁気共鳴イメージング装置。
  19. 前記特定部は、管状構造物のダクト壁の勾配方向と前記中心軸とが直交するときに最大値をとるような評価関数を用いて、前記管状構造物の中心軸を求める、
    請求項１８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  20. 前記評価関数は、前記勾配方向と前記中心軸とが直交したときに最大値を示す関数を、画素位置ごとに勾配の大きさで重み付けし、前記管状構造物を含む関心領域内で加算した関数である、
    請求項１９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
PCT/JP2015/050819 2014-01-14 2015-01-14 磁気共鳴イメージング装置 WO2015108073A1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US14/978,222 US10203385B2 (en) 2014-01-14 2015-12-22 Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2014004526A JP6301133B2 (ja) 2014-01-14 2014-01-14 磁気共鳴イメージング装置
JP2014-004526 2014-01-14

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US14/978,222 Continuation US10203385B2 (en) 2014-01-14 2015-12-22 Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2015108073A1 true WO2015108073A1 (ja) 2015-07-23

Family

ID=53542961

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2015/050819 WO2015108073A1 (ja) 2014-01-14 2015-01-14 磁気共鳴イメージング装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US10203385B2 (ja)
JP (1) JP6301133B2 (ja)
WO (1) WO2015108073A1 (ja)

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10871536B2 (en) * 2015-11-29 2020-12-22 Arterys Inc. Automated cardiac volume segmentation
JP6711715B2 (ja) * 2016-07-19 2020-06-17 キヤノン株式会社 画像処理装置および画像処理方法
JP6849392B2 (ja) * 2016-10-28 2021-03-24 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置及び医用画像処理方法
US11045663B2 (en) 2016-11-02 2021-06-29 Shimadzu Corporation X-ray fluoroscopy device and x-ray fluoroscopy method
JP6855237B2 (ja) * 2016-12-27 2021-04-07 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 血管検出装置、磁気共鳴イメージング装置、およびプログラム
US10902598B2 (en) 2017-01-27 2021-01-26 Arterys Inc. Automated segmentation utilizing fully convolutional networks
JP7131765B2 (ja) * 2017-11-08 2022-09-06 国立大学法人 東京大学 医用画像表示方法及び医用画像表示装置
EP3714467A4 (en) 2017-11-22 2021-09-15 Arterys Inc. CONTENT-BASED IMAGE RECOVERY FOR LESION ANALYSIS
JP7211725B2 (ja) * 2018-07-09 2023-01-24 富士フイルムヘルスケア株式会社 自動位置決め機能付き磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージング装置の制御方法、及び、撮像断面自動設定用プログラム
JP6583875B1 (ja) * 2019-06-20 2019-10-02 Ｐｓｐ株式会社 画像処理方法、画像処理システム及び画像処理プログラム
KR102404272B1 (ko) * 2020-05-06 2022-06-02 인천대학교 산학협력단 심장 챔버 영상의 경계를 구분하는 영상 분석 장치 및 방법

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011120825A (ja) * 2009-12-14 2011-06-23 Fujifilm Corp 医用画像表示装置および方法並びにプログラム
JP2012110688A (ja) * 2010-11-02 2012-06-14 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2013236932A (ja) * 2012-05-11 2013-11-28 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置
JP2013255853A (ja) * 2004-03-26 2013-12-26 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5107838A (en) 1990-02-08 1992-04-28 Kabushiki Kaisha Toshiba Method of left ventricular volume evaluation using nuclear magnetic resonance imaging
US7280862B2 (en) 2004-08-18 2007-10-09 General Electric Company System and method for automatically obtaining a digital image of a heart
US8340751B2 (en) * 2008-04-18 2012-12-25 Medtronic, Inc. Method and apparatus for determining tracking a virtual point defined relative to a tracked member
JP5854756B2 (ja) 2010-11-02 2016-02-09 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置、その方法、及び、そのプログラム

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2013255853A (ja) * 2004-03-26 2013-12-26 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2011120825A (ja) * 2009-12-14 2011-06-23 Fujifilm Corp 医用画像表示装置および方法並びにプログラム
JP2012110688A (ja) * 2010-11-02 2012-06-14 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2013236932A (ja) * 2012-05-11 2013-11-28 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置

Also Published As

Publication number Publication date
JP2015131023A (ja) 2015-07-23
JP6301133B2 (ja) 2018-03-28
US10203385B2 (en) 2019-02-12
US20160109544A1 (en) 2016-04-21

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6301133B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
CN104115020B (zh) 使用利用Dixon技术采集的导航器进行运动校正的MRI成像
JP5944645B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP5100145B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP5944650B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP5971682B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US9684979B2 (en) MRI 3D cine imaging based on intersecting source and anchor slice data
JP6073570B2 (ja) 磁気共鳴イメージングシステム及び方法
JP6467341B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、画像診断装置、画像解析装置、ｍｒｉ画像作成方法およびプログラム
JP6691931B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージング方法及び画像処理システム
US20110178388A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP6440980B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2016202920A (ja) ４ｄ ｍｒ画像データのフロー分析
JP5684363B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP5437610B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2004305454A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
EP4083916A1 (en) Automatic determination of a motion parameter of the heart
JP6188764B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP6611426B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び医用画像処理方法
JP6853328B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び医用画像処理方法
JP2019130310A (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置
JP2022048875A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2012066129A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2015013206A (ja) Ｍｒｉ装置及びデータ処理装置
JP2015144738A (ja) 磁気共鳴イメージング装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 15736941

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 15736941

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1