JP2021175548A - データ間の関係を自動的に決定する方法及び装置 - Google Patents

Abstract

【課題】心臓血管の血液フローの４ＤＭＲフローの定量分析及び心臓血管の血液フローの視覚化のための方法／作業フローを提供する。【解決手段】対象とするボリュームの三方向の速度情報を備えるボリューム画像のデータ・セットの速度エンコード方向を決定する方法であって、ａ）座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）を規定するステップと、ｂ）三つの座標軸（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に沿って三つの速度コンポーネント（Ｖ０、Ｖ１、Ｖ２）の可能性がある全ての配列を決定するステップと、ｃ）対象とするボリューム内の参照ポイントを決定するステップと、ｄ）ステップｂ）において決定された速度コンポーネントの可能性がある全ての組合せに対し、各ポイントに対するストリーム・ラインを決定するステップと、ｅ）最長の長さを有する又は閾値より長い長さを有するストリーム・ラインに対応する三つの速度コンポーネントの配列を、速度エンコード方向とするステップとを、備える方法。【選択図】図２Ａ

Description

本発明は、医療用画像化 （特に、ＭＲ心臓血管の画像化）の技術分野に関するが、これは、構造的情報及び三方向速度情報を備えるボリューム画像のデータ・セットにおけるフローを定量化する必要がある、如何なる分野にも応用を見出すことが出来る。

心臓及び脈管系の空腔を通る拍動性血液フローは、マルチ方向及びマルチ次元を有し、このフローは、心臓周期の間時間とともに変化する。従来から、位相差（ＰＣ: phase contrast）法を使用するフローの磁気共鳴画像化（ＭＲＩ: magnetic resonance imaging）は、単一方向のフローを個々のスライスの空間２次元（２Ｄ: two dimensions）に分解する方法を使用して達成される。この単一の速度エンコード方向は、通常、２Ｄ平面に直角となるように選択される。これにより、この２Ｄスライスを通るフローの量の算出が可能になるが、マルチ方向及びマルチ次元のフローを評価することはできない。

以前は、心臓血管のフローを評価するための通常の臨床ツールは、ドップラ超音波心臓検査であった。これは、超音波ビーム方向における血液フローの速度コンポーネントを測定する、又はカラー・ドップラ・モードを使用して単一方向血液フロー速度の２Ｄ視覚化を提供することを可能にした。しかしながら、この技術は、（ビーム・アライメントにより）速度の評価が変化すること、音響ウィンドウが限られていること及びオペレータの専門知識によって、制限される。

さらに、平均速度及びネット・フローの算出は、基本となるフローのプロフィール及び脈管の断面積が、複雑なフロー及び／又は血管の幾何学的形状の存在により、フローの数量化を不正確にすると言う結果になり得るとの仮定に基づいている。

現時点で、最も一般的な位相差ＭＲフローの画像化技術は、単一方向で速度をエンコードする２Ｄシネ位相差ＭＲである。速度をエンコードするこの単一方向は、通常、２Ｄ平面と直角をなすように選択され、これにより、その２Ｄ平面を通過するフローの量の算出が可能になる。

近年、時間分解三次元（３Ｄ）位相差ＭＲＩ（本明細書では、４Ｄ ＭＲフローと呼ぶ）への注目が増大している。４Ｄ ＭＲフローでは、解剖学的情報及び三方向の速度情報が、時間に渡って３Ｄボリューム内のボクセルごとに得られ、かつこれらの情報は、収集された３Ｄボリューム内での血液フロー・パターンの時間的変化を測定しかつ視覚化する能力を提供する。４Ｄ ＭＲフロー・データは、個々の脈管構造、及び心臓、隣接する大動脈、頸動脈、腹部又は周辺血管のような脈管領域全体を含む。４Ｄ ＭＲフローは、個々の脈管構造、及び心臓、隣接する大動脈、頸動脈、腹部又は周辺血管のような脈管領域全体における複雑な血液フロー・パターンの総合的な評価を可能にする。このユニークな技術は、非特許文献１で報告されているように、ポンプ血液量の数量化及び血管壁での血行力学効果の推定のような基本的な態様から、心臓及び心血管系のフロー経路の視覚化までの、フローの視覚化及び数量化のための多種多様なオプションを可能にする。

４Ｄ ＭＲフロー・データ収集は、例えば、非特許文献２に報告されるように、様々な画像収集方法を使用して達成させることが出来る。４Ｄ ＭＲフローの収集は、結果として、各ボクセルが、全ての三次元（ｘ−、ｙ−、ｚ−方向）に速度情報を含む３Ｄ解剖学的ボリュームになる。データ収集が完了した後、収集されたデータは、時間分解された大きさの３Ｄデータ（解剖学的画像）及び三方向血液フロー速度Ｖｘ、Ｖｙ及びＶｚを表す三つの時系列（速度画像）を生じる。

収集された４Ｄ ＭＲフロー・データは、データ解釈、及び標準化されたデータ・フォーマットであるＤＩＣＯＭへのその後の分析の前に、格納される。ＤＩＣＯＭとは、「医学におけるデジタル画像化及び通信"Digital Imaging and Communication in Medicine"」の略称であり、かつ医療用画像情報の処理、格納、印刷及び送信のための標準である。これは、ファイル形式の規定及びネットワーク通信プロトコールを含む。この通信プロトコールは、ＴＣＰ／ＩＰを使用してシステム間の通信を行うアプリケーション・プロトコールである。ＤＩＣＯＭファイルは、ＤＩＣＯＭフォーマットで画像及び患者データを受信することができる２つのエンティティの間で、交換させることが出来る。ＤＩＣＯＭは、多数の製造業者によるスキャナ、サーバ、ワークステーション、プリンタ及びネットワーク・ハードウェアを、医療用画像通信システム（ＰＡＣＳ：Picture Archiving and Communication System）に統合することを可能にする。様々なデバイスには、それらがどのＤＩＣＯＭクラスをサポートしているかを明確に述べているＤＩＣＯＭ準拠ステートメント（DICOM Conformance Statements）が付されている。ＤＩＣＯＭは、既に、病院によって広く採用されている。

最も重要なＤＩＣＯＭ情報は、画像データそのものを記述する数のシーケンスである。画像情報には、識別タグも導入される。画像の画素の数値的解釈には様々な方法が存在するので、ＤＩＣＯＭ情報は、解釈についてのデータを含むべきである。

ＭＲ画像化システムの全ての製造業者は、収集された画像データを、ＤＩＣＯＭ標準に従って標準化されたファイル形式で送出するであろう。このＤＩＣＯＭ標準は、画像化製品の製造業者の貢献により確立されたものであり、そして医療用画像情報を処理し、格納し、印刷し、かつ送信するために、医療用画像及び関連情報をフォーマットしかつ交換する手段を記述する詳細な仕様を提供する。ＤＩＣＯＭ標準は、画像化技術ごとに、画像データの正しい解釈のために必要な最低限の情報を定める。この標準は、付加情報を含ませる自由度を許容しているので、画像化製品の大部分の製造業者は、ＤＩＣＯＭ標準には定められていない付加情報を格納し、かつ彼らのＤＩＣＯＭ準拠ステートメントによってこれを通信しても良い。

４Ｄ ＭＲフロー・データを正しく解釈するために、ＤＩＣＯＭのいくつかの情報が、使用される。例えば、患者に対する速度をエンコードするベクトルの方向余弦を示す「速度エンコード方向（Velocity Encoding Direction）」が必要である。この情報は、速度エンコード方向（ｘ−、ｙ−及びｚ−方向）に対応する速度エンコード画像の各々に対し、利用可能でなければならない。ＤＩＣＯＭ標準は、患者及び画像化技術に特有な情報を含む医療用画像を格納する一定の方法を提供するが、画像データ解析のために必要とされる全ての情報が、規定されているという訳ではない。このことは、特に、非特許文献３による最近の４Ｄ フロー・コンセンサス論文に記載される、時間分解された三次元位相差ＭＲＩ（４Ｄ ＭＲフロー）のような新規な画像化技術に対し、当てはまる。

ＤＩＣＯＭファイルが、ＰＡＣＳから外部システム（例えば、診断用ワークステーション、又はウェブ・クライアント）にダウンロードされる時には、４Ｄ ＭＲフロー・データを格納する前に、患者を識別する全ての情報は、患者の秘密を保持するために、ＤＩＣＯＭヘッダから削除される。

通常、収集された速度コンポーネントの順序及びフロー・エンコード方向に関する情報は、ＤＩＣＯＭに格納されているが、場合によっては、この情報は失われている。例えば、いくつかのＭＲ製造業者は、規定されたＤＩＣＯＭ標準に完全には対応せず、又は情報を私的ＤＩＣＯＭオブジェクトに配置する。さらにまた、画像が、ＰＡＣＳのような異なるシステムによって転送される場合、匿名化ツール、画像に属している情報は、取り除かれているかもしれない。

収集された速度コンポーネントの順序及びフロー・エンコード方向に関する情報が失われているときには、４Ｄ ＭＲフローは、例えば、フローの視覚化及び数量化に対しては役立たなくなる。

従って、速度方向の情報が失われている状況に対して、速度コンポーネントの順序及びフローの方向を決定するために適用することが出来る方法が、必要である。

米国特許第６，２５２，４０２号明細書 米国特許第７，３３２，９１２号明細書

Hope外による、「心胸郭の磁気共鳴フロー画像化 "Cardiothoracic Magnetic Resonance Flow Imaging"」J Thorac Imaging、2013年 7月、28(4)号、217-30頁 Markl外による、「３Ｔで時間分割された３Ｄ ＭＲ速度マッピング：血管解剖及び血液フローの改善されたナビゲータによりゲート処理された評価 "Time-Resolved 3D MR Velocity Mapping at 3T: Improved Navigator-Gated Assessment of Vascular Anatomy and Blood Flow"」、J Magn Reson Imaging、2007年、25号、824-831頁 Dyverfeldt外による、「４Ｄ フロー心臓血管の磁気共鳴コンセンサス・ステートメント "4D flow cardiovascular magnetic resonance consensus statement"」、J Cardiovasc Magn Reson、2015年、17(1)号、72頁 M. Markl外による、「時間分解された三次元位相差ＭＲＩ"Time-Resolved Three-Dimensional Phase-Contrast MRI"」、JMRI、2003年、17号、499-506頁 Uribe外による、「心臓シネ画像化全体に対する新規な呼吸ゲーティング技術：定常状態自由歳差シーケンスにおけるナビゲータ・スライスの統合 "New Respiratory Gating Technique for Whole Heart Cine Imaging: Integration of a Navigator Slice in Steady State Free Precession Sequences"」、 Journal of Magnetic Resonance Imaging、34号、211-219頁、2011年 "Press Syndicate of the University of Cambridge"により刊行された「Ｃ：科学的コンピューティング技術における数値レシピ "Numerical Recipes in C: The Art of Scientific computing"」、1992年、4.2号、136-139頁 Westenberg外による、「マルチスライスの二次元面内速度−エンコードされた磁気共鳴画像化による改良された大動脈パルス波速度評価 "Improved aortic pulse wave velocity assessment from multislice two-directional in-plane velocity−encoded magnetic resonance imaging"」、JMRI、2010年、32号、1086-1094頁 Markl外による、「心臓血管磁気共鳴による心臓及び大血管の包括的４D 速度マッピング "Comprehensive 4D velocity mapping of the heart and great vessels by cardiovascular magnetic resonance"」、J Cardiovasc Magn Reson、2011年、13(1)号

本発明は、４Ｄ ＭＲフロー・データの関係を抽出し、かつ心臓血管の血液フローの４Ｄ ＭＲフローの定量分析及び心臓血管の血液フローの視覚化の有用性を著しく強化するための方法／作業フローを提案する。

したがって、本発明の目的は、データの関係を抽出して、４Ｄ ＭＲフロー定量分析の有用性を著しく強化することである。本願明細書における実施態様に従うと、対象とするボリュームの三方向の速度情報（Ｖ_０、Ｖ_１、Ｖ_２）を備えるボリューム画像のデータ・セット（通常は、４Ｄ ＭＲフロー・データ・セットのシーケンス）の速度エンコード方向を決定するためのシステム、コンピュータ・プログラム製品及びコンピュータの実行方法が提供され、このシステム、コンピュータ・プログラム製品およびコンピュータの実行方法は、特定の実施可能な命令により実行されるように構成されている一つ以上のコンピュータ・システムの制御の下で、
ａ）座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）を規定するステップと、
ｂ）前記三つの座標軸（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に沿う三つの速度コンポーネント（Ｖ_０、Ｖ_１、Ｖ_２）の可能性がある全ての配列を決定するステップと、
ｃ）自動的に又はユーザ入力のいずれかにより、対象とするボリューム内の参照ポイント（単数又は複数）を、例えば、速度閾値より上の速度モジュール

を有する速度ボクセルを選択することにより、又はボリューム画像のデータ・セットが、対象とするボリュームの構造の大きさ情報及び三方向速度情報を備える場合、大きさの閾値より上の大きさデータを有する大きさボクセルを選択することにより、決定するステップと、
ｄ）ステップｂ）において決定された速度コンポーネントの可能性がある全ての組合せに対し、各ポイントごとにストリーム・ライン又はフロー・ライン（つまり、フローの方向内のパスを示すライン）を決定するステップ（ストリーム・ラインは、如何なる期においても算出することが出来るが、フローが高い場合ピーク心臓収縮期において決定されることが好ましい）と、
ｅ）最長の長さを有する又は閾値より長い長さを有するストリーム・ラインに対応する前記三つの速度コンポーネントの配列を、速度エンコード方向とするステップとを、
備える。

速度エンコード方向の方位を決定するために、フローの方向を使用しても良い実施態様が、提供される。このようなフローの方向は、ユーザからの入力としても良いし、自動的に算出させても良い。この場合、対応するフロー・ラインがフローの方向に従わない場合、三つの速度コンポーネントの配列は方位を反転させることが、有利である。

フローの方向を決定するためには、上流のポイント（Ａ）及び下流のポイント（Ｂ）の時間速度曲線を使用することが好ましい。例えば、上流のポイント（Ａ）での曲線が、下流のポイント（Ｂ）曲線に対して時間で遅れている場合、フローが下流にあるとみなし、下流のポイント（Ｂ）での曲線が上流のポイント（Ａ）での曲線に対して時間で遅れている場合、フローが上流にあるとみなしても良い。

曲線間の遅延は、例えば、曲線のピークを識別しそしてこのようなピーク内の時間の位置を比較することによって、又は上流曲線及び下流曲線の間の相関関数を算出することによって、検索しても良い。

相関関数

は、Ｓ_Ａ、Ｓ_Ｂを、それぞれ、上流のポイントＡ及び下流のポイントＢでの速度曲線とし、

を速度曲線間の時間のずれとし、

を期のインデックス（すなわち、４Ｄ ＭＲフロー・データ内の３Ｄボリュームを識別するインデックス）とし、そして

を、期の数（すなわち、４Ｄ ＭＲフロー・データ内の３Ｄボリュームの量） とし、相互関係が、少なくとも三つのずれ（例えば、−１、０、＋１） に対して算出され、ここで、

である場合には、上流の状態と決定され、又は

である場合には、下流の状態と決定される。速度エンコード方向が決定されると、このようにして決定された速度情報を使用して定量的フロー解析を実行し、及び／又はストリーム・ライン、ベクトル場、断面フロー又は他の同様なパラメータを示すことが可能になる。

実施態様は、デジタル・コンピュータのメモリに、直接ロード可能なコンピュータ製品であって、この製品をコンピュータで稼働させると開示された方法を実行するためのソフトウエア・コード部分を備える、コンピュータ製品にも関する。

実施態様は、三次元画像を得るためのＭＲＩ装置にも関し、この装置は、対象とする器官の連続する画像ボリュームのシネを得る収集システムを備え、この装置は、更に、前記請求項のいずれかに記載の方法を実行するようにプログラムされている処理モジュールを備えている。

特に、この装置は、血管又は血管のツリーを含むボリュームの４Ｄ フロー画像を収集するように、構成されていて、この処理モジュールは、血管（単数又は複数）のような範囲内でのフローに関する速度ベクトルの座標系に対する方向及び方位を決定するようにプログラムされている。

一実施態様の場合、速度ベクトルの方位は、処理モジュールが、血管の少なくとも２つのポイントのパルス波速度曲線を算出し、そしてこのような曲線間の時間のシフトを決定することによって、決定される。

本発明の更なる改良は、従属クレームの主題を形成するであろう。

本発明の特性及びそこから導出される利点は、添付の図面に図示される非限定的な実施態様の以下の記載から、より明らかになるであろう。

１０１が大きさデータでありかつ１０２−１０４が三つの速度コンポーネントである４Ｄ ＭＲフロー・データを示す。 図１Ａに示される組合わされた４Ｄ ＭＲフロー・データの３Ｄ表示である。 一実施態様に従って実行される速度エンコード方向を決定する方法を示す。 別の実施態様に従って実行される速度エンコード方向を決定する方法を示す。 右手系のデカルト座標系（３０１）、及び三つの速度コンポーネントを組合わせることによって得ることができる全ての考えられる速度ベクトルの表示（３０２）を示す。 一開始点に対し、誤った順序及び逆転状態（４０２）を有する算定されたストリーム・ライン、並びに正しい順序及び逆転状態（４０３）を有するストリーム・ラインを示す。 ストリーム・ライン上の２つの位置でのパルス波速度の表示を示す。 ＭＲシステムのハイレベル・ブロック図の一例を示す。 本願明細書の実施態様に従うＭＲシステムの典型的な４Ｄ ＭＲフロー収集の機能ブロック図である。

磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）装置は、シーケンシャルに画像化を実行するように構成されている画像化ユニットを備える。この装置は、静磁界内に置かれる被験者（すなわち、患者）に高周波磁場を照射する。この被験者から生成される磁気共鳴信号は、高周波磁場の照射により検出される。検出信号を使用して、画像が作成される。

磁気共鳴画像化装置は、被験者に勾配磁場を照射することによって磁気共鳴信号に空間位置情報を追加する勾配磁場コイルも含む。

高周波パルスと勾配の様々な組合せを使用することにより、様々なＭＲＩシーケンスを作ることが出来る。ＭＲＩパルス・シーケンスは、磁気勾配を変更するようにプログラムされたセットである。様々なパルス・シーケンスは、放射線科医が、同じ組織を種々な態様で画像化することを可能にし、かつシーケンスの組合せが、重要な診断情報を明らかにする。

図６は、ＭＲＩシステムのハイレベルのブロック図の一例を示す。

（種々の機能ブロックにより規定されている）システムの部分は、専用ハードウエア、アナログ及び／又はデジタル回路、及び／又はメモリに格納されているプログラム命令を動作させる一つ以上のプロセッサによって、実装させても良い。

図６のＭＲＩシステムは、患者６０１のための可変テーブル６０２、データ処理モジュール６０３、及びマグネット・システム６０６を含む。

データ処理モジュール６０３は、一つ以上のプロセッサ、及び本願明細書に記述されている動作を実行するよう一つ以上のプロセッサに指示するプログラム命令を格納するメモリを含む。データ処理モジュール６０３は、画像、インディシア（indicia）、データ並びに本願明細書に記述され及び図面に図示されている他の情報のような情報を、ユーザに提供するディスプレイを含む。データ処理モジュール６０３は、画像化装置の制御動作のような、本願明細書の動作に関連するユーザからの入力を受信するためのユーザ・インタフェースも含む。例えば、走査パラメータは選択する又は変えることができ、患者の画像は表示させることができ、そして例えば、関心領域の測定、フローの数量化、及び補完的な画像等を得るときに使用される投影視野を視覚的及び／又は定量的に制御・選択することを含む後処理を、実行させることができる。データ処理モジュール６０３は、本願明細書において参照されているかつ参照により引用されているものとする特許及び刊行物に記述されているシステムの一つ以上の部分に対応していても良いし又はそれを含んでいても良い。

ＭＲＩシステムの主要な態様の一つは、マグネット・システム６０６である。このマグネット・システム６０６は、一般に、大きな管状又は円筒状磁石を備える。磁石は、通常、ヘリウム冷却された超伝導線のコイルから形成される電磁石である。これらのコイルを流れる電流は、磁場を発生させる。永久磁石を使用することも出来る。磁場は、テスラで測定される電界強度を有する。マグネット・システム６０６の重要な面は、磁場の等質性である。これは、指定された領域又はボリュームに関してほとんど変化しない磁場である。

しかしながら、製造の不完全性又は介入室の問題（例えば、近くの鋼鉄支柱） のため、磁場の歪が、生じ得る。これらの不均質性は、シム・システム６０７を使用して修正される。この修正は、手動で又は自動的に実行させることが出来る。特許文献１及び特許文献２は、永久磁石に基づくシステムのシム技術の例を開示する。

臨床ＭＲＩにおいて、人体の水素原子は、重要である。各水素原子の原子核は、核スピン角運動量とも呼ばれているスピンを所有する。すなわち、水素原子の原子核は、常に一定速度で軸のまわりに回転する。原子核の磁場内に置かれると、回転軸は、磁場と整列配向するように傾く。

マグネット・システム６０６によって生成される強い静磁場は、磁場の強度に依存する一定の周波数で人体の各水素原子のスピンを整列配向させる。

次に、無線周波数システム６０９は、検査中の体の部分に向けて、水素陽子が動く特定の周波数範囲に同調されている無線周波パルス（ＲＦ−パルス）を発する。これは、水素陽子のいくつかが、静磁場との配向から１８０度ずれて動きかつ他の水素陽子に対し位相が強制されるという結果になる。

無線周波数システム６０９は、一般に送信コイルを備える。送信コイルは、通常、スキャナの本体に組み込まれていて、かつ主磁場に垂直な有効磁界を生成するＲＦ信号を送信する。

体内の様々な水素原子によって吸収されるエネルギが、次で、エコーされる又は体から反射される。勾配システム６０８は、スイッチ・オン／オフされて、患者６０１のブラックアウトを反映するエコーを測定し、これにより組織信号を局所化する。

通常、勾配システム６０８は、一つ以上の勾配磁場コイル及び勾配増幅器を含む。

勾配磁場コイルは、通常、ＭＲＩスキャナの孔の内側に直接存在している円筒の胴上のワイヤの輪又は薄い導電性シートである。電流がこれらのコイルを通過すると、第二の磁場が生成される。この勾配磁場は、予測可能なパターンで主磁場を僅かに歪ませ、これにより陽子の共振周波数が位置の関数として変化する。

通常、勾配の三セットは、ｘ−、ｙ−及びｚ−勾配である。各コイルのセットは、独立のパワーアンプによって駆動され、そして勾配磁場を生成する。この勾配磁場のｚ−コンポーネントは、ｘ−、ｙ−及びｚ−方向に沿って、線形に変化して、それぞれが、画像化のために必要な直交する磁場歪を生成する。

データ収集システム６１０は、次に、エコーを受信する。データ収集システム６１０は、陽子からの信号を測定し、かつ後の後処理のためにそれらをデジタル化する役割を果たす。一般に、データ収集システム６１０は、コイル、前置増幅器及び信号処理システムから成る。

コイルは、ＲＦ−パルスに追従する陽子からの誘導電圧を検出する。このコイルは、戻り信号の特定周波数に同調される。

前置増幅器は、陽子によって生成される信号を処理することができる、磁石室又はコイル自体の内側に配置される低ノイズ高利得増幅器である。

さらに、信号処理システムは、例えば、更に、信号の増幅、ＫＨｚ信号への復調、ローパス・フィルタを提供し、これにより、信号は、実部と虚部に分割され、次いで、アナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）によって検出される。逆フーリエ変換（ＩＦＴ）を適用することによって、陽子からの信号は、数学的データ（ｋ空間）から臨床医が解釈することができる画像に変換される。

ストレージ６０４は、患者の画像が再構成された直後に、それまでに得られていた患者の画像を格納するために使用される。これは、通常、ＤＩＣＯＭのような（ベンダに依存しない）汎用言語でなされる。ストレージは、ハードディスク又はＰＡＣＳ（画像アーカイブ処理及び通信システム）サーバ６０５とすることが出来る。

速度エンコード勾配エコー画像化（別名、位相差画像化） は、血液フローを定量化するためのＭＲＩ技術 （以下、４Ｄ ＭＲフロー収集とも呼ばれる） である。磁場を通る血液運動の陽子が発生する位相シフトを測定することによって、血液の速度及び方向を得ることが出来る。時間分解される三次元位相差ＭＲＩシーケンスの詳細は、非特許文献４によって、刊行されている。軸方向シネＭＲシーケンスの詳細は、非特許文献５により刊行されている。

図７は、ユーザ・インターフェース・モジュールからのコマンドの下で動作しかつデータ分析モジュール７０３にデータを提供するＭＲシステム７０２を含む本願明細書の実施態様に従う、４Ｄ ＭＲフロー収集の一例の機能ブロック図である。

臨床医又は他のユーザは、患者６０１のＭＲＩ画像を収集し、かつこの画像をＤＩＣＯＭフォーマットでハードディスク６０４又はＰＡＣＳサーバ６０５に格納する。

ＭＲＩシステム７０２は、例えば、図１及び２に示される心臓及び大動脈の関心があるボリュームの４Ｄ ＭＲフロー・データを収集する。ＭＲシステムは、典型的には、磁石システム、無線周波数システム、勾配システム、データ収集システム及びデータ・ストレージを含む。

データ分析モジュール７０３は、パーソナル・コンピュータ、ワークステーション又は他のコンピュータ処理システムによって実現しても良い。データ分析モジュール７０３は、ＭＲＩシステム７０２が収集した４Ｄ ＭＲフロー・データを処理して、例えば、フロー分析の定量化を生成する。

ユーザ・インタフェース・モジュール７０１は、ユーザと対話しかつデータ分析モジュール７０３と通信する。ユーザ・インタフェース・モジュール７０１は、視覚出力のためのディスプレイ・スクリーン、タッチ入力のためのタッチ・スクリーン、入力のためのマウス・ポインタ又は他のポインティング・デバイス、音声入力のためのマイクロホン、オーディオ出力のためのスピーカ、入力のためのキーボード及び／又はキーパッド等のような、様々な種類の入出力デバイスを含むことが出来る。

実施態様は、以下のように図６のＭＲシステムによって実装される。臨床医又は他のユーザは、患者６０１のＭＲ画像を収集しかつこの画像をＤＩＣＯＭフォーマットでハードディスク６０４又はＰＡＣＳサーバ６０５に格納する。

画像を格納する際に、収集された速度コンポーネントの順序及びフロー方向についてのある情報が、既に失われていると、例えば、フローの定量化のためには、データは役立たたないものとなっていた。これは、ＤＩＣＯＭフォーマットが使用される場合、特に当てはまる。

図２Ａは、このような情報を復元するための本出願の実施態様の動作を示すフロー図を示す。これは、時間分解された三次元、三方向速度データ（すなわち４Ｄ ＭＲフロー・データ）と共に使用される適切な動作のセットを表し、かつ開示された種々の実施例の完全な理解を提供するために記述されている。

データ分析モジュール７０３によって実行される動作は、典型的には、コンピュータ製品（例えば、ＵＳＢドライブ又はネットワーク・サーバのような持続性メモリの光ディスク又は他の形態）に実装されるソフトウェア・コードによって実行させることも出来る。ソフトウェア・コードは、図２Ａの動作を実行するデータ処理システムのメモリに直接ロードすることが出来る。

１０１で、処理システムは、時間分解された三次元データ情報（時間に渡る三次元データ）を受信する。４Ｄ ＭＲフローは、解剖学的データ（図１Ａの１０１）、及び時間に渡って３Ｄボリューム内の画素ごとに収集された三方向速度コンポーネント

、

及び

（図１Ａの１０２、１０３及び１０４）から成る。速度コンポーネント内の各ボクセルは、そのコンポーネントのＸ、Ｙ又はＺ方向において正又は負の速度値を表す。この種のデータにおいて、収集されたボリューム内の各ボクセルを通る血液フローは、３Ｄ方向速度ベクトルとして評価させかつ扱うことが出来る。４つ全てのボリューム（図１Ａにおける１０１、１０２、１０３及び１０４）の空間のサイズ及び方位は、同一であり、かつ通常、単一のＭＲＩ収集プロトコールの間に収集される。

速度ベクトルは、３Ｄボリューム（図１Ａの１０２、１０３及び１０４）の範囲内で得られる各ボクセルの三つの相互に垂直なコンポーネントとして、得られる。これらの三つの速度コンポーネントは、組み合わされると、各ボクセルの実際の速度ベクトルを提供する。正しく組み合わせるためには、どの速度コンポーネントが、座標系のＸ、Ｙ又はＺ軸に置かれるべきかを知る必要がある。三つの速度コンポーネントから結果的に得られた３Ｄボリュームの視覚表示１１０が、図１Ｂに示されている。（式１によりＳとして規定される）この速度ベクトルの大きさは、４Ｄ ＭＲフロー・データ内の特定のボクセルの絶対速度として規定される。以下に記述される方法は、右手系のデカルト座標系（３０１と示されている図３の上側部分を参照）に基づいている。ここでは、速度ベクトルが

で表され、かつ

、

及び

が、それぞれ、速度ベクトルのｘ−、ｙ−及びｚ−方向に対応する速度コンポーネントである。

収集された三つの速度コンポーネント

、

及び

は、右手系のデカルト座標系の正しい軸（本明細書では「順序」と呼ぶ）を表さなければならない。そして、各速度コンポーネントに対し、符号（正又は負）は、結果として得られる速度ベクトルの方位が、式（１）のデカルト座標系に整合する様に決定されなければならない。

三つの速度コンポーネントに対し、６つの組合せの可能性、すなわち、

が存在する（パラメータ

はコンポーネントの選択された順序を示す）がある。

さらにまた、三つの速度コンポーネントの一つ以上は、所望の右手系ＸＹＺ速度ベクトルを形成するために、フロー方向の反転（すなわち、速度コンポーネントの符号の変化）を必要とするかもしれない。三つの速度コンポーネントに対しては、８つの可能な反転の組み合わせが、存在する。これらの８つの反転状態の一つは、以下の反転関数

（ここでは、速度コンポーネントの特定の反転組合せ

を示すために関数

が適用される）によって選択することが出来る。

合計すると、収集された三つの速度コンポーネント

、

及び

には、４８（＝６＊８）の組合せの可能性がある。（３０２と示されている）図３の下側の図は、これらの４８本の可能性のある全てのベクトルを示す一例である。フロー反転パラメータ

を有する速度ベクトルの反対フロー方向は、

により与えられる。

この目的は、速度コンポーネント及び反転状態のエンコード方向の正しい順序を抽出することである。

図２Ａに戻って、２０２で、プロセッサは、ストリーム・ラインの算出が開始される速度データ内の位置を表す適切な参照ポイント（以下、開始ポイントとも呼ばれる）を決定する。

有用な開始ポイントは、血液フロー位置内のポイント（例えば、関心がある一つ以上の血管の近位及び遠位位置）を手動で位置決めすることによって示すことが出来る。代替方法は、これらの開始ポイントを自動的に決定することである。

適切な開始ポイントを自動的に決定する具体例が、本願明細書に記述されている。４Ｄ ＭＲフロー・データは、特定のサイズを有する立方体に再分割される。このサイズは、例えば、固定させる、又は４Ｄ ＭＲフロー・データからのボクセル次元の大きさに依存させることが出来る。各再分割された立方体の範囲内で、最大の絶対速度を含むボクセルが、開始ポイントとして選択されるであろう。ノイズに対応するポイント又はフローが低いポイントが含まれることを避けるために、絶対速度がある閾値より上にある、及び／又は大きさデータ内の対応するボクセルがある大きさの閾値より上にある、ボクセルのみが選択される。この速度閾値に対し、これは、３Ｄピーク収縮期データ全体内の最大絶対速度の、例えば、（０と１の間の）ファクタとすべきである。このファクタの典型値は、１／４である。大きさの閾値に対しては、これは、３Ｄピーク収縮期の大きさデータ全体内の最大大きさ値の、例えば、（０と１の間の）ファクタとすべきである。大きさファクタの典型値は、１／４である。ピーク心臓収縮期は、ＤＩＣＯＭ情報から抽出しても良いし、又は４Ｄボリューム（３Ｄボリューム＋時間）内で収集された速度情報に基づいて、例えば、絶対速度が４Ｄボリューム内で最大となる期（時間）を識別することによって、推定しても良い。

動作２０３で、以前の動作の間に見出された開始ポイントの各々に対し、ストリーム・ラインが、プロセッサによって算出される。ストリーム・ラインは、フローの速度ベクトル場の記載から結果的に得られる場のラインである。これらの場のラインは、いかなるポイントでのタンジェントも、そのポイントでの流体の粒子の速度方向を示す、粒子のパスを表す。ストリーム・ライン算出のための好適な方法は、ステップ・サイズが固定されたオイラー積分器法に基づくことが出来る。この方法は、非特許文献６に記述されている。

ストリーム・ラインは、コンポーネント順序の６つの全ての組合せ及び８つの全ての反転状態に対して算出される。これは、ポイント当たり４８のストリーム・ラインと言う結果になる。血液フローはその収縮期の間に最も高くなるであろうから、これらのストリーム・ラインは、心臓収縮期内のピークの全ての開始ポイントに対して、プロセッサによって算出されることが好ましい。図４（４０２及び４０３を参照）では、正常の方向は、式３で規定される最初の四つの反転状態

の一つから得られるストリーム・ラインを表す。反対方向は、正常方向に対して使用された反転された反転状態から得られたストリーム・ラインを表す。図４は、一つの開始ポイントに対し、誤ったコンポーネント順序及び反転状態を使用して算出されたストリーム・ライン（４０２参照）、及び正しいコンポーネント順序及び反転状態を使用して算出されたストリーム・ライン（４０３参照）を示す具体例である。これらのストリーム・ラインは、三次元グラフ（４０２及び４０３におけるＸ、Ｙ及びＺ方向）の範囲内で表される。この具体例において使用される開始ポイントは、４０１で示される大動脈の上行部に位置する。各グラフは、正常に流れるストリーム・ライン（黒線）及び反対に流れるストリーム・ライン（薄い灰色）を示す。各グラフに対し、全長が、正常に流れるストリーム・ライン及び反対に流れるストリーム・ラインの総計として算出される。組合わされたストリーム・ライン長（正常に流れるストリーム・ライン及び反対に流れるストリーム・ラインの合計）が、最大である

及び

の組合せは、正しい順序

及び反転状態

（

は正常及び反対の反転状態を表す）として識別されるであろう。

実際の反転状態

又は

の判定は、図２Ａの動作２０４の範囲内で説明される。

２０４で、プロセッサは、

のフロー方向が、近位から遠位の方向であるか否かを決定する。もしフロー方向がこの方向では無い場合、フロー方向は反転させなければならない。

速度ベクトルの反転（すなわち、全ての三つの速度コンポーネントの方向が、反転されること）は、反対フローという結果をもたらす。したがって、最後の四つの反転の組合せ

は、式（３）の最初の四つの反転の組合せ

の反対フローである。

近位から遠位への

のフロー方向を決定する代替方法は、関心がある一つ以上の血管のフロー方向を手動により表示させることである。これを実現させる具体例は、血管の範囲内で近位及び遠位のポイントを手動で位置決めすることである。これによって、近位ポイント（単数及び複数）から開始されるストリーム・ラインを、遠位ポイントの方向に向けなければならないことが判る。反転状態

を有するこのストリーム・ラインが遠位方向に向いている場合、正しい反転が使用される、さもなければ、反転

を適用することができる。

フロー方向をチェックする更なる代替方法は、パルス波音速（ＰＷＷ: pulse wave velocity）を使用することである。ＰＷＷは、動脈のパルスが伝搬する速度として規定され、かつ動脈の硬化度の尺度となる。動脈の範囲内で、遠位側（例えば、下行大動脈）の動脈拍動は、近位側（例えば、上行大動脈）の場合より後に到着することが知られている。例えば、パルス波速度は、非特許文献７によって刊行されているように、導出することができる。この処理は、動作２０２において決定される一つ以上の開始ポイントに適用させることが出来る。

図５の５０２のグラフは、遠位位置Ａ及び近位位置Ｂ（図５の５０１参照）に対する心臓周期内の時間速度曲線を示す。したがって、図５の速度グラフ５０２の最大値と規定されている時間絶対速度プロフィールの心臓収縮ピークは、上流（近位）位置より後に下流（遠位）位置で発生する。図５のグラフ５０２の具体例では、位置Ａのピーク心臓収縮期は、位置Ｂより下流にある。位置Ａ及びＢは、反転状態

を有するＰ（５０１）から開始したストリーム・ラインのボクセル、及び反転状態

を有するＰから開始したストリーム・ライン上のボクセルで得られる。これは、結果として図５の５０２において表されるプロフィールＡ及びＢになる。これらのプロフィールは、以下

を満たすストリーム・ラインに沿った最後の位置でとられる。ここで、０．６２５の典型値を有する（範囲［０．．１］内の値の）

が、プロフィールが得られるであろう位置（図５のポイントＡ及びＢ参照）を決定するために適用されるであろう開始絶対速度の画分を決定する。

プロフィールＡがプロフィールＢの上流にあるか下流にあるかを決定するには、相互相関を、使用しても良い。プロフィールＡがプロフィールＢの上流にある又は下流にあると決定するために、相互相関関数が適用される。相互相関関数は、

によって与えられ、ここで

は時間のずれであり、

は期のインデックスであり、かつ

は期の数である。

は、４Ｄ ＭＲフロー・データ内の３Ｄボリュームの量として規定され、かつ期のインデックスは、４Ｄ ＭＲフロー・データ内の３Ｄボリュームのインデックス識別として規定される。時間のずれ（lag）は、２つの時間速度曲線間の遅延として規定される。２つの速度プロフィールの相互相関の典型的な結果は、図５のグラフ５０３に見ることが出来る。少なくとも時間のずれ−１、０及び＋１に対する相互相関が、算出される。（図５のグラフ５０３で分かるように）これらの値が、相関関数の上り勾配、すなわち、

にあるか、又は下り勾配、すなわち、

にあるかが、チェックされるであろう。これは、図２Ａのステップ２０２において決定される一つ以上の開始ポイントに対して行われる。式（７）を満たす全ての相関係数は、

で合計され、かつ式（８）を満たす全ての相関係数は、

で合計される。

の場合には、反転状態

が適用され、逆の場合には、反転状態

が適用される。

２１１で、データ分析モジュール７０３は、４Ｄ ＭＲフロー・データに組合された、規定された順序及び反転方向を使用して、血液フローの視覚化及び定量化を可能にする更なる処理を行う。種々の視覚化及び定量化パラメータは、例えば、非特許文献８に記述されているように行うことができる。視覚化の具体例は、ストリーム・ライン、流跡ライン、ベクトル場、断面フローの視覚化である。定量化の具体例は、壁ずれ応力、圧力損失、順方向フロー、逆方向フロー、逆流性フロー、心臓出力、一回拍出量、パルス波速度である。

速度コンポーネントの順序及びフロー方向に関して失われた情報を復元するための方法と装置のいくつかの実施態様が、本願明細書に、記載されかつ示されて来た。本発明の特定な実施態様が記述されてきたが、本発明は、技術が許す範囲の程度に広く、かつ明細書もそのように読まれることが意図されているので、本発明が実施態様に限定されることは、意図されていない。例えば、データ処理動作は、デジタル・ストレージ（例えば、医療用画像技術で一般的に用いられるＰＡＣＳ） に格納される画像にオフラインで実行させることが出来る。従って、請求項の趣旨及び範囲から逸脱すること無く、さらに他の変更を、提供された本発明になすことができることは、当業者には理解されるであろう。

本願明細書に記述される実施態様は、上述したような様々なデータ格納及び他のメモリ及びストレージ・メディアを含んでいても良い。これらは、一つ以上のコンピュータにローカルに存在する（及び／又はそこに常駐する）、又はネットワーク全体のコンピュータの一部又は全部から遠隔のストレージ媒体のような、様々な位置に存在させることができる。特定の組の実施態様においては、情報は、当業者には馴染みのあるストレージ−領域ネットワーク（「ＳＡＮ: storage-area network」）に存在していても良い。同様に、任意の必要なファイル- コンピュータ、サーバ又は他ネットワーク・デバイスに起因している機能を実行するために必要な如何なるファイルも、適切に、ローカルに及び／又は遠隔で格納させても良い。システムがコンピュータ化されたデバイスを含む場合、各デバイスは、バスを介して電気的に結合させても良いハードウェア素子を含むことが出来る。これらの素子は、例えば、少なくとも一つの中央処理ユニット（「ＣＰＵ」又は「プロセッサ」）、少なくとも一つの入力デバイス（例えば、マウス、キーボード、コントローラ、タッチ・スクリーン又はキーパッド）及び少なくとも一つの出力デバイス（例えば、表示デバイス、プリンタ又はスピーカ）を含む。このようなシステムは、ディスク・ドライブ、光ストレージ・デバイス、及びランダム・アクセス・メモリ（「ＲＡＭ」）又はリード・オンリ・メモリ（「ＲＯＭ」のような固体物理ストレージ・デバイス並びに可換型媒体デバイス、メモリ・カード、フラッシュ・カード等のような、一つ以上のストレージ・デバイスを含んでいても良い。

このようなデバイスは、上述したコンピュータ可読記憶媒体メディア・リーダ、（モデム、ネットワーク・カード（無線又は配線）、赤外線通信デバイスのような）通信デバイス及び作業メモリを含むことも出来る。コンピュータ可読記憶媒体メディア・リーダは、遠隔の、ローカルの、固定された及び／又は着脱可能なストレージ・デバイス並びにコンピュータ可読情報を一時的に及び／又は永久に含み、格納し、送信し、読み出すためのストレージ・メディアを表すコンピュータ可読格納媒体に、接続させる又はこれを受けるように構成することが出来る。システム及び種々のデバイスは、通常、オペレーティング・システム、及びクライアント・アプリケーション又はウェブ・ブラウザのようなアプリケーション・プログラムを含む、少なくとも一つの動作するメモリ・デバイス内に配置される多くのソフトウェア・アプリケーション、モジュール、サービス又は他の素子を含むであろう。代替の実施態様が、上述されたものに対し多数の変更例を有していても良いことは、理解されるべきである。例えば、カスタマイズされたハードウェアが使用されるかもしれないし、及び／又は特定の要素を、ハードウェア、（アプレットのような、高移植性ソフトウェアを含む）ソフトウェア又は両方で、実装するかもしれない。更に、ネットワーク入力／出力デバイスのような他のコンピューティング・デバイスへの接続を、採用しても良い。

種々の実施態様は、更に、前述の記載に従って実装される命令及び／又はデータを受信し、送信し、コンピュータ可読媒体に格納することを含んでいても良い。コード又はコードの部分を含むためのストレージ・メディア及びコンピュータ読取り可能な媒体は、揮発性及び不揮発性で、コンピュータ可読命令のようなストレージ及び／又は情報伝送のための任意の方法又は技術において実装される着脱可能な及び取り外し不可能なメディアに制限されず、データ構造（プログラム・モジュール又は他のデータ）のような、ストレージ・メディア及び通信媒体を含み、ＲＡＭ、ＲＯＭ、電気的に消去可能なプログラム可能なリード・オンリ・メモリ（「ＥＥＰＲＯＭ」）、フラッシュ・メモリ又は他のメモリ技術、コンパクト・ディスク・リードオンリ・メモリ（「ＣＤ―ＲＯＭ」）、デジタル広用途ディスク（ＤＶＤ）又は他の光学ストレージ、所望の情報の格納に使用することができる及びシステム装置によってアクセスさせることができる磁気カセット、磁気テープ、磁気ディスク・ストレージ又は他の磁気ストレージ・デバイス又はいずれかの他のメディアを含む、この技術分野において公知である又は使用される任意の適切なメディアを含むことが出来る。本明細書において提供されている開示及び教示に基づいて、当業者は、種々の実施態様を実装する他の方法（単数）及び／又は方法（複数）を理解するであろう。

従って、明細書及び図面は、限定的なものではなく、開示するものであるとみなすべきである。しかしながら、種々の変更及び改変を、請求項に記載される本発明のより広い精神と範囲を逸脱しない範囲でなしてもよいことは、明白であろう。

他の変更は、本開示の精神の中にある。したがって、開示された技術には、種々の変更及び代替の構成が可能であるが、それらのいくつかの実施態様は、図面に示されかつ詳細に上述されてきた。しかしながら、開示される特定の形（単数）又は形（複数）に本発明を制限する意図はなく、この逆で、この意図は、添付の請求項において定義され本発明の精神と範囲に入る全ての変更、代わりの構造及び等価物をカバーすることであることを理解すべきである。

用語「a」及び「an」及び「the」の使用及び開示された実施態様で記述される文脈（特に続く請求項の文脈）内の類似する参照の使用は、本願明細書においてそれに反する記載がない限り又はコンテクストと明らかに矛盾しない限り、 単数及び複数をカバーするものとする。用語「備える」、「有する」、「含む」及び「含有する」は、特に明記しない限り、開放型用語（すなわち、「〜を含むが、これに限定されるものではない」）であると解釈されるべきである。変更されずかつ物理的接続に関連するときの用語「接続されている」は、何か介在物がある場合であっても、部分的に又は完全に、含有されている、付着されている又は結合されているように解釈すべきである。本願明細書における値の範囲の説明は、特に明記されていない限りそしてあたかも各別個の値が本願明細書に個々に詳述されていたかのように、それが明細書に組み込まれていない限り、各別個の値が範囲に入っていることを個々に示す簡略的な方法として機能することを意図しているに過ぎない。用語「セット」（例えば、「アイテムのセット」）又は「サブセット」の使用は、特に明記されていない限り又はコンテクストと矛盾しない限り、一つ以上の部材を備えている空がない集合と解釈されるべきである。さらに、特に明記されていない限り又はコンテクストと矛盾しない限り、対応するセットの用語「サブセット」は、必ずしも対応するセットの適切なセットを示すというわけではなく、サブセット及び対応するセットは、等しくても良い。

本願明細書において記述されるプロセスの動作は、本願明細書においてそれに反する記載がない限り又はコンテクストと明らかに矛盾しない限り、任意の適切な順序で実行させることが出来る。本願明細書において記述される（又は変更例及び／又はこれらの組合せ）プロセスは、実行可能な命令によって構成されている一つ以上のコンピュータ・システムのコントロールの下で実行させても良く、そしてハードウェア又はこれらの組合せによって、一つ以上のプロセッサに集合的に実行するコード（例えば、実行可能な命令、一つ以上のコンピュータ・プログラム又は一つ以上のアプリケーション）として実装させても良い。コードは、そうであることができる、例えば、一つ以上のプロセッサによって実行可能な複数の命令を備えているコンピュータ・プログラムの形態で、コンピュータ読出し可能な格納媒体に格納させても良い。コンピュータ読出し可能な格納媒体は、非一時的としても良い。

この開示の好ましい実施態様は、発明を実行するための本発明者等が知る最良の形態を含めて、本願明細書において記述されている。これらの好ましい実施態様の変更例は、当業者が前述の記載を読込めば、即座に、明らかになる。本発明者等は、当業者が、そのような変更例を適切に採用することを期待し、そして本開示の実施態様が、本願明細書において特定的に記述されているもの以外で実行されると理解する。したがって、本開示の範囲は、準拠法によって許される、添付の請求項に記載される主題全ての変更及び等価物を含む。さらに、これらの全ての可能性がある変更例の上記の要素の任意の組合せは、本願明細書においてそれに反する記載がない限り又はコンテクストと明らかに矛盾しない限り、本開示の範囲に含まれる。

公表、特許出願及び特許を含む全ての参照は、あたかも、各参照が、参照によって組み込まれていると個々にかつ特定的に示されていてかつその全部が本願明細書に記載されていたかのように、参照によって本願明細書に組込まれている。

Claims (16)

1. 対象とするボリュームの三方向の速度情報（Ｖ_０、Ｖ_１、Ｖ_２）を備えるボリューム画像のデータ・セットの速度エンコード方向を決定する方法であって、前記方法が、
   ａ）座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ）を規定するステップと、
   ｂ）前記三つの座標軸（Ｘ、Ｙ、Ｚ）に沿う三つの速度コンポーネント（Ｖ_０、Ｖ_１、Ｖ_２）の可能性がある全ての配列を決定するステップと、
   ｃ）自動的に又はユーザ入力のいずれかにより、対象とするボリューム内の参照ポイント（単数又は複数）を決定するステップと、
   ｄ）ステップｂ）において決定された速度コンポーネントの可能性がある全ての組合せに対し、各ポイントごとにストリーム・ラインを決定するステップと、
   ｅ）各ポイントごとに決定されたストリーム・ラインの総計である全長が、最長である又は閾値より長いストリーム・ラインに対応する前記三つの速度コンポーネントの配列を、速度エンコード方向とするステップとを、
   備える方法。
2. フロー方向が、前記速度エンコード方向の方位を決定するために使用され、当該フロー方向が、ユーザ入力である又は自動的に算出される、請求項１に記載の方法。
3. 対応するフローのラインが前記フロー方向に向いていない場合、前記三つの速度コンポーネントの前記配列が、方位
   

   

   に反転される、請求項２に記載の方法。
4. 参照ポイント（単数又は複数）が、速度閾値より上の速度モジュール
   

   

   を有する速度ボクセルを選択することにより、決定される、請求項１−３のいずれかに記載の方法。
5. ボリュームの前記画像のデータ・セットが、前記対象とするボリュームの構造の大きさ情報及び三方向の速度情報を備え、参照ポイント（単数又は複数）が、大きさの閾値より上の大きさデータを有する大きさボクセルを選択することにより決定される、請求項１−４のいずれかに記載の方法。
6. 上流のポイント（Ａ）及び下流のポイント（Ｂ）の時間速度曲線が、前記フロー方向を決定するために使用され、上流のポイント（Ａ）での前記曲線が、下流のポイント（Ｂ）での前記曲線に対して時間で遅れている場合、前記フローが下流にあるとみなし、下流のポイント（Ｂ）での前記曲線が上流のポイント（Ａ）での前記曲線に対して時間で遅れている場合、前記フローが上流にあるとみなす、請求項１−５のいずれかに記載の方法。
7. 前記曲線間の遅延が、前記曲線内のピークを識別しかつ当該ピークの間の時間位置を比較することによって検索される、請求項６に記載の方法。
8. 前記曲線間の遅延が、前記上流及び下流曲線間の相関関数を算出することによって検索される、請求項６又は７に記載の方法。
9. 前記相関関数が、
   

   

   であり、Ｓ_Ａ、Ｓ_Ｂが、それぞれ、上流のポイントＡでの速度曲線及び下流のポイントＢでの速度曲線であり、
   

   

   が、前記速度曲線間の時間のずれであり、
   

   

   が、期のインデックス（すなわち、４Ｄ ＭＲフロー・データ内の３Ｄボリュームを識別するインデックス）であり、そして
   

   

   が、期の数（すなわち、４Ｄ ＭＲフロー・データ内の３Ｄ量の量）であり、前記相互関係が、少なくとも三つのずれ（例えば、−１、０、＋１） に対して算出され、
   

   

   である場合には、上流の状態と決定され、又は
   

   

   である場合には、下流の状態と決定される、
   請求項８に記載の方法。
10. 前記速度情報を用いて定量的フロー分析を実行し及び／又はストリーム・ライン、ベクトル場、断面フロー又は同様のパラメータを示すステップを、更に、備える、請求項１−９のいずれかに記載の方法。
11. 前記画像のデータ・セットが、４Ｄ ＭＲフロー・データ・セットのシーケンスである、請求項１−１０のいずれかに記載の方法。
12. ボリューム画像のデータ・セットが、一つ以上の心臓周期、ストリーム・ライン及び／又はサイクル（単数又は複数）のピーク心臓収縮期において決定される速度曲線に関連する、請求項１−１１のいずれかに記載の方法。
13. デジタル・コンピュータのメモリに直接ロード可能なコンピュータ製品であって、前記製品が、コンピュータで実施される時に、請求項１−１２のいずれかに記載の方法を実行するためのソフトウエア・コード部分を備える、コンピュータ製品。
14. 対象とする器官の連続的な画像ボリュームのシネを得るための収集システムを備える、ボリューム画像を収集するためのＭＲ装置であって、前記装置が、請求項１−１２のいずれかに記載の方法を実行するようにプログラムされている処理モジュールを、更に、含む、装置。
15. 血管を含むボリュームの４Ｄ フロー画像を収集するように構成されていて、前記処理モジュールが、座標系に対する当該血管内の前記フローに関する速度ベクトルの前記方向及び方位を決定するようにプログラムされている、請求項１４に記載の装置。
16. 速度ベクトルの前記方位が、前記血管の少なくとも２つのポイントのパルス波速度曲線を算出しそして当該曲線間の時間シフトを決定することによって、モジュールを処理することにより決定される、請求項１５に記載の装置。

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