JP2016140683A - 医用画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】分枝血管を観察可能な血流画像を生成できる医用画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置を提供する。【解決手段】医用画像処理装置１００は、空間３次元と時間から成る４次元の速度３方向ベクトル情報を持つ血流データが入力される入力部６０１と、前記流速ベクトルの大きさに基づいて大血管の血液の流れの軌跡を可視化した第１の血流画像を生成する第１の血流画像生成部６０３ａと、前記流速ベクトルに基づいて大血管から分岐する分枝血管の位置を特定する分枝血管特定部６０４と、特定された前記分枝血管の位置を可視化した第２の血流画像を生成する第２の血流画像生成部６０３ｂと、前記第１の血流画像および第２の血流画像を表示する表示部６４と、を備える。【選択図】図２

Description

本発明の一態様としての実施形態は、医用画像処理装置および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はＸ線を用いるような画像診断装置と異なり、放射線による被ばくがないことから、低侵襲に画像診断が行える装置として医療の現場で普及してきている。

また磁気共鳴イメージング装置では、造影剤を使用しない非造影による血管の描出が可能であり、非造影撮像法が様々に開発されている。非造影撮像はＴＯＦ（Time Of Flight）法や位相コントラスト法などの基本的な撮像方法に基づいて、これらを応用した様々な撮像方法が開発されている（たとえば、特許文献１等）。特許文献１では、磁気共鳴イメージング装置における心同期スキャンで得られた空間３次元と時間とを備えた４次元ベクトル情報に基づいて、血管を描出する技術が提供されている。

特開２００９−０３４３８５号公報

上述のような非造影により取得された血流画像（以下、単に血流画像と呼ぶ）は、血流速や血流量を視覚的に表現した画像である。動脈硬化症、虚血性心疾患や脳虚血などの血管にかかわる疾患を的確に診断し治療するためには、これらの血流画像を解析し、より正確な情報が得られることが重要である。

磁気共鳴イメージング装置で上述のような方法で取得したデータを従来の医用画像処理装置で解析した際、大動脈や肺動脈など血管径が比較的大きい血管（以下、大血管と呼ぶ）については十分な情報を取得できる。しかしながら、大血管に接続しており、比較的径の小さい血管（以下、分枝血管と呼ぶ）については十分な情報を得ることが難しい。たとえば、位相コントラスト法を用いた特許文献１等では、ボクセルごとに算出された流速ベクトルをトレースすることで血液の流れの軌跡を描出していた。ボクセルのサイズよりも分枝血管の血管径が小さい場合、大血管から分岐する位置に分枝血管の流速ベクトルが算出されていないため描出されない。通常１つのボクセルには１つの流速ベクトルが算出されており、１つの流速ベクトルから大血管と分枝血管の血液の流れの軌跡を描出することはできない。したがって、このような分枝血管を描出するためには空間分解能を上げる必要があり、撮像時間が増大するという問題がある。

また、画像診断で分枝血管の情報を十分に得られないと、虚血などの症状が観察されるのに原因となる部位が特定できない場合がある。分枝血管は主要な動脈などに接続しており、これらの血管の情報を十分に取得できれば虚血性の心疾患や脳虚血などの発生を早期に予測したり診断したりすることができる。また、分枝血管の情報が得られれば、ステント等の治療により分枝血管を塞いでしまい重要な臓器への栄養が遮断されてしまうことも回避できる。さらに、悪性腫瘍で血管新生により出現した新しい血管は、腫瘍の悪性度を急激に進展させる要因であり、これらの血管が観察されれば腫瘍の早期発見にもつながる。

そこで、分枝血管を観察可能な血流画像を生成できる医用画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置が要望されている。

本実施形態に係る医用画像処理装置は、本実施形態に係る医用画像処理装置は、空間３次元と時間から成る４次元の速度３方向ベクトル情報を持つ血流データが入力される入力部と、前記流速ベクトルの大きさに基づいて大血管の血液の流れの軌跡を可視化した第１の血流画像を生成する第１の血流画像生成部と、前記流速ベクトルに基づいて大血管から分岐する分枝血管の位置を特定する分枝血管特定部と、特定された前記分枝血管の位置を可視化した第２の血流画像を生成する第２の血流画像生成部と、前記第１の血流画像および第２の血流画像を表示する表示部と、を備えたことを特徴とする。

また、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、空間３次元と時間から成る４次元の速度３方向ベクトル情報を持つ血流データを取得する撮像部と、前記流速ベクトルの大きさに基づいて大血管の血液の流れの軌跡を可視化した第１の血流画像を生成する第１の血流画像生成部と、前記流速ベクトルに基づいて大血管から分岐する分枝血管の位置を特定する分枝血管特定部と、特定された前記分枝血管の位置を可視化した第２の血流画像を生成する第２の血流画像生成部と、前記第１の血流画像および第２の血流画像を表示する表示装置と、を備えたことを特徴とする。

実施形態に係る医用画像処理装置の一例を示す概念的な構成図。 第１の実施形態に係る医用画像処理装置の機能構成例を示す機能ブロック図。 第１の実施形態に係る医用画像処理装置の動作の一例を示すフローチャート。 ４ＤＦｌｏｗＭＲＩで取得される血流データおよび流速ベクトルの算出方法を説明する図。 分枝血管の血液の流れの軌跡が観察できない理由を説明する図。 第１の実施形態に係る分枝血管の特定方法を説明する図。 血流画像における分枝血管の表示例を説明する図。 第１の実施形態の変形例に係る動作の一例を示すフローチャート。 大血管領域と分枝血管領域を説明する図。 第１実施形態の変形例に係る分枝血管の特定方法を説明する図。 第２の実施形態に係る医用画像処理装置の機能構成例を示す機能ブロック図。 第２の実施形態に係る医用画像処理装置の動作の一例を示すフローチャート。 第２の実施形態に係る第２の血流画像の生成方法を説明する図。 実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の一例を示す概念的な構成図。

以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。

（全体構成）
図１は、実施形態に係る医用画像処理装置の一例を示す概念的な構成図である。図１に示すように、医用画像処理装置１００は、通信制御装置６１、主制御部６０、入力部６２、表示部６４、記憶部６６を備えた構成である。医用画像処理装置１００は、通信制御装置６１を介して電子ネットワーク経由で医用画像一元管理サーバ（ＰＡＣＳ：Picture Archiving and Communication Systems）２００および磁気共鳴イメージング装置１と接続している。通信制御装置６１は、ネットワーク形態に応じた種々の通信プロトコルを実装する。ここで、電子ネットワークとは、電気通信技術を利用した情報通信網全体を意味し、病院基幹ＬＡＮ、無線／有線ＬＡＮやインターネット網のほか、電話通信回線網、光ファイバー通信ネットワーク、ケーブル通信ネットワークおよび衛星通信ネットワークなどを含む。医用画像処理装置１００はＰＡＣＳ２００または、磁気共鳴イメージング装置１からデータを電子ネットワーク経由で取得する。本実施形態に係る医用画像処理装置１００には、たとえば、読影装置や医用画像表示装置などが含まれる。

なお、ＰＡＣＳ２００および医用画像処理装置１００は、クラウド上のシステムとして構成されていてもよい。

磁気共鳴イメージング装置１またはＰＡＣＳ２００から医用画像処理装置１００に入力されるデータは、４ＤＦｌｏｗＭＲＩと呼ばれる方法により取得された、空間３次元と時間から成る４次元（４Ｄ）の速度３方向ベクトル情報を持つ血流データである。この４ＤＦｌｏｗＭＲＩは、ＥＣＧ同期シネ撮像（ECG gated CINE imaging）（心同期スキャン）および位相コントラスト法を用いて、時間ごとに各軸（Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸）の血流の速度情報を取得する撮像方法である。

位相コントラスト法は双極性傾斜磁場の印加を伴う撮像方法であり、移動する組織の核スピンの位相が、傾斜磁場方向の速度成分に比例した分だけ変化することを利用して、血液の速度情報を取得することが可能な撮像方法である。具体的には、静止している組織では双極性傾斜磁場が印加されると、極性の異なる傾斜磁場が同じ時間で同じ強度印加されるため、前半の傾斜磁場（たとえば、正の傾斜磁場）により回転した核スピンの位相は、後半の傾斜磁場（たとえば、負の傾斜磁場）により同じ量回転し、もとに状態に戻る。一方、血液などの動きのある組織では、速度に応じて位相のずれが生じる。流速が早いほど位相のずれが大きくなる。このように流れのある血液では、双極性傾斜磁場の印加により位相のずれ（位相シフト）が発生し、位相シフト量から流速を算出することができる。４ＤＦｌｏｗＭＲＩではＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の各軸それぞれの流速を時間ごとに取得し、４次元（空間３次元の速度ベクトル情報と時間）を有する血流データを取得することができる。４ＤＦｌｏｗＭＲＩで取得されるデータについては後述する。

記憶部６６に格納されたプログラムがプロセッサなどを備えた主制御部６０により実行されることで、流速ベクトルの算出や血流画像の生成が行われる。

記憶部６６は、ＲＡＭとＲＯＭをはじめとする記憶媒体などにより構成され、磁気的もしくは光学的記憶媒体または半導体メモリなどの、主制御部６０により読み取り可能な記憶媒体を含んだ構成を有し、これらの記憶媒体内のプログラムおよびデータの一部または全部は電子ネットワークを介してダウンロードされるように構成してもよい。

表示部６４は、たとえば液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイなどの一般的な表示装置により構成されるほか、主制御部６０の制御に従って画像をディスプレイ表示する。

入力部６２は、たとえばキーボード、タッチパネル、テンキー、マウスなどの一般的な入力装置により構成される。入力部６２はユーザの開始断面の選択といった操作や、画像処理などに対応した入力信号を主制御部６０に出力する。

以下、流速ベクトルに基づいて分枝血管が存在する断面を特定し、血流画像を生成する際の流速ベクトルの閾値を変化させて分枝血管の血液の流れの軌跡を表示する方法を「第１の実施形態」とし、流速ベクトルに基づいて複数のトレース方法が適用できるかを判定し、その結果に応じて血液の流れの軌跡をトレースする方法を「第２の実施形態」としてそれぞれ説明する。

（第１の実施形態）
第１の実施形態は、流速ベクトルに基づいて分枝血管が存在する断面を特定し、血流画像を生成する際の流速ベクトルの閾値を変化させて分枝血管の血液の流れの軌跡を表示する方法に関する。

（１）構成
図２は、第１の実施形態に係る医用画像処理装置１００の機能構成例を示す機能ブロック図である。図２に示すように、医用画像処理装置１００は、血流データ入力部６０１、流速ベクトル算出部６０２、第１の血流画像生成部６０３ａ、第２の血流画像生成部６０３ｂ、分枝血管特定部６０４、流量算出部６０５、流量判定部６０６、範囲特定部６０７を備えて構成される。上記構成は、記憶部６６に格納されたプログラムを主制御部６０が実行することによって実現される機能である。

血流データ入力部６０１は、血流データが入力される。血流データは空間３次元と時間から成る４次元の速度３方向ベクトル情報を持つデータである。上述のとおり、血流データは４ＤＦｌｏｗＭＲＩによって取得されたデータであり時間ごとのＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の速度ベクトル情報を備えたデータである。血流データについては後述する。

流速ベクトル算出部６０２は、血流データに基づいて血液の流れの軌跡を示す時間ごとの流速ベクトルを算出する。

第１の血流画像生成部６０３ａは、流速ベクトルの大きさに基づいて大血管の血液の流れの軌跡を可視化した第１の血流画像を生成する。

分枝血管特定部６０４は、流速ベクトルに基づいて大血管から分岐する分枝血管の位置を特定する。分枝血管の位置の特定方法については後述する。

流量算出部６０５は、血流画像の複数の断面のうち１つを開始断面とし、開始断面から流速ベクトルの方向と垂直な複数の下流断面を決定し、断面ごとに断面ごとの流量を示す流速ベクトルの面内積分値を算出する。具体的には、断面に含まれるボクセルごとに算出された流速ベクトルの大きさをすべて積算することで断面ごとの流量を算出する。それぞれの断面の決定方法および流量の算出方法については後述する。

流量判定部６０６は、断面ごとに算出された流量を１つ前の断面から算出された流量と比較する。

第２の血流画像生成部６０３ｂは、特定された分枝血管の位置を可視化した第２の血流画像を生成する。

範囲特定部６０７は、第１の血管画像に基づいて大血管領域の外側近傍の分枝血管領域を特定する。大血管領域と分枝血管領域については後述する。

（２）動作
図３は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の動作の一例を示すフローチャートである。

ＳＴ１０１では、血流データ入力部６０１に血流データが入力される。

ＳＴ１０３では、流速ベクトル算出部６０２が入力された血流データに基づいて流速ベクトルを算出する。

図４は、４ＤＦｌｏｗＭＲＩで取得される血流データおよび流速ベクトルの算出方法を説明する図である。図４の最上部は心電波形を示しており、図４では心電図波形に観察されるＱＲＳ波のうちＲ波の間隔（Ｒ−Ｒ間隔）で複数のデータを取得する場合を例示している。図４ではＲ−Ｒ間隔で１からＮの時間のデータを取得する例が示されている。それぞれの時間では、プロトン密度３次元（３Ｄ）データ、Ｘ軸速度３Ｄデータ、Ｙ軸速度３Ｄデータ、Ｚ軸速度３Ｄデータがそれぞれ取得される。このように、４ＤＦｌｏｗＭＲＩは、時間ごとに各軸（Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸）の血流の速度情報を取得する撮像方法である。上述のとおり、４ＤＦｌｏｗＭＲＩは位相コントラスト法を用いた撮像方法である。４ＤＦｌｏｗＭＲＩのパルスシーケンスでは、基準となるプロトン密度画像の撮像、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を速度エンコーディングした撮像が順に実行される。

このように取得した時間ごとのＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の速度３Ｄデータから流速ベクトルが算出される。流速ベクトルはボクセルごとの血流の大きさおよび方向を示すベクトル情報である。図４に示すように、流速ベクトルは時間ごとに算出される。

４ＤＦｌｏｗＭＲＩで取得された血流データから流速ベクトルが算出されると、流速ベクトルに基づいて血流画像を生成することができる。血流画像とは、血流速や血流量を視覚的に表現した画像のことであり、血液の流れの軌跡を観察することができる画像のことである。分枝血管では大血管と比べて血流速度が遅いため、血液の流れの軌跡を検出することが難しく分枝血管を血流画像に表示することができなかった。

図５は、分枝血管の血液の流れの軌跡が観察できない理由を説明する図である。図５は、ボクセルデータを大血管の軸方向に対して垂直な方向から観察した例を示している。図５に示した血管壁は、プロトン密度画像などから予測される血管壁を示している。各ボクセルの矢印は流速ベクトルを示しており、従来は各ボクセルの流速ベクトルをつなげることで、血液の流れの軌跡を描出していた。また各ボクセルには流速ベクトルが１つしかないため、図５に実線で示す方向と同時に破線で示す方向に血液の流れの軌跡を描出することはできない。このような分枝血管について血液の流れの軌跡を描出するためには、１つのボクセルの大きさを小さくし、すなわち空間分解能を上げて、より細かく流速ベクトルを算出する必要がある。しかしながら、空間分解能を上げるためには撮像時間を延長しなければならないという問題が生じる。

分枝血管の位置が特定されていないと、大きさが小さい流速ベクトルはノイズとの区別が難しい。そのため、従来は、大血管の血液の流れの軌跡が描出されるように、ある閾値以上の流速ベクトルを用いて血流画像を生成していた。

そこで、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、流速ベクトルに基づいて分枝血管を特定することで、空間分解能を上げることなく分枝血管の血液の流れの軌跡が観察可能な血流画像を生成する技術を提供する。
図３に戻って説明を続ける

ＳＴ１０５では、第１の血流画像生成部６０３ａが第１の血流画像を生成する。

ＳＴ１０７では、表示部６４に第１の血流画像が表示される。第１の血流画像は、第１の閾値よりも値が大きい流速ベクトルにより血液の流れの軌跡が描出された画像であり、大血管の血液の流れの軌跡が描出される。

ＳＴ１０９では、流量算出部６０５が開始断面と下流断面とを決定する。開始断面は入力装置６２からユーザが任意の断面を選択してもよいし、４ＤＦｌｏｗＭＲＩによって取得された生データから再構成された形態画像（プロトン密度画像）の解剖学的情報に基づいて自動で選択されてもよい。また、第１の血流画像生成部６０３ａで生成された第１の血流画像に基づいて、血液の流れがある領域の開始断面が選択されてもよい。たとえば、第１の血流画像は大血管の血液の流れの軌跡が描出されており、表示部６４に表示された第１の血流画像に基づいて、ユーザが開始断面を決定してもよい。下流断面は、開始断面よりも下流に位置する断面であって、流速ベクトルの方向に垂直に自動で設定されてもよいし、形態画像に基づいて設定されてもよい。

ＳＴ１１１では、流量算出部６０５が各断面の流量として流速ベクトルの面内積分値を算出する。

ＳＴ１１３では、流量判定部６０６が１つ前の断面と比較して流量が小さいか否かを判定する。流量が１つ前の断面により小さい場合（Ｙｅｓ）は、分枝血管特定部６０４がその断面に分枝血管が存在すると特定する（ＳＴ１１５）。一方、流量が１つ前の断面と同じ場合（Ｎｏ）は、次の断面の流量を取得（ＳＴ１１７）してＳＴ１１３の判定を繰り返し行う。

ＳＴ１１９では、第２の血流画像生成６０３ｂが特定された分枝血管特定部６０４で特定された分枝血管の位置に基づいて第２の血流画像を生成する。第２の血流画像は、たとえば、第１の閾値よりも小さい第２の閾値に基づいて生成される。分枝血管が存在すると特定された断面について流速ベクトルの閾値を第１の閾値よりも小さい第２の閾値に基づいて表示することで、分枝血管の血液の流れの軌跡を表示した第２の血流画像を生成することができる。

ＳＴ１２１では、表示部６４に第２の血流画像が表示される。

図６は、第１の実施形態に係る分枝血管の特定方法を説明する図である。図６（ａ）および図６（ｂ）の上図は図５と同様にボクセルデータを大血管の軸方向と垂直な方向から観察した例を示している。図６（ａ）上図は第１の血流画像を生成する方法を示しており、図６（ｂ）上図は第２の血流画像を生成する方法を示している。図６（ａ）下図は第１の血流画像の例を、図６（ｂ）下図は第２の血流画像の例をそれぞれ示している。

図６（ａ）上図では各ボクセルに示した数値は流速ベクトルの大きさを示している。第１の血流画像は第１の閾値「５」より大きい流速ベクトルに基づいて血液の流れの軌跡が描出されている。したがって、流速ベクトルの大きさが「４」のボクセルの流速ベクトルは血流画像では表示されず、図６（ａ）下図のように大血管の血液の流れの軌跡のみが表示された画像が生成される。

このような第１の血流画像に基づいて、分枝血管特定部６０４で各断面が決定すると、流量算出部６０５が各断面に含まれる、第１の閾値「５」より大きい流速ベクトルを積算し、流量を算出する。たとえば、図６（ａ）上図の断面１は流速ベクトルの大きさがそれぞれ「１０」である。したがって、断面の流量は「２０」となる。断面２以降では、流速ベクトルの大きさが「１０」、「６」であり断面の流量は「１６」である。流量判定部６０６では、断面２について断面１と比較して流量が小さいことが判定される。その結果、分枝血管特定部６０４は、断面２に分枝血管が存在すると特定する。第２の血流画像生成部６０３ｂは、図６（ｂ）上図に示すように、断面２について第１の閾値「５」よりも小さい、第２の閾値「３」に基づいて流速ベクトルを表示する。このようにして図６（ｂ）下図に示すような第２の血流画像において分枝血管の血液の流れの軌跡が表示される。

上述の動作では１つの分枝血管が特定された時点で第２の血流画像を生成する例を示しているが、すべての分枝血管を特定し、すべての断面について分枝血管の位置が特定されたのちに第２の血流画像を生成してもよい。

このように断面ごとに分枝血管の有無を特定し、分枝血管が描出された第２の血流画像が生成される。なお、図３の例では大血管を基準としその軸方向に沿った方向に断面を決定し、分枝血管を特定する方法を示したが、上述の手順で分枝血管として特定された血管を基準として同じ処理を繰り返すことで、分枝血管に接続するさらなる分枝血管を特定してもよい。

図７は、血流画像における分枝血管の表示例を説明する図である。

図７（ａ）は、分枝血管が存在すると特定された位置に分枝マーカを表示する例を示している。たとえば、第１の血流画像に分枝マーカを表示し、分枝マーカの位置を表示するようにしてもよいし、第２の血流画像に分枝マーカを表示してもよい。また、分枝マーカは分枝血管の開始位置を図形や記号等で示してもよい。

図７（ｂ）は、断面ごとの流量に応じてカラーを割り当てて表示する例を示している。図７（ｂ）では、流量が多いほど濃い色を割り当てた例を示している。図６（ｂ）上図において断面１の流量は「２０」だが、それ以降の断面では「１６」に減少している。また分枝血管の流量は一番低い値となる。このような流量に応じた色を割り当てることで、流量が多い部分を一見で観察することができ、かつ、色の違いにより分枝血管を明確に特定することができる。

また、断面をいくつかの領域に分け、その領域ごとに流速ベクトルの大きさが保存されているかどうかを判定し分枝血管の位置を特定してもよいし、前後の断面で対応する流速ベクトルの流量が保存されているか否かに基づいて、分枝血管の位置を特定してもよい。

上述の方法を用いれば、流量の違いに基づいて分枝血管の位置を特定し、分枝血管がある断面については血流画像の生成に使用する流速ベクトルの閾値を変えることで、分枝血管の血液の流れの軌跡を表示することができる。上述のように流量に基づいて分枝血管を特定する方法に限らず、流速ベクトルの成分に基づいて分枝血管の位置を特定することもできる。

以下で第１の実施形態の変形例として、流速ベクトルの成分に基づいた分枝血管の位置を特定する方法について説明する。

図８は、第１実施形態の変形例に係る動作の一例を示すフローチャートである。図３に示した第１の実施形態と同じ動作については同じ符号を付し、説明を省略する。

ＳＴ１５１では、範囲特定部６０７が大血管領域と分枝血管領域とを特定する。

ＳＴ１５３では、分枝血管特定部６０４が流速ベクトルを軸成分と垂直線分に分離する。

図９は、大血管領域と分枝血管領域を説明する図である。図９において実線で示した領域が大血管領域、２点鎖線で示した領域が分枝血管領域である。大血管領域は第１の血流画像で血液の流れの軌跡が観察された領域の外縁であってもよいし、プロトン密度画像などから解剖学的に大血管と判断される部分の輪郭等であってもよい。分枝血管領域は大血管領域の外側に存在する領域として特定される。

分枝血管特定部６０４は、ボクセルデータに含まれるすべての流速ベクトルを大血管の軸方向と水平な方向の軸成分と、大血管の軸方向と垂直な方向の垂直成分とに分離する。図９では、ある断面の流速ベクトルについて、垂直成分と軸成分とを分離した例を示している。
図８に戻って説明を続ける。

ＳＴ１５５では、分枝血管特定部６０４が分枝血管領域内の垂直成分の分布に基づいて分枝血管の位置を特定する。分枝血管は大血管の軸方向に対して垂直に伸長することを特徴とする血管であることから、流速ベクトルから分離した垂直成分の分布に基づいて分枝血管の位置を特定することができる。

図１０は、第１実施形態の変形例に係る分枝血管の特定方法を説明する図である。図１０の上部は図９を軸方向（上）から見た場合のある断面の図を例示している。図１０上部に示すように、ある断面の分枝血管領域にはいくつかの垂直成分が観察される。そのうち、たとえば、ある閾値以上の垂直成分が存在する位置を分枝血管の位置と特定し、図１０下部に示すように、第２の血流画像を生成する。

また、断面に含まれる全ての流速ベクトルを対象とせず、分枝血管領域やその周辺の領域に含まれる流速ベクトルの垂直成分の分布から分枝血管の位置を特定してもよい。

上述の実施形態では、時間ごとに算出された流速ベクトルを用いる例を示したが、全時間の流速ベクトルを積算した累積流速ベクトルを用いてもよい。累積流速ベクトルを用いた場合も、第１の実施形態およびその変形例で説明した動作と同一の動作で分枝血管を特定し、第２の血流画像を生成することができる。このように、累積流速ベクトルを用いることで、静止した組織と血流がある領域との差をより明確にすることができ、流れのある領域の検出精度を向上させることができる。

このように、本実施形態に係る医用画像処理装置１００では、空間分解能を上げることなく分枝血管を観察可能な血流画像を生成できる。流速ベクトルに基づいて分枝血管の位置を特定し、分枝血管が存在する位置について流速ベクトルの閾値を変えることで、分枝血管についても血液の流れの軌跡が観察可能な血流画像を生成することができる。すなわち、従来と同じ方法で取得した血流データに基づいて分枝血管を観察可能な血流画像を生成することができる。

（第２の実施形態）
第２の実施形態は、流速ベクトルに基づいて所定のトレース方法が適用できるかを判定し、その結果に応じて血液の流れの軌跡をトレースする方法に関する。

（１）構成
図１１は、第２の実施形態に係る医用画像処理装置１００の機能構成例を示す機能ブロック図である。第１の実施形態と同一の構成については同一の符号を付し、説明を省略する。図１１に示すように、第２の実施形態に係る医用画像処理装置１００は、第１の実施形態に加えてトレース方法記憶部６６１を備えて構成される。

トレース方法記憶部６６１は、血液の流れの軌跡を描出するための複数のトレース方法を記憶する。トレース方法記憶部６６１には、たとえば、１つ前の断面に対して流速ベクトルが垂直であり血液の流れの軌跡を真直ぐトレースする方法、１つ前の断面と流量とが保存されるように血液の流れの軌跡をトレースする方法、流速ベクトルに直行する成分が０になるように血液の流れの軌跡をトレースする方法、などの複数のトレース方法が記憶されている。

第２の血流画像生成部６０３ｂは、複数の断面の流速ベクトルについて複数のトレース方法に適合するか否かに基づいて第２の血流画像を生成する。トレース方法に基づいた第２の血流画像を生成する方法については後述する。

（２）動作
図１２は、第２の実施形態に係る医用画像処理装置１００の動作の一例を示すフローチャートである。図３に示した第１の実施形態と同じ動作については同じ符号を付し、説明を省略する。

ＳＴ２０１では、第２の血流画像生成部６０３ｂでトレース方法への適合の有無が判定される。たとえば、ある断面の流速ベクトルが１つ前の断面に対して流速ベクトルが垂直であり血液の流れの軌跡を真直ぐトレースする方法に適合するかが判断される。１つ前の断面に対して流速ベクトルが垂直であれば血液の流れの軌跡は真直ぐである。したがって、垂直であるか否かに応じて真直ぐトレースできるかが決まる。一方、垂直ではない場合は真直ぐトレースできない。このようにあるトレース方法に適合しない場合はそのトレース方法についてペナルティを計上する。たとえば垂直かどうかを１つ前の断面に対する流速ベクトルの角度に応じて、複数の段階に分けてペナルティを計上してもよい。

ＳＴ２０３では、第２の血流画像生成部６０３ｂで複数のトレース方法について判断された結果に応じて第２の血流画像が生成される。複数のトレース方法に基づいて計上されたペナルティに応じて、これらの方法をバランス良く満たすトレース方法で血液の流れの軌跡を描出することで、第２の血流画像を生成する。

図１３は、第２の実施形態に係る第２の血流画像の生成方法を説明する図である。図１３（ａ）の表にはトレース方法として方法１から３が示されており、それぞれのトレース方法とそのトレース方法の模式図が示されている。方法１は、１つ前の断面に対して流速ベクトルが垂直であり血液の流れの軌跡を真直ぐトレースする方法が示されている。同様に方法２には、１つ前の断面と流量が保存されるように血液の流れの軌跡はトレースする方法が示されている。さらに、方法３には流速ベクトルに直交する成分が０になるように血液の流れの軌跡はトレースする方法が示されている。

たとえば、図１３（ｂ）に示すような流速ベクトルについて血液の流れの軌跡をトレースする場合、方法３を適用し流速ベクトルと平行（同一平面上）に血液の流れの軌跡をトレースすると、方法１にペナルティが発生する。一方、方法１に合わせると方法３にペナルティが発生する。このように、複数のトレース方法に基づいてそれぞれの方法を採用した時のペナルティが最小になるように、トレース方法を組み合わせて血液の流れの軌跡を描出する。

なお、方法２は第１の実施形態で説明した流量に基づく分枝血管の特定方法に基づいて血液の流れの軌跡をトレースする方法を示している。たとえば、方法１で真直ぐトレースしようとした場合に、方法２において流量が保存されていない場合、方法２にペナルティが生じる。流量が保存されていない場合は分枝血管が存在する場合があり、流量が保存されるようにトレースすると方法１のペナルティは大きくなる。分枝血管の存在を加味して流量が保存されるようにしつつ、方法１のペナルティが最小になるように血液の流れの軌跡をトレースすることで、分枝血管を含めた第２の血流画像を生成することができる。

なお、図１３（ａ）に示した３つの方法以外にも第１の実施形態の変形例で示した方法を用いたトレース方法を使用してもよい。

また、それぞれのトレース方法ごとに適合度を算出して、適合度が最大になるように血液の流れの軌跡をトレースしてもよい。また、すべての方法を適用するのではなく、一番ペナルティが最小のトレース方法に基づいてトレースしてもよい。さらに、それぞれのトレース方法に重み付けを行ってもよいし、あるトレース方法によく適合する場合、すなわちある方法のペナルティが非常に低い場合は、他の方法のペナルティの重み付けを大きくしてもよい。

上述では、流速ベクトルに基づいて分枝血管を特定し、分枝血管についても血液の流れの軌跡を描出可能な医用画像処理装置１００について説明したが、実施形態はこれに限定されず磁気共鳴イメージング装置でも実現可能である。

図１４は、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の一例を示す概念的な構成図である。図１４が示すように、磁気共鳴イメージング装置１は、撮像部３０とコンピュータ５８とを備えて構成される。撮像部３０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２２、静磁場用磁石２２の内側において軸を同じにして設けられた筒状のシムコイル２４、傾斜磁場コイル２６、送信用あるいは受信用のＲＦコイル２８、被検体（患者）Ｐが乗せられる寝台３２、静磁場電源４０、シムコイル電源４２、傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６、ＲＦ受信器４８、シーケンスコントローラ５６を備えている。コンピュータ５８は、その内部構成として、演算装置６０、入力装置６２、表示装置６４、記憶装置６６等を有している。

静磁場用磁石２２は静磁場電源４０に接続され、静磁場電源４０から供給される電流により撮像空間に静磁場を形成させる。シムコイル２４はシムコイル電源４２に接続され、シムコイル電源４２から供給される電流により静磁場を均一化する。静磁場用磁石２２は、超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源４０に接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。なお、静磁場電源４０を設けずに、静磁場用磁石２２を永久磁石で構成してもよい。

傾斜磁場電源４４は、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、およびＺ軸傾斜磁場電源４４ｚとで構成されている。なお、図１４においては、静磁場用磁石２２およびシムコイル２４の軸方向をＺ軸方向、鉛直方向をＹ軸方向、これらに直交する方向をＸ軸方向としている。

傾斜磁場コイル２６は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、およびＺ軸傾斜磁場コイル２６ｚを有し、静磁場用磁石２２の内側で筒状に形成されている。Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、およびＺ軸傾斜磁場コイル２６ｚはそれぞれ、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚに接続されている。

各傾斜磁場電源４４ｘ、４４ｙ、４４ｚから傾斜磁場コイル２６ｘ、２６ｙ、２６ｚにそれぞれ供給される電流により、Ｘ軸、Ｙ軸、およびＺ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚが撮像空間にそれぞれ形成される。

装置座標系の３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを合成して、論理軸としてのスライス方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、および、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏの各方向を任意に設定できる。スライス方向、位相エンコード方向、および、読み出し方向の各傾斜磁場は、静磁場に重畳される。

ＲＦ送信器４６は、シーケンスコントローラ５６から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすためのラーモア周波数のＲＦパルスを生成し、これを送信用のＲＦコイル２８に送信する。シーケンスコントローラ５６は図示しないがプロセッサや記憶装置を備えて構成されており、シーケンスコントローラ５６には様々な撮像方法に対応する種々のパルスシーケンスが記憶されている。パルスシーケンスはＲＦパルスの発生や傾斜磁場の制御を規定した制御情報である。

ＲＦコイル２８には、ＲＦパルスを送信すると共に被検体からの磁気共鳴信号（ＭＲ信号）を受信する送受信用全身コイル（ＷＢＣ：Whole Body Coil）や、寝台３２または被検体Ｐの近傍に設けられる受信専用のコイル（ローカルコイルとも呼ばれる）などがある。ＲＦコイル２８で受信したＭＲ信号は、信号ケーブルを介してＲＦ受信器４８に供給される。

ＲＦ受信器４８は、受信したＭＲ信号に対して、前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ（Analog to Digital）変換を施すことで、デジタル化された複素データである生データを生成する。ＲＦ受信器４８は、生成したＭＲ信号の生データをシーケンスコントローラ５６に入力する。

シーケンスコントローラ５６は、コンピュータ５８の記憶装置６６に記憶された所定の撮像条件やパルスシーケンス、およびこれらに基づく演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ，ＧｚおよびＲＦパルスを発生させる。また、シーケンスコントローラ５６は、これらのＲ傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ，ＧｚおよびＲＦパルスに応答して受信されたＭＲ信号を、生データとしてＲＦ受信器４８から入力し、演算装置６０に出力する。

演算装置６０は、プロセッサ等を備えて構成されており、磁気共鳴イメージング装置１全体のシステム制御を行うほか、入力した生データに対して、逆フーリエ変換等を含む再構成処理や各種の画像処理を行って被検体の画像データを生成する。生成された画像データは、表示装置６４に表示される。入力装置６２は、ユーザ操作による撮像条件や各種情報の入力に使用される。演算装置６０は通信制御装置をさらに備え、記憶装置６６の記憶媒体内のプログラムおよびデータの一部または全部を電子ネットワークを介してダウンロードしてもよい。

本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、図示しない心電図（ＥＣＧ：ElectroCardioGram）計を備え、４ＤＦｌｏｗＭＲＩにより、空間３次元と時間から成る４次元（４Ｄ）の速度３方向ベクトル情報を持つ血流データを取得する。４ＤＦｌｏｗＭＲＩに対応するパルスシーケンスによって取得された生データはシーケンスコントローラ５６を介して演算装置６０に入力され、演算装置６０で血流データが生成される。第１および第２の実施形態の説明では、医用画像処理装置１００を例として説明したが、図１４ではコンピュータ５８は各種画像処理や表示等を担っており、本実施形態に係る医用画像処理装置１００はコンピュータ５８と同等の構成を有する。したがって、磁気共鳴イメージング装置１のコンピュータ５８は第１および第２の実施形態で説明した動作を実行することができる。

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
２２ 静磁場用磁石
２４ シムコイル
２６ 傾斜磁場コイル
２８ ＲＦコイル
３０ 撮像部
３２ 寝台
４０ 静磁場電源
４２ シムコイル電源
４４ 傾斜磁場電源
４６ ＲＦ送信器
４８ ＲＦ受信器
５６ シーケンスコントローラ
５８ コンピュータ
６０ 主制御部、演算装置
６１ 通信制御装置
６２ 入力部、入力装置
６４ 表示部、表示装置
６６ 記憶部、記憶装置
１００ 医用画像処理装置
６０１ 血流データ入力部
６０２ 流速ベクトル算出部
６０３ａ 第１の血流画像生成部
６０３ｂ 第２の血流画像生成部
６０４ 分枝血管特定部
６０５ 流量算出部
６０６ 流量判定部
６０７ 範囲特定部
６６１ トレース方法記憶部

Claims (11)

1. 空間３次元と時間から成る４次元の速度３方向ベクトル情報を持つ血流データが入力される入力部と、
   前記流速ベクトルの大きさに基づいて大血管の血液の流れの軌跡を可視化した第１の血流画像を生成する第１の血流画像生成部と、
   前記流速ベクトルに基づいて大血管から分岐する分枝血管の位置を特定する分枝血管特定部と、
   特定された前記分枝血管の位置を可視化した第２の血流画像を生成する第２の血流画像生成部と、
   前記第１の血流画像および第２の血流画像を表示する表示部と、
   を備えたことを特徴とする医用画像処理装置。
2. 前記血流画像の複数の断面のうち１つを開始断面とし、前記開始断面から前記流速ベクトルの方向と垂直な複数の下流断面を決定し、前記断面ごとに前記断面ごとの流量を表す前記流速ベクトルの面内積分値を算出する流量算出部と、
   前記断面ごとに算出された前記流量を１つ前の断面から算出された前記流量と比較する流量判定部と、
   をさらに備え、
   前記分枝血管特定部は、前記流量が１つ前の断面から算出された前記流量より小さい場合に前記断面に分枝血管が存在すると特定する、
   ことを特徴とする請求項１に記載の医用画像処理装置。
3. 前記血流画像生成部は、第１の閾値に基づいて流速ベクトルの大きさを判定し第１の血流画像を生成し、前記分枝血管特定部で分枝血管が存在すると特定された断面を第１の閾値よりも小さい第２の閾値に基づいて流速ベクトルの大きさを判定し第２の血流画像を生成する、
   ことを特徴とする請求項２に記載の医用画像処理装置。
4. 前記第２の血流画像生成部は、前記第１の血流画像に前記分枝血管の位置を示す分枝マーカを表示した前記第２の血流画像を生成する、
   ことを特徴とする請求項１から３のいずれか１項に記載の医用画像処理装置。
5. 第１の血管画像に基づいて大血管領域の外側近傍の分枝血管領域を特定する範囲特定部をさらに備え、
   前記分枝血管特定部は、前記流速ベクトルを前記大血管の血液の流れと水平な方向である軸成分と垂直な方向である垂直成分とに分離し、前記断面ごとの前記分枝血管領域内の垂直成分の分布に基づいて前記分枝血管を特定する、
   ことを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載の医用画像処理装置。
6. 前記流速ベクトル算出部は、前記時間ごとに算出された流速ベクトルを積算した累積流速ベクトルを算出する、
   ことを特徴とする請求項１から５のいずれか１項に記載の医用画像処理装置。
7. 前記血液の流れの軌跡を描出するための複数のトレース方法を記憶するトレース方法記憶部をさらに備え、
   前記第２の血流画像生成部は、前記複数の断面の前記流速ベクトルに基づいて前記複数のトレース方法が適合するか否かに基づいて前記第２の血流画像を生成する、
   ことを特徴とする請求項１から６のいずれか１項に記載の医用画像処理装置。
8. 前記トレース方法は、（ａ）前記１つ前の断面に対して流速ベクトルが垂直であり血液の流れの軌跡を真直ぐトレースする方法、（ｂ）前記１つ前の断面と前記流量とが保存されるように血液の流れの軌跡をトレースする方法、（ｃ）前記流速ベクトルに直行する成分が０になるように血液の流れの軌跡をトレースする方法、の少なくともいずれか１つを含む、
   ことを特徴とする請求項７に記載の医用画像処理装置。
9. 前記第２の血流画像生成部は、前記トレース方法の重要度に従い重み付けした結果に基づいて前記第２の血流画像を生成する、
   ことを特徴とする請求項７または８に記載の医用画像処理装置。
10. 前記第２の血流画像生成部は、流速ベクトルの大きさに応じた色を割り当てたカラー表示の前記第１の血流画像および前記第２の血流画像を生成する、
    ことを特徴とする請求項１から９のいずれか１項に記載の医用画像処理装置。
11. 空間３次元と時間から成る４次元の速度３方向ベクトル情報を持つ血流データを取得する撮像部と、
    前記流速ベクトルの大きさに基づいて大血管の血液の流れの軌跡を可視化した第１の血流画像を生成する第１の血流画像生成部と、
    前記流速ベクトルに基づいて大血管から分岐する分枝血管の位置を特定する分枝血管特定部と、
    特定された前記分枝血管の位置を可視化した第２の血流画像を生成する第２の血流画像生成部と、
    前記第１の血流画像および第２の血流画像を表示する表示装置と、
    を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。