JP2018110804A - 医用画像処理装置、医用画像処理方法、及び医用画像処理プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】流れが比較的遅く、渦が発生し易い被検体の観察部位の血流の推定精度を容易に向上できる医用画像処理装置を提供する。【解決手段】医用画像処理装置は、渦及び滞留の少なくとも一方を有する血流を含み、時系列に並ぶ複数の断面形態画像を取得し、複数の断面形態画像に基づいて、断面形態画像の変形に関する動き情報を取得し、動き情報における移動量、速度、及び歪み量の少なくとも１つに基づいて、血流の状態を示す情報を取得し、断面形態画像に血流の状態を示す情報を重畳して表示画像を生成する。血流の状態を示す情報は、断面形態画像の断面に平行な面内の成分を有する渦及び滞留の少なくとも１つの情報を含む。【選択図】図２

Description

本開示は、医用画像処理装置、医用画像処理方法、及び医用画像処理プログラムに関する。

非侵襲で血流を計測する方法として、ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ：核磁気共鳴イメージング）装置を用いてＰｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ法（以下、単に「ＰＣ法」ともいう）で血流速度や時間速度曲線が得られることが知られている。ＰＣ法では撮像された２Ｄ断面に対して法線方向の流れを取得できる（以下、「２Ｄ−ＰＣ法」）。さらにＰＣ法では複数の方向の断面を撮像することにより３次元の流れを取得することが出来る（以下、「３Ｄ−ＰＣ法」）。また、超音波診断装置においてＰｕｌｓｅ Ｄｏｐｐｌｅｒ法を用いて流量を計測することも出来る。

先天的に単心室である患者に対して大静脈と肺動脈を連結するフォンタン手術を行い、フォンタン循環を作成することがある。フォンタン循環においては全身臓器から帰還した静脈血は、心室を経由すること無く肺に供給される（フォンタンルート）。フォンタン術は術後短期間の予後と症状を改善させるが、長期間の経過でその特殊な循環状態に起因する合併症が様々な臓器で発生することがわかってきた。最近では中心静脈圧上昇に伴ううっ血肝、肝線維化、それらの進行による肝硬変や肝細胞癌の発生が予後を左右する重要な因子として注目されている。しかし、それらを予測可能とする血液マーカーやバイオマーカーはない。

寺田理希、竹原康雄、「ＭＲ画像による血行動態解析と血流定量法」、ＩＮＮＥＲＶＩＳＩＯＮ、２０１１年９月２６日、ｐ２３−ｐ２７

２Ｄ−ＰＣ法においては、流れが揃っている層流は計測できるが、渦（乱流を含む）の計測が難しいという欠点がある。そのために渦と滞留の区別が付かない。また、Ｖｅｌｏｃｉｔｙ Ｅｎｃｏｄｉｎｇの設定にも結果が左右される。また、断面画像に対して法線方向の流れ成分しか計測できない。また、ＰＣ法による画像は機能画像であるので、形態画像を別途撮像する必要があり、場合によっては位置合わせが必要になる。このために、ＰＣ法は流れの明白で直進性の高い動脈について、その流量を計測することに用いられてきた。また、改良された３Ｄ−ＰＣ法であっては、撮像時間が長く、データの解析ソフトウェアは高額で専門的な知識や操作が必要となる。また長時間の撮像となり、呼吸同期など患者の動きを制限して撮像する必要がある。

これらの特徴により、ＰＣ法は、流れの比較的遅くかつ、渦の発生しやすい、大静脈、心房、拡張する心室内、フォンタンルート等の流れ評価には適していなかった。

また、Ｐｕｌｓｅ Ｄｏｐｐｌｅｒ法は視野制限により右心系や心房など患者の深部の血流評価に限界があった。さらに術者による技術的な差が生じる可能性があった。

本開示は、上記事情に鑑みてなされたものであり、流れが比較的遅く、渦が発生し易い被検体の観察部位の血流の推定精度を容易に向上できる医用画像処理装置及び医用画像処理プログラムを提供する。

本開示の医用画像処理装置は、ポート及びプロセッサを備える。ポートは、渦及び滞留の少なくとも一方を有する血流を含み、時系列に並ぶ複数の断面形態画像を取得する。プロセッサは、複数の断面形態画像に基づいて、断面形態画像の変形に関する動き情報を取得し、動き情報における移動量、速度、及び歪み量の少なくとも１つに基づいて、血流の状態を示す情報を取得し、断面形態画像に血流の状態を示す情報を重畳して表示画像を生成する。血流の状態を示す情報は、断面形態画像の断面に平行な面内の成分を有する渦及び滞留の少なくとも１つの情報を含む。

本開示の医用画像処理方法は、医用画像処理装置における医用画像処理方法であって、渦及び滞留の少なくとも一方を有する血流の領域を含み、時系列に並ぶ複数の断面形態画像を取得し、複数の断面形態画像に基づいて、断面形態画像の変形に関する動き情報を取得し、動き情報における移動量、速度、及び歪み量の少なくとも１つに基づいて、血流の状態を示す情報を取得し、断面形態画像に血流の状態を示す情報を重畳して表示画像を生成する。血流の状態を示す情報は、断面形態画像の断面に平行な面内の成分を有する渦及び滞留の少なくとも１つの情報を含む。

本開示の医用画像処理プログラムは、医用画像処理方法をコンピュータに実行させるためのプログラムである。

本開示によれば、流れの比較的遅くかつ、渦の発生しやすい、静脈、心房、大動脈瘤、静脈瘤、静脈拡張、シャントの流れを評価できる。特に、フォンタン循環患者におけるフォンタンルートの渦の消失が将来の肝線維化や肝硬変を予測できることを我々は発見している。そのため、本開示は、画期的な低侵襲の画像診断、バイオマーカーとなり得る。また、断面画像に対して断面の面内成分を含む流れが評価できる。また、Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ法による撮像により取得された画像について流れを評価でき、別途の形態画像の撮像や形態画像との位置合わせが不要となる。また、血流に含まれる渦と層流と滞留を評価できる。また、撮像時間は短時間で済む。

第１の実施形態における医用画像処理装置の構成例を示すブロック図 医用画像処理装置による動作例を示すフローチャート 最大主歪成分に基づく血流の状態を示す情報がマッピングされた画像を模式的に示す図 最大主歪成分が重畳されたＭＲＩ画像を模式的に示した模式図 図４のＭＲＩ画像の画像例を示す図 フォンタン手術が施されたが、肝臓に疾患を有していない患者（Ｃｏｎｔｒｏｌ）の肝臓を含むＭＲＩ画像の画像例を示す図 健常者（Ｎｏｒｍａｌ）の肝臓を含むＭＲＩ画像の画像例を示す図 肝臓癌の人の肝臓を含むＭＲＩ画像の画像例を示す図 肝臓が繊維化した人の肝臓を含むＭＲＩ画像の第１画像例を示す図 肝臓が繊維化した人の肝臓を含むＭＲＩ画像の第２画像例を示す図 従来の２Ｄ−ＰＣ法による血流計測を説明するための図 第１の実施形態の血流推定を説明するための図

以下、本開示の実施形態について、図面を用いて説明する。

（本開示の一形態を得るに至った経緯）
血流計測装置は、２Ｄ−ＰＣ法に従って血流を計測する場合、流れが揃っている層流を計測できるが、渦を計測することが困難である。渦を計測することが困難であることは、血流がない状態と、血流があるが渦あり、血流の少なくとも一部が相殺されて血流がないように見える状態と、を識別困難であるためである。つまり、血流計測装置は、血流が渦であるか滞留であるかの区別が困難である。また、血流計測装置は、血流の速度に応じてＭＲＩ装置の傾斜磁場強度を変化させるためのＶｅｌｏｃｉｔｙ Ｅｎｃｏｄｉｎｇパラメータによっても、血流の計測結果が左右される。また、血流計測装置は、ＭＲＩ装置により撮像された断面画像に対する法線方向の流れ成分以外の流れ成分を計測することが困難である。また、ＰＣ法による画像は機能画像であるので、形態画像が別途必要となる。この場合、機能画像の撮像と形態画像の撮像とで、観察部位を撮像するための位置合わせが必要になることもある。

血流測定装置は、３Ｄ−ＰＣ法に従って血流を計測する場合、心電同期で複数の方向の断面を撮像する必要があるため、ＭＲＩ装置により画像を撮像するための撮像時間が長くなる。そのため、呼吸にばらつきがある人や不整脈の人がＭＲＩ装置により撮像する場合、ＭＲＩ装置による撮像精度が劣化することがある。また、撮像中の患者の動きに、画質が影響される。また、３Ｄ−ＰＣ法による血流計測を行う血流計測装置や３Ｄ−ＰＣ法に用いられる画像を撮像するＭＲＩ装置が高額となる。

このため、ＰＣ法は、血流が明白（層流）であり、直進性の高い動脈の流量計測に用いられることが多い。一方、ＰＣ法は、血流が比較的遅く、かつ、渦が発生しやすい観察部位（例えば、静脈、心房、心尖部、動脈瘤、静脈瘤、血管乖離の偽腔、静脈拡張部）の血流評価には適していない。

ところで、先天的に単心室である患者に対してフォンタン手術が行われ、フォンタン循環が作成されることがある。フォンタン循環では、全身臓器から帰還した静脈血は、心臓を経由すること無く、肺動脈に供給され得る。この場合、帰還した静脈血を直接肺に供給する人工的な経路であるフォンタンルートが作成される。フォンタン循環患者は、術後も経過観察されることが必要である。フォンタンルートにおいて静脈血が滞留し、静脈圧が上昇すると、内臓組織に負担がかかるためである。特に、右室・右房が存在すべき位置やその周辺の静脈圧が上昇し血流が停滞すると、肝臓に負荷がかかり、肝の繊維化、ひいては癌化が報告されている。また、静脈血の滞留は、肺梗塞の原因にもなる。

フォンタンルートは、肺動脈に近い位置で静脈血が通過することから、血流が比較的遅く、又は停滞する傾向にある。そのため、ＰＣ法は、フォンタン循環患者におけるフォンタンルートや肺動脈の血流評価には、適していない。

以下、流れが比較的遅く、渦が発生し易い被検体の観察部位の血流の推定精度を向上できる医用画像処理装置、医用画像処理方法、及び医用画像処理プログラムについて説明する。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態における医用画像処理装置１００の構成例を示すブロック図である。医用画像処理装置１００は、ポート１１０、ユーザインタフェース（ＵＩ：Ｕｓｅｒ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）１２０、ディスプレイ１３０、プロセッサ１４０、及びメモリ１５０を備える。

医用画像処理装置１００には、ＭＲＩ装置２００が接続される。医用画像処理装置１００は、ＭＲＩ装置２００から断面画像としてのＭＲＩ画像を取得し、取得されたＭＲＩ画像に対して処理を行う。医用画像処理装置１００は、ＰＣ（Ｐｅｒｓｏｎａｌ Ｃｏｍｐｕｔｅｒ）とＰＣに搭載されたソフトウェアにより構成されてもよい。また、医用画像処理装置１００はＭＲＩ装置２００に内蔵されていてもよい。

ＭＲＩ装置２００は、核磁気共鳴（ＮＭＲ：Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）現象を利用して、生体内部の情報を画像化することで、画像（ＭＲＩ画像）を撮像する。ＭＲＩ装置２００の撮像時には、生体に造影剤が投入されてもされなくてよい。生体としては人体等が挙げられる。生体は、被検体の一例である。ＭＲＩ装置２００は、生体における任意の断面を撮像し、断面画像としてのＭＲＩ画像を得る。ＭＲＩ画像は、同じ断面において、時系列に複数撮像されてよい。この断面は、血流を含む生体の部分（例えば、静脈、心房、心尖部、動脈瘤、静脈瘤、血管乖離の偽腔、静脈拡張部、又はフォンタンルート）の少なくとも一部を含む。ＭＲＩ画像が撮像されることにより、ＭＲＩ画像における各画素（ピクセル又はボクセル）の画素値（ＭＲＩ値）が得られる。ＭＲＩ装置２００は、ＭＲＩ画像を医用画像処理装置１００へ、有線回線又は無線回線を介して送信する。

具体的に、ＭＲＩ装置２００は、ガントリ（図示せず）及びコンソール（図示せず）を備える。ガントリは、被検体が載置される載置台、静磁場磁石、傾斜磁場コイル、ＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）送信コイル、及びＲＦ受信コイルを備える。静磁場磁石は、均一磁場領域を形成する。載置台は、均一磁場領域の中心に配置される。傾斜磁場コイルは、３次元空間の互いに直交する３方向（ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向）に傾斜磁場を発生する３対のコイルである。ＲＦ送信コイルは、被検体の撮像部位と静磁場磁石との間に配置され、高周波磁場を被検体にパルス照射する。ＲＦ受信コイルは、高周波磁場のパルス照射直後に微弱なＭＲ信号を受信する。傾斜磁場は、ＲＦ送信やＲＦ受信の際にパルス状に印加されてよい。ＲＦ送信コイルとＲＦ受信コイルは、兼用されてよい。

ガントリは、コンソールにより指示された所定のタイミングで撮像することで、ＭＲ信号を得る。コンソールは、医用画像処理装置１００に接続される。コンソールは、ガントリからＭＲ信号を取得し、ＭＲ信号に基づいて断面画像としてのＭＲＩ画像を生成する。コンソールは、生成されたＭＲＩ画像を、医用画像処理装置１００へ送信する。

ＭＲＩ装置２００は、連続的に撮像することで、撮像対象の断面のＭＲＩ画像を複数取得し、動画を生成してよい。この動画は、複数の２次元画像による動画でよい。また、ＭＲＩ装置２００は、様々な撮像手法により画像を撮像できる。ＭＲＩ装置２００は、例えば、Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ法に従って撮像する。Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ法では、一般的なＳｐｉｎ Ｅｃｈｏ法と比較して高速撮像が可能であり、複数のフェーズの撮像画像を撮像することに適している。複数のフェーズの撮像画像は、動画として機能してよい。なお、Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ法には、リワインダー型、スポイラー型、コヒーレント型、非コヒーレント型、その他、改良された方法を含まれる。

ＭＲＩ装置２００は、複数のＭＲＩ画像として、時系列で異なるタイミング（複数のフェーズ）で撮像する。ＭＲＩ画像の撮像間隔は、任意であるが、０．１秒間隔もよいし、他の時間間隔でもよい。各撮像間隔は、等間隔でもよいし、非等間隔でもよい。ＭＲＩ装置２００は、医用画像処理装置１００へ、所定数（例えば１０枚、２０枚）のＭＲＩ画像をまとめて送信してもよいし、撮像毎に１枚ずつＭＲＩ画像を送信してもよい。

医用画像処理装置１００内のポート１１０は、通信ポートや外部装置接続ポートを含み、ＭＲＩ画像を取得する。取得されたＭＲＩ画像は、直ぐにプロセッサ１４０に送られて各種処理されてもよいし、メモリ１５０において保管された後、必要時にプロセッサ１４０へ送られて各種処理されてもよい。

ポートが取得するＭＲＩ画像は、Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ法に従って撮像された画像でよく、他の撮像方法に従って撮像された形態画像でもよい。例えば、改良された十分に高速なＳｐｉｎ Ｅｃｈｏ法やＦａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ法で撮像されてもよい。なお、Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ法に従って撮像された画像は、機能画像であって形態画像では無いと言える。機能画像とは、組織の生理学的な活性などが装置により撮影された画像である。機能画像の例としては、ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置による画像やＭＲＩによる拡散強調画像があげられる。対して、形態画像は、組織の形態が装置により撮影された画像である。形態画像の例としてはＣＴ装置による画像や、ＭＲＩ画像によるＴ１強調画像やＴ２強調画像、Ｔ２＊（Ｔ２スター）強調画像が挙げられる。

ＵＩ１２０は、タッチパネル、ポインティングデバイス、キーボード、又はマイクロホンを含んでもよい。ＵＩ１２０は、医用画像処理装置１００のユーザから、任意の入力操作を受け付ける。ユーザは、医師、放射線技師、又はその他医療従事者（Ｐａｒａｍｅｄｉｃ Ｓｔａｆｆ）を含んでもよい。

ＵＩ１２０は、ＭＲＩ画像における関心領域（ＲＯＩ：Ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）の指定や輝度条件の設定等の操作を受け付ける。関心領域は、組織（例えば、血管、気管支、臓器、骨）の領域を含んでよい。組織は、病変組織、正常組織、臓器、器官、など生体の組織を広く含んでよい。

ディスプレイ１３０は、ＬＣＤ（Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）を含んでもよく、各種情報を表示する。各種情報は、ＭＲＩ画像、ＭＲＩ画像に付加や重畳される情報（例えば血流の状態を示す情報）を含む。

メモリ１５０は、各種ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）やＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）の一次記憶装置を含む。メモリ１５０は、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）やＳＳＤ（Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｄｒｉｖｅ）の二次記憶装置を含んでもよい。メモリ１５０は、ＵＳＢメモリやＳＤカードの三次記憶装置を含んでもよい。メモリ１５０は、各種情報やプログラムを記憶する。各種情報は、ポート１１０により取得されたＭＲＩ画像、プロセッサ１４０により生成された画像、プロセッサ１４０により設定された設定情報、を含んでもよい。

プロセッサ１４０は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）、又はＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）を含んでもよい。

プロセッサ１４０は、メモリ１５０に記憶された医用画像処理プログラムを実行することにより、各種処理や制御を行う。また、プロセッサ１４０は、医用画像処理装置１００の各部を統括する。

プロセッサ１４０は、取得されたＭＲＩ画像において、ＭＲＩ画像の一部の領域を抽出してよい。この場合、ＵＩ１２０がユーザからの指示を受け付け、指示の情報がプロセッサ１４０に送られる。プロセッサ１４０は、指示の情報に基づいて、ＭＲＩ画像から関心領域を抽出（ｓｅｇｍｅｎｔ）してもよい。また、ユーザからの詳細な指示により、手動で関心領域を設定（ｓｅｔ）してもよい。観察部位が予め定められている場合、プロセッサ１４０は、ユーザ指示なしでＭＲＩ画像から、観察部位を含む関心領域を抽出してもよい。観察部位や関心領域は、血流として流れる血液が通過する領域（例えば血管、心臓、その他の血流を含む臓器）（以下、血流領域とも称する）を含んでよい。血流領域は、例えば、ＲｅｇｉｏｎＧｒｏｗ、ＬｅｖｅｌＳｅｔ法、ＧｒａｐｈＣｕｔ、ＤｅｅｐＬｅａｒｎｉｎｇ、等の既存のセグメンテーション手段で抽出される。以下では主に、ＭＲＩ画像の一部を抽出せずに、ＭＲＩ画像全体に対して画像処理することを例示するが、ＭＲＩ画像の一部（例えば血管領域）が抽出されて画像処理されてもよい。

プロセッサ１４０は、ポート１１０やメモリ１５０から、観察部位の少なくとも一部を含む任意の断面における複数のフェーズのＭＲＩ画像を取得する。

プロセッサ１４０は、ＭＲＩ画像を複数のフェーズのＭＲＩ画像を基に、複数フェーズ間でのＭＲＩ画像の変形に対して動き解析を行い、ＭＲＩ画像における動き情報を取得する。動き解析の具体的手法は、例えば参考特許文献１に記載されている。
（参考特許文献１：米国特許第８３１１３００号明細書）

プロセッサ１４０は、動き情報として、ＭＲＩ画像の任意の点の移動量に係る情報や速度に係る情報を取得してよい。プロセッサ１４０は、参考特許文献１の手法を適用すると、ＭＲＩ画像を２次元格子ｎｏｄｅ（ｋ，ｌ）に区切り、２次元格子のフェーズｔの格子ｎｏｄｅ（ｋ，ｌ，ｔ）における２次元座標を（ｘ，ｙ）とした場合、フェーズｔの値を変更して得られる複数のｎｏｄｅ（ｋ，ｌ，ｔ）の差分を基に、ｎｏｄｅ（ｋ，ｌ）の格子点に係る移動量の情報を算出してよい。また、プロセッサ１４０は、移動量の情報を時間微分することで、速度の情報を算出してよい。移動量や速度の情報は、ベクトルで示されてよい。

プロセッサ１４０がこの２次元格子の動き情報をＭＲＩ画像全体の各点に対して補間すると、ＭＲＩ画像の各点の動き情報が得られる。この所定の点の動き情報を、観察部位を含む領域の各点に対して適用すると、観察部位を含む領域の各点の動き情報が得られる。なお、プロセッサ１４０は、参考特許文献１の手法に限られず、その他の公知のレジストレーション手法を用いて動き解析を行ってもよい。

動き解析では、医用画像処理装置１００は、例えば、生体内の任意の位置がどの位置に移動したかを把握可能である。この場合、医用画像処理装置１００は、前後のフェーズのＭＲＩ画像における画素値の近い塊の領域を検出して、追跡できる。血流に関しても、画素値の近い塊の領域を１つ以上検出し、この領域の動きを追跡可能である。

プロセッサ１４０は、動き解析の結果つまり動き情報に基づいて、ＭＲＩ画像の動きに含まれる歪み量、例えば、最大主歪成分を取得する。この最大主歪成分の取得の具体的手法は、例えば参考非特許文献２に記載されている。
（参考非特許文献１："The visualization of 3D stress and strain tensor fields"、Burkhard Wuensche、１９９９年）

プロセッサ１４０は、参考非特許文献２の手法を適用すると、動き解析により得られる移動前の２点Ｐ，Ｑの位置と移動後の２点Ｐ’，Ｑ’の位置とに基づいて、２次元の歪テンソルを算出してよい。歪テンソルは、動き情報で取得された移動量や速度のベクトルの空間微分により取得されてよい。プロセッサ１４０は、算出された２次元の歪テンソルに係る２つの固有ベクトルｖ１，ｖ２及び２つの固有値λ１，λ２を算出してよい。固有値λ１，λ２は、行列変換に係る固有値でよい。プロセッサ１４０は、固有値λ１，λ２のうち最大の固有値を、最大主歪成分の値として取得してよい。

プロセッサ１４０がこの２点Ｐ，Ｑに基づく最大主歪成分の取得をＭＲＩ画像全体における各点に対して補間すると、ＭＲＩ画像の各点における動きに含まれる最大主歪成分の情報が得られる。この２点Ｐ，Ｑに基づく最大主歪成分の取得を、観察部位を含む領域における各点に対して適用すると、観察部位を含む領域の各点における最大主歪成分の情報が得られる。

プロセッサ１４０は、取得された最大主歪成分の情報をＭＲＩ画像に重畳して、表示画像を生成する。プロセッサ１４０は、ディスプレイ１３０に表示画像を表示させる。

次に、医用画像処理装置１００による動作例について説明する。
図２は、医用画像処理装置１００による動作例を示すフローチャートである。

まず、ポート１１０は、Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ法により撮像された複数フェーズのＭＲＩ画像を取得する（Ｓ１１）。

プロセッサ１４０は、複数フェーズのＭＲＩ画像を基に、動き解析を行う（Ｓ１２）。プロセッサ１４０は、動き解析の結果に基づいて、最大主歪成分を取得する（Ｓ１３）。プロセッサ１４０は、取得された最大主歪成分の値に基づく情報を、ＭＲＩ画像に重畳して表示画像を生成し、ディスプレイ１３０に表示画像を表示させる（Ｓ１４）。最大主歪成分の値は、血流の状態を示す情報の一例である。

Ｓ１３における最大主歪成分に血流の状態が表れる理由として、以下が考えられる。

血流によって生じるｆｌｏｗ−ｖｏｉｄのアーチファクトがＭＲＩ画像に表れ、ＭＲＩ画像上のｆｌｏｗ−ｖｏｉｄの経時的な変化が、動き情報として捕捉される。動き情報として捕捉されるｆｌｏｗ−ｖｏｉｄは、追跡可能なｆｌｏｗ−ｖｏｉｄとも言える。よって、医用画像処理装置１００は、ｆｌｏｗ−ｖｏｉｄを追跡することで、動き情報に、少なくとも定性的な血流、又は血流の性質が含まれると推定可能である。

ｆｌｏｗ−ｖｏｉｄは、流れのある組織がＭＲＩ画像上で無信号となる現象を示し、流速が変化する位置で特に発生する。血液は、細い血管から瘤や肥大血管に流入する位置では、流速が急激に遅くなり、血管の狭窄の位置では、流速が速くなる。また、血管壁に近い程流速が遅くなり、血管の中心部では血流が速くなる。この流速の変化により、追跡可能なｆｌｏｗ−ｖｏｉｄが発生すると推定され得る。

また、動き情報から導出される最大主歪成分は、ＭＲＩ画像やＭＲＩ画像中の観察部位における変形量が最大である方向を示すと考えられる。そのため、医用画像処理装置１００は、最大主歪成分が実際の血流の性質を良好に反映しているものと推定できる。このように、最大主歪成分には、観察部位における血流の様子が表現されていると推定される。

このような最大主歪成分の情報が形態画像としてのＭＲＩ画像とともに表示されることで、医用画像処理装置１００のユーザは、ＭＲＩ画像上での血管等の歪み量を認識でき、血流の状態を把握できる。

図３は、最大主歪成分に基づく血流の状態を示す情報がマッピングされた画像を模式的に示す図である。図４は、最大主歪成分が重畳されたＭＲＩ画像を模式的に示す模式図である。図５は、図４のＭＲＩ画像の画像例を示す図である。図３〜図５では、フォンタン手術が施され、フォンタンルート１１が拡張した被検体の図を示している。フォンタンルート１１は、肺動脈、静脈、又は右心房心室の少なくとも一部を含んでよい。

図３〜５に係るＭＲＩ画像が撮像された被検体は、フォンタン手術が行われ、心臓を介さずに静脈（例えば肝静脈１３）と肺動脈とを接続するフォンタンルート１１が形成されている。また、フォンタンルート１１が膨張していると推測される。

図３には、フォンタンルート１１及びその周辺における最大主歪成分に基づく血流の状態を示す情報がマッピングされた画像Ｇ１１を示す図である。血流の性質には、渦、滞留、及び層流を含んでよい。この血流の性質が、血流の状態を示す情報に反映される。

画像Ｇ１１における渦部分１１ａでは、血流が発生しているが、複数（例えば多数）の方向に血流が発生しているため、各血流の少なくとも一部が相殺されて血流の捕捉が困難となり得る。しかし、多くの方向に血流が発生し、血液が流れる血管の壁が押圧されることで、血管に対する圧力の時間変化が大きくなり、血管が大きく変形する。そのため、最大主歪成分の値は大きくなる（高歪み）。血流は、血液の特性（例えば粘度）、血管の形状、血管を取り巻く周辺の臓器の形状、等に影響を受け、血流の進行方向が不定となって渦となる。この渦は、乱流となり得る。渦部分１１ａでは、血栓が発生し易い。

画像Ｇ１１における滞留部分１１ｂでは、血流がほとんど発生しておらず、血管に対する圧力もほとんど時間変化せず、血管がほぼ変形しない。そのため、最大主歪成分の値は小さくなる（低歪み）。滞留部分１１ｂでは、血栓が発生し易い。

画像Ｇ１１における層流部分１１ｃでは、血液が血管に沿って血管内を好適に流れ、血管に対する圧力の時間変化も中程度であり、血管が少し変形する。そのため、最大主歪成分の値は中程度となる（中歪み）。

図４では、ＭＲＩ画像Ｇ１２には、フォンタンルート１１、大動脈１２、肝静脈１３、及び肝臓１４を含む。図４のＭＲＩ画像Ｇ１２が撮像された被検体は、フォンタン手術が行われ、心臓を介さずに静脈（例えば肝静脈１３）と肺動脈とを接続するフォンタンルートが形成されている。肝臓１４から流出した血液は、肝静脈１３を介して肺動脈に流入する。フォンタン手術が施された被検体では、肺動脈に血圧の小さい静脈からの血液が送り込まれるため、フォンタンルート１１内に血液が蓄積される傾向にある。そのため、フォンタンルート１１が拡張する傾向にある（図４参照）。拡張したフォンタンルート１１内には、渦部分１１ａ，滞留部分１１ｂ、及び層流部分１１ｃが含まれ得る。

図５では、図４の渦部分１１ａ，滞留部分１１ｂ、及び層流部分１１ｃが、プロセッサ１４０により色付けされている。図５における目盛バー２１は、最大主歪成分の値の大きさの情報を示す。目盛バー２１は、値毎に色分けされて表現されてよい。この場合、プロセッサ１４０は、ＭＲＩ画像Ｇ１３の各画素を、各画素における最大主歪成分の大きさに応じて、最大主歪成分の大きさを示す色を決定する。この色は、血流の状態を示す情報の一例である。例えば、最大主歪成分が重畳されたＭＲＩ画像Ｇ１３では、最大主歪成分の値が０〜２．８の間で色を変えて表現されてよい。

最大主歪成分の値が大きい場合（例えば渦部分１１ａ）には、橙〜赤に近い色とされてよい。最大主歪成分の値が小さい場合（例えば滞留部分１１ｂ）には、青〜紫に近い色とされてよい。最大主歪成分の値が中程度の場合（例えば層流部分１１ｃ）には、緑に近い色とされてよい。

プロセッサ１４０は、最大主歪成分の値を基に、血流の種別つまり血流の状態を判定してよい。この場合、最大主歪成分の値が２．０以上である場合、血流が渦であると判定してよい。プロセッサ１４０は、最大主歪成分の値が０．０付近の値である場合、血流が滞留であると判定してよい。プロセッサ１４０は、最大主歪成分の値が１．０前後（１．０付近）の値である場合、血流が層流であると判定してよい。なお、この最大主歪成分の値は、複数フェーズ間で同一部分が移動していない（変形しない）場合を「１．０」とした比を示している。

次に、最大主歪成分が重畳されたＭＲＩ画像を、被検体の症例別に示す。

図６は、フォンタン手術が施された後、肝臓１４に疾患を有していない患者（Ｃｏｎｔｒｏｌともいう）の肝臓１４を含むＭＲＩ画像Ｇ１４の画像例を示す図である。図６では、紫色に近い部分、つまり滞留部分１１ｂが少し確認できるが、渦部分１１ａは存在していない。図６の滞留部分１１ｂの大きさは許容範囲であり、後述する図７の健康な人においても小さな範囲で確認される。フォンタン手術が行われたフォンタン循環患者については、図６の状態が維持されることが好ましい。

図７は、健常人（Ｎｏｒｍａｌともいう）の肝臓１４を含むＭＲＩ画像Ｇ１５の画像例を示す図である。図８は、肝臓癌の患者の肝臓１４を含むＭＲＩ画像Ｇ１６の画像例を示す図である。図９は、肝臓１４が繊維化した患者の肝臓１４を含むＭＲＩ画像Ｇ１７の第１画像例を示す図である。図１０は、肝臓１４が繊維化した患者の肝臓１４を含むＭＲＩ画像Ｇ１８の第２画像例を示す図である。図１０に示す被検体では、フォンタンルート１１が拡張し、血流が停滞していることが容易に理解できる。

このように、Ｃｏｎｔｒｏｌ（図６参照）、Ｎｏｒｍａｌ（図７参照）、及び症状のある患者（図５，図８〜図１０参照）を比較すると、症状のある患者では画像上に渦部分、滞留部分のいずれもが顕著に観察されることから、血流動態に問題が生じていることが見て取れる。

次に、フォンタン手術やフォンタン手術に伴う血流に関して、補足する。

フォンタン手術は、例えば、心室が１つの患者に対して行われ、フォンタンルートが形成される。フォンタンルートでは、動脈を介して巡った血液が、心臓を介さずに肺動脈に送られる。この場合、心臓を介さずに静脈が直接肺静脈に接続されてもよいし、心臓を介さずに静脈と肺動脈とが人工血管を介して接続されてもよい。静脈では血液を輸送する圧力が小さくなる傾向にあるので、静脈から血液が放出されず、静脈内部圧力が蓄積する傾向がある。同様に、心臓に接続されない肺動脈では、血液を輸送する圧力が小さくなる傾向にあるので、肺動脈から血液が放出されず、肺動脈内部の圧力が蓄積する傾向がある。また、肺動脈に接続される静脈が人口血管である場合も同様である。この場合、この静脈や肺動脈に近い肝臓や膵臓から十分に動脈血が排出されずに障害が発生する可能性がある。この圧力の蓄積を抑制して、静脈や肺動脈内を血液が順調に（例えば層流で）流れることが好ましい。

また、フォンタン手術後の患者の血流の観察は、血流推定の一例であり、他の血流を観察してもよい。例えば、医用画像処理装置１００は、一般的な静脈を観察部位として、血流推定してもよい。また、血管に瘤や狭窄が存在するような患者においても、医用画像処理装置１００による血流推定は有効である。

膨張した血管内には血管径の急激な変化により、血液が淀んで停滞し、又は渦が発生する可能性がある。フォンタン手術により肺動脈に接続された静脈や人工血管の周辺にある肝臓では、フォンタンルートでの血液の停滞、渦等は、大静脈内の血圧の上昇と相関があり、肝臓は下大静脈に直結するためその影響を強く受ける。よって、停滞、渦等は、肝硬変や肝臓の繊維化を誘発し易い。よって、肝硬変や肝臓の繊維化の原因の１つとなる血流の停滞等を発見することは、非常に意味がある。

また、渦が存在する箇所では、血栓が発生し易い。血栓が例えば頭に移動すると、脳梗塞を誘発する可能性がある。フォンタンルートでは、血栓は肺梗塞の原因となる。そのため、医用画像処理装置１００により渦の発生する場所を特定可能であることは、非常に意味がある。

また、右房は、静脈を巡って血液が帰還した際に最初に入る場所である。そのため、右房も静脈や人工血管同様に、血液の流れが停滞し易い。医用画像処理装置１００によれば、右房における血流の状態も高精度に推定できる。

図１１は、従来の２Ｄ−ＰＣ法による血流計測を説明するための図である。従来の２Ｄ−ＰＣ法による血流計測を行う血流計測装置は、血管等の短軸方向を断面としてＭＲＩ画像を取得する。そして、血流計測装置は、断面画像としてのＭＲＩ画像に対する法線方向の流れを、血管の長軸方向の流れとして表現する。また、ＰＣ法による画像は機能画像であるので、血流計測装置は、別途形態画像を撮像し、位置合わせを行う必要がある。

これに対し、図１２は、本実施形態の血流推定を説明するための図である。医用画像処理装置１００は、最大主歪成分に基づく血流の状態を示す情報を重畳したＭＲＩ画像を表示する。医用画像処理装置１００は、観察すべき血管等の長軸方向を断面としたＭＲＩ画像を取得し、ＭＲＩ画像の面内成分として血流の様子を表現する。よって、ユーザは、医用画像処理装置１００により導出されたＭＲＩ画像を確認することで、確認すべき血管に沿った血流の様子を理解できるので、断面の法線方向の流れを確認する場合と比較して、直感的に血流を認識できる。

また、医用画像処理装置１００は、血流の状態を示す情報により、血流がない状態と、血流があるが渦あり、血流の少なくとも一部が相殺されて血流がないように見える状態と、を識別可能である。そのため、医用画像処理装置１００は、流れが比較的遅く且つ渦の発生しやすい、静脈、心房、動脈瘤、静脈瘤、血管乖離の偽腔、静脈拡張、シャント、心耳、等での流れ（血流）を評価できる。特に、医用画像処理装置１００は、フォンタン循環患者における肺動脈の流れを好適に評価できる。また、医用画像処理装置１００は、断面画像に対して断面の面内成分（断面に平行な面内の成分）を含む流れが評価できる。また、医用画像処理装置１００は、Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ法による撮像により取得された画像について流れを評価でき、別途の形態画像の撮像や形態画像との位置合わせが不要となる。また、医用画像処理装置１００は、血流に含まれる渦と層流と滞留とを評価できる。また、血流推定に用いられるＭＲＩ画像の撮像時間が、短時間で済む。

以上のように、本実施形態の医用画像処理装置１００では、ポート１１０は、渦及び滞留の少なくとも一方を有する血流を含み、時系列に並ぶ複数の断面形態画像を取得する。プロセッサ１４０は、複数の断面形態画像に基づいて、断面形態画像の変形に関する動き情報を取得する。プロセッサ１４０は、動き情報における移動量、速度、及び歪み量の少なくとも１つに基づいて、血流の状態を示す情報を取得する。プロセッサ１４０は、断面形態画像に血流の状態を示す情報を重畳して表示画像を生成する。血流の状態を示す情報は、断面形態画像の断面に平行な面内の成分を有する渦及び滞留の少なくとも１つの情報を含む。時系列に並ぶ複数の画像は、複数のフェーズの画像でよい。断面形態画像は、形態画像の断面を示す断面画像でよい。

これにより、医用画像処理装置１００は、複数フェーズの断面画像における変形に関する動き情報を基に血流の状態を示す情報を導出し、定性的に血流の状態（例えば渦、層流、停滞）を推定できる。例えば、歪量が大きい場合には、医用画像処理装置１００は、血流が渦（乱流を含む）となる部分を含み、血液や周辺臓器に悪影響があると推測できる。また、歪量が中程度である場合、医用画像処理装置１００は、適度な層流であると推測できる。歪量が小さい場合、医用画像処理装置１００は、血流がほとんどなく、停滞していると推測できる。そして、医用画像処理装置１００は、血流の状態を表示画像により可視化できる。また、医用画像処理装置１００は、断面画像の断面が血管に対して長軸方向の面である長軸面であり、この面内の成分を１画像により表現できるため、血管全体の様子を把握し易くできる。このように、医用画像処理装置１００は、流れが比較的遅く、渦が発生し易い被検体の観察部位の血流の推定精度を容易に向上できる。

また、プロセッサ１４０は、断面形態画像に含まれる血流として流れる血液が通過する領域を抽出し、血液が通過する領域における前記血流の状態を示す情報を重畳し、表示画像を生成してよい。

これにより、ユーザは、血管に限って被検体内部の流体を観察できるので、血流を観察し易くなる。また、医用画像処理装置１００は、取得されたＭＲＩ画像の全体に対して動き解析や最大主歪成分の導出等の画像処理を実施する必要がなくなり、画像処理に係る処理負荷を低減できる。また、医用画像処理装置１００は、領域を限定することにより、動き解析を行う範囲を限定でき、動き解析の処理精度の向上が期待できる。

また、断面形態画像は、ＭＲＩ装置２００により撮像されたＭＲＩ画像でよい。

これにより、医用画像処理装置１００は、非侵襲に血流の状態を観察できる。

また、ＭＲＩ画像は、Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ法に従って撮像された画像でよい。

これにより、医用画像処理装置１００は、ＭＲＩ画像を高速に撮像可能であり、フェーズ間隔を短くして任意の断面の動画を取得できる。よって、医用画像処理装置１００は、断面画像における短時間での変形を認識し易くなり、動き情報の精度が向上するので、血流の状態の推定精度を向上できる。

また、医用画像処理装置１００は、血流観察用に特別に撮像することが不要となる。例えば、心臓周辺のＭＲＩ画像が撮像される場合、個別の診断に用いる画像が撮像される前に、位置決め用の画像が撮像される。この際、心臓全体の解剖学的な情報を得るために、Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ法により２次元のシネ画像が各断面において撮像されることが多い。医用画像処理装置１００は、この位置決め用の少なくとも一部に基づいて、血流の状態を推定できる。したがって、医用画像処理装置１００は、例えば、過去に蓄積された位置決め用の画像を基に、血流の状態を推定することもできる。

また、血流となって移動する血液が通過する流路の径は、狭窄又は瘤によって変化してよい。

つまり、狭窄又は瘤によって、狭窄又は瘤の前後では層流として流れていた血流が乱され、渦と滞留を生じ、渦と滞留がｆｌｏｗ−ｖｏｉｄに反映され、動き情報として検出される。したがって、医用画像処理装置１００が血流の情報を示す情報を表示によりユーザに提示することで、ユーザは、狭窄又は瘤に含まれる血流、又は血流の性質が観察でき、高精度な診断材料を取得できる。特に、瘤や心耳についてはＣＴ画像では、新しい血液の流入が小さい停滞と、単に血液が存在しない場合の停滞とが区別が付かない。これに対し、医用画像処理装置１００は、瘤や心耳における血流、又は血流の性質が観察できる。

以上、図面を参照しながら各種の実施形態について説明したが、本開示はかかる例に限定されないことは言うまでもない。当業者であれば、特許請求の範囲に記載された範疇内において、各種の変更例または修正例に想到し得ることは明らかであり、それらについても当然に本開示の技術的範囲に属するものと了解される。

第１の実施形態では、ＭＲＩ装置２００により画像を撮像し、生体内部の情報を含むＭＲＩ画像を生成することを例示したが、他の装置により画像を撮像し、断面画像を生成してもよい。他の装置は、血管造影装置（Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ装置）又はその他のモダリティ装置を含む。また、ＰＥＴ装置は、他のモダリティ装置と組み合わせて用いられてもよい。例えば、血管造影装置は、造影剤が煙状のテクスチャーとして撮像され、テクスチャーの変化によって流れを見て取ることができる。したがって、血管造影装置は、動き解析によって血流の状態を示す情報が取得可能であるので、上記実施形態を適用可能である。血管造影装置は、川崎病の冠動脈瘤や肺動脈瘤の観察に適している。例えば、医用画像処理装置１００は、血管造影装置により撮像された画像を取得し、石灰化の要因の１つである冠動脈流の渦を評価できる。

第１の実施形態では、フォンタンルートの血流推定に用いられることを主に例示したが、その他の血流推定に用いられてもよい。例えば、心房、心耳、動脈瘤、弁逆流、大動脈瘤、深部静脈血栓、肺血栓塞栓症、心尖部血栓などの血流の分析に、第１の実施形態の手法が用いられてよい。即ち、医用画像処理装置１００は、狭窄、瘤を含む、血流の流路径が大きく変化する箇所の流れの評価に使用可能である。

第１の実施形態では、医用画像処理装置１００は、最大主歪成分の値に応じて、血流の状態（例えば渦、滞留、層流）を推定することを主に例示したが、最大主歪以外のパラメータを用いて血流の状態を推定してもよい。複数のパラメータの組み合わせにより、血流の状態が推定されてもよい。パラメータには、「Ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ」（移動、変位）、「Ｖｅｌｏｃｉｔｙ」（速度）が含まれてよい。「Ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ」は、動き情報に含まれて又は動き情報を基に、取得されてよい。「Ｖｅｌｏｃｉｔｙ」は、動き情報に含まれて又は動き情報を基に、取得されてよい。「Ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ」は、参考特許文献１の動き解析で得られる移動量に相当してよい。「Ｖｅｌｏｃｉｔｙ」は、参考特許文献１の動き解析で得られる速度に相当してよい。よって、この場合、最大主歪成分の導出が省略されてもよい。

第１の実施形態では、医用画像処理装置１００は、最大主歪成分により血流の停滞や渦が発生していることを推定することを例示したが、特定の中心点に着目してその中心点を中心とした円周方向または放射方向の歪み量により停滞や渦の発生を推定してもよい。医用画像処理装置１００は、前記中心点をユーザが指定するユーザインターフェース（例えばＵＩ１２０）を有していてもよい。また、医用画像処理装置１００は、渦の中心点では移動量や速度が小さく、渦の中心点の周囲では移動量や速度が速いことに着目して、動き情報を基に、前記中心点を特定してもよい。また、医用画像処理装置１００は、渦の血流の移動方向が略円形に連なることに着目して、動き情報を基に、特定した前記中心点を中心とする渦であると判別してもよい。また、医用画像処理装置１００は、中心を有さない乱流においては血流の移動方向が複数あり、その方向が不定又は不規則であることに着目して、動き情報を基に、乱流と中心の明確な渦とを判別してもよい。

第１の実施形態では、医用画像処理装置１００は、血流の渦が発生していることを推定することを例示したが、渦について、特定の中心点に着目してその中心点を中心として旋回する渦を個別に識別してもよい。例えば、医用画像処理装置１００は、このような渦の中心点では移動量や速度が小さく、渦の中心点の周囲では移動量や速度が速いことに着目して、動き情報を基に、中心点を中心とする渦であると判別してもよい。また、医用画像処理装置１００は、このような渦の場合には移動方向が略円形に連なることに着目して、動き情報を基に、中心点を中心とする渦であると判別してもよい。また、医用画像処理装置１００は、中心を有さない乱流においては血流の移動方向が複数あり、その方向が不定又は不規則であることに着目して、動き情報を基に、乱流と中心の明確な渦とを判別してもよい。また、医用画像処理装置１００は、中心点をユーザが指定するユーザインターフェース（例えばＵＩ１２０）を有していてもよい。

第１の実施形態では、撮像されたＭＲＩ画像は、ＭＲＩ装置２００から医用画像処理装置１００へ送信されることを例示した。この代わりに、ＭＲＩ画像が一旦蓄積されるように、ネットワーク上のサーバ等へ送信され、サーバ等に保管されてもよい。この場合、必要時に医用画像処理装置１００のポート１１０が、ＭＲＩ画像を、有線回線又は無線回線を介してサーバ等から取得してもよいし、任意の記憶媒体（不図示）を介して取得してもよい。

第１の実施形態では、撮像されたＭＲＩ画像は、ＭＲＩ装置２００から医用画像処理装置１００へポート１１０を経由して送信されることを例示した。これは、実質的にＭＲＩ装置２００と医用画像処理装置１００とを併せて一製品として成立している場合も含まれるものとする。また、医用画像処理装置１００がＭＲＩ装置２００のコンソールとして扱われている場合も含む。

また、上記実施形態では、生体として人体を例示したが、動物の体でもよい。

また、本開示は、医用画像処理装置の動作を規定した医用画像処理方法として表現することも可能である。さらに、本開示は、上記実施形態の医用画像処理装置の機能を実現するプログラムを、ネットワークあるいは各種記憶媒体を介して医用画像処理装置に供給し、この医用画像処理装置内のコンピュータが読み出して実行するプログラムも適用範囲である。

本開示は、流れが比較的遅く、渦及び滞留が発生し易い被検体の観察部位の血流の推定精度を容易に向上できる医用画像処理装置、医用画像処理方法、及び医用画像処理プログラム等に有用である。

１００ 医用画像処理装置
１１０ ポート
１２０ ユーザインタフェース（ＵＩ）
１３０ ディスプレイ
１４０ プロセッサ
１５０ メモリ
２００ ＭＲＩ装置
１１ フォンタンルート
１２ 大動脈
１３ 肝静脈
１４ 肝臓

Claims (7)

1. ポート及びプロセッサを備える医用画像処理装置であって、
   前記ポートは、渦及び滞留の少なくとも一方を有する血流を含み、時系列に並ぶ複数の断面形態画像を取得し、
   前記プロセッサは、
   前記複数の断面形態画像に基づいて、前記断面形態画像の変形に関する動き情報を取得し、
   前記動き情報における移動量、速度、及び歪み量の少なくとも１つに基づいて、血流の状態を示す情報を取得し、
   前記断面形態画像に前記血流の状態を示す情報を重畳して表示画像を生成し、
   前記血流の状態を示す情報は、前記断面形態画像の断面に平行な面内の成分を有する渦及び滞留の少なくとも１つの情報を含む、
   医用画像処理装置。
2. 請求項１に記載の医用画像処理装置であって、
   前記プロセッサは、
   前記断面形態画像に含まれる前記血流として流れる血液が通過する領域を抽出し、
   前記血液が通過する領域における前記血流の状態を示す情報を重畳し、前記表示画像を生成する、
   医用画像処理装置。
3. 請求項１または２に記載の医用画像処理装置であって、
   前記断面形態画像は、ＭＲＩ装置により撮像されたＭＲＩ画像である、
   医用画像処理装置。
4. 請求項３に記載の医用画像処理装置であって、
   前記ＭＲＩ画像は、Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ法に従って撮像された画像である、
   医用画像処理装置。
5. 請求項１〜４のいずれか１項に記載の医用画像処理装置であって、
   前記血流となって移動する血液が通過する流路の径は、狭窄又は瘤によって変化する、
   医用画像処理装置。
6. 医用画像処理装置における医用画像処理方法であって、
   渦及び滞留の少なくとも一方を有する血流の領域を含み、時系列に並ぶ複数の断面形態画像を取得し、
   前記複数の前記断面形態画像に基づいて、前記断面形態画像の変形に関する動き情報を取得し、
   前記動き情報における移動量、速度、及び歪み量の少なくとも１つに基づいて、血流の状態を示す情報を取得し、
   前記断面形態画像に前記血流の状態を示す情報を重畳して表示画像を生成し、
   前記血流の状態を示す情報は、前記断面形態画像の断面に平行な面内の成分を有する渦及び滞留の少なくとも１つの情報を含む、
   医用画像処理方法。
7. 請求項６に記載の医用画像処理方法をコンピュータに実行させるための医用画像処理プログラム。