JP6748866B2 - Computer program for image processing, image processing apparatus and method - Google Patents
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Description
本発明は、医用画像処理技術に関し、特に心臓の運動を解析する技術に関する。 The present invention relates to a medical image processing technique, and more particularly to a technique for analyzing a motion of a heart.
一般に、心電図に同期させて心拍の一周期を複数の時相に分けて撮像した画像を用いて、心臓の動きを解析することが行われている。例えば、特許文献１には、シネＭＲＩを用いて心室機能を評価する技術が記載されている。 Generally, the movement of the heart is analyzed by using an image obtained by dividing one cycle of the heartbeat into a plurality of time phases in synchronization with the electrocardiogram. For example, Patent Document 1 describes a technique for evaluating ventricular function using cine MRI.
心臓は同期して伸縮するものであるが、この同期のタイミングがずれてしまう同期障害（Ｄｙｓｓｙｎｃｈｒｏｎｙ）と呼ばれる機能不全がある。同期障害の状態をより具体的に把握することにより、ＣＲＴ(Ｃａｒｄｉａｃ Ｒｅｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚａｔｉｏｎ Ｔｈｅｒａｐｙ：心臓再同期療法)などの治療の適応をより適切に決定することができる。 Although the heart expands and contracts in synchronization, there is a dysfunction called dyssynchronism in which the timing of this synchronization is shifted. By more specifically grasping the state of dyssynchrony, it is possible to more appropriately determine the indication of treatment such as CRT (Cardiac Resynchronization Therapy).
本発明の一つの実施態様に従うコンピュータプログラムは、心臓の心拍の一周期を複数時相に分割して、各時相における心臓の３次元ボリュームデータを記憶するコンピュータが行う画像処理のためのコンピュータプログラムであって、前記３次元ボリュームデータ内の心房または心室の壁の一以上の領域について、領域ごとに、第１の時相から、第１の時相以降の第２の時相への移動を示すベクトルを特定するベクトル特定ステップと、各領域のベクトルと、前記心房または心室の重心位置とに基づいて、前記心房または心室における同期不全の領域を特定する同期不全領域特定ステップと、を前記コンピュータに実行させ、前記同期不全領域特定ステップは、前記各領域のベクトルの方向と、各領域から前記重心位置へ向かう方向との差に基づいて、前記同期不全の領域を特定する。 A computer program according to an embodiment of the present invention is a computer program for image processing performed by a computer that divides one cycle of a heartbeat into a plurality of time phases and stores three-dimensional volume data of the heart in each time phase. And, for one or more regions of the wall of the atrium or ventricle in the three-dimensional volume data, the movement from the first time phase to the second time phase after the first time phase is performed for each area. A vector specifying step for specifying a vector shown, a vector for each area, and a dyssynchronization area specifying step for specifying a dyssynchronized area in the atrium or ventricle based on the barycentric position of the atrium or ventricle; is executed, the dyssynchrony region specifying step, the the direction of the vector of each region, based on the difference between the direction to the center-of-gravity position from each region, that identifies the area of the dyssynchrony.
好適な実施態様では、前記同期不全領域特定ステップは、前記各領域のベクトルと、各領域から前記重心位置へ向かうベクトルとの角度を領域ごとに特定し、前記角度が所定の閾値以上の領域を前記同期不全の領域として特定してもよい。 In a preferred embodiment, the synchronization failure region specifying step specifies, for each region, the angle between the vector of each region and the vector from each region to the center of gravity position, and the angle is a region equal to or greater than a predetermined threshold value. It may be specified as the area of dyssynchrony.
好適な実施態様では、前記同期不全領域特定ステップは、前記角度が所定の閾値以上であり、かつ、各領域のベクトルの長さが所定の閾値以上である領域を前記同期不全の領域として特定してもよい。 In a preferred embodiment, the step of identifying a synchronization failure area identifies an area in which the angle is equal to or greater than a predetermined threshold value and a vector length of each area is equal to or greater than a predetermined threshold value as the area of the synchronization failure. May be.
好適な実施態様では、前記各領域は、それぞれ一のボクセルからなり、前記ベクトル特定ステップは、ボクセルごとにベクトルを特定してもよい。 In a preferred embodiment, each area may be composed of one voxel, and the vector specifying step may specify a vector for each voxel.
好適な実施態様では、前記各ボクセルのベクトルに基づいて、複数のボクセルを有するセグメントごとの代表ベクトルを特定するステップをさらに有しても良い。そして、前記同期不全領域特定ステップは、前記代表ベクトルに基づいてセグメント単位で前記同期不全の領域を特定しても良い。 In a preferred embodiment, the method may further include the step of identifying a representative vector for each segment having a plurality of voxels based on the vector of each voxel. The synchronization failure area specifying step may specify the synchronization failure area in segment units based on the representative vector.
好適な実施態様では、前記同期不全領域特定ステップは、前記各ボクセルのベクトルと、各ボクセルから前記重心位置へ向かうベクトルとの角度をボクセルごとに特定し、前記各ボクセルの角度に基づいて、複数のボクセルを有するセグメントごとの代表角度を特定し、各セグメントの代表角度が所定の閾値以上のセグメントを前記同期不全の領域として特定してもよい。 In a preferred embodiment, the dyssynchronization region specifying step specifies a vector of each voxel and an angle of a vector from each voxel to the center of gravity position for each voxel, and based on the angle of each voxel, a plurality of It is also possible to specify a representative angle for each segment having the voxel and specify a segment in which the representative angle of each segment is equal to or more than a predetermined threshold value as the area of the synchronization failure.
好適な実施態様では、前記各領域は、それぞれ複数のボクセルを有するセグメントであってもよい。前記ベクトル特定ステップは、前記セグメントごとにベクトルを特定してもよい。 In a preferred embodiment, each of the regions may be a segment having a plurality of voxels. The vector identifying step may identify a vector for each segment.
好適な実施態様では、心臓を撮像して得た複数枚のスライス画像から、隣り合うスライス画像間に、一枚以上の拡張スライス画像を補間して、前記３次元のボリュームデータを生成するステップを、さらに有してもよい。 In a preferred embodiment, a step of generating the three-dimensional volume data by interpolating one or more extended slice images between adjacent slice images from a plurality of slice images obtained by imaging the heart. , May further have.
以下、本発明の一実施形態に係る医用画像処理装置について、図面を参照して説明する。 Hereinafter, a medical image processing apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
図１は、本実施形態に係る医用画像処理装置１の全体構成図である。 FIG. 1 is an overall configuration diagram of a medical image processing apparatus 1 according to this embodiment.
医用画像処理装置１は、医用画像処理装置本体１０と、医用画像処理装置本体１０に接続されたキーボード、ポインティングデバイスなどの入力装置２及び液晶ディスプレイなどの表示装置３とを有する。 The medical image processing apparatus 1 includes a medical image processing apparatus main body 10, an input device 2 such as a keyboard and a pointing device connected to the medical image processing apparatus main body 10, and a display device 3 such as a liquid crystal display.
医用画像処理装置本体１０は、例えば汎用的なコンピュータシステムにより構成され、以下に説明する１０内の個々の構成要素または機能は、例えば、コンピュータプログラムを実行することにより実現される。 The medical image processing apparatus main body 10 is configured by, for example, a general-purpose computer system, and each component or function in 10 described below is realized by executing a computer program, for example.
医用画像処理装置本体１０は、撮像データ記憶部１１と、拡張データ記憶部１３と、移動ベクトルデータ記憶部１５と、セグメントデータ記憶部１７と、運動解析データ記憶部１９と、補間処理部３１と、重心算出部３３と、移動ベクトル算出部３５と、代表ベクトル算出部３７と、同期不全領域抽出部３９と、表示制御部４５とを有する。同期不全領域抽出部３９はさらに、運動方向特定部４１と、ベクトル長特定部４３とを有する。 The medical image processing apparatus main body 10 includes an imaging data storage unit 11, an extension data storage unit 13, a movement vector data storage unit 15, a segment data storage unit 17, a motion analysis data storage unit 19, and an interpolation processing unit 31. The center-of-gravity calculation unit 33, the movement vector calculation unit 35, the representative vector calculation unit 37, the synchronization failure region extraction unit 39, and the display control unit 45. The out-of-synchronization region extraction unit 39 further includes a movement direction identification unit 41 and a vector length identification unit 43.
撮像データ記憶部１１は、被験者の心臓を撮像した撮像データ１１０を記憶する。撮像データ１１０は、心臓の心拍の一周期を複数の時相（フェーズ）に分割した各時相の撮像画像のデータで良い。各時相の撮像画像データは、複数のボクセルを有する３次元ボリュームデータでよく、例えば、ＭＲ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）画像またはＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｇｈｙ）画像のデータでよい。 The imaging data storage unit 11 stores imaging data 110 obtained by imaging the heart of the subject. The imaged data 110 may be data of imaged images of each time phase obtained by dividing one cycle of the heartbeat into a plurality of time phases. The captured image data of each time phase may be three-dimensional volume data having a plurality of voxels, and may be, for example, MR (Magnetic Resonance) image data or CT (Computed Tomography) image data.
図２は、本実施形態に係る撮像データ１１０に基づく画像の一例を示す。同図に示すように、本実施形態の撮像画像は、１心拍がｎ時相に分割されたＭＲ画像である。同図の各時相の画像は、心尖部から心基部までの心臓を短軸方向に断層撮影したスライス画像である。本実施形態の各スライス画像は、心臓の左心室及び右心室を含む領域の画像で、ｍ枚で構成されていても良い。撮像画像は左心室及び右心室に限らず、左心房及び右心房の領域のスライス画像でもよい。 FIG. 2 shows an example of an image based on the imaging data 110 according to this embodiment. As shown in the figure, the captured image of this embodiment is an MR image in which one heartbeat is divided into n time phases. The images of each time phase in the figure are slice images obtained by tomographic imaging of the heart from the apex to the base of the heart in the short-axis direction. Each slice image of the present embodiment is an image of a region including the left ventricle and the right ventricle of the heart, and may be composed of m sheets. The captured image is not limited to the left ventricle and the right ventricle, and may be slice images of the left atrium and the right atrium.
ここで、撮像データ１１０において、各時相ではスライス画像間の距離が大きく、長軸方向に離散的である。従って、心臓の３次元のスムーズな動きを把握するためには、長軸方向のスライスの間隔が狭い方が好ましい。 Here, in the imaging data 110, the distance between slice images is large in each time phase and is discrete in the long axis direction. Therefore, in order to grasp the smooth three-dimensional movement of the heart, it is preferable that the interval between slices in the long axis direction is narrow.
そこで、本実施形態では、撮像データ１１０を拡張した拡張データを用いて心臓の動きの解析を行う。 Therefore, in the present embodiment, the motion of the heart is analyzed using the expanded data obtained by expanding the imaging data 110.
図１に戻ると、拡張データ記憶部１３は、撮像データ１１０を拡張した拡張データを記憶する。補間処理部３１が撮像データ１１０に基づいて補間処理を行って拡張データを生成する。拡張データもまた、複数の時相からなり、各時相の画像も複数のボクセルを有する３次元ボリュームデータである。 Returning to FIG. 1, the extended data storage unit 13 stores the extended data obtained by extending the imaging data 110. The interpolation processing unit 31 performs interpolation processing based on the imaged data 110 to generate extended data. The extended data is also composed of a plurality of time phases, and the image of each time phase is also three-dimensional volume data having a plurality of voxels.
図３は、撮像データ１１０の補間を説明する模式図である。 FIG. 3 is a schematic diagram illustrating the interpolation of the imaging data 110.
同図Ａは、複数の撮像スライス画像１１５を有する、ある一つの時相の撮像データ１１０の模式図である。この撮像スライス画像１１５は、左心室の短軸方向の断層画像において、左心室の輪郭を模式的に示したものである。 The same figure A is a schematic diagram of the imaging data 110 of one certain time phase which has several imaging slice images 115. The captured slice image 115 schematically shows the contour of the left ventricle in the short-axis tomographic image of the left ventricle.
同図Ｂは、同図Ａの撮像スライス画像１１５の間に補間スライス画像１３５が挿入された拡張データ１３０の模式図である。 FIG. 11B is a schematic diagram of the extended data 130 in which the interpolation slice image 135 is inserted between the captured slice images 115 of FIG.
補間処理部３１は、例えば、公知の画像補間技術を用いて、撮像データ１１０から拡張データ１３０を生成する。例えば、補間処理部３１は、隣り合う２枚の撮像スライス画像１１５あるいはさらにその周辺の撮像スライス画像１１５のデータを用いて、その撮像スライス画像１１５の間に補間される一枚以上の補間スライス画像１３５を生成する。補間処理部３１は、すべての時相について、撮像スライス画像１１５に補間スライス画像１３５を補間する。なお、以下の実施形態では拡張データを用いて様々な処理をしているが、撮像データを用いても良い。 The interpolation processing unit 31 generates the extension data 130 from the imaged data 110 using, for example, a known image interpolation technique. For example, the interpolation processing unit 31 uses the data of two adjacent imaging slice images 115 or the imaging slice images 115 around the imaging slice images 115, and one or more interpolation slice images interpolated between the imaging slice images 115. 135 is generated. The interpolation processing unit 31 interpolates the interpolated slice image 135 in the captured slice image 115 for all time phases. It should be noted that in the following embodiments, various processing is performed using the extended data, but the imaged data may be used.
図１に戻ると、重心算出部３３は、拡張データ１３０に基づいて、心臓の各心室または心房の重心位置を算出する。 Returning to FIG. 1, the center-of-gravity calculator 33 calculates the center-of-gravity position of each ventricle or atrium of the heart based on the expanded data 130.
例えば、重心算出部３３は、拡張データ１３０に基づいて、各時相での左右の心室または心房について、それぞれの重心位置を特定しても良い。重心位置の特定は、例えば、以下のようにして行っても良い。すなわち、重心算出部３３が、拡張データ１３０に基づいて、時相ごとに対象となる心室または心房を構成する心筋（壁）領域のボクセルを特定し、そして、特定された心筋領域のボクセルの座標に基づいて、対象の心室または心房の重心位置（ボクセル）を特定してもよい。 For example, the center-of-gravity calculating unit 33 may specify the center-of-gravity position of each of the left and right ventricles or atria in each time phase based on the expanded data 130. The position of the center of gravity may be specified as follows, for example. That is, the center-of-gravity calculation unit 33 specifies the voxels of the myocardial (wall) region that constitutes the target ventricle or atrium for each time phase based on the expanded data 130, and the coordinates of the voxels of the specified myocardial region. Based on, the center of gravity position (voxel) of the target ventricle or atrium may be specified.
移動ベクトル算出部３５は、拡張データ１３０に基づいて、心臓の運動を示す移動ベクトルを算出する。 The movement vector calculation unit 35 calculates a movement vector indicating the movement of the heart based on the expansion data 130.
移動ベクトルデータ記憶部１５は、移動ベクトル算出部３５により算出された移動ベクトルのデータを記憶する。 The movement vector data storage unit 15 stores the movement vector data calculated by the movement vector calculation unit 35.
移動ベクトル算出部３５は、例えば、拡張データ１３０内の心房または心室の壁（心筋）の一以上の領域について、ある時相（第１時相）からその時相以降の他の時相（第２時相）への移動を示すベクトルを特定しても良い。 The movement vector calculation unit 35, for example, with respect to one or more regions of the wall (myocardium) of the atrium or ventricle in the dilated data 130, a certain time phase (first time phase) to another time phase after that time phase (second time phase). You may specify the vector which shows movement to (time phase).
移動ベクトル算出部３５は、例えば、第１時相において心筋の領域のボクセルを特定する。さらに移動ベクトル算出部３５は、特定された第１時相の心筋領域の各ボクセルが、心臓の運動によって移動した第２時相上の移動先の位置（ボクセル）を特定しても良い。第１時相のボクセル位置とそれに対応する第２時相のボクセル位置は、同一平面上でなくてよい。つまり、本実施形態では、心筋の運動を、心臓の長軸方向の成分も含む移動ベクトルで表現することにより、現実の心筋の運動に近い３次元の動きを検出できる。 The movement vector calculation unit 35 specifies, for example, voxels in the myocardial region in the first time phase. Further, the movement vector calculation unit 35 may specify the position (voxel) of the destination on the second time phase where each voxel in the identified myocardial region of the first time phase has moved due to the motion of the heart. The voxel position of the first time phase and the voxel position of the corresponding second time phase do not have to be on the same plane. That is, in the present embodiment, the motion of the myocardium is represented by the movement vector that also includes the component in the long axis direction of the heart, so that the three-dimensional motion close to the actual motion of the myocardium can be detected.
上述の第２時相上の移動先のボクセル位置の特定は、例えば、各ボクセルのボクセル値を用いたマッチング処理により行っても良い。すなわち、移動ベクトル算出部３５は、所定の探索範囲内をパターンマッチングによって探索をして、第１時相上のボクセル（移動前ボクセル）のボクセル値とほぼ同じボクセル値を有する第２時相のボクセル（移動先ボクセル）を特定してもよい。移動先ボクセルを探索する際は、移動前ボクセルの位置を含む複数のボクセルからなるブロック単位でマッチングを行うブロックマッチング法により行うようにしても良い。ここで用いるブロックの形状は、例えば、直方体または立方体で良い。ブロックサイズは任意である。 The above-described movement destination voxel position on the second time phase may be specified by, for example, a matching process using the voxel value of each voxel. That is, the movement vector calculation unit 35 searches for a pattern within the predetermined search range by pattern matching, and detects a voxel value of the second temporal phase having substantially the same voxel value as the voxel of the voxel on the first temporal phase (pre-movement voxel). A voxel (destination voxel) may be specified. The search for the destination voxel may be performed by a block matching method in which the matching is performed for each block including a plurality of voxels including the position of the voxel before the movement. The shape of the block used here may be, for example, a rectangular parallelepiped or a cube. The block size is arbitrary.
なお、探索範囲内にマッチするボクセルが存在しない（移動先のボクセルを特定できない）場合は、オペレータが手動で移動先のボクセルを特定しても良い。 If there is no matching voxel within the search range (the destination voxel cannot be specified), the operator may manually specify the destination voxel.
第２時相は、第１時相の次の（時間的に隣り合う）時相でも良いし、次の時相よりも後の時相でも良い。 The second time phase may be a time phase next (temporally adjacent) to the first time phase or a time phase later than the next time phase.
図４は、第１時相（時刻Ｔ＝ｔ）の左心室の模式図Ａｔと第２時相（時刻Ｔ＝ｔ＋１）の左心室の模式図Ａｔ＋１とを重ねて表示した図である。図中の重心位置Ｇは、第１時相及び／または第２時相の重心位置である。 FIG. 4 is a diagram in which the schematic diagram At of the left ventricle at the first time phase (time T=t) and the schematic diagram At+1 of the left ventricle at the second time phase (time T=t+1) are overlapped and displayed. The center of gravity position G in the figure is the center of gravity position of the first time phase and/or the second time phase.
同図では、第１時相におけるボクセルＢｔが第２時相でボクセルＢｔ＋１に移動したことが、移動ベクトル算出部３５により検出されたことを示す。このとき、ボクセルＢｔからボクセルＢｔ＋１へのベクトルＶ１が、ボクセルＢｔの移動ベクトルとなる。移動ベクトル算出部３５は、第１時相の心筋領域内のすべてのボクセルについて、このような移動ベクトルの算出を行うようにしても良い。 The figure shows that the movement vector calculation unit 35 detects that the voxel Bt in the first time phase has moved to the voxel Bt+1 in the second time phase. At this time, the vector V1 from the voxel Bt to the voxel Bt+1 becomes the movement vector of the voxel Bt. The movement vector calculation unit 35 may calculate such movement vectors for all voxels in the myocardial region of the first time phase.
なお、上述の実施形態ではボクセルを一つの領域として移動ベクトルを算出しているが、複数のボクセルを一つの領域にまとめ、その領域ごとに移動ベクトルを算出しても良い。例えば、移動ベクトル算出部３５は、後述するセグメント単位に移動ベクトルを算出しても良い。この場合、セグメント単位に算出された移動ベクトルが、後述するセグメントに対して一つ定まる代表ベクトルと同等のものとなる。 It should be noted that in the above-described embodiment, the movement vector is calculated with voxels as one area, but a plurality of voxels may be combined into one area and the movement vector may be calculated for each area. For example, the movement vector calculation unit 35 may calculate the movement vector for each segment described below. In this case, the movement vector calculated for each segment is equivalent to a representative vector that is determined for each segment to be described later.
図５は、移動ベクトルの算出手順の一例を示すフローチャートである。 FIG. 5 is a flowchart showing an example of the procedure for calculating the movement vector.
移動ベクトル算出部３５が、処理対象時相Ｐｈｘを特定する（Ｓ１０１）。 The movement vector calculation unit 35 specifies the processing target time phase Phx (S101).
移動ベクトル算出部３５は、拡張データ１３０において、処理対象時相Ｐｈｘの心筋領域内のボクセルを処理対象ボクセルｖｘとして特定する（Ｓ１０３）。 The movement vector calculation unit 35 specifies a voxel in the myocardial region of the processing target time phase Phx in the expansion data 130 as a processing target voxel vx (S103).
移動ベクトル算出部３５は、拡張データ１３０の処理対象時相Ｐｈｘの次時相Ｐｈｘ＋１をボックスマッチング法で探索し、対象ボクセルｖｘの移動先ボクセルｖｘ＋１を特定する（Ｓ１０５）。 The movement vector calculation unit 35 searches the next time phase Phx+1 of the processing time phase Phx of the extension data 130 by the box matching method, and specifies the movement destination voxel vx+1 of the target voxel vx (S105).
移動ベクトル算出部３５は、移動前の対象ボクセルｖｘの３次元座標と移動先ボクセルｖｘ＋１の３次元座標とから、対象ボクセルｖｘの３次元の移動ベクトルを算出する（Ｓ１０７）。 The movement vector calculation unit 35 calculates a three-dimensional movement vector of the target voxel vx from the three-dimensional coordinates of the target voxel vx before movement and the three-dimensional coordinates of the movement destination voxel vx+1 (S107).
移動ベクトル算出部３５は、処理対象時相Ｐｈｘの心筋領域内のすべてボクセルについて移動ベクトルを生成するまで、ステップＳ１０３からＳ１０７の処理を繰り返す（Ｓ１０９）。 The movement vector calculation unit 35 repeats the processing of steps S103 to S107 until the movement vectors are generated for all voxels in the myocardial region of the processing target time phase Phx (S109).
移動ベクトル算出部３５は、さらに、すべての時相について、移動ベクトルを生成するまで、ステップＳ１０１からＳ１０９の処理を繰り返す（Ｓ１１１）。これにより、各ボクセルについて移動ベクトルが算出される。 The movement vector calculation unit 35 further repeats the processing of steps S101 to S109 until the movement vectors are generated for all the time phases (S111). Thereby, the movement vector is calculated for each voxel.
図１に戻ると、セグメントデータ記憶部１７は、心臓を複数のセグメントに分割するためのセグメントデータを記憶する。セグメントは、心臓の各心室または各心房が複数の領域に区分けされた各領域である。各セグメントは１以上のボクセルを含む。セグメントの分け方は任意であるが、例えば、解剖学的に意味を持つセグメントに分割しても良いし、解剖学的に意味を持たない形状のセグメントに分割しても良い。解剖学的に意味を持つセグメンテーションは、例えば、ポーラーマップ（ブルズアイマップ）などのＡＨＡ（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｈｅａｒｔ Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ）のセグメントモデルでよい。解剖学的に意味を持たない形状のセグメンテーションは立方体、直方体などで良い。 Returning to FIG. 1, the segment data storage unit 17 stores segment data for dividing the heart into a plurality of segments. A segment is a region in which each ventricle or each atrium of the heart is divided into a plurality of regions. Each segment contains one or more voxels. The method of dividing the segments is arbitrary, but for example, the segments may be divided into anatomically meaningful segments or may be divided into anatomically meaningless segments. The anatomically meaningful segmentation may be, for example, an AHA (American Heart Association) segment model such as a polar map (bullseye map). The segmentation of a shape that does not have anatomical meaning may be a cube or a rectangular parallelepiped.
セグメントデータ記憶部１７に保存されているセグメントデータは、例えば、セグメントの識別情報と、各セグメントを構成する位置座標とが対応付けられていても良い。 In the segment data stored in the segment data storage unit 17, for example, segment identification information and position coordinates forming each segment may be associated with each other.
代表ベクトル算出部３７は、移動ベクトルデータ記憶部１５の移動ベクトルデータ１５０に基づいて各セグメントの代表ベクトルを算出してもよい。例えば、代表ベクトル算出部３７は、左右のいずれかの心房または心室を対象とし、セグメントデータ記憶部１７のセグメントデータに基づき、対象の心房または心室を複数のセグメントに分割する。代表ベクトル算出部３７は、ボクセルごとの移動ベクトルに基づいてセグメントごとの代表ベクトルを特定してもよい。例えば、各セグメントに含まれるボクセルの移動ベクトルの平均ベクトルを代表ベクトルとしても良い。あるいは、各セグメントに含まれるボクセルの移動ベクトルの長さの中央値、最大値または最頻値を代表ベクトルの長さとしても良い。さらに、ベクトルの向きについても、各セグメントに含まれるボクセルの移動ベクトルの向きの中央を代表ベクトルの向きとしても良い。 The representative vector calculation unit 37 may calculate the representative vector of each segment based on the movement vector data 150 of the movement vector data storage unit 15. For example, the representative vector calculation unit 37 targets either the left or right atrium or ventricle and divides the target atrium or ventricle into a plurality of segments based on the segment data in the segment data storage unit 17. The representative vector calculation unit 37 may specify the representative vector for each segment based on the movement vector for each voxel. For example, an average vector of movement vectors of voxels included in each segment may be used as the representative vector. Alternatively, the median value, the maximum value, or the mode value of the lengths of the voxel movement vectors included in each segment may be set as the length of the representative vector. Further, regarding the direction of the vector, the center of the direction of the movement vector of the voxel included in each segment may be the direction of the representative vector.
代表ベクトル算出部３７は、全時相の移動ベクトルについて上記の処理を行って、全時相で各セグメントの代表ベクトルを算出しても良い。 The representative vector calculation unit 37 may calculate the representative vector of each segment in all time phases by performing the above-mentioned processing on the movement vectors of all time phases.
代表ベクトル算出部３７が算出したセグメントごとの代表ベクトルは運動解析データ記憶部１９に保存される。 The representative vector for each segment calculated by the representative vector calculation unit 37 is stored in the motion analysis data storage unit 19.
同期不全領域抽出部３９は、各領域の代表ベクトルまたは移動ベクトルと、左右の心房または心室の重心位置とに基づいて、その心房または心室における同期不全の領域を特定しても良い。同期不全領域抽出部３９は、移動ベクトルデータ記憶部１５の移動ベクトル及びセグメントデータ記憶部１７の代表ベクトルのいずれを用いても良い。以下の説明は、代表ベクトルを用いてセグメント単位で同期不全の判定を行う場合を例にして説明する場合があるが、同じ方法で移動ベクトルを用いてボクセル単位で同期不全の判定を行うこともできる。 The dyssynchrony region extraction unit 39 may specify the dyssynchrony region in the atrium or ventricle based on the representative vector or movement vector of each region and the barycentric position of the left and right atriums or ventricles. The synchronization failure area extraction unit 39 may use either the movement vector of the movement vector data storage unit 15 or the representative vector of the segment data storage unit 17. The following description may be described by taking the case of determining the synchronization failure in the segment unit using the representative vector as an example, but it is also possible to determine the synchronization failure in the voxel unit using the movement vector in the same method. it can.
同期不全領域抽出部３９は、運動方向特定部４１と、ベクトル長特定部４３とを有する。 The out-of-synchronization region extraction unit 39 has a motion direction identification unit 41 and a vector length identification unit 43.
運動方向特定部４１は、セグメントまたはボクセルの運動の方向を特定してもよい。運動方向特定部４１は、例えば、各領域の代表ベクトルまたは移動ベクトルの方向と、各領域から重心位置へ向かう方向との差に基づいて、セグメントまたはボクセルの運動方向を特定してもよい。あるいは、運動方向特定部４１は、各領域の代表ベクトルまたは移動ベクトルと、各領域から重心位置へ向かうベクトルとの角度を示す回転角を領域ごとに特定し、セグメントまたはボクセルの運動方向を特定してもよい。 The movement direction identification unit 41 may identify the direction of movement of the segment or voxel. The motion direction identifying unit 41 may identify the motion direction of the segment or voxel, for example, based on the difference between the direction of the representative vector or the movement vector of each region and the direction from each region to the position of the center of gravity. Alternatively, the motion direction identifying unit 41 identifies, for each region, a rotation angle indicating the angle between the representative vector or movement vector of each region and the vector from each region to the position of the center of gravity, and identifies the motion direction of the segment or voxel. May be.
運動方向特定部４１は、例えば、重心算出部３３で算出された重心位置に基づいて、各セグメントまたはボクセルから重心位置へ向かう方向（例えば、セグメントまたはボクセルの中心から重心位置へ向かう方向）を特定する。さらに運動方向特定部４１は、各セグメントまたはボクセルの代表ベクトルの方向と各セグメントまたはボクセルから重心位置へ向かう方向とのずれを特定する。ずれは、例えば角度（回転角）で表現しても良いし、あるいは、重心へ向かうベクトル（ベクトル長は所定長さで固定）との差分ベクトルでも良い。 The movement direction identification unit 41 identifies the direction from each segment or voxel toward the center of gravity position (eg, the direction from the center of the segment or voxel toward the center of gravity position) based on the center of gravity position calculated by the center of gravity calculation unit 33, for example. To do. Furthermore, the motion direction identification unit 41 identifies the deviation between the direction of the representative vector of each segment or voxel and the direction from each segment or voxel toward the center of gravity position. The deviation may be represented by, for example, an angle (rotation angle), or may be a difference vector with respect to the vector toward the center of gravity (the vector length is fixed at a predetermined length).
図６は、回転角の説明図である。 FIG. 6 is an explanatory diagram of the rotation angle.
同図には、あるセグメントの時相Ｐｈｔの位置Ｓｔ及び時相Ｐｈｔ＋１の位置Ｓｔ＋１を示す。時相ＰｈｔのセグメントＳｔから重心Ｇへ向かう方向と、セグメントＳｔの代表ベクトルＶ２との角度θが回転角である。 In the same figure, the position St of the time phase Pht and the position St+1 of the time phase Pht+1 of a certain segment are shown. The angle θ between the direction from the segment St of the time phase Pht toward the center of gravity G and the representative vector V2 of the segment St is the rotation angle.
ベクトル長特定部４３は、代表ベクトルまたは移動ベクトルのベクトル長（ユークリッド距離）を算出する。 The vector length specifying unit 43 calculates the vector length (Euclidean distance) of the representative vector or the movement vector.
運動方向特定部４１及びベクトル長特定部４３の処理結果は運動解析データ記憶部１９に保存される。 The processing results of the motion direction specifying unit 41 and the vector length specifying unit 43 are stored in the motion analysis data storage unit 19.
図７は、運動解析データ１９０のデータ構造の一例を示す。運動解析データ１９０は、心臓の時相ごと、セグメントごとの運動の特徴を示すデータである。同図の例では、セグメント単位の運動解析データ１９０の例を示す。 FIG. 7 shows an example of the data structure of the motion analysis data 190. The motion analysis data 190 is data indicating the motion characteristics of each heart phase and each segment. In the example of the figure, an example of motion analysis data 190 in segment units is shown.
運動解析データ１９０は、同図に示すように、時相１９１、セグメントＩＤ１９２、代表ベクトル１９３、回転角１９４及びベクトル長１９５をデータ項目として有する。 As shown in the figure, the motion analysis data 190 has a time phase 191, a segment ID 192, a representative vector 193, a rotation angle 194, and a vector length 195 as data items.
代表ベクトル１９３は、代表ベクトル算出部３７で算出された各セグメントの代表ベクトルである。 The representative vector 193 is a representative vector of each segment calculated by the representative vector calculation unit 37.
回転角１９４は、運動方向特定部４１で算出された各セグメントの代表ベクトルの方向と重心へ向かう方向との回転角である。 The rotation angle 194 is a rotation angle between the direction of the representative vector of each segment calculated by the motion direction specifying unit 41 and the direction toward the center of gravity.
ベクトル長１９５は、ベクトル長特定部４３で算出された各セグメントの代表ベクトルのベクトル長である。 The vector length 195 is the vector length of the representative vector of each segment calculated by the vector length specifying unit 43.
同期不全領域抽出部３９が、運動方向特定部４１により特定された運動方向または回転角、あるいはベクトルのずれ量に基づいて同期不全の領域として特定するようにしてもよい。 The out-of-synchronization region extraction unit 39 may specify the out-of-synchronization region based on the movement direction or the rotation angle specified by the movement direction specifying unit 41, or the amount of deviation of the vector.
例えば、同期不全領域抽出部３９が以下のようにして回転角の外れ値を特定し、その外れ値のセグメントまたはボクセルを同期不全領域としても良い。すなわち、回転角が所定の閾値となる角度よりも大きい場合、同期不全領域抽出部３９がその回転角を有するセグメントまたはボクセルを同期不全領域として抽出しても良い。閾値となる角度は、例えば、予め定められていても良いし、あるいは、同一時相または複数の時相の複数セグメントまたはボクセル（全セグメント（ボクセル）または対象セグメント（ボクセル）の周囲の一部のセグメント（ボクセル））の回転角の平均値及び標準偏差などに基づいて定められても良い。 For example, the out-of-synchronization region extraction unit 39 may identify the outlier of the rotation angle as described below, and the segment or voxel of the outlier may be set as the out-of-synchronization region. That is, when the rotation angle is larger than the angle that is the predetermined threshold value, the synchronization failure region extraction unit 39 may extract the segment or voxel having the rotation angle as the synchronization failure region. The angle serving as the threshold may be predetermined, for example, or a plurality of segments or voxels (all segments (voxels) or target segments (voxels) around the same time phase or a plurality of time phases may be used. It may be determined based on the average value and standard deviation of the rotation angle of the segment (voxel).
なお、各セグメントを代表する回転角は上記のように代表ベクトルから算出する以外に、ボクセルごとに求めた回転角に基づいて、各セグメントを代表する回転角（例えば平均の回転角など）を定めても良い。 The rotation angle representing each segment is calculated from the representative vector as described above, and based on the rotation angle obtained for each voxel, the rotation angle representing each segment (for example, the average rotation angle) is determined. May be.
また、同期不全領域抽出部３９が、以下のようにして差分ベクトルの外れ値を特定し、その外れ値のセグメントまたはボクセルを同期不全領域としても良い。すなわち、差分ベクトルの長さが所定の閾値となる長さより大きい場合、あるいは、差分ベクトルの方向が予め定められている所定の方向の範囲からから外れる場合、同期不全領域抽出部３９がその差分ベクトルを有するセグメントまたはボクセルを同期不全領域として抽出しても良い。閾値となる長さまたは方向の範囲は、例えば、予め定められていても良いし、あるいは、同一時相または複数時相の複数セグメントまたはボクセル（全セグメント（ボクセル）または対象セグメント（ボクセル）の周囲の一部のセグメント（ボクセル））の差分ベクトルの長さの平均値及び標準偏差、あるいは方向の平均値及び標準偏差などに基づいて定められても良い。 The out-of-synchronization region extraction unit 39 may specify the outlier of the difference vector as follows, and use the segment or voxel of the outlier as the out-of-synchronization region. That is, when the length of the difference vector is larger than the length that becomes the predetermined threshold value, or when the direction of the difference vector is out of the range of the predetermined direction, the synchronization failure region extraction unit 39 causes the difference vector You may extract the segment or voxel which has. The range of the length or the direction to be the threshold value may be, for example, predetermined, or a plurality of segments or voxels of the same time phase or multiple time phases (entire segment (voxel) or target segment (voxel) periphery) May be determined based on the average value and standard deviation of the lengths of the difference vectors of some of the segments (voxels), or the average value and standard deviation of the directions.
同期不全領域抽出部３９は、ベクトル長特定部４３の処理結果に基づいて、各領域の代表ベクトルまたは移動ベクトルの長さが所定の閾値以上である領域を同期不全の領域として特定してもよい。 The out-of-synchronization region extraction unit 39 may specify the region in which the length of the representative vector or movement vector of each region is equal to or greater than a predetermined threshold value as the in-synchronization region, based on the processing result of the vector length identification unit 43. ..
同期不全領域抽出部３９は、例えば、代表ベクトルまたは移動ベクトルの長さの外れ値を特定し、その外れ値のセグメントまたはボクセルを同期不全領域としても良い。すなわち、代表ベクトルまたは移動ベクトルの長さが所定の閾値となる長さより大きい場合、同期不全領域抽出部３９はその代表ベクトルまたは移動ベクトルを有するセグメントまたはボクセルを同期不全領域として抽出しても良い。閾値となる長さは、例えば、予め定められていても良いし、あるいは、同一時相または複数時相の複数セグメントまたはボクセル（全セグメント（ボクセル）または対象セグメント（ボクセル）の周囲の一部のセグメント（ボクセル））の代表ベクトルまたは移動ベクトルの長さの平均値及び標準偏差などに基づいて定めても良い。 The out-of-synchronization region extraction unit 39 may specify, for example, an outlier of the length of the representative vector or the movement vector, and use the segment or voxel of the outlier as the out-of-synchronization region. That is, when the length of the representative vector or the movement vector is larger than the length that becomes the predetermined threshold value, the synchronization failure region extraction unit 39 may extract the segment or voxel having the representative vector or the movement vector as the synchronization failure region. The length to be the threshold value may be predetermined, for example, or a plurality of segments or voxels of the same time phase or multiple time phases (all segments (voxels) or a part of the periphery of the target segment (voxel)). It may be determined based on the average value and standard deviation of the length of the representative vector or movement vector of the segment (voxel).
同期不全領域抽出部３９は、上述のように、（１）セグメントまたはボクセルの運動方向に基づいて同期不全領域を特定しても良いし、（２）代表ベクトルまたは移動ベクトルのベクトル長に基づいて同期不全領域を特定しても良いし、（３）（１）で同期不全とされ、かつ（２）で同期不全とされた領域を同期不全領域としてもよい。 As described above, the synchronization failure region extraction unit 39 may specify the synchronization failure region based on (1) the motion direction of the segment or voxel, or (2) based on the vector length of the representative vector or the movement vector. The dyssynchronized region may be specified, or the region that is dyssynchronized in (3) and (1) and the dyssynchrony in (2) may be the dyssynchrony region.
表示制御部４５は、表示装置３に様々な表示画面を表示させる。例えば、表示制御部４５は、心臓の運動解析を行った心室または心房などについて、セグメントに分けて運動の状態を表示装置３に表示させる。 The display control unit 45 causes the display device 3 to display various display screens. For example, the display control unit 45 causes the display device 3 to display the motion state of the ventricle, the atrium, or the like for which the motion analysis of the heart has been performed, divided into segments.
図８は、表示装置３に表示させる左心室の運動解析結果の表示例である。同図の例は、ある時相でのセグメントごとの運動の状態を示す。同図では、各セグメントの運動方向（代表ベクトルの方向）を矢印の向きで、運動の強度（代表ベクトルのベクトル長）を矢印の太さ（または長さ）で示す。各セグメントが運動の方向及び強度に基づいて色分けして表示されても良い。 FIG. 8 is a display example of the motion analysis result of the left ventricle displayed on the display device 3. The example in the figure shows the state of motion for each segment in a certain time phase. In the same figure, the motion direction (direction of the representative vector) of each segment is indicated by the arrow direction, and the strength of motion (vector length of the representative vector) is indicated by the thickness (or length) of the arrow. Each segment may be color-coded and displayed based on the direction and intensity of movement.
表示制御部４５は、同図のような心室の運動解析結果の表示を時相ごとに並べて表示しても良いし、時相の順に表示を切り替えて動画のように表示させても良い。 The display control unit 45 may display the display of the ventricular motion analysis results side by side for each time phase as shown in the figure, or may switch the display in the order of the time phases and display them as a moving image.
本実施形態によれば、ＭＲ画像の生体組織の明瞭なコントラストと高い空間分解能を生かして、３次元のボクセルの動きを追跡することで、心筋が動く方向と強さを、視覚的かつ定量的に表示できる。 According to this embodiment, the movement and the strength of the myocardium are visually and quantitatively determined by tracking the movements of the three-dimensional voxels by utilizing the clear contrast of the living tissue of the MR image and the high spatial resolution. Can be displayed on.
図９は、左心室の同期不全領域の判定処理の一例を示すフローチャートである。 FIG. 9 is a flowchart showing an example of the determination process of the dyssynchrony region of the left ventricle.
同期不全領域抽出部３９が、処理対象時相Ｐｈｘを特定する（Ｓ２０１）。 The out-of-synchronization region extraction unit 39 identifies the processing target time phase Phx (S201).
重心算出部３３が、処理対象時相Ｐｈｘの拡張データ１３０に基づいて、左心室の重心位置を特定する（Ｓ２０３）。 The center-of-gravity calculator 33 specifies the center-of-gravity position of the left ventricle based on the expansion data 130 of the processing target time phase Phx (S203).
運動方向特定部４１が、セグメントデータ記憶部１７を参照して、処理対象時相Ｐｈｘのセグメントの回転角の平均値及び標準偏差を算出して、回転角の閾値を決定する（Ｓ２０５）。 The movement direction identification unit 41 refers to the segment data storage unit 17, calculates the average value and the standard deviation of the rotation angle of the segment of the processing target time phase Phx, and determines the rotation angle threshold value (S205).
同期不全領域抽出部３９が、ステップＳ２０５で決定した閾値と各セグメントの回転角とを比較して、閾値よりも大きい回転角のセグメントを同期不全候補領域とする（Ｓ２０７）。 The out-of-synchronization region extraction unit 39 compares the threshold value determined in step S205 with the rotation angle of each segment and sets a segment with a rotation angle larger than the threshold value as a synchronization failure candidate region (S207).
ベクトル長特定部４３が、セグメントデータ記憶部１７を参照して、処理対象時相Ｐｈｘのセグメントの代表ベクトルのベクトル長の平均値及び標準偏差を算出して、ベクトル長の閾値を決定する（Ｓ２０９）。 The vector length specifying unit 43 refers to the segment data storage unit 17, calculates the average value and standard deviation of the vector length of the representative vector of the segment of the processing target time phase Phx, and determines the vector length threshold value (S209). ).
ベクトル長特定部４３は、ステップＳ２０９で決定した閾値と各セグメントの代表ベクトルのベクトル長とを比較して、閾値よりも大きいベクトル長のセグメントを同期不全候補領域とする（Ｓ２１１）。 The vector length identifying unit 43 compares the threshold determined in step S209 with the vector length of the representative vector of each segment, and sets the segment having a vector length larger than the threshold as a synchronization failure candidate area (S211).
同期不全領域抽出部３９は、ステップＳ２０７及びＳ２１１の同期不全の候補領域の中から、同期不全領域を特定する（Ｓ２１３）。例えば、同期不全領域抽出部３９は、ステップＳ２０７及びＳ２１１の両方で候補となった領域、あるいは、ステップＳ２０７及びＳ２１１のいずれか一方で候補となった領域を同期不全領域としても良い。 The synchronization failure region extraction unit 39 specifies the synchronization failure region from the synchronization failure candidate regions in steps S207 and S211 (S213). For example, the synchronization failure region extraction unit 39 may set the region that is a candidate in both steps S207 and S211 or the region that is a candidate in one of steps S207 and S211 as the synchronization failure region.
ステップＳ２０１〜Ｓ２１３をすべての時相について繰り返すことにより、心拍の１周期に渡り、どの時相のどの領域で同期不全が生じているのかを特定することができる。 By repeating steps S201 to S213 for all the time phases, it is possible to specify in which region of which time phase the synchronization failure has occurred over one cycle of the heartbeat.
本実施形態によれば、心臓の収縮のタイミングにずれがある場合のみならず、収縮するタイミングにずれがなくても収縮（運動）する方向がずれている領域や、収縮（運動）の強度（ベクトル長）が他の領域と乖離している領域をも同期不全領域として抽出することができる。 According to the present embodiment, not only when there is a deviation in the timing of contraction of the heart, but also when there is no deviation in the timing of contraction, the region where the direction of contraction (exercise) is displaced or the strength of contraction (exercise) ( A region whose vector length) deviates from other regions can also be extracted as a synchronization failure region.
さらに、本実施形態によって同期不全領域を定量的に特定する技術が確立すれば、ＣＲＴ（心臓再同期療法）、弁置換手術、あるいは心臓移植手術の適応基準など、新たな同期障害の指標を提供することが可能になる。 Furthermore, if a technique for quantitatively identifying a dyssynchronized region is established by the present embodiment, a new index of dyssynchrony such as CRT (cardiac resynchronization therapy), valve replacement surgery, or adaptation criteria for heart transplant surgery will be provided. It becomes possible to do.
上述した本発明の実施形態は、本発明の説明のための例示であり、本発明の範囲をそれらの実施形態にのみ限定する趣旨ではない。当業者は、本発明の要旨を逸脱することなしに、他の様々な態様で本発明を実施することができる。 The embodiments of the present invention described above are examples for explaining the present invention, and are not intended to limit the scope of the present invention only to those embodiments. Those skilled in the art can implement the present invention in various other modes without departing from the gist of the present invention.
１ 医用画像処理装置
１０ 医用画像処理装置本体
１１ 撮像データ記憶部
１３ 拡張データ記憶部
１５ 移動ベクトルデータ記憶部
１７ セグメントデータ記憶部
１９ 運動解析データ記憶部
３１ 補間処理部
３３ 重心算出部
３５ 移動ベクトル算出部
３７ 代表ベクトル算出部
３９ 同期不全領域抽出部
４１ 運動方向特定部
４３ ベクトル長特定部
４５ 表示制御部
1 Medical Image Processing Device 10 Medical Image Processing Device Main Body 11 Imaging Data Storage Unit 13 Extended Data Storage Unit 15 Movement Vector Data Storage Unit 17 Segment Data Storage Unit 19 Motion Analysis Data Storage Unit 31 Interpolation Processing Unit 33 Centroid Calculation Unit 35 Movement Vector Calculation Unit 37 representative vector calculation unit 39 synchronization failure region extraction unit 41 motion direction identification unit 43 vector length identification unit 45 display control unit
Claims (10)
前記３次元ボリュームデータ内の心房または心室の壁の一以上の領域について、領域ごとに、第１の時相から、第１の時相以降の第２の時相への移動を示すベクトルを特定するベクトル特定ステップと、
各領域のベクトルと、前記心房または心室の重心位置とに基づいて、前記心房または心室における同期不全の領域を特定する同期不全領域特定ステップと、を前記コンピュータに実行させ、
前記同期不全領域特定ステップは、前記各領域のベクトルの方向と、各領域から前記重心位置へ向かう方向との差に基づいて、前記同期不全の領域を特定するコンピュータプログラム。 A computer program for image processing performed by a computer that divides one cycle of a heartbeat into a plurality of time phases and stores three-dimensional volume data of the heart in each time phase,
For at least one region of the wall of the atrium or ventricle in the three-dimensional volume data, a vector indicating the movement from the first time phase to the second time phase after the first time phase is specified for each area. Vector specifying step
Based on the vector of each region and the barycentric position of the atrium or ventricle, a dyssynchronization region identifying step of identifying a region of dyssynchrony in the atrium or ventricle, causing the computer to execute :
The dyssynchrony region specifying step, the the direction of the vector of each region, based on the difference between the direction to the center-of-gravity position from the respective regions, the computer program that identifies the area of the dyssynchrony.
前記各領域のベクトルと、各領域から前記重心位置へ向かうベクトルとの角度を領域ごとに特定し、前記角度が所定の閾値以上の領域を前記同期不全の領域として特定する、請求項１に記載のコンピュータプログラム。 The dyssynchronization region identification step,
Wherein the vector of each area, the angle was specified for each region of the vector directed to the center-of-gravity position from the respective regions, said angle identifying a region less than a predetermined threshold as a region of the dyssynchrony claim 1 Computer program.
前記角度が所定の閾値以上であり、かつ、各領域のベクトルの長さが所定の閾値以上である領域を前記同期不全の領域として特定する、請求項２に記載のコンピュータプログラム。 The dyssynchronization region identification step,
The computer program according to claim 2 , wherein a region in which the angle is equal to or greater than a predetermined threshold value and a vector length of each region is equal to or greater than a predetermined threshold value is specified as the synchronization failure region.
前記ベクトル特定ステップは、ボクセルごとにベクトルを特定する、請求項１〜３のいずれかに記載のコンピュータプログラム。 Each of the regions consists of one voxel,
The vector specifying step specifies a vector for each voxel, a computer program according to any of claims 1-3.
前記同期不全領域特定ステップは、前記代表ベクトルに基づいてセグメント単位で前記同期不全の領域を特定する、請求項４に記載のコンピュータプログラム。 Further comprising the step of identifying a representative vector for each segment having a plurality of voxels based on the vector of each voxel,
The computer program according to claim 4 , wherein the synchronization failure region specifying step specifies the synchronization failure region in segment units based on the representative vector.
前記各ボクセルのベクトルと、各ボクセルから前記重心位置へ向かうベクトルとの角度をボクセルごとに特定し、
前記各ボクセルの角度に基づいて、複数のボクセルを有するセグメントごとの代表角度を特定し、
各セグメントの代表角度が所定の閾値以上のセグメントを前記同期不全の領域として特定する、請求項４に記載のコンピュータプログラム。 The dyssynchronization region identification step,
The vector of each voxel and the angle between the vector from each voxel to the center of gravity position is specified for each voxel,
Based on the angle of each voxel, specify a representative angle for each segment having a plurality of voxels,
The computer program according to claim 4 , wherein a segment whose representative angle of each segment is equal to or larger than a predetermined threshold value is specified as the area of the synchronization failure.
前記ベクトル特定ステップは、前記セグメントごとにベクトルを特定する、請求項１〜３のいずれかに記載のコンピュータプログラム。 Each of the regions is a segment having a plurality of voxels,
The vector specifying step specifies a vector for each of the segments, computer program according to any of claims 1-3.
前記３次元ボリュームデータ内の心房または心室の壁の一以上の領域について、領域ごとに、第１の時相から、第１の時相以降の第２の時相への移動を示すベクトルを特定するベクトル特定手段と、
各領域のベクトルと、前記心房または心室の重心位置とに基づいて、前記心房または心室における同期不全の領域を特定する同期不全領域特定手段と、を備え、
前記同期不全領域特定手段は、前記各領域のベクトルの方向と、各領域から前記重心位置へ向かう方向との差に基づいて、前記同期不全の領域を特定する画像処理装置。 A storage unit that divides one cycle of the heartbeat into a plurality of time phases and stores three-dimensional volume data of the heart in each time phase,
For at least one region of the wall of the atrium or ventricle in the three-dimensional volume data, a vector indicating the movement from the first time phase to the second time phase after the first time phase is specified for each area. Vector specifying means to
Based on the vector of each region and the barycentric position of the atrium or ventricle, a dyssynchrony region identifying means for identifying a region of dyssynchrony in the atrium or ventricle ,
The dyssynchrony area specifying means, said the direction of the vector of each region, based on the difference between the direction to the center-of-gravity position from each region, the image processing apparatus that identifies an area of the dyssynchrony.
ベクトル特定手段が、前記３次元ボリュームデータ内の心房または心室の壁の一以上の領域について、領域ごとに、第１の時相から、第１の時相以降の第２の時相への移動を示すベクトルを特定するステップと、
同期不全領域特定手段が、各領域のベクトルと、前記心房または心室の重心位置とに基づいて、前記心房または心室における同期不全の領域を特定するステップと、を行い、
前記同期不全の領域を特定するステップは、前記各領域のベクトルの方向と、各領域から前記重心位置へ向かう方向との差に基づいて、前記同期不全の領域を特定する方法。 An image processing method performed by a computer which divides one cycle of a heartbeat into a plurality of time phases and stores three-dimensional volume data of the heart in each time phase,
The vector identifying means moves from the first time phase to the second time phase after the first time phase for each of one or more areas of the wall of the atrium or ventricle in the three-dimensional volume data. Identifying a vector indicating
Dyssynchrony area specifying means, and vector of each region, based on the gravity center position of the atrial or ventricular, have rows, identifying a region of the synchronization failure in the atrium or ventricle,
The step of identifying the area of dyssynchrony is a method of identifying the area of dyssynchrony based on the difference between the direction of the vector of each area and the direction from each area to the position of the center of gravity .
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