JP7144230B2 - 医用情報処理装置、医用画像診断装置及びプログラム - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、医用情報処理装置、医用画像診断装置及びプログラムに関する。

心臓は、伝搬する電気信号に応じて収縮（興奮）することによって、心腔内の血液を全身に送り出す臓器である。そのため、電気信号の伝搬における異常は、頻脈等の不整脈の原因となる。そして、不整脈の治療をする場合、医師は、電気信号の伝搬に異常があるか否か、異常の原因が心臓のどの部分にあるのか、といった情報に基づいて、治療計画を立てたり手術を行なったりする。

ここで、従来、電気信号の伝搬の評価方法としては、心腔内に電極カテーテルを挿入し、心腔内の電位変化を記録する方法が知られている。更に、心腔内をペーシング刺激し、頻脈を誘発することで、不整脈の診断や、カテーテルアブレーションにおける対象部位の設定等が可能である。しかしながら、かかる評価方法は、心腔内に電極カテーテルを挿入したりペーシング刺激によって頻脈を誘発したりする点で、患者負担が大きかった。

電気信号の伝搬の評価方法のうち、患者負担の小さいものとしては、例えば、心電図が挙げられる。しかしながら、心電図では、電気信号の伝搬に異常があるか否かを判断することはできるとしても、異常部位の特定には至らなかった。即ち、心電図では、不整脈を診断したりカテーテルアブレーションの対象部位を設定したりする上で、十分とはいえない場合があった。

特開２０１４－５１２２０１号公報 特開２０１１－２１２０４３号公報 特開平０８－２８９８７７号公報

本発明が解決しようとする課題は、患者負担を低減しつつ、電気信号の伝搬を算出することである。

実施形態の医用情報処理装置は、記憶部と、取得部と、算出部とを備える。記憶部は、細胞変形と電気信号伝搬との関連を示すモデルを記憶する。取得部は、心筋の３次元構造を時系列で撮像することにより得られた４次元画像データを取得し、取得した４次元画像データの複数位置における前記心筋の動き情報を抽出する。算出部は、前記モデルを前記複数位置における前記動き情報に適用することにより、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する。

図１は、第１の実施形態に係る医用情報処理システムの構成の一例を示すブロック図である。 図２は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成の一例を示すブロック図である。 図３は、第１の実施形態に係る４次元画像データの一例を示す図である。 図４は、第１の実施形態に係る電気信号の伝搬と筋細胞との動態シミュレーションの一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態に係る医用情報処理装置の処理の一連の流れを説明するためのフローチャートである。

以下、図面を参照して、医用情報処理装置、医用画像診断装置及びプログラムの実施形態について詳細に説明する。

（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態について説明する。第１の実施形態では、医用情報処理装置及び医用画像診断装置を含んだ医用情報処理システムを一例として説明する。また、第１の実施形態では、被検体Ｐ１の心筋について、電気信号の伝搬を算出する場合を一例として説明する。

図１に示すように、第１の実施形態に係る医用情報処理システム１は、医用画像診断装置１０と、画像保管装置２０と、医用情報処理装置３０とを備える。なお、図１は、第１の実施形態に係る医用情報処理システム１の構成の一例を示すブロック図である。図１に示すように、医用画像診断装置１０、画像保管装置２０及び医用情報処理装置３０は、ネットワークを介して相互に接続される。

医用画像診断装置１０は、被検体Ｐ１から医用画像データを収集する装置である。例えば、医用画像診断装置１０は、被検体Ｐ１の心筋について、４次元画像データ（時系列の３次元画像データ）を収集する。即ち、医用画像診断装置１０は、被検体Ｐ１の心筋の３次元構造を時系列で撮像することにより、４次元画像データを収集する。例えば、医用画像診断装置１０は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置やＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置、超音波診断装置等である。

画像保管装置２０は、医用画像診断装置１０によって収集された医用画像データを保管する装置である。例えば、画像保管装置２０は、サーバ装置等のコンピュータ機器によって実現される。本実施形態では、画像保管装置２０は、ネットワークを介して医用画像診断装置１０から４次元画像データを取得し、取得した４次元画像データを、装置内又は装置外に設けられたメモリに記憶させる。

医用情報処理装置３０は、ネットワークを介して４次元画像データを取得し、取得した４次元画像データを用いた種々の処理を実行する。例えば、医用情報処理装置３０は、ワークステーション等のコンピュータ機器によって実現される。本実施形態では、医用情報処理装置３０は、ネットワークを介して、医用画像診断装置１０又は画像保管装置２０から４次元画像データを取得する。また、医用情報処理装置３０は、取得した４次元画像データに基づいて被検体Ｐ１の心筋の動き情報を算出し、動き情報に対応した心筋の電気信号の伝搬（興奮伝搬）を算出する。

図１に示すように、医用情報処理装置３０は、入力インターフェース３１と、ディスプレイ３２と、メモリ３３と、処理回路３４とを有する。

入力インターフェース３１は、操作者からの各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路３４に出力する。例えば、入力インターフェース３１は、マウスやキーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック、タッチパネル等により実現される。

ディスプレイ３２は、操作者によって参照されるモニタであり、処理回路３４による制御の下、医用画像を動画像又は静止画像として表示したり、処理回路３４が算出した電気信号の伝搬を表示したり、入力インターフェース３１を介して操作者から各種指示や各種設定等を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したりする。例えば、ディスプレイ３２は、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイである。

メモリ３３は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等により実現される。例えば、メモリ３３は、医用画像診断装置１０又は画像保管装置２０から取得した４次元画像データを記憶する。また、メモリ３３は、細胞変形と電気信号伝搬との関連を示すモデルを記憶する。なお、メモリ３３が記憶するモデルについては後述する。また、例えば、メモリ３３は、医用情報処理装置３０に含まれる回路がその機能を実現するためのプログラムを記憶する。

処理回路３４は、取得機能３４ａ、算出機能３４ｂ及び表示制御機能３４ｃを実行することで、医用情報処理装置３０全体の動作を制御する。例えば、処理回路３４は、取得機能３４ａに対応するプログラムをメモリ３３から読み出して実行することにより、医用画像診断装置１０又は画像保管装置２０から４次元画像データを取得する。即ち、取得機能３４ａは、心筋の３次元構造を時系列で撮像することにより得られた４次元画像データを取得する。また、取得機能３４ａは、取得した４次元画像データから被検体Ｐ１の心筋の動き情報を算出する。具体的には、取得機能３４ａは、４次元画像データの複数位置における心筋の動き情報を抽出する。また、例えば、処理回路３４は、算出機能３４ｂに対応するプログラムをメモリ３３から読み出して実行することにより、動き情報に対応した被検体Ｐ１の心筋の電気信号伝搬を算出する。具体的には、算出機能３４ｂは、細胞変形と電気信号伝搬との関連を示すモデルを、４次元画像データの複数位置における動き情報に適用することにより、４次元画像データの複数位置における電気信号伝搬を算出する。また、例えば、処理回路３４は、表示制御機能３４ｃに対応するプログラムをメモリ３３から読み出して実行することにより、被検体Ｐ１の心筋の電気信号伝搬をディスプレイ３２において表示する。即ち、表示制御機能３４ｃは、４次元画像データの複数位置における電気信号伝搬を表示する。なお、電気信号伝搬の算出及び表示については後述する。

図１に示す医用情報処理装置３０においては、各処理機能がコンピュータによって実行可能なプログラムの形態でメモリ３３へ記憶されている。処理回路３４は、メモリ３３からプログラムを読み出して実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路３４は、読み出したプログラムに対応する機能を有することとなる。なお、図１においては単一の処理回路３４にて、取得機能３４ａ、算出機能３４ｂ及び表示制御機能３４ｃが実現するものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路３４を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。

次に、４次元画像データの収集を行なう医用画像診断装置１０について、図２を用いて具体的に説明する。図２においては、医用画像診断装置１０の一例として、Ｘ線ＣＴ装置１００について説明する。図２は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１００の構成の一例を示すブロック図である。

Ｘ線ＣＴ装置１００は、図２に示すように、架台装置１１０と、寝台装置１３０と、コンソール装置１４０とを有する。また、Ｘ線ＣＴ装置１００は、図示しない心電計が接続される。心電計は、被検体Ｐ１に付された電極を介して被検体Ｐ１のＥＣＧ（electro cardiogram）信号を検出して心電図を生成し、生成した心電図をＸ線ＣＴ装置１００に送信する。なお、図２においては、非チルト状態での回転フレーム１１３の回転軸又は寝台装置１３０の天板１３３の長手方向をＺ軸方向とする。また、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し水平である軸方向をＸ軸方向とする。また、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し垂直である軸方向をＹ軸方向とする。

架台装置１１０は、Ｘ線管１１１と、Ｘ線検出器１１２と、回転フレーム１１３と、Ｘ線高電圧装置１１４と、制御装置１１５と、ウェッジ１１６と、コリメータ１１７と、データ収集回路１１８とを有する。

Ｘ線管１１１は、熱電子を発生する陰極（フィラメント）と、熱電子の衝突を受けてＸ線を発生する陽極（ターゲット）とを有する真空管である。Ｘ線管１１１は、Ｘ線高電圧装置１１４から供給される高電圧を用いて、陰極から陽極に向けて熱電子を照射することにより、Ｘ線を発生する。

Ｘ線検出器１１２は、Ｘ線管１１１から照射されて被検体Ｐ１を通過したＸ線を検出し、検出したＸ線量に対応した信号をデータ収集回路１１８へと出力する。Ｘ線検出器１１２は、例えば、Ｘ線管１１１の焦点を中心とした１つの円弧に沿ってチャネル方向に複数のＸ線検出素子が配列された複数のＸ線検出素子列を有する。Ｘ線検出器１１２は、例えば、チャネル方向に複数のＸ線検出素子が配列されたＸ線検出素子列がスライス方向（列方向、roｗ方向）に複数配列された構造を有する。また、Ｘ線検出器１１２は、例えば、グリッドと、シンチレータアレイと、光センサアレイとを有する間接変換型の検出器である。シンチレータアレイは、複数のシンチレータを有する。シンチレータは入射Ｘ線量に応じた光子量の光を出力するシンチレータ結晶を有する。グリッドは、シンチレータアレイのＸ線入射側の面に配置され、散乱Ｘ線を吸収するＸ線遮蔽板を有する。光センサアレイは、シンチレータからの光量に応じた電気信号に変換する機能を有し、例えば、光電子増倍管（フォトマルチプライヤー：ＰＭＴ）等の光センサを有する。なお、Ｘ線検出器１１２は、入射したＸ線を電気信号に変換する半導体素子を有する直接変換型の検出器であっても構わない。

回転フレーム１１３は、Ｘ線管１１１とＸ線検出器１１２とを対向支持し、制御装置１１５によってＸ線管１１１とＸ線検出器１１２とを回転させる円環状のフレームである。例えば、回転フレーム１１３は、アルミニウムを材料とした鋳物である。なお、回転フレーム１１３は、Ｘ線管１１１及びＸ線検出器１１２に加えて、Ｘ線高電圧装置１１４やデータ収集回路１１８を更に支持することもできる。更に、回転フレーム１１３は、図２において図示しない種々の構成を更に支持することもできる。以下では、架台装置１１０において、回転フレーム１１３と共に回転移動する部分及び回転フレーム１１３を回転部とも記載する。

なお、データ収集回路１１８が生成した検出データは、回転フレーム１１３に設けられた発光ダイオード（Light Emitting Diode: ＬＥＤ）を有する送信機から、光通信によって、架台装置１１０の非回転部分に設けられた、フォトダイオードを有する受信機に送信され、コンソール装置１４０へと転送される。ここで、非回転部分とは、例えば、回転フレーム１１３を回転可能に支持する固定フレーム等である。なお、回転フレーム１１３から架台装置１１０の非回転部分への検出データの送信方法は、光通信に限らず、非接触型のデータ伝送であれば如何なる方式を採用しても構わない。

Ｘ線高電圧装置１１４は、変圧器（トランス）及び整流器等の電気回路を有し、Ｘ線管１１１に印加する高電圧を発生する高電圧発生装置と、Ｘ線管１１１が照射するＸ線に応じた出力電圧の制御を行うＸ線制御装置とを有する。高電圧発生装置は、変圧器方式であってもよいし、インバータ方式であってもよい。なお、Ｘ線高電圧装置１１４は、回転フレーム１１３に設けられてもよいし、図示しない固定フレームに設けられても構わない。

制御装置１１５は、モータ及びアクチュエータ等の駆動機構と、この機構を制御する回路とを含む。制御装置１１５は、入力インターフェース１４３や架台装置１１０に設けられた入力インターフェース等からの入力信号を受けて、架台装置１１０及び寝台装置１３０の動作制御を行う。例えば、制御装置１１５は、回転フレーム１１３の回転や架台装置１１０のチルト、寝台装置１３０及び天板１３３の動作等について制御を行う。一例を挙げると、制御装置１１５は、架台装置１１０をチルトさせる制御として、入力された傾斜角度（チルト角度）情報により、Ｘ軸方向に平行な軸を中心に回転フレーム１１３を回転させる。なお、制御装置１１５は架台装置１１０に設けられてもよいし、コンソール装置１４０に設けられてもよい。

ウェッジ１１６は、Ｘ線管１１１から照射されたＸ線量を調節するためのフィルタである。具体的には、ウェッジ１１６は、Ｘ線管１１１から被検体Ｐ１へ照射されるＸ線が、予め定められた分布になるように、Ｘ線管１１１から照射されたＸ線を透過して減衰するフィルタである。例えば、ウェッジ１１６は、ウェッジフィルタ（wedge filter）やボウタイフィルタ（bow-tie filter）であり、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウム等を加工して構成される。

コリメータ１１７は、ウェッジ１１６を透過したＸ線の照射範囲を絞り込むための鉛板等であり、複数の鉛板等の組み合わせによってスリットを形成する。コリメータ１１７は、図示しないコリメータ調整回路によって、開口度及び位置が調整される。これにより、Ｘ線管１１１が発生させたＸ線の照射範囲が調整される。

データ収集回路１１８は、ＤＡＳ（Data Acquisition System）である。データ収集回路１１８は、Ｘ線検出器１１２の各Ｘ線検出素子から出力される電気信号に対して増幅処理を行う増幅器と、電気信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器とを有し、検出データを生成する。データ収集回路１１８は、例えば、プロセッサにより実現される。

寝台装置１３０は、スキャン対象の被検体Ｐ１を載置、移動させる装置であり、基台１３１と、寝台駆動装置１３２と、天板１３３と、支持フレーム１３４とを有する。基台１３１は、支持フレーム１３４を鉛直方向に移動可能に支持する筐体である。寝台駆動装置１３２は、被検体Ｐ１が載置された天板１３３を、天板１３３の長軸方向に移動する駆動機構であり、モータ及びアクチュエータ等を含む。支持フレーム１３４の上面に設けられた天板１３３は、被検体Ｐ１が載置される板である。なお、寝台駆動装置１３２は、天板１３３に加え、支持フレーム１３４を天板１３３の長軸方向に移動してもよい。

コンソール装置１４０は、メモリ１４１と、ディスプレイ１４２と、入力インターフェース１４３と、処理回路１４４とを有する。

メモリ１４１は、例えば、ＲＡＭ、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等により実現される。例えば、メモリ１４１は、投影データや再構成画像データ、心電計から送信された心電図等を記憶する。また、例えば、メモリ１４１は、Ｘ線ＣＴ装置１００に含まれる回路がその機能を実現するためのプログラムを記憶する。

ディスプレイ１４２は、各種の情報を表示する。例えば、ディスプレイ１４２は、処理回路１４４によって生成された４次元画像データを動画像又は静止画像として表示したり、操作者からの各種操作を受け付けるためのＧＵＩ等を表示したりする。例えば、ディスプレイ１４２は、液晶ディスプレイやＣＲＴディスプレイである。

入力インターフェース１４３は、操作者からの各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路１４４に出力する。例えば、入力インターフェース１４３は、投影データを収集する際の収集条件や、ＣＴ画像データを再構成する際の再構成条件、ＣＴ画像データから４次元画像データを生成する際の画像処理条件等を操作者から受け付ける。例えば、入力インターフェース１４３は、マウスやキーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック、タッチパネル等により実現される。

処理回路１４４は、Ｘ線ＣＴ装置１００全体の動作を制御する。例えば、処理回路１４４は、収集機能１４４ａ、表示制御機能１４４ｂ及び制御機能１４４ｃを有する。処理回路１４４は、例えば、プロセッサにより実現される。

例えば、処理回路１４４は、メモリ１４１から収集機能１４４ａに相当するプログラムを読み出して実行することにより、Ｘ線ＣＴ装置１００を制御してスキャンを実行する。ここで、収集機能１４４ａは、例えば、コンベンショナルスキャンやヘリカルスキャン、ステップアンドシュート方式といった種々の方式でのスキャンを実行することができる。

具体的には、収集機能１４４ａは、寝台駆動装置１３２を制御することにより、被検体Ｐ１を架台装置１１０の撮影口内へ移動させる。また、収集機能１４４ａは、Ｘ線高電圧装置１１４を制御することにより、Ｘ線管１１１へ高電圧を供給させる。また、収集機能１４４ａは、コリメータ１１７の開口度及び位置を調整する。また、収集機能１４４ａは、制御装置１１５を制御することにより、回転フレーム１１３を含む回転部を回転させる。また、収集機能１４４ａは、データ収集回路１１８に投影データを収集させる。

また、例えば、収集機能１４４ａは、データ収集回路１１８から出力された検出データに対して対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を施したデータを生成する。なお、前処理を施す前のデータ（検出データ）および前処理後のデータを総称して投影データと称する場合もある。また、例えば、収集機能１４４ａは、ＣＴ画像データを生成する。具体的には、収集機能１４４ａは、前処理後の投影データに対して、フィルタ補正逆投影法や逐次近似再構成法等を用いた再構成処理を行ってＣＴ画像データを生成する。また、収集機能１４４ａは、入力インターフェース１４３を介して操作者から受け付けた入力操作等に基づいて、ＣＴ画像データを３次元画像データに変換する。

ここで、収集機能１４４ａは、上述した３次元画像データの収集を時系列的に行うことにより、４次元画像データを収集する。例えば、収集機能１４４ａは、被検体Ｐ１の心臓の収縮期における複数の心位相についてそれぞれ３次元画像データを収集することで、被検体Ｐ１の心臓の収縮を３次元的に表した４次元画像データを収集する。一例を挙げると、収集機能１４４ａは、心電計から受信した心電図に基づいてＸ線の照射を制御し、収縮期における複数の心位相のそれぞれに同期した３次元画像データを収集することで、４次元画像データを収集する。そして、収集機能１４４ａは、４次元画像データを、メモリ１４１に記憶させたり、画像保管装置２０や医用情報処理装置３０に送信したりする。

また、例えば、処理回路１４４は、メモリ１４１から表示制御機能１４４ｂに相当するプログラムを読み出して実行することにより、ディスプレイ１４２において４次元画像データを表示する。また、例えば、処理回路１４４は、メモリ１４１から制御機能１４４ｃに相当するプログラムを読み出して実行することにより、入力インターフェース１４３を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、処理回路１４４の各種機能を制御する。

図２に示すＸ線ＣＴ装置１００においては、各処理機能がコンピュータによって実行可能なプログラムの形態でメモリ１４１へ記憶されている。処理回路１４４は、メモリ１４１からプログラムを読み出して実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路１４４は、読み出したプログラムに対応する機能を有することとなる。なお、図２においては、収集機能１４４ａ、表示制御機能１４４ｂ及び制御機能１４４ｃの各処理機能が単一の処理回路１４４によって実現される場合を示したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、処理回路１４４は、複数の独立したプロセッサを組み合わせて構成され、各プロセッサが各プログラムを実行することにより各処理機能を実現するものとしても構わない。また、処理回路１４４が有する各処理機能は、単一又は複数の処理回路に適宜に分散又は統合されて実現されてもよい。

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、あるいは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサはメモリ３３又はメモリ１４１に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、メモリ３３又はメモリ１４１にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。

以上、医用情報処理システム１の構成の一例について説明した。かかる構成の下、医用情報処理システム１における医用情報処理装置３０は、被検体Ｐ１の負担を低減しつつ、被検体Ｐ１の心筋における電気信号の伝搬を算出する。具体的には、医用情報処理装置３０は、以下詳細に説明する処理回路３４による処理によって、被検体Ｐ１の心筋の４次元画像データに基づく動き情報を取得し、動き情報に対応した心筋の電気信号の伝搬を算出することで、被検体Ｐ１の心筋における電気信号の伝搬を非侵襲的に算出する。以下、第１の実施形態に係る医用情報処理装置３０が行う処理について詳細に説明する。

まず、取得機能３４ａは、Ｘ線ＣＴ装置１００又は画像保管装置２０から、被検体Ｐ１の心筋の４次元画像データを取得してメモリ３３に格納する。例えば、取得機能３４ａは、被検体Ｐ１の心筋の４次元画像データとして、図３に示す４次元画像データＩ１を取得して、メモリ３３に格納する。なお、図３は、第１の実施形態に係る４次元画像データＩ１の一例を示す図である。ここで、４次元画像データＩ１は、被検体Ｐ１の心筋について時系列的に収集された３次元画像データの集合であり、図３は、４次元画像データＩ１に含まれる３次元画像データの一つを示すものである。

次に、取得機能３４ａは、メモリ３３から４次元画像データＩ１を読み込んで、４次元画像データＩ１の複数位置における心筋の動き情報Ｂ１を抽出する。ここで、動き情報Ｂ１とは、例えば、心筋の各位置を示す座標と、心筋の各位置における移動量及び移動方向とを対応付けた数値データである。また、動き情報Ｂ１とは、例えば、心筋の各位置における移動量及び移動方向をマッピングした画像データである。

例えば、取得機能３４ａは、まず、４次元画像データＩ１に含まれる複数の３次元画像データの各々から、心筋に対応する領域（心筋領域）を抽出する。一例を挙げると、取得機能３４ａは、３次元画像データの各々に対して、ＣＴ値が空間的に連続する領域を抽出する領域拡張（region growing）法や形状テンプレートを用いたパターンマッチング法などを用いてセグメンテーション処理を行うことにより、心筋領域を抽出する。

次に、取得機能３４ａは、３次元画像データの各々から抽出した心筋領域を相互に位置合わせし、解剖学的な位置の対応を算出する。これにより、取得機能３４ａは、各３次元画像データが収集される間に解剖学的な位置が移動した方向及び移動量を、動き情報Ｂ１として抽出することができる。

次に、算出機能３４ｂは、モデルＭ１１を使用し、電気信号の伝搬と筋細胞との動態シミュレーションを実行して、動き情報Ｂ１に対応した被検体Ｐ１の心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。ここで、算出機能３４ｂによる電気信号の伝搬Ａ１の算出について、図４を用いて具体的に説明する。図４は、第１の実施形態に係る電気信号の伝搬と筋細胞との動態シミュレーションの一例を示す図である。

例えば、算出機能３４ｂは、まず、メモリ３３からモデルＭ１１を読み出す。ここで、モデルＭ１１は、細胞変形と電気信号伝搬との関連を示すモデルである。例えば、モデルＭ１１は、図４に示すように、細胞の動き（細胞が生む力や細胞の長さ等の時間変化）と、電気信号（Ｎａ＋やＣａ２＋といったイオンの濃度等）との電気生理学的な関連を示した筋細胞モデルである。なお、メモリ３３は、細胞の種類（例えば、固有心筋、特殊心筋等）に応じたモデルＭ１１を記憶する場合であってもよい。この場合、算出機能３４ｂは、対象部位に含まれる細胞の種類に応じて、１又は複数のモデルＭ１１をメモリ３３から読み出す。

次に、算出機能３４ｂは、図４に示すように、４次元画像データＩ１に基づく動き情報Ｂ１を、モデルＭ１１に入力して、心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。即ち、算出機能３４ｂは、モデルＭ１１を、４次元画像データＩ１の複数位置における動き情報Ｂ１に適用することにより、４次元画像データＩ１の複数位置における電気信号の伝搬Ａ１を算出する。具体的には、まず、算出機能３４ｂは、図４に示すように、４次元画像データＩ１に基づいて心筋モデルＭ２１を生成する。例えば、算出機能３４ｂは、４次元画像データＩ１から抽出した心筋領域に基づいて、被検体Ｐ１の心筋の形状を示す形状データを生成し、生成した形状データを筋細胞の大きさ及び形状に応じて分割することで、心筋モデルＭ２１を生成する。即ち、算出機能３４ｂは、心筋モデルＭ２１を、筋細胞の集合として生成する。

次に、算出機能３４ｂは、心筋モデルＭ２１における個々の筋細胞において、その筋細胞の位置に対応した動き情報Ｂ１を、力や細胞の長さ等の時間変化としてモデルＭ１１に入力する。これにより、算出機能３４ｂは、心筋モデルＭ２１における個々の筋細胞において、入力した力や細胞の長さ等の時間変化に応じた、イオン濃度の時間変化を算出する。更に、算出機能３４ｂは、心筋モデルＭ２１における個々の筋細胞において、イオン濃度の時間変化に応じた電気信号の時間変化を算出することで、心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。

ここで、算出機能３４ｂは、筋細胞間での電気信号の連続性を考慮して、電気信号の伝搬Ａ１を算出するものであってもよい。即ち、電気信号は、筋細胞を伝搬する間に途絶等することはあるとしても、ある程度の連続性を持って流れるものであるから、算出機能３４ｂは、筋細胞間での電気信号の連続性を実現するように、心筋モデルＭ２１における個々の筋細胞における電気信号を調整しながら、心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出してもよい。

なお、算出機能３４ｂが電気信号の伝搬Ａ１を算出する範囲は、心筋の一部でもよいし、心筋の全部でもよい。例えば、算出機能３４ｂは、被検体Ｐ１の症例に応じた範囲において、電気信号の伝搬Ａ１を算出する。一例を挙げると、被検体Ｐ１の心筋が興奮伝搬障害を有している場合、算出機能３４ｂは、電気信号の伝搬Ａ１として、心筋内部の各位置、及び、心筋の表面（心腔側の面及び外側の面）の各位置について、電気信号の時間変化をそれぞれ算出する。これにより、算出機能３４ｂは、心筋内部において電気信号の伝搬が阻害されている場合でも、異常個所を算出することができる。一方で、心筋内部の電気信号について観察を要しない症例である場合、算出機能３４ｂは、電気信号の伝搬Ａ１として、心筋の心腔側の面における電気信号の時間変化のみを算出してもよい。

上述したように、算出機能３４ｂは、電気信号の伝搬と筋細胞との動態シミュレーションを実行して、電気信号の伝搬Ａ１を算出する。ここで、算出機能３４ｂは、心筋の各位置における細胞が周辺細胞から受ける力を考慮して、電気信号の伝搬Ａ１を算出してもよい。これは、電気信号を適切に算出するためには、各細胞が電気信号に起因して自ら行う動きをモデルＭ１１に入力する必要があるのに対して、４次元画像データＩ１に基づく動き情報Ｂ１は、各細胞が電気信号に起因して自ら行う動きと、周辺細胞に引っ張られたことによる動きとの双方を含んでいるためである。

例えば、算出機能３４ｂは、４次元画像データＩ１に基づく心筋モデルＭ２１を用いて、心筋の各位置における細胞が周辺細胞から受ける力を算出する。一例を挙げると、算出機能３４ｂは、心筋モデルＭ２１において、心筋の各位置における細胞にラプラスモデル（以下の式（１））を適用して、心筋の各位置における細胞が周辺細胞から受ける力を算出する。

式（１）において、「ΔＰ」は心筋内外の圧力差であり、「Ｔ」は心筋の各位置における細胞が周辺細胞から受ける力（張力）であり、「Ｒ」は曲率半径である。例えば、算出機能３４ｂは、心筋モデルＭ２１に基づいて、心筋の形状が示す曲率半径Ｒを、心筋の位置ごとに取得する。また、算出機能３４ｂは、心筋にかかる力に基づいて、圧力差ΔＰを取得する。例えば、算出機能３４ｂは、被検体Ｐ１の血圧に基づく解析を行なうことにより、圧力差ΔＰを取得する。一例を挙げると、算出機能３４ｂは、まず、心筋の各位置が、心臓におけるいずれの部屋（左心房、左心室、右心房及び右心室）に位置しているかを判定する。次に、算出機能３４ｂは、判定した部屋における圧力の基準値（例えば、予め複数人について計測した圧力の平均値等）をメモリ３３から取得する。次に、算出機能３４ｂは、取得した基準値を被検体Ｐ１の血圧に応じて補正することで、圧力差ΔＰを取得する。更に、算出機能３４ｂは、曲率半径Ｒ及び圧力差ΔＰを式（１）に代入することにより、張力Ｔを算出する。

次に、算出機能３４ｂは、算出した張力Ｔの影響を除外するように、４次元画像データＩ１に基づく動き情報Ｂ１を補正する。言い換えると、算出機能３４ｂは、４次元画像データＩ１に基づく動き情報Ｂ１から、周辺細胞に引っ張られたことによる動きを差分し、各細胞が電気信号に起因して自ら行う動きを算出する。そして、算出機能３４ｂは、モデルＭ１１を使用し、電気信号の伝搬と筋細胞との動態シミュレーションを実行して、補正後の動き情報Ｂ１（各細胞が電気信号に起因して自ら行う動き）に対応した心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。

なお、これまで、心筋の各位置における細胞が周辺細胞から受ける力を、ラプラスモデルを用いて算出する場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、算出機能３４ｂは、有限要素法（ＦＥＭ：Finite Element Method）や境界要素法等の数値解析法を用いた構造解析を行なうことにより、心筋の各位置における細胞が周辺細胞から受ける力を算出してもよい。

また、算出機能３４ｂは、動き情報Ｂ１から、心筋の各細胞が電気信号に起因して自ら行なう動きの成分を抽出して、電気信号伝搬を算出してもよい。これは、４次元画像データＩ１に基づく動き情報Ｂ１は、各細胞が自ら行う動きの他、心臓全体が被検体Ｐ１に対して揺れ動くことによる動き成分や、血液の流出入による心臓の膨張及び収縮に伴う動き成分を含むためである。

具体的には、算出機能３４ｂは、まず、動き情報Ｂ１から、心筋の各細胞が自ら行なう動きの成分を抽出する。換言すると、算出機能３４ｂは、動き情報Ｂ１から、心筋の各位置における細胞が発生させる力の方向の成分に対応する動き情報（以下、動き情報Ｂ１’とする）を抽出する。動き情報Ｂ１’は、部分動き情報の一例である。

一例を挙げると、算出機能３４ｂは、まず、心筋の各位置における細胞の繊維方向を取得する。ここで、算出機能３４ｂは、心筋の各位置における細胞の繊維方向を、知見に基づいて取得することができる。例えば、算出機能３４ｂは、電気信号伝搬の算出処理に先立って、心筋の各位置における細胞の繊維方向を示す３次元モデルＭｆを取得し、メモリ３３に格納する。一例を挙げると、算出機能３４ｂは、標準的な心臓の形状を持つ３次元モデルに対して、標準的な心臓上の繊維方向をマッピングすることによって３次元モデルＭｆを生成し、メモリ３３に格納する。なお、算出機能３４ｂは、医用情報処理装置３０以外の他の装置において生成された３次元モデルＭｆを取得して、メモリ３３に格納してもよい。次に、算出機能３４ｂは、被検体Ｐ１の心臓の形状に応じて３次元モデルＭｆを変形させる。例えば、算出機能３４ｂは、４次元画像データＩ１に基づく心筋モデルＭ２１と形状が一致するように、３次元モデルＭｆを変形させる。そして、算出機能３４ｂは、変形後の３次元モデルＭｆが示す繊維方向を被検体Ｐ１の心臓に割り当てることで、心筋の各位置における細胞の繊維方向を取得する。例えば、算出機能３４ｂは、変形後の３次元モデルＭｆが示す繊維方向を心筋モデルＭ２１の各位置に割り当てることで、心筋モデルＭ２１の各位置における細胞の繊維方向を取得する。ここで、心筋の細胞は、その繊維の方向に沿って力を発生させる性質がある。従って、算出機能３４ｂは、細胞の繊維方向に基づいて、動き情報Ｂ１から、心筋の各位置における細胞が発生させる力の方向の成分に対応する動き情報Ｂ１’を抽出することができる。例えば、算出機能３４ｂは、動き情報Ｂ１を、細胞の繊維方向の成分と他の方向の成分とに分解し、細胞の繊維方向の成分を動き情報Ｂ１’として抽出する。

別の例を挙げると、算出機能３４ｂは、動き情報Ｂ１から、心筋の曲面に垂直な成分を除外することにより、動き情報Ｂ１’を抽出する。例えば、算出機能３４ｂは、まず、４次元画像データＩ１に基づく心筋モデルＭ２１から、心筋の形状を示す曲面を抽出する。次に、算出機能３４ｂは、抽出した曲面の各位置において法線方向を算出する。ここで、心筋の細胞は、通常、心筋の曲面に垂直な方向の力を発生することはない。即ち、心室又は心房の内部から心臓壁に対して垂直に発生する力は、通常、血液の流出入による心臓の膨張及び収縮によるものであって、心筋の細胞が発生させたものではない。従って、算出機能３４ｂは、動き情報Ｂ１から心筋の曲面に垂直な成分を除外することにより、心筋の各位置における細胞が発生させる力の方向の成分に対応する動き情報Ｂ１’を抽出することができる。例えば、算出機能３４ｂは、動き情報Ｂ１を、心筋の曲面に垂直な成分と他の方向の成分とに分解し、他の方向の成分を動き情報Ｂ１’として抽出する。

そして、算出機能３４ｂは、モデルＭ１１を使用し、電気信号の伝搬と筋細胞との動態シミュレーションを実行して、動き情報Ｂ１’に対応した心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。即ち、算出機能３４ｂは、モデルＭ１１を、４次元画像データＩ１の複数位置における動き情報Ｂ１’に適用することにより、４次元画像データＩ１の複数位置における電気信号の伝搬Ａ１を算出する。ここで、動き情報Ｂ１’を用いることにより、算出機能３４ｂは、電気信号の伝搬Ａ１の精度を向上させることができる。即ち、算出機能３４ｂは、心筋の細胞が自ら行なう動きの成分を抽出して動態シミュレーションを実行することにより、動態シミュレーションの精度を向上させることができる。なお、動き情報Ｂ１’は、心筋の各位置における細胞が周辺細胞から受ける力の影響を除外するように補正したものであってもよい。

算出機能３４ｂが電気信号の伝搬Ａ１を算出した後、表示制御機能３４ｃは、ディスプレイ３２において電気信号の伝搬Ａ１を表示する。例えば、表示制御機能３４ｃは、ディスプレイ３２において、４次元画像データＩ１を動画像又は静止画像として表示するとともに、電気信号の伝搬Ａ１を表示する。なお、表示制御機能３４ｃは、４次元画像データＩ１に含まれる心筋の全体を表示してもよいし、電気信号の伝搬Ａ１に異常のある領域のみを表示してもよい。

一例を挙げると、まず、表示制御機能３４ｃは、心筋の電気信号の伝搬Ａ１に基づいて、心筋の各位置に電気信号が到達した時刻（興奮開始時刻）や、電気信号が最大となった最大興奮時刻、興奮の時間幅等を取得する。そして、表示制御機能３４ｃは、ディスプレイ３２において、取得した興奮開始時刻、最大興奮時刻、時間幅等に応じたカラーを付した４次元画像データＩ１を表示する。

別の一例を挙げると、まず、表示制御機能３４ｃは、心筋の電気信号の伝搬Ａ１に基づいて、心筋の各位置における電圧の大きさ（最大値や平均値等）を取得する。そして、表示制御機能３４ｃは、ディスプレイ３２において、取得した電圧の大きさに応じたカラーを付して、４次元画像データＩ１を表示する。

別の一例を挙げると、まず、表示制御機能３４ｃは、心筋の電気信号の伝搬Ａ１に基づいて、心筋の各位置における電圧の時間変化を取得する。そして、表示制御機能３４ｃは、ディスプレイ３２において、電圧の変化量をカラーで表現しながら、４次元画像データＩ１を動画像として表示する。また、例えば、表示制御機能３４ｃは、ディスプレイ３２において、電圧の時間変化を表したグラフを表示する。

別の一例を挙げると、まず、表示制御機能３４ｃは、心筋の電気信号の伝搬Ａ１に基づいて、心筋の各位置における電気信号の伝搬方向を取得する。そして、表示制御機能３４ｃは、ディスプレイ３２において、被検体Ｐ１の心筋の各位置における電気信号の伝搬方向を表す矢印（ベクトル）を付した４次元画像データＩ１を表示する。

また、表示制御機能３４ｃは、種々の情報と併せて、電気信号の伝搬Ａ１を表示することとしてもよい。例えば、取得機能３４ａは、被検体Ｐ１の心臓について収集された時系列の３次元超音波画像データを更に取得する。次に、算出機能３４ｂは、時系列の３次元超音波画像データから、心筋の各位置における変位（Displacement）を算出する。次に、算出機能３４ｂは、心筋の各位置について、変位を微分することにより速度を算出する。更に、算出機能３４ｂは、心筋の各位置における速度の時間変化から、心筋の局所的な歪み（Strain）の時間変化曲線であるStrainカーブを算出する。

そして、表示制御機能３４ｃは、電気信号の伝搬Ａ１と併せて、Strainカーブに基づく３次元超音波画像データを表示する。例えば、表示制御機能３４ｃは、電気信号の伝搬Ａ１に基づく興奮開始時刻に応じてカラーを付した４次元画像データＩ１と、Strainが最大となる時刻に応じたカラーを付した３次元超音波画像データとを、ディスプレイ３２において表示する。これにより、表示制御機能３４ｃは、被検体Ｐ１の心臓の動きについて、より多くの情報を操作者に提供することができる。

なお、３次元超音波画像データに基づくStrainカーブは、周辺細胞の動きに引きずられる影響があること、及び、変位を微分して求める事情から、ノイズが多い。これに対して、算出機能３４ｂは、４次元画像データＩ１に基づく動き情報Ｂ１を電気信号に分解することにより、局所の細胞が動いた真の時刻を精度よく推定することができる。そして、表示制御機能３４ｃは、電気信号の伝搬Ａ１を表示することで、心筋の各細胞が動いた時刻を高精度で操作者に提示することができる。

また、算出機能３４ｂは、電気信号の伝搬Ａ１を算出した後、電気信号の伝搬Ａ１に基づいて、心筋の動き情報を算出してもよい。以下、電気信号の伝搬Ａ１に基づいて算出される心筋の動き情報を、動き情報Ｂ２とする。

例えば、算出機能３４ｂは、動き情報Ｂ１に対応した電気信号の伝搬Ａ１を算出する処理の逆の処理により、電気信号の伝搬Ａ１に対応した動き情報Ｂ２を算出する。即ち、算出機能３４ｂは、モデルＭ１１を動き情報Ｂ１に適用することによって電気信号の伝搬Ａ１を算出した後、モデルＭ１１を電気信号の伝搬Ａ１に適用することによって動き情報Ｂ２を算出する。

算出機能３４ｂが動き情報Ｂ２を算出した後、表示制御機能３４ｃは、ディスプレイ３２において、動き情報Ｂ２と４次元画像データＩ１とを比較可能に表示する。例えば、表示制御機能３４ｃは、４次元画像データＩ１に含まれる１つの３次元画像データを動き情報Ｂ２に基づいて順次変形させることで、動き情報Ｂ２に基づく４次元画像データＩ２を生成する。そして、表示制御機能３４ｃは、４次元画像データＩ１と４次元画像データＩ２とを並べて表示する。

動き情報Ｂ２と４次元画像データＩ１とを比較可能に表示することにより、表示制御機能３４ｃは、算出された電気信号の伝搬Ａ１の評価を可能とする。即ち、電気信号の伝搬Ａ１に基づく動き情報Ｂ２と、４次元画像データＩ１とが整合している場合、操作者は、電気信号の伝搬Ａ１の精度を信頼できると判断することができる。

また、４次元画像データＩ１は、心筋の各細胞が電気信号に起因して自ら行なう動き以外の他の成分（心臓全体が揺れ動くことによる動き成分や、心臓の膨張及び収縮に伴う動き成分）を含んでいる。これに対して、電気信号の伝搬Ａ１に基づく動き情報Ｂ２は、心筋の各細胞が自ら行なう動きを示すものである。従って、表示制御機能３４ｃは、動き情報Ｂ２と４次元画像データＩ１とを比較可能に表示することにより、被検体Ｐ１の心筋の動きについて、他の成分の有無による違いを操作者に提示することができる。

次に、医用情報処理装置３０による処理の手順の一例を、図５を用いて説明する。図５は、第１の実施形態に係る医用情報処理装置３０の処理の一連の流れを説明するためのフローチャートである。ステップＳ１０１、ステップＳ１０２及びステップＳ１０６は、取得機能３４ａに対応するステップである。ステップＳ１０３及びステップＳ１０４は、算出機能３４ｂに対応するステップである。ステップＳ１０５は、表示制御機能３４ｃに対応するステップである。

まず、処理回路３４は、Ｘ線ＣＴ装置１００又は画像保管装置２０から、被検体Ｐ１の心筋の４次元画像データＩ１を取得してメモリ３３に格納する（ステップＳ１０１）。次に、処理回路３４は、メモリ３３から４次元画像データＩ１を読み出して、４次元画像データＩ１から被検体Ｐ１の心筋の動き情報Ｂ１を取得する（ステップＳ１０２）。次に、処理回路３４は、モデルＭ１１を使用し、電気信号の伝搬と筋細胞との動態シミュレーションを実行して（ステップＳ１０３）、動き情報Ｂ１に対応した電気信号の伝搬Ａ１を算出する（ステップＳ１０４）。そして、処理回路３４は、算出した電気信号の伝搬Ａ１を、ディスプレイ３２において表示する（ステップＳ１０５）。

ここで、処理回路３４は、更に動き情報Ｂ１を取得したか否かを判定する（ステップＳ１０６）。動き情報Ｂ１を取得した場合（ステップＳ１０６肯定）、処理回路３４は、再度ステップＳ１０３に移行する。一方で、動き情報Ｂ１を取得しなかった場合（ステップＳ１０６否定）、処理回路３４は、処理を終了する。

上述したように、第１の実施形態によれば、取得機能３４ａは、４次元画像データＩ１に基づく被検体Ｐ１の心筋の動き情報Ｂ１を取得する。算出機能３４ｂは、細胞の動きと電気信号との関連を示すモデルＭ１１を使用し、動き情報Ｂ１に対応した心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。従って、第１の実施形態に係る医用情報処理装置３０は、心筋における電気信号の伝搬を非侵襲的に算出することができる。例えば、医用情報処理装置３０は、被検体Ｐ１の心臓に直接刺激を与えて頻脈を誘発するといった患者負担を要することなく、電気信号の伝搬を算出することができる。

また、上述したように、第１の実施形態によれば、算出機能３４ｂは、細胞が周辺細胞から受ける張力Ｔを更に算出し、張力Ｔの影響を除外するように動き情報Ｂ１を補正して、補正後の動き情報Ｂ１に対応した電気信号の伝搬Ａ１を算出する。従って、第１の実施形態に係る医用情報処理装置３０は、心筋状態を考慮して、電気信号の伝搬をより適切に算出することができる。即ち、心筋の変形のみに着目して電気信号の伝搬を評価する場合と比較し、医用情報処理装置３０は、電気信号の伝搬を精度よく算出することができる。

なお、これまで、１つの心拍について動き情報Ｂ１を取得する場合について説明したが、取得機能３４ａは、複数の心拍について動き情報Ｂ１を取得する場合であってもよい。例えば、まず、Ｘ線ＣＴ装置１００における収集機能１４４ａは、心電計から受信した心電図に基づいてＸ線の照射を制御し、複数の心位相のそれぞれに同期した投影データを収集する。次に、収集機能１４４ａは、投影データを、正常な心拍（不整脈）について収集された投影データと、異常な心拍（整脈）について収集された投影データとに分類する。ここで、収集機能１４４ａは、各投影データが正常な心拍について収集されたものか異常な心拍について収集されたものかを、心電図に基づいて分類してもよいし、投影データ自体に基づいて分類してもよい。

次に、収集機能１４４ａは、正常な心拍について収集された投影データから、複数の心位相のそれぞれについて３次元画像データを生成することで、４次元画像データＩ１１を収集する。また、収集機能１４４ａは、異常な心拍について収集された投影データから、複数の心位相のそれぞれについて３次元画像データを生成することで、４次元画像データＩ１２を収集する。そして、収集機能１４４ａは、正常な心拍について収集された４次元画像データＩ１１と、異常な心拍について収集された４次元画像データＩ１２とを、メモリ１４１に記憶させたり、画像保管装置２０や医用情報処理装置３０に送信したりする。なお、４次元画像データＩ１１及び４次元画像データＩ１２は、４次元画像データＩ１の一例である。

次に、取得機能３４ａは、正常な心拍について収集された４次元画像データＩ１１から動き情報Ｂ１１を取得し、異常な心拍について収集された４次元画像データＩ１２から動き情報Ｂ１２を取得する。即ち、取得機能３４ａは、複数の心拍についてそれぞれ動き情報を取得する。次に、算出機能３４ｂは、モデルＭ１１を使用し、動き情報Ｂ１１に対応した電気信号の伝搬Ａ１１と、動き情報Ｂ１２に対応した電気信号の伝搬Ａ１２とをそれぞれ算出する。即ち、算出機能３４ｂは、心拍ごとに、電気信号の伝搬を算出する。なお、動き情報Ｂ１１及び動き情報Ｂ１２は動き情報Ｂ１の一例であり、電気信号の伝搬Ａ１１及び電気信号の伝搬Ａ１２は電気信号の伝搬Ａ１の一例である。

そして、表示制御機能３４ｃは、電気信号の伝搬Ａ１１と電気信号の伝搬Ａ１２とを、ディスプレイ３２において比較可能に表示する。例えば、表示制御機能３４ｃは、電気信号の伝搬Ａ１１と電気信号の伝搬Ａ１２とを、ディスプレイ３２において、並べて表示したり、切り替えて表示したりする。これにより、医用情報処理装置３０は、心拍間の差異と電気信号の伝搬との関係を表示し、診断を支援することができる。例えば、医用情報処理装置３０は、異常な心拍における電気信号の伝搬Ａ１２において、正常な心拍における電気信号の伝搬Ａ１１と異なる部分を、心拍の異常の原因として提示することができる。

また、これまで、１の被検体Ｐ１から動き情報Ｂ１を取得する場合について説明したが、取得機能３４ａは、複数の被検体Ｐ１から動き情報Ｂ１を取得する場合であってもよい。例えば、まず、Ｘ線ＣＴ装置１００における収集機能１４４ａは、心臓に疾患を有しない被検体Ｐ１１の心筋の４次元画像データＩ１３と、心臓に疾患を有する被検体Ｐ１２の心筋の４次元画像データＩ１４とを収集する。次に、収集機能１４４ａは、４次元画像データＩ１３と４次元画像データＩ１４とを、メモリ１４１に記憶させたり、画像保管装置２０や医用情報処理装置３０に送信したりする。なお、被検体Ｐ１１及び被検体Ｐ１２は被検体Ｐ１の一例であり、４次元画像データＩ１３及び４次元画像データＩ１４は４次元画像データＩ１の一例である。

次に、取得機能３４ａは、４次元画像データＩ１３から動き情報Ｂ１３を取得し、４次元画像データＩ１４から動き情報Ｂ１４を取得する。即ち、取得機能３４ａは、複数の被検体Ｐ１から動き情報を取得する。次に、算出機能３４ｂは、モデルＭ１１を使用し、動き情報Ｂ１３に対応した電気信号の伝搬Ａ１３と、動き情報Ｂ１４に対応した電気信号の伝搬Ａ１４とをそれぞれ算出する。即ち、算出機能３４ｂは、被検体ごとに、電気信号の伝搬を算出する。なお、動き情報Ｂ１３及び動き情報Ｂ１４は動き情報Ｂ１の一例であり、電気信号の伝搬Ａ１３及び電気信号の伝搬Ａ１４は電気信号の伝搬Ａ１の一例である。

そして、表示制御機能３４ｃは、被検体ごとに算出された電気信号の伝搬Ａ１３と電気信号の伝搬Ａ１４とを、ディスプレイ３２において、比較可能に表示する。例えば、表示制御機能３４ｃは、電気信号の伝搬Ａ１３と電気信号の伝搬Ａ１４とを、ディスプレイ３２において、並べて表示したり、切り替えて表示したりする。これにより、医用情報処理装置３０は、被検体間の差異と電気信号の伝搬との関係を表示し、診断を支援することができる。例えば、医用情報処理装置３０は、心臓に疾患を有する被検体Ｐ１２の電気信号の伝搬Ａ１４において、心臓に疾患を有しない被検体Ｐ１１の電気信号の伝搬Ａ１３と異なる部分を、心拍の異常の原因として提示することができる。

また、これまで、心臓の収縮期について４次元画像データＩ１を収集する場合について説明したが、収集機能１４４ａは、拡張期を含めた１心拍分の４次元画像データＩ１を収集する場合であってもよい。例えば、被検体Ｐ１が心臓に有する疾患等に起因して、収縮期以外にも電気信号の伝搬が生じ得る場合、収集機能１４４ａは、１心拍分の４次元画像データＩ１を収集する。そして、取得機能３４ａは、１心拍分の４次元画像データＩ１に基づく動き情報Ｂ１を取得し、算出機能３４ｂは、１心拍分の動き情報Ｂ１に対応した電気信号の伝搬Ａ１を算出する。

（第２の実施形態）
上述した第１の実施形態では、メモリ３３に記憶されたモデルＭ１１をそのまま使用し、心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する場合について説明した。これに対し、第２の実施形態では、被検体Ｐ１に応じたモデルＭ１２を使用して、心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する場合について説明する。

第２の実施形態に係る医用情報処理装置３０は、図１に示した第１の実施形態に係る医用情報処理装置３０と同様の構成を有し、算出機能３４ｂによる処理の一部が相違する。そこで、第１の実施形態において説明した構成と同様の構成を有する点については、図１と同一の符号を付し、説明を省略する。

例えば、算出機能３４ｂは、まず、被検体Ｐ１について、イオン濃度、血圧及び病変分布の少なくとも一つを取得する。一例を挙げると、まず、操作者は、電解質測定機器を用いて、被検体Ｐ１の血液のイオン濃度を測定する。かかる電解質測定機器は、例えば、被検体Ｐ１から採取された血液を検査してイオン濃度を測定するものであってもよいし、被検体Ｐ１の指先に照射した光に基づいてイオン濃度を測定するものであってもよい。そして、算出機能３４ｂは、入力インターフェース３１を介して、操作者からイオン濃度の入力操作を受け付けることにより、被検体Ｐ１のイオン濃度を取得する。

また、一例を挙げると、操作者は、血圧測定機器を用いて、被検体Ｐ１の血圧を測定する。そして、算出機能３４ｂは、入力インターフェース３１を介して、操作者から血圧の入力操作を受け付けることにより、被検体Ｐ１の血圧を取得する。また、一例を挙げると、算出機能３４ｂは、４次元画像データＩ１について、病変部位を検出するコンピュータ支援診断（Computer Aided Diagnosis：ＣＡＤ）処理を実行することにより、被検体Ｐ１の心筋における病変分布を取得する。

次に、算出機能３４ｂは、メモリ３３からモデルＭ１１を読み出して、被検体Ｐ１のイオン濃度、血圧及び病変分布の少なくとも一つに応じてモデルＭ１１を変形することにより、被検体Ｐ１に応じたモデルＭ１２を生成する。例えば、心筋梗塞が生じている被検体Ｐ１の心臓において、心筋梗塞部（壊死している細胞の分布）が明らかとなっている場合、算出機能３４ｂは、心筋梗塞部については心筋梗塞の筋細胞モデルを割り当て、心筋梗塞部以外についてはモデルＭ１１と同様の筋細胞モデルを割り当てたモデルＭ１２を生成する。そして、算出機能３４ｂは、被検体Ｐ１に応じたモデルＭ１２を使用して、心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。

これまで、被検体Ｐ１から取得される条件（イオン濃度の測定値、血圧の測定値、ＣＡＤ処理による病変分布等）に応じて、モデルＭ１２を生成する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、算出機能３４ｂは、仮の条件に応じてモデルＭ１２を生成する場合であってもよい。

例えば、まず、取得機能３４ａは、入力インターフェース３１を介して、操作者から、被検体Ｐ１の心筋に対して病変分布を設定する操作を受け付ける。ここで、操作者は、例えば、被検体Ｐ１の病変が進行した場合や、手術により病変を除去した場合等を仮定して、病変分布を設定する。次に、算出機能３４ｂは、設定された病変分布に応じたモデルＭ１２を使用して、心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。そして、表示制御機能３４ｃは、算出された電気信号の伝搬Ａ１を、ディスプレイ３２において表示する。例えば、表示制御機能３４ｃは、ＣＡＤ処理による病変分布に応じたモデルＭ１２を使用して算出された電気信号の伝搬Ａ１と、操作者により設定された病変分布に応じたモデルＭ１２を使用して算出された電気信号の伝搬Ａ１とを、ディスプレイ３２において、比較可能に表示する。

上述したように、第２の実施形態によれば、算出機能３４ｂは、被検体Ｐ１に応じたモデルＭ１２を使用して、心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。従って、第２の実施形態に係る医用情報処理装置３０は、被検体Ｐ１の個別の情報を用いて、心筋における電気信号の伝搬をより適切に算出することができる。

また、上述したように、第２の実施形態によれば、算出機能３４ｂは、設定された病変分布に応じたモデルＭ１２を使用して、心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。従って、第２の実施形態に係る医用情報処理装置３０は、現在の被検体Ｐ１における電気信号の伝搬のみならず、カテーテルアブレーションを実行した後の電気信号の伝搬や、カテーテルアブレーションを実行せずに病変が進行した場合の電気信号の伝搬等をも算出し、診断を支援することができる。

（第３の実施形態）
さて、これまで第１～第２の実施形態について説明したが、上述した実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。

例えば、算出機能３４ｂは、更に、心電図を用いて、電気信号の伝搬Ａ１を算出してもよい。一例を挙げると、算出機能３４ｂは、被検体Ｐ１の心筋の電気信号の伝搬Ａ１を、被検体Ｐ１の心電図が示す電気信号の伝搬Ａ２に対応するように算出する。

具体的には、まず、取得機能３４ａは、被検体Ｐ１の心電図を取得する。ここで、取得機能３４ａは、４次元画像データＩ１を収集するスキャンの際中に測定された心電図を取得する場合であってもよいし、スキャンの前又は後に測定された心電図を取得する場合であってもよい。

次に、算出機能３４ｂは、心電図に基づいて、被検体Ｐ１の心筋における電気信号の伝搬Ａ２を算出する。例えば、算出機能３４ｂは、心電図の波形から、Ｐ波及びＱＲＳ波のそれぞれに相当する時間区間を識別する。ここで、算出機能３４ｂは、洞結節において電気信号が発生した時間として、Ｐ波の開始時間を取得する。また、算出機能３４ｂは、右心房を電気信号が伝搬した時間として、Ｐ波に相当する時間区間の開始後２／３を取得する。また、算出機能３４ｂは、左心房を電気信号が伝搬した時間として、Ｐ波に相当する時間区間の終了前２／３を取得する。また、算出機能３４ｂは、ヒス束、左脚／右脚を電気信号が伝搬した時間として、ＱＲＳ波に相当する時間区間を取得する。

また、算出機能３４ｂは、モデルＭ１１又はモデルＭ１２を使用して動き情報Ｂ１に対応した心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。また、算出機能３４ｂは、算出した電気信号の伝搬Ａ１と、心電図が示す電気信号の伝搬Ａ２とを比較する。ここで、電気信号の伝搬Ａ１と電気信号の伝搬Ａ２との差異が小さい場合、算出機能３４ｂは処理を終了する。

一方で、電気信号の伝搬Ａ１と電気信号の伝搬Ａ２との差異が閾値より大きい場合、算出機能３４ｂは、電気信号の伝搬Ａ１を補正する。例えば、洞結節にて電気信号が発生してから右心房における電気信号の伝搬が開始するまでの時間について、電気信号の伝搬Ａ２が示す値に対して電気信号の伝搬Ａ１が示す値が著しく大きい場合、算出機能３４ｂは、洞結節にて電気信号が発生してから右心房における電気信号の伝搬が開始するまでの時間を短縮するように、電気信号の伝搬Ａ１を補正する。

次に、算出機能３４ｂは、モデルＭ１１又はモデルＭ１２を使用し、補正後の電気信号の伝搬Ａ１に対応した心筋の動き情報Ｂ３を算出する。即ち、算出機能３４ｂは、動き情報Ｂ１に対応した電気信号の伝搬Ａ１を算出する処理の逆の処理により、電気信号の伝搬Ａ１に対応した動き情報Ｂ３を算出する。次に、算出機能３４ｂは、動き情報Ｂ１と動き情報Ｂ３とを比較する。

ここで、動き情報Ｂ１と動き情報Ｂ３との差異が小さい場合、算出機能３４ｂは処理を終了する。一方で、動き情報Ｂ１と動き情報Ｂ３との差異が閾値より大きい場合、算出機能３４ｂは、動き情報Ｂ１を補正する。次に、算出機能３４ｂは、補正後の動き情報Ｂ１に対応した心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。更に、算出機能３４ｂは、上述した電気信号の伝搬Ａ１と電気信号の伝搬Ａ２との比較、及び、動き情報Ｂ１と動き情報Ｂ３との比較を、所定の回数或いは差異が閾値を下回るまで、繰り返し実行する。これにより、算出機能３４ｂは、動き情報Ｂ１に対応した電気信号の伝搬Ａ１の精度を、心電図に基づいて向上させることができる。

また、算出機能３４ｂは、電気信号の伝搬Ａ１を算出した後、電気信号の伝搬Ａ１が制約条件を満たすか否かを判定してもよい。即ち、算出機能３４ｂは、算出した電気信号の伝搬Ａ１が、実際に起こり得るものであるか否かを判定してもよい。

例えば、被検体Ｐ１の心筋を電気信号が伝搬する速度には限界があり、この限界を超えた速度で電気信号が伝搬することはない。また、例えば、電気信号の伝搬はつながっているものであり、不連続に電気信号が伝搬することはない。そこで、算出機能３４ｂは、４次元画像データＩ１の複数位置における電気信号の伝搬Ａ１について、心筋における電気信号伝搬の速度及び連続性の少なくとも一方に関する制約条件を満たすか否かを判定する。

ここで、電気信号の伝搬Ａ１が制約条件を満たさない場合、算出機能３４ｂは、例えば、４次元画像データＩ１の複数位置における電気信号の伝搬Ａ１を再算出する。なお、算出機能３４ｂは、算出条件を変更して、電気信号の伝搬Ａ１を再算出することとしてもよい。例えば、算出機能３４ｂは、使用するモデルや動き情報を変更して、電気信号の伝搬Ａ１を再算出する。一例を挙げると、モデルＭ１１を用いて電気信号の伝搬Ａ１を算出していた場合において、算出機能３４ｂはモデルＭ１２を用いて電気信号の伝搬Ａ１を再算出する。別の例を挙げると、動き情報Ｂ１を用いて電気信号の伝搬Ａ１を算出していた場合において、算出機能３４ｂは動き情報Ｂ１’を用いて電気信号の伝搬Ａ１を再算出する。

或いは、算出機能３４ｂは、電気信号の伝搬Ａ１のうち、制約条件を満たさない部分を除外することとしてもよい。即ち、算出機能３４ｂは、算出した電気信号の伝搬Ａ１のうち、制約条件を満たさない部分を取り除いて、最終結果としてもよい。この場合、表示制御機能３４ｃは、電気信号の伝搬Ａ１のうち、制約条件を満たさない部分を除く他の部分を表示する。或いは、表示制御機能３４ｃは、電気信号の伝搬Ａ１に制約条件を満たさない部分が含まれることが認識できる態様で、電気信号の伝搬Ａ１を表示する。例えば、表示制御機能３４ｃは、電気信号の伝搬Ａ１のうち制約条件を満たさない部分を黒色として、電気信号の伝搬Ａ１を表示する。

また、上述した実施形態では、医用情報処理装置３０の処理回路３４が、取得機能３４ａ及び算出機能３４ｂを有する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線ＣＴ装置１００の処理回路１４４が、取得機能３４ａ及び算出機能３４ｂに相当する機能（以下、取得機能１４４ｄ及び算出機能１４４ｅと記載する）を有する場合であってもよい。

この場合、まず、収集機能１４４ａが、被検体Ｐ１の心筋の４次元画像データＩ１を収集する。次に、取得機能１４４ｄは、４次元画像データＩ１から、被検体Ｐ１の心筋の動き情報Ｂ１を取得する。次に、算出機能１４４ｅは、モデルＭ１１又はモデルＭ１２を使用し、動き情報Ｂ１に対応した心筋の電気信号の伝搬Ａ１を算出する。そして、表示制御機能１４４ｂは、算出された電気信号の伝搬Ａ１を、ディスプレイ１４２において表示する。

また、上述した実施形態では、医用情報処理装置３０における取得機能３４ａが、４次元画像データＩ１から動き情報を算出する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、Ｘ線ＣＴ装置１００における取得機能１４４ｄが４次元画像データＩ１から被検体Ｐ１の心筋の動き情報Ｂ１を算出し、取得機能３４ａは、Ｘ線ＣＴ装置１００から動き情報Ｂ１を取得する場合であってもよい。

また、上述した実施形態では、被検体Ｐ１の心筋について、電気信号の伝搬Ａ１を算出する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、取得機能３４ａは、心筋以外の筋肉を対象部位として、対象部位の４次元画像データに基づく動き情報を取得することができる。更に、算出機能３４ｂは、モデルＭ１１を使用し、動き情報に対応した対象部位の電気信号の伝搬を算出することができる。

また、上述した実施形態では、モデルＭ１１又はモデルＭ１２を使用して、電気信号の伝搬Ａ１を算出する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、算出機能３４ｂは、動き情報Ｂ１と電気信号の伝搬Ａ１との対応関係を定めたデータベースをメモリ３３から読み出し、取得機能３４ａが取得した動き情報Ｂ１をデータベースと比較することにより、電気信号の伝搬Ａ１を算出する場合であってもよい。

上述した実施形態に係る各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。即ち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。更に、各装置にて行われる各処理機能は、その全部又は任意の一部が、ＣＰＵ及び当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、あるいは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現されうる。

また、上述した実施形態で説明した医用情報処理方法は、予め用意されたプログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。このプログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、このプログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ－ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、患者負担を低減しつつ、電気信号の伝搬を算出することができる。

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 医用情報処理システム
３０ 医用情報処理装置
３４ 処理回路
３４ａ 取得機能
３４ｂ 算出機能
３４ｃ 表示制御機能

Claims (21)

1. 細胞変形と電気信号伝搬との関連を示すモデルを記憶する記憶部と、
   心筋の３次元構造を時系列で撮像することにより得られた４次元画像データを取得し、取得した４次元画像データの複数位置における前記心筋の動き情報を抽出する取得部と、
   前記モデルを前記複数位置における前記動き情報に適用することにより、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する算出部と、
   を備える、医用情報処理装置。
2. 前記算出部は、前記心筋の各位置における細胞が周辺細胞から受ける力を更に算出し、当該力の影響を除外するように前記動き情報を補正して、前記モデルを前記複数位置における補正後の前記動き情報に適用することにより、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する、請求項１に記載の医用情報処理装置。
3. 前記算出部は、前記心筋の形状、及び、前記心筋にかかる力に基づいて、前記心筋の各位置における細胞が周辺細胞から受ける力を算出する、請求項２に記載の医用情報処理装置。
4. 前記算出部は、前記動き情報から、前記心筋の各位置における細胞が発生させる力の方向の成分に対応する部分動き情報を抽出し、前記モデルを前記複数位置における前記部分動き情報に適用することにより、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する、請求項１乃至３のいずれか一項に記載の医用情報処理装置。
5. 前記算出部は、前記心筋の各位置における細胞の繊維方向に基づいて、前記部分動き情報を抽出する、請求項４に記載の医用情報処理装置。
6. 前記算出部は、前記動き情報から前記心筋の曲面に垂直な成分を除外することにより、前記部分動き情報を抽出する、請求項４に記載の医用情報処理装置。
7. 前記取得部は、更に、被検体の心電図を取得し、
   前記算出部は、前記複数位置における電気信号伝搬を、前記心電図が示す電気信号の伝搬に対応するように算出する、請求項１乃至６のいずれか一項に記載の医用情報処理装置。
8. 前記算出部は、算出した前記複数位置における電気信号伝搬について、前記心筋における電気信号伝搬の速度及び連続性の少なくとも一方に関する制約条件を満たすか否かを判定し、当該制約条件を満たさない場合には前記複数位置における電気信号伝搬を再算出する、請求項１乃至７のいずれか一項に記載の医用情報処理装置。
9. 前記算出部は、算出した前記複数位置における電気信号伝搬のうち、前記心筋における電気信号伝搬の速度及び連続性の少なくとも一方に関する制約条件を満たさない部分を除外する、請求項１乃至７のいずれか一項に記載の医用情報処理装置。
10. 前記算出部は、被検体に応じた前記モデルを使用して、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する、請求項１乃至９のいずれか一項に記載の医用情報処理装置。
11. 前記算出部は、被検体のイオン濃度に応じた前記モデルを使用して、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する、請求項１０に記載の医用情報処理装置。
12. 前記算出部は、被検体の血圧に応じた前記モデルを使用して、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する、請求項１０又は１１に記載の医用情報処理装置。
13. 前記算出部は、前記心筋の病変分布に応じた前記モデルを使用して、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する、請求項１０乃至１２のいずれか一項に記載の医用情報処理装置。
14. 前記取得部は、更に、前記心筋に対して病変分布を設定する操作を受け付け、
    前記算出部は、前記病変分布に応じた前記モデルを使用して、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する、請求項１乃至１２のいずれか一項に記載の医用情報処理装置。
15. 前記取得部は、複数の心拍について前記動き情報を抽出し、
    前記算出部は、心拍ごとに、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する、請求項１乃至１４のいずれか一項に記載の医用情報処理装置。
16. 前記算出部が算出した前記複数位置における電気信号伝搬を表示する表示制御部を更に備える、請求項１乃至１５のいずれか一項に記載の医用情報処理装置。
17. 前記取得部は、複数の被検体から前記動き情報を抽出し、
    前記算出部は、被検体ごとに、前記複数位置における電気信号伝搬を算出し、
    前記表示制御部は、被検体ごとに算出された前記複数位置における電気信号伝搬を比較可能に表示する、請求項１６に記載の医用情報処理装置。
18. 表示制御部を更に備え、
    前記算出部は、算出した前記複数位置における電気信号伝搬に基づいて前記心筋の動き情報を算出し、
    前記表示制御部は、前記算出部が算出した動き情報と、前記４次元画像データとを比較可能に表示する、請求項１乃至１７のいずれか一項に記載の医用情報処理装置。
19. 対象部位の４次元画像データの複数位置における前記対象部位の動き情報を取得する取得部と、
    細胞変形と電気信号伝搬との関連を示すモデルを、前記複数位置における前記動き情報に適用することにより、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する算出部と、
    を備える、医用情報処理装置。
20. 細胞変形と電気信号伝搬との関連を示すモデルを記憶する記憶部と、
    心筋の３次元構造を時系列で撮像することにより４次元画像データを収集する収集部と、
    前記４次元画像データの複数位置における前記心筋の動き情報を抽出する取得部と、
    前記モデルを前記複数位置における前記動き情報に適用することにより、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する算出部と、
    を備える、医用画像診断装置。
21. 心筋の３次元構造を時系列で撮像することにより得られた４次元画像データを取得し、取得した４次元画像データの複数位置における前記心筋の動き情報を抽出し、
    細胞変形と電気信号伝搬との関連を示すモデルを前記複数位置における前記動き情報に適用することにより、前記複数位置における電気信号伝搬を算出する、
    各処理をコンピュータに実行させる、プログラム。

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