WO2014084367A1 - 医用画像処理装置 - Google Patents

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石井　秀明
智司 若井
和正 荒木田
匠真 五十嵐
藤澤　恭子
茂生 神長
廣畑　賢治
淳一郎 大賀
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株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a medical image processing apparatus.
  • ischemic heart disease As is well known, in ischemic heart disease, the blood flow to the myocardium is obstructed due to occlusion or stenosis of the coronary arteries, causing a disorder in the heart due to insufficient supply or interruption. Symptoms include pain mainly in the front chest, sometimes left arm and back, and pressure.
  • FFR Fractional Flow Reserve
  • FFR value is lower than 0.8 (severe) and surgical treatment (catheter surgery: PCI) is required, if it is higher than 0.8, drug therapy is often selected. Since FFR measurement using a pressure wire is invasive, a non-invasive measurement / calculation method is desired.
  • This simulation is a three-dimensional simulation.
  • physical parameters such as blood vessel wall hardness and blood inflow calculated from contrast-enhanced images are used as inputs, and pressure is calculated using the Navi-Estokes formula commonly used in CFD (Computational Fluid Dynamics). Calculate (calculate) to obtain FFR.
  • simulation-based measurement requires time-series volume data over at least one heartbeat, it takes a lot of time and effort in imaging and data analysis.
  • coronary artery may be blurred in the heartbeat phase where the heart moves fast, there is a possibility that the data may contain an error.
  • the purpose is to reduce the time required for analysis processing, etc. when calculating blood flow pressure from time-series volume data through fluid analysis, etc., and to reduce analysis errors caused mainly by pulsation shaking. is there.
  • the medical image processing apparatus extracts at least two coronary artery core structures from data of at least two images respectively corresponding to at least two heartbeat time phases related to the heart, and a plurality of heartbeat time phases over one heartbeat of the heart.
  • a core analysis unit that interpolates a coronary artery core structure related to another heartbeat time phase from at least two coronary artery core structures extracted in order to generate coronary artery core structures respectively corresponding to a plurality of coronary artery core structures over one heartbeat
  • a displacement distribution calculator that calculates a plurality of displacement distributions between the respective heartbeat phases.
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a medical image processing apparatus according to this embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a procedure of medical image processing according to the present embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram showing the two heartbeat phases (ES, ED) in S2 of FIG.
  • FIG. 4 is a diagram showing the concept of S5, S4, and S7 in FIG.
  • FIG. 5 is a diagram showing a modification of the procedure of FIG.
  • FIG. 6 is a diagram showing the three heartbeat phases (ES, ED, MD) of S2 in FIG.
  • FIG. 7 is a diagram showing a modification of the procedure of FIG.
  • FIG. 8 is a diagram showing an example of the relationship between the heartbeat period and the collection density in S14 of FIG.
  • FIG. 9 is a supplementary diagram for explaining FFR.
  • the medical image processing apparatus processes a plurality of heartbeat time phase images related to the heart.
  • a plurality of coronary artery core line structures are extracted from a plurality of images.
  • a plurality of coronary artery core structures over one heart beat of the heart are generated.
  • a displacement distribution between each heartbeat phase is calculated from a plurality of coronary artery core structures over one heartbeat.
  • a coronary artery model is generated from an image related to a specific time phase. The coronary artery model is deformed for each heartbeat phase based on the displacement distribution.
  • FIG. 1 shows the configuration of a medical image processing apparatus according to this embodiment.
  • a medical image processing apparatus 1 according to this embodiment is connected to a CT apparatus 2 including an electrocardiograph 3 via a network 4 such as a LAN or a public electronic communication line.
  • the CT apparatus 2 includes a two-dimensional array detector and realizes volume scanning. Volume scanning generates three-dimensional CT image data (hereinafter simply referred to as volume data).
  • the medical image processing apparatus 1 has an interface 11.
  • the medical image processing apparatus 1 supplies volume data corresponding to a plurality of heartbeat time phases relating to a chest region including the subject's heart as a processing target image supplied from the CT apparatus 2 under the control of the control unit 12. Is stored.
  • Each volume data is associated with a heartbeat phase at the time of data collection measured by the electrocardiograph 3.
  • the heartbeat phase refers to a percentage of each position in one heartbeat period.
  • the coronary artery analysis processing unit 14 extracts the inner wall region and the outer wall region of the coronary artery using the coronary artery region extracted from the volume data using the contrast agent CT value.
  • the three-dimensional model generation unit 16 generates a three-dimensional coronary artery model indicating the three-dimensional structure of the inner wall line and the outer wall line from the inner wall region and the outer wall region corresponding to the specific heartbeat phase extracted by the coronary artery analysis processing unit 14. Generate.
  • the specific heartbeat phase is typically the end diastole (ED) with relatively few beats.
  • the core wire analysis processing unit 15 is volume data respectively corresponding to two specific heartbeat phases selected by the read control of the control unit 12 from the volume data corresponding to each of a plurality of heartbeat time phases stored in the image storage unit 13.
  • a coronary artery core wire structure (wire model) indicating the core wire of the coronary artery region extracted by the contrast agent CT value is extracted.
  • the two specific heartbeat phases typically consist of the end systole (ES) and the end diastole (ED) with relatively few beats.
  • the core wire analysis processing unit 15 generates a coronary artery core structure of another heartbeat phase by interpolation processing from the coronary artery core wire structure at the end systole (ES) and the coronary artery core wire structure at the end diastole (ED). Accordingly, a plurality of coronary artery core structures corresponding to a plurality of heartbeat phases over one heartbeat period are generated. Further, the core wire analysis processing unit 15 calculates a displacement, that is, a moving direction and a moving distance for each point on the core wire between each heartbeat phase from a plurality of coronary artery core wire structures respectively corresponding to a plurality of heartbeat phases over one heartbeat period. Then, the displacement distribution is created.
  • the 4D model generation unit 18 deforms the 3D coronary artery model according to the displacement distribution.
  • a plurality of three-dimensional coronary artery models each corresponding to a plurality of heartbeat phases over one heartbeat period are generated by chaining the deformation processing in all heartbeat phases.
  • a plurality of three-dimensional coronary artery models constituting such a time series are collectively referred to as a four-dimensional coronary artery deformation model.
  • the fluid analysis processing unit 19 calculates the amount of deformation (diameter change, bending angle change, movement distance, etc.) of the coronary artery between the respective heartbeat phases from the four-dimensional coronary artery deformation model for each position on the coronary artery, and from the deformation amount, the blood vessel The wall hardness and blood inflow are calculated for each position and for each heartbeat phase.
  • the fluid analysis processing unit 19 calculates a pressure for each position on the coronary artery and for each heartbeat phase by applying a fluid analysis process to the distribution of the hardness of the blood vessel wall and the blood flow rate. Thereby, a pressure distribution approximating that actually measured with a pressure wire can be generated.
  • the color map generator 20 converts the pressure distribution for each heartbeat phase into a color map having a different hue according to the pressure using a predetermined lookup table. Each color map is superimposed on the corresponding three-dimensional coronary artery model of the heartbeat phase and displayed on the display unit 21.
  • FIG. 2 shows a medical image processing procedure according to this embodiment.
  • the coronary artery analysis processing unit 14 extracts a coronary artery region (contrast agent region) from each time-series volume data stored in the storage unit 13 based on the CT value of the contrast agent, and extracts the inner wall and outer wall of the coronary artery from the coronary artery region. (S1).
  • Data on the inner wall and outer wall of a specific heartbeat phase typically the end-diastolic heartbeat phase with few beats, is selected from the inner wall and the outer wall of each heartbeat phase (S3), and this end-diastolic phase is selected.
  • a three-dimensional coronary artery model (see the upper left in FIG. 4) showing the three-dimensional structure of the coronary artery blood vessel corresponding to the end-diastolic phase is generated by the three-dimensional model generation unit 16 from the inner wall and outer wall data (S5).
  • the coronary artery core wire structure (see the upper right in FIG. 4) showing the core wire of the coronary artery region extracted by the contrast agent CT value for volume data corresponding to two heartbeat phases of ES and end diastole (ED), respectively, is a core wire analysis process. Extracted by the unit 15 (S2).
  • a plurality of coronary artery core structures corresponding to a plurality of heartbeat phases therebetween are generated by the core analysis processing unit 15 by interpolation processing ( S4). Accordingly, a plurality of coronary artery core structures corresponding to a plurality of heartbeat phases over one heartbeat period are generated.
  • displacement movement direction, movement distance is calculated for each point on the core wire between each heart beat phase from a plurality of coronary artery core wire structures respectively corresponding to a plurality of heart beat phases over one heart beat period (S6).
  • the four-dimensional model generation unit 18 performs chain deformation from the end-diastolic (ED) three-dimensional coronary artery model as a reference (see the center of FIG. 4), thereby generating a four-dimensional model. (S7).
  • ED end-diastolic
  • the deformation amount (diameter change, bending angle change, movement distance, etc.) of the coronary artery between each heartbeat phase is calculated by the fluid analysis processing unit 19 for each position on the coronary artery, and the blood vessel is calculated from the deformation amount.
  • the wall hardness and blood flow rate are calculated for each position and for each heartbeat phase (S8).
  • the fluid analysis processing unit 19 calculates the pressure distribution for each heartbeat phase on the coronary artery (S9).
  • each heartbeat phase is converted by the color map generator 20 into a color map having a different hue according to the pressure using a predetermined lookup table (S10).
  • Each color map is superimposed on the corresponding three-dimensional coronary artery model of the heartbeat phase and displayed on the display unit 21 (S11).
  • the core structure of the heartbeat phase that is important for analyzing the movement of the coronary artery and that the heart does not move so much as a reference, interpolating the core structures of other heartbeat phases, and the specific phase that the heart does not move much from these core structures
  • the time required for imaging and data analysis can be reduced by creating a plurality of 3D coronary artery models for a plurality of heartbeat phases over one heartbeat, that is, a 4D coronary artery deformation model, by deforming the 3D coronary artery model as a reference.
  • FIG. 5 shows a modification of FIG. In FIG. 5, the same steps as those in FIG.
  • the pulsation relatively selected as shown in FIG. 6 is typically selected by the read control of the control unit 12 from the volume data corresponding to each of the plurality of heartbeat time phases stored in the image storage unit 13.
  • the coronary artery core structure is extracted by the core wire analysis processing unit 15 for volume data corresponding to a small end systole (ES), end diastole (ED), and the central phase (MD) of these two heartbeat phases. .
  • ES end systole
  • ED end diastole
  • MD central phase
  • ES end systolic
  • MD central phase
  • S4 interpolation processing
  • the interpolation accuracy can be improved, thereby improving the accuracy of the four-dimensional coronary artery deformation model and the accuracy of the fluid analysis process. This can be improved over analysis.
  • FIG. 7 shows another modification of FIG. In FIG. 7, the same steps as those in FIG.
  • step S ⁇ b> 14 volume data to be processed is selected by reading control of the control unit 12 from volume data corresponding to each of a plurality of heartbeat time phases stored in the image storage unit 13.
  • the time density of volume data selected as a processing target is unequal, that is, the time interval between adjacent volume data is not constant.
  • the control unit 12 selects volume data at a low density, that is, sets a time interval between adjacent volume data relatively long during a period in which the motion of the heart is fast and blurring is not possible.
  • the volume data is selected with high density, that is, the time interval between adjacent volume data is set to be relatively short.
  • selecting volume data with unequal density means changing the collection density of volume data in accordance with the heartbeat phase in the CT apparatus 2 and using all the volume data collected and stored as a processing target. Can be changed.
  • a coronary artery core structure is extracted from the volume data selected so that the density changes according to the motion of the heart (S15), and a plurality of coronary arteries corresponding to one or a plurality of heartbeat phases between the coronary artery core structures are extracted.
  • a core line structure is generated by interpolation processing (S16).
  • the interpolation accuracy can be further improved and the influence of motion artifacts can be reduced from the 2 or 3 heartbeat phase core structure, and the influence of motion artifacts can be reduced.
  • the accuracy of the fluid analysis process can be further improved as compared with the analysis in the two heartbeat phases.

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Abstract

　医用画像処理装置は、心臓に関する少なくとも２心拍時相にそれぞれ対応する少なくとも２枚の画像のデータから少なくとも２の冠動脈芯線構造を抽出し、心臓の１心拍にわたる複数の心拍時相にそれぞれ対応する冠動脈芯線構造を発生するために抽出された少なくとも２の冠動脈芯線構造から他の心拍時相に係る冠動脈芯線構造を補間する芯線解析処理部（１５）と、１心拍にわたる複数の冠動脈芯線構造から各心拍位相間の複数の変位分布を計算する変位分布計算部（１９）とを具備する。

Description

医用画像処理装置
　本発明の実施形態は、医用画像処理装置に関する。
　周知の通り、虚血性心疾患では、冠動脈の閉塞や狭窄等により、心筋への血流が阻害され供給が不足もしくは途絶えることにより、心臓に障害が起こる。症状としては、主に前胸部、時に左腕や背中に痛み、圧迫感を生じる。
　ＦＦＲ（Fractional Flow Reserve）は、冠動脈狭窄によって、心筋が虚血状態になっているかどうかを判断するための指標である。図９に示すように、プレッシャーワイヤを被検体の血管に挿入し、狭窄部の上流圧力であるＰinと、下流の圧力であるＰoutとを計測する。ＦＦＲ＝Ｐout ／Ｐinで定義される。
　一般的に、ＦＦＲ値が、０．８より低い(重症)と外科治療(カテーテル手術：ＰＣＩ)が必要とされ、０．８より高い場合は薬物療法が選択されることが多い。プレッシャーワイヤを用いたＦＦＲの計測は侵襲的なので、非侵襲的な計測・計算法が望まれている。
　そこで、近年、流体解析を用いたシミュレーションベースの計測法が考案されている。
このシミュレーションは３次元シミュレーションである。シミュレーションベース計測の基本概念としては、造影画像から計算した血管壁の硬さや血液流入量などの物理パラメータをインプットとしＣＦＤ(Computational Fluid Dynamics)で一般的に用いられるナビエストークスの式を用いて圧力を計算（計算）し、ＦＦＲを求める。
　しかしシミュレーションベース計測では、少なくとも１心拍にわたる時系列のボリュームデータが必要となるため、撮像やデータ解析においても多くの手間と時間がかかってしまう。また、心臓の動きが速い心拍位相では冠動脈がぶれて写ってしまうこともあるため、かえってデータに誤差を含めてしまう可能性もある。
特開2007-151881号公報
Journal of Cardiovascular Computed Tomography - Min et al. - 2011
　目的は、時系列のボリュームデータから流体解析等を経て血流圧を計算するに際して、解析処理等に要する時間を削減することとともに拍動によるぶれを主な原因とする解析誤差を軽減することにある。
　本実施形態に係る医用画像処理装置は、心臓に関する少なくとも２心拍時相にそれぞれ対応する少なくとも２枚の画像のデータから少なくとも２の冠動脈芯線構造を抽出し、心臓の１心拍にわたる複数の心拍時相にそれぞれ対応する冠動脈芯線構造を発生するために抽出された少なくとも２の冠動脈芯線構造から他の心拍時相に係る冠動脈芯線構造を補間する芯線解析処理部と、１心拍にわたる複数の冠動脈芯線構造から各心拍位相間の複数の変位分布を計算する変位分布計算部とを具備する。
図１は本実施形態に係る医用画像処理装置の構成を示す図である。 図２は本実施形態に係る医用画像処理の手順を示す図である。 図３は図２のＳ２の２心拍位相（ＥＳ，ＥＤ）を示す図である。 図４は図２のＳ５、Ｓ４、Ｓ７の概念を示す図である。 図５は図２の手順の変形例を示す図である。 図６は図５のＳ２の３心拍位相（ＥＳ，ＥＤ，ＭＤ）を示す図である。 図7は図２の手順の変形例を示す図である。 図８は図７のＳ１４の心拍期と収集密度との関係の一例を示す図である。 図９はＦＦＲの説明補足図である。
　本実施形態に係る医用画像処理装置は、心臓に関する複数の心拍時相の画像を処理する。複数の画像から複数の冠動脈芯線構造が抽出される。抽出された複数の冠動脈芯線構造から他の心拍時相に係る冠動脈芯線構造を補間することにより、心臓の１心拍にわたる複数の冠動脈芯線構造が発生される。１心拍にわたる複数の冠動脈芯線構造から各心拍位相間の変位分布が計算される。特定時相に係る画像から冠動脈モデルが生成される。冠動脈モデルは変位分布に基づいて心拍位相毎に変形される。
　図１には本実施形態に係る医用画像処理装置の構成を示している。本実施形態に係る医用画像処理装置１は、ＬＡＮや公衆電子通信回線等のネットワーク４を介して心電計３を備えるＣＴ装置２に接続される。ＣＴ装置２は２次元アレイ検出器を備え、ボリュームスキャンを実現する。ボリュームスキャンにより、３次元のＣＴ画像データ（以下単にボリュームデータという）が発生される。
　医用画像処理装置１はインタフェース１１を有している。医用画像処理装置１は、制御部１２の制御のもとでＣＴ装置２から供給された、処理対象画像としての当該被検体の心臓を含む胸部領域に関する複数の心拍時相にそれぞれ対応するボリュームデータを記憶する画像記憶部１３を有する。各ボリュームデータには心電計３で計測したデータ収集時の心拍位相が関連付けられている。なお、心拍位相とは１心拍期間の各位置を百分率で表現したものをいう。
　冠動脈解析処理部１４は、ボリュームデータから造影剤ＣＴ値により抽出した冠動脈領域を用いて冠動脈の内壁の領域及び外壁の領域を抽出する。３次元モデル生成部１６は、冠動脈解析処理部１４で抽出された、特定の心拍位相に対応する内壁の領域及び外壁の領域から、内壁線及び外壁線の立体的構造を示す３次元冠動脈モデルを生成する。なお、特定の心拍位相は、典型的には拍動の比較的少ない拡張末期（ＥＤ）である。
　芯線解析処理部１５は、画像記憶部１３に記憶されている複数の心拍時相にそれぞれ対応するボリュームデータから制御部１２の読み出し制御により選択された２つの特定の心拍位相にそれぞれ対応するボリュームデータを対象として、造影剤ＣＴ値により抽出した冠動脈領域の芯線を示す冠動脈芯線構造（ワイヤモデル）を抽出する。なお、２つの特定の心拍位相は、典型的には拍動の比較的少ない収縮末期（ＥＳ）と拡張末期（ＥＤ）とからなる。また芯線解析処理部１５は、収縮末期（ＥＳ）の冠動脈芯線構造と、拡張末期（ＥＤ）の冠動脈芯線構造とから、他の心拍位相の冠動脈芯線構造を補間処理により生成する。それにより１心拍期間にわたる複数の心拍位相にそれぞれ対応する複数の冠動脈芯線構造が生成される。さらに芯線解析処理部１５は、１心拍期間にわたる複数の心拍位相にそれぞれ対応する複数の冠動脈芯線構造から、各心拍位相間における芯線上の各点ごとに変位、つまり移動方向と移動距離とを計算し、その変位分布を作成する。
　４次元モデル生成部１８は、３次元冠動脈モデルを変位分布に従って変形する。全ての心拍位相で変形処理を連鎖することにより、１心拍期間にわたる複数の心拍位相にそれぞれ対応する複数の３次元冠動脈モデルを生成する。このような時系列を構成する複数の３次元冠動脈モデルを総称して、４次元冠動脈変形モデルという。
　流体解析処理部１９は、４次元冠動脈変形モデルから各心拍位相間における冠動脈の変形量（径変化、屈曲角変化、移動距離等）を冠動脈上の各位置ごとに計算し、その変形量から血管壁の硬さ及び血液流入量を位置ごと且つ心拍位相毎に計算する。また流体解析処理部１９は、血管壁の硬さ及び血液流入量の分布に対して流体解析処理を適用することにより冠動脈上の各位置ごと且つ心拍位相毎に圧力を計算する。それによりプレッシャーワイヤで実測したものに近似する圧力分布を生成することができる。
　カラーマップ発生部２０は、各心拍位相ごとに圧力分布を所定のルックアップテーブルにより圧力に応じて色相の異なるカラーマップに変換する。各カラーマップは対応する心拍位相の３次元冠動脈モデルに重畳されて表示部２１に表示される。
　図２には本実施形態による医用画像処理の手順を示している。冠動脈解析処理部１４により、記憶部１３に記憶されている時系列のボリュームデータ各々から造影剤のＣＴ値により冠動脈領域（造影剤領域）を抽出し、その冠動脈領域から冠動脈の内壁及び外壁を抽出する（Ｓ１）。各心拍位相の内壁及び外壁から制御部１２の読み出し制御により特定の心拍位相、典型的には拍動の少ない拡張末期の心拍位相の内壁及び外壁のデータが選択され（Ｓ３）、この拡張末期位相の内壁及び外壁のデータから３次元モデル生成部１６により拡張末期位相に対応する冠動脈血管の立体構造を示す３次元冠動脈モデル（図４左上参照）が生成される（Ｓ５）。
　画像記憶部１３に記憶されている複数の心拍時相にそれぞれ対応するボリュームデータから制御部１２の読み出し制御により選択された典型的には図３に示すように拍動の比較的少ない収縮末期（ＥＳ）と拡張末期（ＥＤ）との２つの心拍位相にそれぞれ対応するボリュームデータに対して、造影剤ＣＴ値により抽出した冠動脈領域の芯線を示す冠動脈芯線構造（図４右上参照）が芯線解析処理部１５により抽出される（Ｓ２）。収縮末期（ＥＳ）の冠動脈芯線構造と拡張末期（ＥＤ）の冠動脈芯線構造とからその間の複数の心拍位相それぞれに対応する複数の冠動脈芯線構造が補間処理により芯線解析処理部１５により生成される（Ｓ４）。それにより１心拍期間にわたる複数の心拍位相にそれぞれ対応する複数の冠動脈芯線構造が生成される。次に１心拍期間にわたる複数の心拍位相にそれぞれ対応する複数の冠動脈芯線構造から、各心拍位相間における芯線上の各点ごとに変位（移動方向、移動距離）が計算される（Ｓ６）。
　各心拍位相の変位分布に従って４次元モデル生成部１８により、拡張末期（ＥＤ）の３次元冠動脈モデルを基準として、そこから連鎖的に変形され（図４中央参照）、それにより４次元モデルが生成される（Ｓ７）。
　この４次元冠動脈変形モデルから各心拍位相間における冠動脈の変形量（径変化、屈曲角変化、移動距離等）が冠動脈上の各位置ごとに流体解析処理部１９により計算され、その変形量から血管壁の硬さ及び血液流入量が位置ごと且つ心拍位相毎に計算される（Ｓ８）。血管壁の硬さ及び血液流入量の分布に対して流体解析処理を適用することにより流体解析処理部１９により冠動脈上の心拍位相毎に圧力分布が計算される（Ｓ９）。
　これら各心拍位相の圧力分布はカラーマップ発生部２０により所定のルックアップテーブルを用いて圧力に応じて色相の異なるカラーマップに変換される（Ｓ１０）。各カラーマップは対応する心拍位相の３次元冠動脈モデルに重畳されて表示部２１に表示される（Ｓ１１）。
　上述の通り冠動脈の動きを解析するために重要かつ心臓があまり動かない心拍位相の芯線構造を基準として、その他の心拍位相の芯線構造を補間して、それら芯線構造から心臓があまり動かない特定位相の３次元冠動脈モデルを基準として変形することで１心拍にわたる複数の心拍位相にかかる複数の３次元冠動脈モデル、つまり４次元冠動脈変形モデルを作成することで、撮像やデータ解析にかかる時間を削減し、かつ心臓の動きが速い心拍位相を間引くことにより解析誤差が生じることを防ぐことができる。
　図５に図２の変形例を示している。図５において図２の工程と同じ工程には同じ符号を付して説明は省略する。工程Ｓ１２において、画像記憶部１３に記憶されている複数の心拍時相にそれぞれ対応するボリュームデータから制御部１２の読み出し制御により選択された典型的には図６に示すように拍動の比較的少ない収縮末期（ＥＳ）と、拡張末期（ＥＤ）と、これら２つの心拍位相の中央位相（ＭＤ）とにそれぞれ対応するボリュームデータに対して、冠動脈芯線構造が芯線解析処理部１５により抽出される。
　収縮末期（ＥＳ）の冠動脈芯線構造と中央位相（ＭＤ）の冠動脈芯線構造とからその間の複数の心拍位相それぞれに対応する複数の冠動脈芯線構造が補間処理により生成され、中央位相（ＭＤ）の冠動脈芯線構造と拡張末期（ＥＤ）の冠動脈芯線構造とからその間の複数の心拍位相それぞれに対応する複数の冠動脈芯線構造が補間処理により生成される（Ｓ４）。
　３心拍位相の芯線構造から他の心拍位相の芯線構造を補間することで、その補間精度を向上でき、それにより４次元冠動脈変形モデルの精度、さらに流体解析処理の精度も、２心拍位相での解析よりも向上させることができる。
　図７に図２の他の変形例を示している。図７において図２の工程と同じ工程には同じ符号を付して説明は省略する。工程Ｓ１４において、画像記憶部１３に記憶されている複数の心拍時相にそれぞれ対応するボリュームデータから制御部１２の読み出し制御により処理対象のボリュームデータが選択される。処理対象として選択されるボリュームデータの時間密度は不等、つまり隣接するボリュームデータの時間間隔は一定ではない。典型的には、制御部１２は、心臓の動きが早くボケが多くきれいに撮影できない期間は、低密度でボリュームデータを選択する、つまり隣接するボリュームデータの時間間隔を比較的長く設定する。逆に、心臓の動きが遅くボケが少なくきれいに撮影できる期間は、高密度でボリュームデータを選択する、つまり隣接するボリュームデータの時間間隔を比較的短く設定する。
　なお、不等密度でボリュームデータを選択することは、ＣＴ装置２で心拍位相に応じてボリュームデータの収集密度を変動させ、そうして収集され記憶された全ボリュームデータを処理対象として用いることに変更することができる。
　心臓の動きに応じて密度が変化するように選択されたボリュームデータから冠動脈芯線構造を抽出し（Ｓ１５）、それら冠動脈芯線構造からそれぞれの間の１又は複数の心拍位相それぞれに対応する複数の冠動脈芯線構造を補間処理により生成する（Ｓ１６）。
　それにより２又は３心拍位相の芯線構造から他の心拍位相の芯線構造を補間するよりも、さらにその補間精度の向上及びモーションアーチファクトの影響を軽減でき、それにより４次元冠動脈変形モデルの精度、さらに流体解析処理の精度も、２心拍位相での解析よりもさらに向上させることができる。
　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。

Claims (12)

  1. 　心臓に関する少なくとも２心拍時相にそれぞれ対応する少なくとも２枚の画像から少なくとも２の冠動脈芯線構造を抽出する芯線抽出部と、
    　前記心臓の１心拍にわたる複数の心拍時相にそれぞれ対応する冠動脈芯線構造を発生するために、前記抽出された少なくとも２の冠動脈芯線構造から他の心拍時相に係る冠動脈芯線構造を補間する補間処理部と、
    　前記１心拍にわたる複数の冠動脈芯線構造から各心拍位相間の複数の変位分布を計算する変位分布計算部とを具備することを特徴とする医用画像処理装置。
  2. 　前記少なくとも２の画像中の特定の心拍時相に対応する画像から冠動脈基準モデルを生成する冠動脈基準モデル生成部と、
    　前記複数の変位分布に基づいて前記冠動脈基準モデルを変形し、前記１心拍にわたる複数の冠動脈モデルを発生する変形処理部とをさらに備えることを特徴とする請求項１記載の医用画像処理装置。
  3. 　前記心臓の収縮末期位相の画像から抽出した冠動脈芯線構造と、拡張末期位相の画像から抽出した冠動脈芯線構造とから、前記他の心拍時相に係る冠動脈芯線構造が補間されることを特徴とする請求項１記載の医用画像処理装置。
  4. 　前記心臓の収縮末期位相の画像から抽出した冠動脈芯線構造と、拡張末期位相の画像から抽出した冠動脈芯線構造と、前記収縮末期と前記拡張末期との中間期の心拍位相の画像から抽出した冠動脈芯線構造とから、前記他の心拍時相に係る冠動脈芯線構造が補間されることを特徴とする請求項１記載の医用画像処理装置。
  5. 　前記複数の画像の隣り合う画像の間の時間間隔は不等であることを特徴とする請求項１記載の医用画像処理装置。
  6. 　前記冠動脈モデルは、拡張期の心拍位相に係る画像からを生成されることを特徴とする請求項１記載の医用画像処理装置。
  7. 　前記画像は前記心臓を含む部位に関するボリュームデータであることを特徴とする請求項１記載の医用画像処理装置。
  8. 　前記変形された冠動脈モデルの時間変化から前記心臓の１心拍にわたる複数の心拍時相にそれぞれ対応する冠動脈の血管壁の硬さと血液流入量を計算する計算部を更に備えることを特徴とする請求項１記載の医用画像処理装置。
  9. 　前記計算された血管壁の硬さと血液流入量とから前記複数の心拍時相にそれぞれ対応する複数の圧力分布を発生する圧力分布発生部を更に備えることを特徴とする請求項８記載の医用画像処理装置。
  10. 　前記１心拍にわたる複数の冠動脈モデルを表示する表示部を更に備えることを特徴とする請求項１記載の医用画像処理装置。
  11. 　前記複数の圧力分布から、圧力に応じて色相の異なる複数のカラーマップを発生するカラーマップ発生部を更に備えることを特徴とする請求項９記載の医用画像処理装置。
  12. 　前記カラーマップを前記冠動脈モデルに重ねて表示する表示部を更に備えることを特徴とする請求項１１記載の医用画像処理装置。
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