JP2016146995A - 医用画像処理装置及び磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】壁せん断応力の算出に用いられる血管壁領域を正確に精度よく算出する医用画像処理装置を提供する。
【解決手段】医用画像処理装置１０は、空間３次元と複数時相とから成る４次元の速度ベクトルデータを算出可能な４次元画像データに基づいて、４次元血流速度ベクトルデータを含む血流情報を算出する血流情報算出手段１１３と、４次元血流速度ベクトルデータに基づいて関心領域を設定し、関心領域内の４次元血流速度ベクトルデータに基づいて血管壁領域を含む血管情報を算出する血管情報算出手段１１４と、血流情報及び血管情報に基づいて、壁せん断応力を算出するＷＳＳ算出手段１１５と、を有する。
【選択図】図２

Description

本発明の一態様としての実施形態は、医用画像処理装置及び磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に関する。

ＭＲＩ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。ＭＲＩ装置はＸ線を用いるような医用画像生成装置とは異なり、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なえる装置として医療の現場で普及してきている。

ＭＲＩの分野において、空間３次元と複数時相とから成る４次元の速度３方向ベクトルの情報を得ることが可能な技術があり、この分野は一般的に４ＤＦｌｏｗと呼ばれている。４ＤＦｌｏｗはフェーズコントラスト法と呼ばれる流速を位相として計測することが可能な手法を用いており、４ＤＦｌｏｗによって得られたデータから非侵襲的に血流情報を得ることができる。

また、４ＤＦｌｏｗによって得られたデータから、流速や流量や、壁せん断応力（ＷＳＳ：ｗａｌｌ ｓｈｅａｒ ｓｔｒｅｓｓ）などを求めることが可能である（例えば、特許文献１参照）。特許文献１では、４ＤＦｌｏｗによって得られた強度画像や、別スキャンによって得られた画像から血管情報を求め、血管情報に基づいてＷＳＳの計算に利用している。

特開２００７−１３５８９４号公報

ＷＳＳは血管情報、つまり、血管壁領域の抽出精度に大きく依存する。しかしながら、従来技術における４ＤＦｌｏｗによって得られる、４次元の速度ベクトルデータを算出可能な４次元画像データは空間分解能が低く、当該画像データから正確な血管壁領域を求めることが困難である。

また、従来技術における４ＤＦｌｏｗとは別スキャンによって得られる高分解能な画像データからは心周期による血管壁領域の変化を描出できず、ＷＳＳの計算精度が低下してしまう。

本実施形態に係る医用画像処理装置は、上述した課題を解決するために、空間３次元と複数時相とから成る４次元の速度ベクトルデータを算出可能な４次元画像データに基づいて、４次元血流速度ベクトルデータを含む血流情報を算出する血流情報算出手段と、前記４次元血流速度ベクトルデータに基づいて関心領域を設定し、前記関心領域内の前記４次元血流速度ベクトルデータに基づいて血管壁領域を含む血管情報を算出する血管情報算出手段と、前記血流情報及び前記血管情報に基づいて、壁せん断応力を算出する壁せん断応力算出手段と、を有する。

本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述した課題を解決するために、静磁場を発生する静磁場発生部と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、被検体に高周波パルスを印加する送信用コイルと、前記高周波パルスに対応する信号に基づいて、空間３次元と複数時相とから成る４次元の速度ベクトルデータを算出可能な４次元画像データを生成する画像生成手段と、前記４次元画像データに基づいて、４次元血流速度ベクトルデータを含む血流情報を算出する血流情報算出手段と、前記４次元血流速度ベクトルデータに基づいて関心領域を設定し、前記関心領域内の前記４次元血流速度ベクトルデータに基づいて血管壁領域を含む血管情報を算出する血管情報算出手段と、前記血流情報及び前記血管情報に基づいて、壁せん断応力を算出する壁せん断応力算出手段と、を有する。

第１実施形態に係る医用画像処理装置のハードウェア構成を示す概略図。 第１実施形態に係る医用画像処理装置の機能を示すブロック図。 関心領域の設定の概念を説明するための図。 スムージング処理の概念を説明するための図。 勾配ベクトルマップの一例を示す図。 （Ａ）〜（Ｅ）は、血管壁領域の算出の概念を説明するための図。 複数個のスライスに亘る血管壁領域の概念を説明するための図。 第１実施形態に係る医用画像処理装置の動作を示すフローチャート。 第２実施形態に係るＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図。 第２実施形態に係るＭＲＩ装置の機能を示すブロック図。 １時相の別画像に基づく４次元別画像の生成方法を説明するための図。

本実施形態に係る医用画像処理装置及び磁気共鳴イメージング装置について、添付図面を参照して説明する。

（第１実施形態）
図１は、第１実施形態に係る医用画像処理装置のハードウェア構成を示す概略図である。

図１は、第１実施形態に係る医用画像処理装置１０を示す。なお、医用画像処理装置１０は、図示しない医用画像生成装置（医用画像診断装置）や、図示しない医用画像管理装置（画像サーバ）や、図示しない読影端末等、各種装置がネットワークを介して接続された医用画像システム上に設けられてもよい。医用画像生成装置は、医用画像データを生成する装置である。医用画像管理装置は、医用画像データを保存・管理する装置である。読影端末は、医師の読影に付すため、医用画像管理装置に保存された医用画像データを受信して表示部に表示する装置である。

また、医用画像処理装置１０単体が後述する機能を実現する場合を例にとって説明するが、後述する機能を、医用画像システムを構成する各装置に分散させて医用画像システム全体が実現するようにしてもよい。

医用画像処理装置１０は、制御部１１、記憶部１２、操作部１３、表示部１４、及び通信部１５を備える。

制御部１１は、制御回路としてのＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｕｎｉｔ）、ＲＡＭ（ｒａｎｄｏｍ ａｃｃｅｓｓ ｍｅｍｏｒｙ）等によって構成される。制御部１１は、記憶部１２に格納されている各種制御プログラムを読み出して各種演算を行なうと共に、各部１２乃至１５における処理動作を統括的に制御する。

記憶部１２は、メモリやＨＤＤ（ｈａｒｄ ｄｉｓｃ ｄｒｉｖｅ）等によって構成される。記憶部１２は、制御部１１において用いられる制御プログラムの実行に必要なデータや、ＭＲＩ装置などの医用画像生成装置や医用画像管理装置（ともに図示しない）等から通信部１５又はリムーバブルメディア（ｒｅｍｏｖａｂｌｅ ｍｅｄｉａ）を介して受信されたデータや、制御部１１によって生成されたデータを記憶する。

操作部１３は、キーボードやマウス等によって構成される。操作者により操作部１３が操作されると、操作部１３はその操作に応じた操作信号を生成して制御部１１に出力する。なお、表示部１４におけるディスプレイと一体に構成したタッチパネルを備えてもよい。

表示部１４は、ＬＣＤ（ｌｉｑｕｉｄ ｃｒｙｓｔａｌ ｄｉｓｐｌａｙ）等の表示手段によって構成される。表示部１４は、制御部１１からの指示に応じて、各種操作画面や、制御部１１によって生成されたデータ等の各種表示情報を表示させる。

通信部１５は、パラレル接続仕様やシリアル接続仕様に合わせたコネクタ等によって構成される。通信部１５は、ネットワーク上の外部装置と情報の送受信を行なう。例えば、通信部１５は、データを医用画像生成装置や医用画像管理装置（ともに図示しない）などから受信したり、制御部１１によって生成されたデータを医用画像生成装置や読影端末（ともに図示しない）に送信したりして、外部装置と通信動作を行なう。

図２は、第１実施形態に係る医用画像処理装置１０の機能を示すブロック図である。

制御部１１がプログラムを実行することによって、医用画像処理装置１０は、操作支援手段１１１、データ取得（読み出し）手段１１２、血流情報算出手段１１３、血管情報算出手段１１４、及びＷＳＳ算出手段１１５として機能する。

なお、医用画像処理装置１０の手段１１１乃至１１５は、ソフトウェア的に機能する場合を例に挙げて説明するが、それら手段１１１乃至１１５の一部又は全部は、医用画像処理装置１０にハードウェア的にそれぞれ設けられるものであってもよい。

操作支援手段１１１は、操作者に対する情報の表示部１４への表示にグラフィックを多用し、基礎的な操作を操作部１３によって行なうことができるＧＵＩ（ｇｒａｐｈｉｃａｌ ｕｓｅｒ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）等のユーザインターフェースである。

データ取得手段１１２は、記憶部１２に記憶された、空間３次元と複数時相とから成る４次元の速度ベクトルデータを算出可能な４次元画像データ（４次元の血流画像データ）を取得する（読み出す）。４次元画像データは、血流解析処理が可能なように必要に応じてデータ変換処理が施されている。４次元画像データとしては、例えばＤＩＣＯＭ（ｄｉｇｉｔａｌ ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎｓ ｉｎ ｍｅｄｉｃｉｎｅ）形式の画像データが用いられる。

例えば、データ取得手段１１２は、３次元位相コントラストシネ磁気共鳴画像法（３Ｄ ＰＣ ｃｉｎｅ ＭＲＩ）により得られ、記憶部１２に記憶された４次元ＭＲＩ画像データを取得する。３次元位相コントラストシネ磁気共鳴画像法は、３次元空間におけるｘ軸、ｙ軸、ｚ軸の３軸すべてに速度エンコードを行ない、４次元の速度３方向ベクトル情報をもつヒト血流データを収集可能な撮影法である。

４次元画像データとしては、ＭＲＩ装置の他、Ｘ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置、回転血管撮影装置等の医用画像診断装置を用いて得られる４次元の速度ベクトルデータが収集可能な任意の画像データを適用可能である。

血流情報算出手段１１３は、データ取得手段１１２によって取得された４次元画像データに基づいて、複数時相の３次元血流速度ベクトルデータ、すなわち４次元血流速度ベクトルデータ（４次元血流速度３成分情報）を含む血流情報（流速、流量等）を算出する。

血管情報算出手段１１４は、血流情報算出手段１１３によって算出された４次元血流速度ベクトルデータに基づいて関心領域を設定し、関心領域内の４次元血流速度ベクトルデータに基づいて血管壁領域を含む血管情報を算出する。血管情報算出手段１１４は、複数時相の血管情報（４次元血管情報）を算出することもできるし、複数時相の血管情報を統合（積算又は加算平均）した１の血管情報（３次元血管情報）を算出することもできる。血管情報算出手段１１４は、関心領域設定手段１１４ａ、フィルタ処理手段１１４ｂ、勾配ベクトルマップ生成手段１１４ｃ、及び血管壁領域算出手段１１４ｄを有する。

関心領域設定手段１１４ａは、血流情報算出手段１１３によって算出された４次元血流速度ベクトルデータに流れがある領域（関心領域）を設定する。関心領域設定手段１１４ａは、４次元血流速度ベクトルデータに基づいて、複数のボクセルのうち、血流速度ベクトルの大きさ（ベクトル長）が閾値以上の（閾値を超える）ボクセルの集合を関心領域として設定する。

関心領域設定手段１１４ａは、４次元血流速度ベクトルデータのうちある時相のデータに基づいて１の関心領域を設定し、４次元血流速度ベクトルデータのうち他の時相のデータの同一位置に、設定された１の関心領域を適用する。または、関心領域設定手段１１４ａは、４次元血流速度ベクトルデータのうち複数時相のデータを統合（積算又は加算平均）したデータに基づいて１の関心領域を設定し、当該複数時相のデータの同一位置に、設定された１の関心領域をそれぞれ適用する。後者の場合、静止領域と流れがある領域との差をより明確に分離することができるので、流れがある領域の検出精度が向上される。

関心領域は手動的に設定されてもよい。関心領域設定手段１１４ａは、血流情報算出手段１１３によって算出された４次元血流速度ベクトルデータを示す表示画像上で、操作者が操作する操作部１３から操作支援手段１１１を介して入力される指示に従って手動的に関心領域を設定してもよい。

図３は、関心領域の設定の概念を説明するための図である。

図３に示すように、４次元血流速度ベクトルデータ（ある時相のデータ又は統合されたデータ）上に、閾値以上の大きさの血流速度ベクトルをもつボクセルの集合が関心領域（３次元関心領域）Ｒとして設定される。なお、関心領域は、図７にも図示される。

図２の説明に戻って、フィルタ処理手段１１４ｂは、血流情報算出手段１１３によって算出された４次元血流速度ベクトルデータの各時相のデータに基づいて、関心領域設定手段１１４ａによって設定された関心領域内の各スライス上の血流速度ベクトルをローパスフィルタにてスムージング処理する。これにより、４次元血流速度ベクトルデータに対して、関心領域Ｒ内の各スライス上の低周波成分（ノイズ成分）の除去と平滑化とが行なわれる。

図４は、スムージング処理の概念を説明するための図である。

図４に示すように、４次元血流速度ベクトルデータのうち各３次元血流速度ベクトルデータに基づいて、関心領域Ｒ内のｍ（ｍ＝１，２，…，Ｍ）個目のスライス（スライスＳ［ｍ］）上の血流速度ベクトルがローパスフィルタにてスムージング処理される。図４に示す例では、スライスＳ［ｍ］はｘｙ平面であるが、その場合に限定されるものではない。

図２の説明に戻って、勾配ベクトルマップ生成手段１１４ｃは、関心領域内のスライスＳ［ｍ］上で、フィルタ処理手段１１４ｂによってスムージング処理後の各ボクセルについて血流速度の絶対値Ｖ［ｍ］（Ｖｘ、Ｖｙ、Ｖｚ）を求める。勾配ベクトルマップ生成手段１１４ｃは、次の式から、速度絶対値Ｖ［ｍ］の大きさが最も急激に変化する方向である勾配ベクトル▽Ｖ［ｍ］（ｇｒａｄＶ［ｍ］）を求める。

また、勾配ベクトルマップ生成手段１１４ｃは、関心領域内のスライスＳ［ｍ］の勾配ベクトルに基づいて、スライスＳ［ｍ］に係る勾配ベクトルマップを生成する。

図５は、勾配ベクトルマップの一例を示す図である。

図５は、スライスＳ［ｍ］の複数のボクセルの位置に、勾配ベクトルの向きを配置したスライスＳ［ｍ］に係る勾配ベクトルマップを示す図である。図５に示すスライスＳ［ｍ］に係る勾配ベクトルマップによると、外側（血管壁側）の勾配ベクトルの大きさが比較的大きく、中心に向かうに従って勾配ベクトルの大きさが小さくなる。

図２の説明に戻って、血管壁領域算出手段１１４ｄは、勾配ベクトルマップ生成手段１１４ｃによって生成された勾配ベクトルマップに基づいて勾配ベクトルの大きさが閾値以上（閾値を超える）領域を検出し、この領域を、ＷＳＳを求めるための血管壁領域として算出する。血管壁領域算出手段１１４ｄは、血管壁領域を、操作支援手段１１１を介して表示部１４に表示させてもよい。その場合、血管壁領域が、流体部とは区別して表示されてもよい。

図６（Ａ）〜（Ｅ）は、血管壁領域の算出の概念を説明するための図である。

図６（Ａ）に示すように、スライスＳ［ｍ］に係る勾配ベクトルマップに対して１方向（図６（Ａ）ではｙ方向）にｎ（ｎ＝１，２，…，Ｎ）個目の直線（直線Ｌ［ｍ，ｎ］）が与えられ、直線Ｌ［ｍ，ｎ］上の複数のボクセルにその勾配ベクトルの大きさがプロットされた分布（図６（Ｂ））が生成される。

次に、図６（Ｂ）に示す分布の２個の極大点が求められる（図６（Ｃ））。図６（Ｃ）に示す２個の極大点の位置が直線Ｌ［ｍ，ｎ］における血管壁領域Ｗ［ｍ，ｎ］として設定される（図６（Ｄ））。

さらに、スライスＳ［ｍ］に係る複数個の直線Ｌ［ｍ，１］〜Ｌ［ｍ，Ｎ］について２個の極大値の位置がそれぞれ求められ、直線Ｌ［ｍ，１］〜Ｌ［ｍ，Ｎ］における血管壁領域Ｗ［ｍ，１］〜Ｗ［ｍ，Ｎ］がそれぞれ設定されることで、血管壁領域Ｗ［ｍ］が設定される（図６（Ｅ））。

図２の説明に戻って、血管情報算出手段１１４は、複数個のスライスＳ［１］〜Ｓ［Ｍ］に係る血管壁領域Ｗ［１］〜Ｗ［Ｍ］をそれぞれ算出することで、複数個のスライスに亘る３次元の血管壁領域Ｗを算出することができる。血管情報算出手段１１４は、４次元血流速度ベクトルデータの全時相のデータについて３次元の血管壁領域Ｗを算出する処理を繰り返すことで、４次元の血管壁領域Ｗを算出することができる。

図７は、複数個のスライスに亘る血管壁領域Ｗの概念を説明するための図である。

図７は、関心領域Ｒ内のスライスＳ［ｍ］に係る血管壁領域Ｗ［ｍ］を示す。関心領域Ｒ内の複数個のスライスＳ［１］〜Ｓ［Ｍ］について血管壁領域Ｗ［１］〜Ｗ［Ｍ］がそれぞれ算出されることで、関心領域Ｒ内に、複数個のスライスＳ［１］〜Ｓ［Ｍ］に亘る血管壁領域Ｗが算出される。

図２の説明に戻って、ＷＳＳ算出手段１１５は、血流情報算出手段１１３によって算出された血流情報と、血管情報算出手段１１４によって算出された４次元の血管壁領域Ｗを含む血管情報とに基づいて、ＷＳＳを算出する。また、ＷＳＳ算出手段１１５は、血管壁領域ＷのＷＳＳを、操作支援手段１１１を介して表示部１４に表示させる。

具体的には、ＷＳＳ算出手段１１５は、関心領域における４次元血流速度ベクトルデータに基づいて、関心領域Ｒ（図７に図示）内の血管壁領域Ｗ（図７に図示）における壁せん断速度「ｄｖ／ｄｓ」を計算する。ここで、「ｄｖ」は血管壁領域Ｗに沿った血流の流速であり、「ｄｓ」は血管壁領域Ｗから流速ｄｖの測定部位までの距離である。続いて、ＷＳＳ算出手段１１５は、壁せん断速度と粘度とを乗算して血管壁領域ＷのＷＳＳを算出する。

図８は、第１実施形態に係る医用画像処理装置１０の動作を示すフローチャートである。

医用画像処理装置１０は、３次元位相コントラストシネ磁気共鳴画像法により得られ、記憶部１２に記憶された、空間３次元と複数時相とから成る４次元の速度ベクトルデータを算出可能な４次元画像データを取得する（ステップＳＴ１）。医用画像処理装置１０は、ステップＳＴ１によって取得された４次元画像データに基づいて、複数時相の３次元血流速度ベクトルデータ、すなわち４次元血流速度ベクトルデータ（４次元血流速度３成分情報）を含む血流情報を算出する（ステップＳＴ２）。

医用画像処理装置１０は、ステップＳＴ２によって算出された４次元血流速度ベクトルデータに基づいて関心領域を設定する（ステップＳＴ３）。ステップＳＴ３における関心領域の設定方法は、図３を用いて説明したとおりとする。

医用画像処理装置１０は、ステップＳＴ２によって算出された４次元血流速度ベクトルデータのうちある時相のデータに基づいて、ステップＳＴ３によって設定された関心領域内のｍ個目のスライスＳ［ｍ］上の血流速度ベクトルをローパスフィルタにてスムージング処理し、低周波成分の除去と平滑化とを行なう（ステップＳＴ４）。ステップＳＴ４におけるスムージング処理方法は、図４を用いて説明したとおりとする。

医用画像処理装置１０は、関心領域内のスライスＳ［ｍ］上で、ステップＳＴ４によってスムージング処理後の各ボクセルについて血流速度の絶対値Ｖ［ｍ］（Ｖｘ、Ｖｙ、Ｖｚ）を求め、速度絶対値Ｖ［ｍ］の大きさが最も急激に変化する方向である勾配ベクトルを求める。そして、医用画像処理装置１０は、スライスＳ［ｍ］に含まれる複数のボクセルの勾配ベクトルに基づいて、スライスＳ［ｍ］に係る勾配ベクトルマップを生成する（ステップＳＴ５）。勾配ベクトルマップの一例は、図５に示される。

医用画像処理装置１０は、ステップＳＴ５によって生成されたスライスＳ［ｍ］に係る勾配ベクトルマップに基づいて勾配ベクトルの大きさが閾値以上（閾値を超える）領域を検出し、この領域を、ＷＳＳを求めるための血管壁領域Ｗ［ｍ］として算出する（ステップＳＴ６）。

医用画像処理装置１０は、ステップＳＴ３によって設定された関心領域内のＭ個目の血管壁領域Ｗ［Ｍ］の算出が終了したか否かを判断する（ステップＳＴ７）。ステップＳＴ７の判断にてＹＥＳ、すなわち、関心領域内のＭ個目の血管壁領域Ｗ［Ｍ］の算出が終了したと判断される場合、医用画像処理装置１０は、ステップＳＴ２によって算出された血流情報と、血管壁領域Ｗ［１］〜Ｗ［Ｍ］によって構成される血管壁領域Ｗ（図７に図示）とに基づいて、ＷＳＳを算出する（ステップＳＴ８）。

一方、ステップＳＴ７の判断にてＮＯ、すなわち、関心領域内のＭ個目の血管壁領域Ｗ［Ｍ］の算出が終了していないと判断される場合、医用画像処理装置１０は、ｍをｍ＋１とし（ステップＳＴ９）、ｍ＋１個目のスライスＳ［ｍ＋１］についてスムージング処理を行なう（ステップＳＴ４）。

ステップＳＴ３によって設定された関心領域を用いて、４次元血流速度ベクトルデータの全時相のデータに基づいてステップＳＴ４〜ＳＴ９の処理を繰り返すことで、医用画像処理装置１０は、４次元の血管壁領域Ｗを算出することができる。

第１実施形態に係る医用画像処理装置１０によると、空間３次元と複数時相とから成る４次元の速度ベクトルデータを算出可能な４次元画像データに基づいて、ＷＳＳの算出に用いられる血管壁領域を正確に精度よく算出することができる。

（第２実施形態）
図９は、第２実施形態に係るＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図である。

図９は、第２実施形態に係るＭＲＩ装置２０を示す。ＭＲＩ装置２０は、撮像部３０及医用画像処理装置５０によって構成される。

撮像部３０は、静磁場発生部（静磁場用磁石）３１、シムコイル３２、傾斜磁場発生部３３、ＲＦコイル３４、寝台３５、静磁場電源３６、シムコイル電源３７、傾斜磁場電源３８、ＲＦ送信器３９、ＲＦ受信器４０、及びシーケンスコントローラ４１を備える。

ここでは一例として、装置座標系の互いに直交するｘ方向、ｙ方向、ｚ方法を以下のように定義する。まず、静磁場発生部３１及びシムコイル３２は、それらの軸方向が鉛直方向に直交するように配置されているものとし、静磁場発生部３１及びシムコイル３２の軸方向をｚ方向とする。また、鉛直方向をｙ方向とし、寝台３５は、その天板の載置用の面の法線方向がｙ方向となるように配置されているものとする。なお、第２実施形態におけるｘ方向、ｙ方向、ｚ方向は、第１実施形態におけるｘ方向、ｙ方向、ｚ方向と必ずしも一致しない。

静磁場発生部３１は、静磁場電源３６に接続され、静磁場電源３６から供給された電流により撮像空間に静磁場を形成させる。静磁場発生部３１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３６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３６を設けずに、静磁場発生部３１を永久磁石で構成してもよい。

シムコイル３２は、シムコイル電源３７に接続され、シムコイル電源３７から供給される電流により、静磁場を均一化する。

傾斜磁場発生部３３は、ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘと、ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙと、ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚとを有し、静磁場発生部３１の内側に形成される。ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘ、ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙ、及びｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚは、ｘ軸傾斜磁場電源３８ｘ、ｙ軸傾斜磁場電源３８ｙ、及びｚ軸の傾斜磁場電源３８ｚにそれぞれ接続される。傾斜磁場コイル３３ｘ，３３ｙ，３３ｚは、ｘ軸傾斜磁場Ｇｘと、ｙ軸傾斜磁場Ｇｙと、ｚ軸傾斜磁場Ｇｚとを撮像空間にそれぞれ形成する。

すなわち、装置座標系の３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選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、及び、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。スライス選択方向、位相エンコード方向、及び、読み出し方向の各傾斜磁場は、静磁場に重畳される。

ＲＦコイル３４は、送信用コイル及び受信用コイルによって構成される。送信用コイルは、ＲＦ送信器３９からＲＦパルスを受けて被検体Ｐに送信する。受信用コイルは、被検体Ｐの内部の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、ＭＲ信号は、ＲＦ受信器４０により検出される。

寝台３５は、被検体Ｐを載置可能な構造を有する。

ＲＦ送信器３９は、シーケンスコントローラ４１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（ＲＦ電流パルス）を生成し、これを送信用のＲＦコイル３４に送信する。ＲＦコイル３４には、ガントリに内蔵されたＲＦパルスの送受信用の全身用コイルや、寝台３５又は被検体Ｐの近傍に設けられるＲＦパルスの受信用の局所コイルなどがある。

ＲＦ受信器４０は、検出したＭＲ信号に前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、及び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（ｒａｗ ｄａｔａ）を生成する。ＲＦ受信器４０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４１に入力する。

シーケンスコントローラ４１は、医用画像処理装置５０の指令に従って、傾斜磁場電源３８、ＲＦ送信器３９、及びＲＦ受信器４０を駆動させるために必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源３８に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、及び印加タイミングなどの動作制御情報を記述したシーケンス情報である。

シーケンスコントローラ４１は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源３８、ＲＦ送信器３９、及びＲＦ受信器４０を駆動させることにより、ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ、及びＲＦパルスを発生させる。また、シーケンスコントローラ４１は、ＲＦ受信器４０から入力されるＭＲ信号の生データを受けて、これを医用画像処理装置５０に入力する。

医用画像処理装置５０は、制御部５１、記憶部５２、操作部５３、表示部５４、及び通信部５５を備える。制御部５１、記憶部５２、操作部５３、表示部５４、及び通信部５５の構成は、図１に示す制御部１１、記憶部１２、操作部１３、表示部１４、及び通信部１５の構成と同一であるので、説明を省略する。

医用画像処理装置５０は、撮像シーケンスの条件の設定用画面情報を表示部５４に表示させる。操作部１３は、撮像シーケンスの条件や画像処理条件を設定する機能をユーザに提供する。

医用画像処理装置５０は、シーケンスコントローラ４１から入力されるＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置し、２次元フーリエ変換などを含む画像再構成処理を施して、被検体Ｐの各スライスの画像データを生成し、所定の画像処理を施し、画像処理後の画像データを記憶部５２に記憶させる。

記憶部５２は、画像データの生成に用いた撮像シーケンスの条件や被検体Ｐの情報（患者情報）等を付帯情報として画像データに付属させて記憶する。

医用画像処理装置５０は、撮像シーケンスの条件の設定用画面や、撮像により生成された画像データを画像として表示部５４に表示させる。

図１０は、第２実施形態に係るＭＲＩ装置２０の機能を示すブロック図である。

制御部５１がプログラムを実行することによって、ＭＲＩ装置２０は、撮像制御手段１１０、操作支援手段１１１、データ取得手段１１２、血流情報算出手段１１３、血管情報算出手段１１４、及びＷＳＳ算出手段１１５として機能する。

なお、ＭＲＩ装置２０の手段１１０乃至１１４は、ソフトウェア的に機能する場合を例に挙げて説明するが、それら手段１１０乃至１１４の一部又は全部は、ＭＲＩ装置２０にハードウェア的にそれぞれ設けられるものであってもよい。また、図１０に示すＭＲＩ装置２０において、図２に示す医用画像処理装置１０に示す手段と同一手段には同一符号を付して説明を省略する。

撮像制御手段１１０は、シーケンスコントローラ４１を介して撮像部３０の動作を制御することで、３次元位相コントラストシネ磁気共鳴画像法により被検体を撮像し、４次元の速度ベクトルデータを算出可能な４次元ＭＲＩ画像データを収集する。撮像制御手段１１０は、４次元ＭＲＩ画像データを記憶部５２に記憶させる。

第２実施形態に係るＭＲＩ装置２０によると、空間３次元と複数時相とから成る４次元の速度ベクトルデータを算出可能な４次元ＭＲＩ画像データに基づいて、ＷＳＳの算出に用いられる血管壁領域を正確に精度よく算出することができる。

（変形例）
図２（又は図１０）を用いて、医用画像処理装置１０（又はＭＲＩ装置２０）の変形例を説明する。

血管情報算出手段１１４は、４次元血流速度ベクトルデータの複数時相のデータに基づいて、４次元の血管壁領域Ｗ（図７に図示）を算出する。血管情報算出手段１１４は、ＷＳＳの算出のためのスキャンとは別スキャン（ＴＯＦ：ｔｉｍｅ ｏｆ ｆｌｉｇｈｔなど）によって生成された１時相の別画像上の血管壁領域と４次元の血管壁領域Ｗとの差が閾値以内となるように別画像をそれぞれ伸縮（座標変換）することで、複数時相の別画像（４次元別画像）を生成することができる。

ＷＳＳ算出手段１１５は、血管情報算出手段１１４によって生成された４次元別画像の各時相の画像に、算出したＷＳＳの値を付加して表示部１４（又は表示部５４）に表示させる。

図１１は、１時相の別画像に基づく４次元別画像の生成方法を説明するための図である。

図１１は、図７に示す血管壁領域Ｗを示すものであり、第１時相の血管壁領域Ｗ（血管壁領域Ｗ１）と、第２時相の血管壁領域Ｗ（血管壁領域Ｗ２）と、第３時相の血管壁領域Ｗ（血管壁領域Ｗ３）とを示す。また、図１１は、１時相の別画像が血管壁領域が血管壁領域Ｗ１，Ｗ２，Ｗ３に基づいて伸縮された後の血管壁領域Ｗ１´，Ｗ２´，Ｗ３´を示す。図１１に示す画像の表示によると、第１及び第２実施形態で得られる血管壁領域Ｗよりも精度の高い血管壁領域Ｗ１´，Ｗ２´，Ｗ３´を表示できる。

以上、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。これら新規な実施形態は、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、変更を行なうことができる。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、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。

１０，５０ 医用画像処理装置
１１，５１ 制御部
１２，５２ 記憶部
１３，５３ 操作部
１４，５４ 表示部
２０ ＭＲＩ装置
３１ 静磁場発生部
３３ 傾斜磁場発生部
３４ ＲＦコイル
１１０ 撮像制御手段
１１１ 操作支援手段
１１２ データ取得手段
１１３ 血流情報算出手段
１１４ 血管情報算出手段
１１５ ＷＳＳ算出手段

Claims (7)

1. 空間３次元と複数時相とから成る４次元の速度ベクトルデータを算出可能な４次元画像データに基づいて、４次元血流速度ベクトルデータを含む血流情報を算出する血流情報算出手段と、
   前記４次元血流速度ベクトルデータに基づいて関心領域を設定し、前記関心領域内の前記４次元血流速度ベクトルデータに基づいて血管壁領域を含む血管情報を算出する血管情報算出手段と、
   前記血流情報及び前記血管情報に基づいて、壁せん断応力を算出する壁せん断応力算出手段と、
   を有する医用画像処理装置。
2. 前記血管情報算出手段は、前記関心領域内の複数スライスの各スライスにおける流速ベクトルの大きさの勾配ベクトルに基づいて、前記複数スライスに関する前記血管情報を算出する請求項１に記載の医用画像処理装置。
3. 前記血管情報算出手段は、前記４次元血流速度ベクトルデータに基づいて、複数のボクセルのうち、血流速度ベクトルの大きさが閾値以上のボクセルの集合を前記関心領域として設定する請求項１又は２に記載の医用画像処理装置。
4. 前記血管情報算出手段は、前記４次元血流速度ベクトルデータのうち複数時相のデータに基づいて１の前記関心領域を設定し、前記４次元血流速度ベクトルデータの同一位置に前記１の関心領域を設定する請求項３に記載の医用画像処理装置。
5. 前記血管情報算出手段は、前記壁せん断応力を算出するためのスキャンとは別スキャンで生成された１時相の別画像上の血管壁領域と４次元の前記血管壁領域との差が閾値以内となるように前記別画像をそれぞれ座標変換することで複数時相の別画像を生成し、
   前記壁せん断応力算出手段は、前記複数時相の別画像の各時相の画像に、前記壁せん断応力の値を付加して表示部に表示させる請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の医用画像処理装置。
6. 前記壁せん断応力算出手段は、前記血管情報を表示部に表示させる請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の医用画像処理装置。
7. 静磁場を発生する静磁場発生部と、
   傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、
   被検体に高周波パルスを印加する送信用コイルと、
   前記高周波パルスに対応する信号に基づいて、空間３次元と複数時相とから成る４次元の速度ベクトルデータを算出可能な４次元画像データを生成する画像生成手段と、
   前記４次元画像データに基づいて、４次元血流速度ベクトルデータを含む血流情報を算出する血流情報算出手段と、
   前記４次元血流速度ベクトルデータに基づいて関心領域を設定し、前記関心領域内の前記４次元血流速度ベクトルデータに基づいて血管壁領域を含む血管情報を算出する血管情報算出手段と、
   前記血流情報及び前記血管情報に基づいて、壁せん断応力を算出する壁せん断応力算出手段と、
   を有する磁気共鳴イメージング装置。