WO2016056642A1 - 血流シミュレーションのための血流解析機器、その方法及びコンピュータソフトウエアプログラム - Google Patents

血流シミュレーションのための血流解析機器、その方法及びコンピュータソフトウエアプログラム Download PDF

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高伸 八木
栄光 朴
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Definitions

  • the present invention relates to a blood flow analysis device using computational fluid dynamics (CFD). More specifically, the present invention relates to a method for determining a calculation condition, which is one of those input by a user when using a blood flow analysis device based on numerical fluid dynamics in a medical field.
  • CFD computational fluid dynamics
  • computational fluid dynamics is an indispensable technology in the design and development of automobiles and aircraft in the industrial field.
  • computational fluid dynamics is generally performed by so-called general-purpose software.
  • the general purpose of general-purpose software does not mean “anyone”, but “any fluid” or “any flow”. In other words, it can be used universally in any fluid such as water, air, oil, and any flow such as laminar flow, transition flow, turbulent flow, etc. It means that it is up to the user, not the developer, to determine the calculation conditions. Therefore, even if it is general-purpose, the user is generally performed by an expert who is knowledgeable and experienced in computational fluid dynamics.
  • a blood flow analysis method for executing a numerical fluid analysis of blood flow in a calculation target region and displaying the analysis result.
  • the computer acquires the blood vessel shape data extracted from the medical image, the computer causes the user to specify the calculation target region from the blood vessel shape data, and the computer adds the calculation target region to the specified calculation target region.
  • a step of extracting a template storing calculation conditions validated for blood flow analysis of the region, and a computer applies the calculation conditions to the blood vessel shape data, thereby allowing blood flow in the calculation target region.
  • a blood flow analysis method characterized by comprising the steps of:
  • the calculation condition template is prepared for each calculation target region, and includes templates for cerebral artery, carotid artery, coronary artery, and aorta.
  • the calculation condition template is a condition that the developer side validates in advance by comparing with an experiment and has a preset value that cannot be changed by the user.
  • the calculation condition template further includes different preconditions depending on the designated calculation target area.
  • the precondition is determined in advance for each calculation target region with or without consideration of non-Newtonian fluid characteristics and blood vessel wall mobility.
  • the blood vessel wall mobility of the precondition is inputted with a shape time change such as four-dimensional CTA data and a blood flow simulation is executed by a moving boundary method.
  • the computer further includes a calculation accuracy specifying step for allowing the user to specify a calculation accuracy level having a different calculation time.
  • the calculation condition included in the calculation condition template is a plurality of preset values corresponding to each calculation accuracy level, and the user specifies one of the plurality of preset values in the calculation accuracy specifying step. It is preferable that
  • one of the calculation conditions included in the calculation condition template is steady flow analysis, which aims to analyze the flow field in a short time, and provides preset values based on an analysis method that emphasizes time rather than accuracy. It is preferable to do.
  • one of the calculation conditions included in the calculation condition template is an unsteady flow analysis, and it is preferable to provide a plurality of preset values in the control of time and accuracy.
  • a blood flow analysis device that executes a numerical fluid analysis of a blood flow in a calculation target region and displays the analysis result, which is extracted from a medical image by a computer.
  • a calculation target display unit for acquiring blood vessel shape data, a computer for causing a user to specify a calculation target region from the blood vessel shape data, and a computer according to the specified calculation target region, A template in which calculation conditions validated for blood flow analysis in the region are stored and the calculation conditions are applied to the blood vessel shape data to perform blood flow for performing numerical fluid analysis of blood flow in the calculation target region.
  • a blood flow analysis device characterized by having a flow analysis unit and a blood flow analysis result output unit for outputting a result of the analysis by a computer. That.
  • a computer software program for executing a numerical fluid analysis of a blood flow in a calculation target region and displaying the analysis result, and comprising the following steps: medical image Acquiring blood vessel shape data extracted from the blood vessel shape data, allowing the user to specify a calculation target region from the blood vessel shape data, and a computer for blood flow analysis of the region according to the specified calculation target region
  • a computer software program characterized by having instructions to execute
  • FIG. 1 is a diagram illustrating computational fluid dynamics and calculation conditions.
  • FIG. 2 is a diagram showing a flow of blood flow analysis by numerical fluid dynamics.
  • FIG. 3A is a diagram showing a shear stress vector on a cerebral aneurysm in the case of a primary accuracy upwind difference, and
  • FIG. 4 is a schematic configuration diagram showing an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a diagram showing the input Internet in the present embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of a calculation condition template in the present embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of preset values for calculation conditions in the present embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of calculation grid generation in the present embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram showing an example of confirmation of the validity of calculation conditions in the present embodiment.
  • the present invention relates to a blood flow analysis apparatus 1 for blood flow analysis by computational fluid dynamics (CFD).
  • CFD computational fluid dynamics
  • the validity of the calculation condition by comparing the experimental value and the calculated value is verified in each target blood vessel region, and the validity is validated.
  • it is an apparatus that enables a user such as a doctor who is not familiar with numerical fluid dynamics to perform an appropriate blood flow simulation.
  • Computational fluid dynamics is a technique for acquiring fluid flow by computational analysis using a computer.
  • a flow path shape 1 a fluid property 2, a boundary condition 3, and a calculation condition 4 are used as inputs. It is the pressure field / velocity field 5 in the blood flow space that is subjected to the computational fluid analysis calculation (CFD) based on these inputs and output.
  • the computational fluid dynamics calculation (CFD) is executed as a time evolution type, and the pressure field / velocity field 5 in space-time is calculated.
  • the flow channel shape 1 described above is constructed by extracting a blood vessel shape by performing image processing on a medical image, or by designing on a computer using CAD (computer-aided-design) or the like. It is.
  • the fluid property 2 is density and viscosity.
  • the boundary condition 3 is specifically a flow velocity / pressure distribution on the end face of each pipe line and a constraint condition on the wall surface. For example, the velocity is set to zero by ignoring the flow velocity distribution at the inlet and outlet of the pipeline and the fluid slip on the wall surface (non-slip condition).
  • the calculation condition 4 is the subject of the present invention, the calculation condition 4 includes a calculation grid generation 6, an equation discretization 7 relating to an equation solution, and a simultaneous equation solution 8 for a given flow path shape 1.
  • calculation grid generation 6, equation discretization 7, and simultaneous equation solving method 8 under calculation condition 4 will be described with reference to FIGS. 2 and 3 showing the flow of blood flow analysis.
  • calculation grid generation 6 The calculation grid is generated in the process of FIG. 2C, but before that, the flow path shape 1 is constructed based on the medical image (a) in (b).
  • the calculation grid generation is constructed as a volume mesh from minute elements inside the channel shape (b) provided as a surface mesh.
  • the calculation lattice is determined in consideration of 1) size, 2) shape, 3) density, 4) distribution, 5) orientation, and the like.
  • Equation discretization 7 and simultaneous equation solution 8 Next, an outline of the equation discretization 7 and the simultaneous equation solving method 8 will be described with reference to Equation 1.
  • Equation discretization replaces differential equations with algebraic equations.
  • the Navier-Stokes equations consist of nonlinear second-order differential equations, and no exact solution can be obtained mathematically. For this reason, it replaces with an algebraic equation by discretizing each element which constitutes a differential equation.
  • the simultaneous equation solving method is a method in which a continuous equation and a Navier-Stokes equation are combined.
  • the calculation grid is determined in consideration of 1) size, 2) shape, 3) density, 4) distribution, 5) orientation, and the like.
  • the correspondence is different in the boundary layer in the vicinity of the wall, and a fine calculation grid is required in a region having a strong velocity gradient such as the boundary layer.
  • the discontinuity and distortion of the calculation grid cause a decrease in convergence and a deterioration in calculation accuracy.
  • calculation grids such as prism, tetra, and hexa. If an excessively fine calculation grid is arranged, the calculation time increases meaninglessly. Necessary and sufficient calculation grids are required while paying attention to the balance between time and accuracy.
  • the Navier-Stokes equations are composed of nonlinear second-order differential equations, and an exact solution cannot be obtained mathematically. For this reason, it replaces with an algebraic equation by discretizing each element which constitutes a differential equation.
  • each term of the Navier-Stokes equation is handled differently.
  • time acceleration and advection acceleration are important.
  • Discretization of time acceleration includes a primary and secondary backward Euler method.
  • u is the velocity
  • ⁇ x is the size of the lattice.
  • the Courant number may not be 1 or less, but an excessively large value causes a divergence. It is discretization of advection acceleration that has the most influence on the analysis result.
  • Advection acceleration is related to the non-linearity of the flow and strongly affects the accuracy and convergence.
  • Upwind difference is often used for discretization of advection acceleration, but selection of the primary or secondary accuracy of upwind difference must be done in consideration of numerical viscosity and convergence.
  • the simultaneous equation solving method is a method of simultaneously connecting a continuous equation and a Navier-Stokes equation, but there are a plurality of methods as described above, and high expertise is also required. Therefore, it is difficult for a user who is not familiar with numerical fluid dynamics such as a doctor to perform an appropriate blood flow simulation.
  • FIGS. 3 (a) and 3 (b) show the difference in shear stress vector on the cerebral aneurysm caused by the difference in advection acceleration (in the figure, the shear stress vector is displayed as a unit vector).
  • (A) is the primary accuracy upwind difference
  • (b) is the discretization of the advection acceleration term with the secondary accuracy upwind difference. All other conditions are the same.
  • the flow is smoothed by numerical viscosity, but in the secondary accuracy, the merging and collision of the flow near the bleb can be reproduced.
  • the validity of the calculation conditions by comparing the experimental value and the calculated value is verified in each target blood vessel region, and the validity is validated.
  • a user such as a doctor who is not familiar with numerical fluid dynamics can perform an appropriate blood flow simulation.
  • FIG. 4 is a schematic configuration diagram showing a blood flow analysis device according to this embodiment.
  • the blood flow analysis device 10 includes a program storage unit 60 and a data storage unit 70 connected to a bus 50 to which a CPU 20, a memory 30, and an input / output unit 40 are connected.
  • the program storage unit 60 includes a calculation object display unit 11, a calculation region designation unit 12, a calculation accuracy designation unit 13, a blood flow analysis unit 14, and a blood flow analysis result output unit 15.
  • the data storage unit 7 includes blood vessel shape information 21, fluid physical properties 22, boundary conditions 23, and calculation condition templates 24.
  • the configuration requirements (calculation target display unit 11, calculation region designation unit 12, calculation accuracy designation unit 13, blood flow analysis unit 14, blood flow analysis result output unit 15) are actually stored in the storage area of the hard disk. It is configured by computer software, and is configured to function as each component of the present invention by being called up by the CPU 20 and expanded and executed on the memory 30.
  • This input interface has an area a displayed by the calculation object display unit 11, an area b displayed by the calculation region specifying unit 12, and an area c displayed by the calculation accuracy specifying unit 13.
  • the area a displayed by the calculation target display unit 11 blood vessel shape data extracted from the medical image is extracted from the blood vessel shape information unit 21 and displayed.
  • the calculation target areas (cerebral artery, carotid, coronary artery, aorta) are displayed so that the user can select them.
  • the area c displayed by the calculation accuracy designation unit 13 is calculated by On-site (up to 10 minutes), Quick (up to 2 hours), and Precision (up to 1 day) in consideration of the balance between analysis accuracy and time. Displayed for selection.
  • the blood flow analysis unit 14 takes out the calculation condition template 24 for the calculation conditions corresponding to the user's designation.
  • the blood flow analysis unit 14 performs blood flow analysis using numerical fluid dynamics by applying this calculation condition to the blood vessel shape data of the calculation target region displayed in the area a.
  • the blood flow analysis result performed by the blood flow analysis unit 14 is output by the blood flow analysis result output unit 15.
  • the user simply designates the calculation target region and the calculation accuracy, and the computational fluid dynamics is executed by the computer extracting the template of the optimum calculation condition for each condition from the information stored in the memory.
  • FIG. 6 shows the configuration of the calculation condition template of this embodiment.
  • Each condition value stored in the calculation condition template is given as a preset value or preset condition that cannot be changed by the user.
  • This calculation condition template has a three-stage configuration of a target area 31, a precondition 32, and a calculation condition 33.
  • the target area 31 is, for example, the cerebral artery 35, the carotid artery 36, the coronary artery 37, and the aorta 38 in this example.
  • the precondition 32 and the calculation condition 33 are preset for each target region, but in the example of FIG. 6, only the example of the cerebral artery is shown.
  • the precondition 32 differs depending on the type of the target region, the example of the cerebral artery 35 includes a non-Newtonian fluid characteristic 41 and a vascular wall mobility 42.
  • the non-Newtonian fluid characteristic 41 is information as to whether or not to make the blood viscosity a shear rate-dependent type at a corresponding location. If it is not dependent, it will be a constant value. If it is made dependent, one iteration loop is added.
  • the mobility 2 (existence / absence) of the blood vessel wall is adopted for a region where the shape change of a blood vessel such as an aorta is remarkable. It is clarified by validation that it is unnecessary in the cerebral artery and the like. In this embodiment, if the target region 31 is determined, the precondition 32 is automatically determined.
  • the calculation conditions 33 are the conditions of calculation grid generation 6, equation discretization 7, and simultaneous equation solving method 8.
  • the mainstream 43 and the boundary layer 44 are included as conditions for the calculation grid generation 6.
  • the main stream 43 further includes a condition of a lattice type 61 and a lattice maximum length 62.
  • the conditions for the equation discretization 7 include time acceleration 45, advection acceleration 46, pressure dependence term 47, viscosity dependence term 48, external force dependence term 51, and turbulence model 52.
  • the time acceleration 45 further includes none 67 and Euler method 68.
  • the advection acceleration 46 further includes a primary upwind difference 69, a secondary upwind difference 71, and a center difference 72.
  • the turbulence model 52 further includes none 73 and LES method 74.
  • each value of the calculation condition 33 depends on the required calculation time setting, On-site 81 ( ⁇ 10 minutes), Quick 82 ( ⁇ 2 hours), Precision 83 ( ⁇ 1 day). Multiple patterns are prepared. That is, the user selects a desired calculation time after selecting the target area 31.
  • FIG. 7 shows an example of preset value templates for the calculation conditions 6 to 74 for each of On-site 81 (up to 10 minutes), Quick 82 (up to 2 hours), and Precision 83 (up to 1 day).
  • On-site 81 is a template for calculation conditions that does not consider the degree of time acceleration 45 in the equation discretization 7.
  • Quick 82 and Precision 83 are templates for calculation conditions considering the degree of temporal acceleration 45.
  • the non-Newtonian fluid characteristic 41, the vascular wall mobility 42, and the external force dependency term 51 are not considered in the total calculation time, but other calculation conditions are set as shown in the figure.
  • each value of the prepared calculation conditions is a validated calculation condition (calculation grid generation, equation discretization, simultaneous equation solving method (6, 7, 8 in FIG. 6). Will be described.
  • FIG. 8 shows an example of a calculation grid 85 generated for the cerebral artery. Based on this, validation is performed by each step shown in FIG.
  • This example shows a comparison with the experimental solution as one of the methods to validate the calculation conditions.
  • in vivo and in vitro experiments There are two types of experiments: in vivo and in vitro experiments.
  • the flow velocity is measured by a phase contrast MRI method or the like and compared with the calculated value.
  • the in vitro experiment is based on the blood vessel model constructed as described above (FIG. 9A), creating an in vitro blood vessel model as shown in FIG. 9C, and restoring the reproducible flow field.
  • the measurement was performed by measuring the flow velocity by a measurement method (PIV method) or the like.
  • PAV method measurement method
  • In vivo experiments are limited to the order of resolution of 0.5-1.0 mm, and in vitro experiments are effective because important indicators such as wall shear stress cannot be measured with high accuracy.
  • the flow velocity was measured at a spatial resolution of 0.1 mm by an in vitro experiment (JR Soc. Interface, 2013.10, T. Yagi et al.).
  • the method of the PIV method is shown in (d). That is, the blood mimic substance is seeded as fluorescent tracer particles. The amount of movement of each particle is measured with two cameras, and the three components of velocity are measured. The three-dimensional structure of the flow field is measured by performing this measurement with multiple cross sections (FIG. 9B).
  • FIG. 9 (e) and FIG. 9 (f) show a comparison between the experimental solution and the calculated solution for the wall shear stress calculated by such an experiment.
  • the calculation solution is a preset value set in the template. Thus, it is confirmed that both agree well and validated is used as a preset value.
  • the mobility of the blood vessel wall is taken into account by the elastic wall. In the calculation, it is a rigid wall. Both are Newtonian fluids. The comparison between the two shows that there is no need to consider the mobility of the blood vessel wall in the cerebral artery region. It is a feature of the present invention to use preset calculation conditions validated one by one in this way.
  • the developer side provides dedicated software responsible for both verification and validation. Also, in the development stage, the developer clarifies the optimum value of the calculation condition while comparing it with the experimental solution, stores each detailed condition in the memory, and loads the preset calculation condition when using it to perform the calculation.
  • the calculation conditions are templated by limiting the range of application of computational fluid dynamics (brain artery, carotid artery, coronary artery, aorta, etc.).
  • the present invention can be variously modified, and is not limited to the above-described embodiment, and can be variously modified without changing the gist of the invention.

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Abstract

【解決手段】　この方法は、計算対象領域の血流の数値流体解析を実行して、その解析結果を表示するための血流解析方法であって、コンピュータが、医用画像から抽出した血管の形状データを取得する工程と、コンピュータが、前記血管形状データから計算対象領域をユーザに指定させる工程と、コンピュータが、前記指定された計算対象領域に応じて、その領域の血流解析用にＶａｌｉｄａｔｉｏｎされた計算条件が格納されたテンプレートを取り出す工程と、コンピュータが、前記血管形状データに前記計算条件を適用することにより、前記計算対象領域における血流の数値流体解析を実行し、その解析結果を出力する工程と、を有することを特徴とする血流解析方法。

Description

血流シミュレーションのための血流解析機器、その方法及びコンピュータソフトウエアプログラム
　本発明は、数値流体力学（Ｃｏｍｐｕｔａｔｉｏｎａｌ　Ｆｌｕｉｄ　Ｄｙｎａｍｉｃｓ、ＣＦＤ）による血流解析機器に関するものである。より詳しくは、数値流体力学による血流解析機器を医療現場で利用する際にユーザによって入力されるものの一つである計算条件の決定方法に関するものである。
　一般に、数値流体力学は、工業分野において自動車や航空機などの設計・開発では不可欠な技術である。工業分野においては、数値流体力学はいわゆる汎用ソフトウェアによってなされているのが一般的である。汎用ソフトウェアの汎用とは「誰でも」ではなく、「どんな流体でも」「どんな流れでも」を意味する。換言すれば、水、空気、油等のどのような流体においても、また、層流、遷移流、乱流等のどのような流れにおいても汎用的に使用できる可能性があるが、その際の計算条件の決定に際しては、開発者ではなくユーザに一任されていることを意味する。従って、汎用といってもユーザは数値流体力学の知識・経験に長けた専門家が行うのが一般的である。
　このような数値流体力学を用いた血流シミュレーションは２０００年代以降に研究レベルではあるが脚光を浴びてきた。一方で、課題も明確化されてきている。最重要課題は、上述したように数値流体力学の方法論がユーザ依存性であるため、方法論の共有化・標準化が全く進んでいないことである。
　これは、数値流体力学の教育を受けていない医師・技師であるユーザが汎用ソフトウェアを使用していることに起因している。数値流体力学の入力には、１）流路形状、２）流体物性、３）境界条件、４）計算条件の４つがある。血流解析機器を医療現場で利用する際にユーザによって入力されるものの一つである計算条件には、計算格子生成、方程式離散化、連立方程式解法の設定が含まれるが、流体力学の総合力が問われるためその専門教育をうけていないユーザが使用した場合、方法論の共有化・標準化が進まないのは自明である。
　しかし、血流シミュレーションのように医師・技師がユーザとして数値流体力学の知識・経験を持たない場合、計算条件の適正の判断をユーザ側に求めることは不可能である。
Ｋ．Ｚａｒｉｎｓ　ｅｔ　ａｌ，Ｓｈｅａｒ　ｓｔｒｅｓｓ　ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ　ｏｆ　ａｒｔｅｒｙ　ｌｕｍｅｎ　ｄｉａｍｅｔｅｒ　ｉｎ　ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ　ａｔｈｅｒｏｇｅｎｅｓｉｓ，Ｊ　ｏｆ　ＶＡＳＣＵＬＡＲ　ＳＵＲＧＥＲＹ，１９８５
　上記課題を解決するために、この発明の第一の主要な観点によれば、計算対象領域の血流の数値流体解析を実行して、その解析結果を表示するための血流解析方法であって、コンピュータが、医用画像から抽出した血管の形状データを取得する工程と、コンピュータが、前記血管形状データから計算対象領域をユーザに指定させる工程と、コンピュータが、前記指定された計算対象領域に応じて、その領域の血流解析用にＶａｌｉｄａｔｉｏｎされた計算条件が格納されたテンプレートを取り出す工程と、コンピュータが、前記血管形状データに前記計算条件を適用することにより、前記計算対象領域における血流の数値流体解析を実行し、その解析結果を出力する工程と、を有することを特徴とする血流解析方法が提供される。
　この発明の一の実施態様によれば、前記計算条件テンプレートは、各計算対象領域ごとに用意されたものであり、脳動脈、頸動脈、冠動脈、大動脈用の各テンプレートを含むものである。
　他の一の実施態様によれば、前記計算条件テンプレートは、事前に開発者側が実験との比較により妥当性を確認しＶａｌｉｄａｔｉｏｎした条件であり、ユーザが変更できないプリセット値を有するものである。
　さらに他の一の実施態様によれば、前記計算条件テンプレートは、前記指定された計算対象領域に応じて異なる前提条件をさらに含むものである。
　この場合、前記前提条件とは、非ニュートン流体特性及び血管壁可動性の考慮の有無を計算対象領域ごとに事前に決めたものであることが好ましい。
　また、前記前提条件の血管壁可動性は、４次元ＣＴＡデータなどの形状時間変化を入力し、移動境界法により血流シミュレーションを実行することが好ましい。
　この発明の別の実施態様によれば、コンピュータが、ユーザに計算時間が異なる計算精度レベルを指定させる計算精度指定工程をさらに有するものである。
　この場合、前記計算条件テンプレートに含まれる計算条件は、各計算精度レベルに応じた複数のプリセット値であり、前記計算精度指定工程でユーザが複数のプリセット値のうち１つを指定するように構成されていることが好ましい。
　また、前記の計算条件テンプレートに含まれる計算条件の一つは、定常流解析であり、流れ場を短時間で解析することを目的とし、精度より時間を重視した解析手法に基づくプリセット値を提供することが好ましい。
　さらに、前記の計算条件テンプレートに含まれる計算条件の一つは、非定常流解析であり、時間と精度のコントロールにおいて複数のプリセット値を提供することが好ましい。
　この発明の第２の主要な観点によれば、計算対象領域の血流の数値流体解析を実行して、その解析結果を表示する血流解析機器であって、コンピュータが、医用画像から抽出した血管の形状データを取得する計算対象表示部と、コンピュータが、前記血管形状データから計算対象領域をユーザに指定させる計算対象領域指定部と、コンピュータが、前記指定された計算対象領域に応じて、その領域の血流解析用にＶａｌｉｄａｔｉｏｎされた計算条件が格納されたテンプレートを取り出し、前記血管形状データに前記計算条件を適用することにより、前記計算対象領域における血流の数値流体解析を実行する血流解析部と、コンピュータが、その解析結果を出力する血流解析結果出力部と、を有することを特徴とする血流解析機器が提供される。
　この発明の第３の主要な観点によれば、計算対象領域の血流の数値流体解析を実行して、その解析結果を表示するためのコンピュータソフトウエアプログラムであって、以下の工程：医用画像から抽出した血管の形状データを取得する工程と、前記血管形状データから計算対象領域をユーザに指定させる工程と、コンピュータが、前記指定された計算対象領域に応じて、その領域の血流解析用にＶａｌｉｄａｔｉｏｎされた計算条件が格納されたテンプレートを取り出す工程と、前記血管形状データに前記計算条件を適用することにより、前記計算対象領域における血流の数値流体解析を実行し、その解析結果を出力する工程と、を実行する命令を有することを特徴とするコンピュータソフトウエアプログラムが提供される。
　なお、この発明の上記述べた以外の他の特徴については、次に説明する「発明を実施するための形態」及び図面を参照することにより当業者にとって容易に理解することができる。
図１は、数値流体力学及び計算条件を説明する図である。 図２は、数値流体力学による血流解析のフローを示す図である。 図３（ａ）は１次精度風上差分、（ｂ）は２次精度風上差分の場合の脳動脈瘤上でのせん断応力ベクトルを示す図である。 図４は、本発明の一実施形態を示す概略構成図である。 図５は、本実施形態における入力インターネットを示す図である。 図６は、本実施形態における計算条件テンプレートの一例を示す図である。 図７は、本実施形態における計算条件のプリセット値の一例を示す図である。 図８は、本実施形態における計算格子生成の一例を示す図である。 図９は、本実施形態における計算条件の妥当性の確認の一例を示す図である。
　以下、この発明の一実施形態を図面に基づき具体的に説明する。
　この発明は、数値流体力学（ｃｏｍｐｕｔａｔｉｏｎａｌ　ｆｌｕｉｄ　ｄｙｎａｍｉｃｓ，ＣＦＤ）による血流解析のための血流解析装置１に関するものである。特に、血流解析の入力の１つである計算条件として、実験値と計算値の比較による計算条件の妥当性を各対象血管領域において検証し、その妥当性がバリデーション（Ｖａｌｉｄａｔｉｏｎ）されたものを、ユーザ編集負荷のプリセットテンプレートとして提供することにより、数値流体力学に精通していない医師等のユーザが適切な血流シミュレーションを行うことを可能にする装置である。
　以下、この実施形態の説明を簡単にするために、まず、数値流体力学を用いた処理の概要を説明する。
（数値流体解析処理）
　数値流体力学（ｃｏｍｐｕｔａｔｉｏｎａｌ　ｆｌｕｉｄ　ｄｙｎａｍｉｃｓ，ＣＦＤ）とは、流体の流れをコンピュータによる演算解析により取得する技術である。この例では、図１に示すように、入力として、流路形状１、流体物性２、境界条件３、計算条件４を用いる。これらの入力に基づき数値流体解析演算（ＣＦＤ）がされて出力されるのは、血流の空間における圧力場・流速場５である。この例では、数値流体解析演算（ＣＦＤ）は時間発展型として実行され、時空間での圧力場・流速場５が算出される。
　ここで、上述の流路形状１は、医用画像を画像処理することにより血管形状を抽出して構築したり、コンピュータ上でＣＡＤ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ－ａｉｄｅｄ－ｄｅｓｉｇｎ）などにより設計することで構築されるものである。流体物性２は、この例では、密度と粘度である。境界条件３は、具体的には各管路の端面における流速・圧力分布、および、壁面における拘束条件である。例えば、管路の入口や出口における流速分布、壁面では流体の滑りを無視することで速度をゼロと設定する（ノンスリップ条件）。計算条件４は、本願発明の主題であるが、与えられた流路形状１に対しての、計算格子生成６、方程式解法に関する方程式離散化７及び連立方程式解法８を含むものである。
　次に、この計算条件４の計算格子生成６、方程式離散化７、及び連立方程式解法８について、血流解析のフローを示す図２及び図３を参照して説明する。
　（計算格子生成６）
　計算格子は図２（ｃ）の工程で生成されるが、その前に、（ｂ）において流路形状１が医用画像（ａ）をベースに構築される。ここで、計算格子生成は、サーフェスメッシュとして提供される流路形状（ｂ）の内部を微小要素からボリュームメッシュとして構築される。計算格子は、１）大小、２）形状、３）密度、４）分布、５）配向などに配慮して決定する。
　（方程式離散化７と連立方程式解法８）
　次に方程式離散化７と連立方程式解法８の概要について数１を参照して説明する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　方程式離散化は、微分方程式を代数方程式に置換するものである。ナビエ・ストークス方程式は非線形２階微分方程式からなり、数学的に厳密解を得ることはできていない。このため、微分方程式を構成する各要素を離散化させることで代数方程式に置換する。連立方程式解法とは、連続の式とナビエ・ストークス方程式を連立させる方法である。
　以上、計算条件の計算格子生成６、方程式離散化７、及び連立方程式解法８の概要を説明したが、この計算条件の設定には以下のような困難性がある。
　すなわち、まず、計算格子生成６においては、計算格子を１）大小、２）形状、３）密度、４）分布、５）配向などに配慮して決定することを先に述べたが、主流と壁近傍の境界層では対応が異なり、境界層などの速度勾配が強い領域には細密な計算格子が必要である。計算格子の不連続性やひずみは、収束性の低下や計算精度の悪化をもたらす原因となる。計算格子は、プリズム・テトラ・ヘキサといった数種のタイプがある。過度に細密な計算格子を配置すれば計算時間が無意味に増大する。時間と精度のバランスに留意しながら、必要十分な計算格子が求められる。計算格子を決定するゴールドスタンダードはなく、計算格子への依存性の程度を比較試験により明らかにしながら格子依存性のない条件を決定していく。時には、層流や乱流といった流れの性質を考慮することも求められる。乱流の場合、境界層内の粘性低層と呼ばれる薄層を解像できるように計算格子を配置するのが一般である。計算格子の生成には流体力学の総合力が必要であり、医師などの数値流体力学に精通していないユーザが行うのは困難である。
　さらに、方程式離散化７、及び連立方程式解法８においては、上述したようにナビエ・ストークス方程式は非線形２階微分方程式からなり、数学的に厳密解を得ることはできていない。このため、微分方程式を構成する各要素を離散化させることで代数方程式に置換する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　ナビエ・ストークス方程式の各項では、取り扱い方が異なるのが一般的である。特に、時間加速度と移流加速度に関しては重要である。時間加速度の離散化は、１次、２次後退オイラー法などがある。非定常計算の場合、タイムステップを規定する。非定常性の強い流れを陽解法で解くには、クーラン数ｃ＝ｕΔｔ／Δｘに対してｃ<１となるようにΔｔを決定する。ここで、ｕは速度、Δｘは格子の大きさである。陰解法の場合は、クーラン数は１以下でなくても良いが、過度に大きな値では発散の要因となる。解析結果に最も影響を与えるのは移流加速度の離散化である。移流加速度は流れの非線形性に関与し、精度や収束性に強く影響を及ぼす。移流加速度の離散化は、風上差分がよく用いられるが、風上差分の１次または２次精度の選択は数値粘性と収束性を考慮しながら行わなくてはいけないため高い専門性が必要となる。連立方程式解法は、連続の式とナビエ・ストークス方程式を連立させる方法であるが、上記同様に複数の手法があり、同様に高い専門性が要求される。したがって、医師などの数値流体力学に精通していないユーザの場合、適切な血流シミュレーションを行うのが困難である。
　この計算条件設定における高い専門性について、解析結果に最も影響を与える移流加速度の離散化を例に図３（ａ）及び（ｂ）で具体的に図示する。図３（ａ）及び（ｂ）では、移流加速度の違いにより生じた脳動脈瘤上でのせん断応力ベクトルの違いが示される（図中、せん断応力ベクトルは単位ベクトルで表示）。（ａ）は１次精度風上差分、（ｂ）は２次精度風上差分で移流加速度項を離散化したものである。他の条件は全て同一である。図下方の奥より手前側に血流が流入したのちに、ブレブａ、ｂの間を通りブレブｃへと流れる。ブレブｃの前後で流れの向きが異なる。１次精度では、数値粘性により流れが平滑化されているが、２次精度ではブレブ付近の流れの合流や衝突を再現できている。
　このような高度の専門性を要する上述の計算条件の各設定を、本願発明においては、実験値と計算値の比較による計算条件の妥当性を各対象血管領域において検証し、その妥当性がバリデーション（Ｖａｌｉｄａｔｉｏｎ）されたものを、ユーザ編集負荷のプリセットテンプレートとして提供することにより、数値流体力学に精通していない医師等のユーザが適切な血流シミュレーションを行うことを可能にするものである。
　以下、さらに詳しく説明する。
（本願発明の実施形態）
　図４は、この実施形態に係る血流解析装置を示す概略構成図である。
　前記血流解析装置１０は、ＣＰＵ２０、メモリ３０及び入出力部４０が接続されたバス５０に、プログラム格納部６０とデータ格納部７０が接続されてなる。
　プログラム格納部６０は、計算対象表示部１１と、計算領域指定部部１２と、計算精度指定部１３と、血流解析部１４と、血流解析結果出力部１５とを備えている。データ格納部７は、血管形状情報２１と、流体物性２２と、境界条件２３と、計算条件テンプレート２４を備えている。
　前記構成要件（計算対象表示部１１、計算領域指定部部１２、計算精度指定部１３、血流解析部１４、血流解析結果出力部１５）は、実際にはハードディスクの記憶領域に格納されたコンピュータソフトウエアによって構成され、前記ＣＰＵ２０によって呼び出されメモリ３０上に展開されて実行されることによって、この発明の各構成要素として構成され機能するようになっている。
（入力インターフェースの例）
　次に、この実施形態に係る血流解析専用ソフトウェアの入力インターフェースを図５を参照して説明する。
　この入力インターフェースは、計算対象表示部１１によって表示されるエリアａ、計算領域指定部１２によって表示されるエリアｂ、計算精度指定部１３によって表示されるエリアｃを有する。計算対象表示部１１によって表示されるエリアａには、医用画像から抽出された血管の形状データが血管形状情報部２１から取り出されて、表示される。計算領域指定部１２によって表示されるエリアｂでは、計算対象領域（脳動脈（ｃｅｒｅｂｒａｌ）、頸動脈（ｃａｒｏｔｉｄ）、冠動脈（ｃｏｒｏｎａｒｙ）、大動脈（ａｏｒｔａ））がユーザが選択できるように表示される。計算精度指定部１３によって表示されるエリアｃは、Ｏｎ－ｓｉｔｅ（～１０分），Ｑｕｉｃｋ（～２時間），Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ（～１日）が解析の精度と時間のバランスに配慮して計算条件を選択できるように表示される。ユーザがエリア（ｂ）で計算対象領域、エリア（ｃ）で計算精度を指定すると、血流解析部１４でユーザの指定に対応する計算条件が計算条件テンプレート２４が取り出される。血流解析部１４は、この計算条件をエリアａに表示される計算対象領域の血管形状データに適応することにより、数値流体力学を使った血流解析を実行する。血流解析部１４が行った血流解析結果は、血流解析結果出力部１５によって出力される。このように、ユーザは、計算対象領域と計算精度を指定するのみで、各条件に最適な計算条件のテンプレートをコンピュータがメモリに格納された情報から抽出することで数値流体力学が実行される。
　図６は、本実施形態の計算条件テンプレートの構成を示したものである。この計算条件テンプレートに格納された各条件値は、ユーザ変更不可のプリセット値若しくはプリセット条件として与えられたものである。
　この計算条件テンプレートは、対象領域３１、前提条件３２、計算条件３３の３段階構成を有する。
　１）対象領域３１は、この例では、例えば、脳動脈３５、頸動脈３６、冠動脈３７、大動脈３８である。前記前提条件３２および計算条件３３は、この対象領域毎にプリセットされるが、図６の例では、脳動脈の例のみを示している。
　２）前提条件３２は、対象領域の種類によって異なるが、脳動脈３５の例では、非ニュートン流体特性４１、血管壁の可動性４２が含まれる。非ニュートン流体特性４１は、血液の粘度を該当箇所のせん断速度依存型にするかしないかの情報である。依存型にしなければ一定値となる。依存型にすれば繰り返し計算のループが一つ増える。血管壁の可動性２（の有無）は、大動脈などの血管の形状変化が顕著な領域に対して採用される。脳動脈などでは不要であることがｖａｌｉｄａｔｉｏｎにより明らかとなっている。この実施例は、対象領域３１が決定されれば、前提条件３２が自動的に決定される。
　３）計算条件３３は、計算格子生成６、方程式離散化７、連立方程式解法８の各条件である。
　この例では、計算格子生成６の条件として、主流４３、境界層４４が含まれる。主流４３はさらに格子の種類６１と格子最大長６２の条件を含む。
　方程式離散化７の条件として、時間加速度４５、移流加速度４６、圧力依存項４７、粘度依存項４８、外力依存項５１、乱流モデル５２が含まれる。時間加速度４５はさらに、なし６７、オイラー法６８を含む。移流加速度４６はさらに、１次風上差分６９、２次風上差分７１、中心差分７２を含む。乱流モデル５２はさらに、なし７３、ＬＥＳ法７４を含む。
　連立方程式解法８の条件として、ＳＩＭＰＬＥ法５３、ＰＩＳＯ法５４を含む。
　さらに、この実施形態では、上記計算条件３３の各値としては、必要とする計算時間の設定、Ｏｎ－ｓｉｔｅ８１（～１０分）、Ｑｕｉｃｋ８２（～２時間）、Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ８３（～１日）に応じて複数パターンが用意される。すなわち、ユーザは、対象領域３１を選択した後、希望する計算時間を選択することになる。
　図７は、Ｏｎ－ｓｉｔｅ８１（～１０分）、Ｑｕｉｃｋ８２（～２時間）、Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ８３（～１日）毎の前記計算条件６～７４のプリセット値テンプレートの例を示すものである。
　ここで、Ｏｎ－ｓｉｔｅ８１とは方程式離散化７において時間加速度度４５を考慮しない計算条件のテンプレートである。それに対しＱｕｉｃｋ８２やＰｒｅｃｉｓｉｏｎ８３は時間加速度度４５を考慮した計算条件のテンプレートである。
　時間加速度度４５の他に、非ニュートン流体特性４１、血管壁の可動性４２、格子条件（ベースの最大長さ）６２、格子条件（レイヤーの最小厚さ）６４、格子条件（レイヤーの積層数）６５、格子条件（レイヤーの拡大率）６６、移流加速度４６、圧力依存項４７、粘性依存項４８、外力依存項５１、タイムステップ５５、連立方程式解法８がＯｎ－ｓｉｔｅ８１、Ｑｕｉｃｋ８２、及びＰｒｅｃｉｓｉｏｎ８３用の計算条件のプリセット値またはプリセット条件として設定される。この例においては、非ニュートン流体特性４１、血管壁の可動性４２、及び外力依存項５１は全計算時間で考慮されないが、他の計算条件はそれぞれ図示されるように設定されている。
　ここで、用意された計算条件の各値は、すでにバリデーションされた計算条件（計算格子生成、方程式離散化、連立方程式解法（図６中の６、７、８）となっている。以下、バリデーションについて説明する。
　まず、図８は、脳動脈を対象として生成された計算格子８５の例を示すものである。これに基づき、図９に示す各工程により、ｖａｌｉｄａｔｉｏｎが行われる。
　この例では、計算条件をバリデーションする方法のひとつとして実験解との比較を行ったものを示す。
　実験は生体内、生体外実験の二種類がある。生体内実験の場合、位相コントラストＭＲＩ法などにより流速を計測することで計算値と比較する。生体外実験は、前記で構築された血管モデル（図９（ａ））に基づいて図９（ｃ）のような生体外血管モデルを作成し、再現性ある流れ場を復元した状態で画像粒子計測法（ＰＩＶ法）などにより流速を計測することで行った。生体内実験は、解像度が０．５－１．０ｍｍオーダーが限界であり、壁面せん断応力などの重要な指標を精度よく計測できないので、生体外実験は有効である。
　したがって、この例では、生体外実験により空間解像度０．１ｍｍでの流速計測を行った（Ｊ．Ｒ．Ｓｏｃ．Ｉｎｔｅｒｆａｃｅ、２０１３　１０、Ｔ．Ｙａｇｉ　ｅｔ　ａｌ．）。ＰＩＶ法の手法を示したのが（ｄ）である。すなわち、血液模擬物質に蛍光粒子を流れのトレーサー粒子としてシーディングする。各粒子の移動量を二台のカメラで計測して速度の３成分を計測する。この計測を多断面で行うことで流れ場の３次元構造を計測する（図９（ｂ））。
　このような実験により演算された壁面せん断応力について、実験解と計算解の比較を示したのが、図９（ｅ）と図９（ｆ）である。計算解は、上記テンプレートに設定されるプリセット値である。このようにして、両者が良好に一致することが確かめられバリデーションされたものをプリセット値として用いる。
　なお、実験では、弾性壁により血管壁の可動性を考慮している。計算では、剛体壁である。両者、それぞれニュートン流体である。この両者の比較が一致したことにより血管壁の可動性を脳動脈領域で考慮する必要性はないことが示されている。このように一つずつｖａｌｉｄａｔｉｏｎされたプリセット計算条件を用いることがこの発明の特徴である。
　上述したように、本願発明では対象領域を血流に限定し、さらに対象血管までをも限定することで開発者側がｖｅｒｉｆｉｃａｔｉｏｎとｖａｌｉｄａｔｉｏｎの二つを担った専用ソフトウェアを提供する。また、開発者側が開発段階において、実験解と比較しながら計算条件の最適値を明らかにし、各詳細条件をメモリ内に格納させ、使用の際、プリセットされた計算条件をロードして計算を実施する血流解析機器を提供する。より具体的には、数値流体力学の適用範囲（脳動脈、頸動脈、冠動脈、大動脈等）を限定することで、計算条件のテンプレート化を実現している。これにより、数値流体力学の知識・経験をもたない医師・技師をユーザとした場合においても、妥当性ある計算条件を自動的に設定し現場環境に適合した血流解析機器を提供することができる。また工業分野と異なり、医療分野においては、時間と精度のトレードオフに対するニーズは高いが、ある限られた時間のなかで必要とされる精度を満たす計算条件を提供することができる。
　その他、本発明は、さまざまに変形可能であることは言うまでもなく、上述した一実施形態に限定されず、発明の要旨を変更しない範囲で種々変形可能である。

Claims (30)

  1. 　計算対象領域の血流の数値流体解析を実行して、その解析結果を表示するための血流解析方法であって、
    　コンピュータが、医用画像から抽出した血管の形状データを取得する工程と、
    　コンピュータが、前記血管形状データから計算対象領域をユーザに指定させる工程と、
    　コンピュータが、前記指定された計算対象領域に応じて、その領域の血流解析用にＶａｌｉｄａｔｉｏｎされた計算条件が格納されたテンプレートを取り出す工程と、
    　コンピュータが、前記血管形状データに前記計算条件を適用することにより、前記計算対象領域における血流の数値流体解析を実行し、その解析結果を出力する工程と、
    　を有することを特徴とする血流解析方法。
  2. 　請求項１記載の血流解析方法において、
    　前記計算条件テンプレートは、各計算対象領域ごとに用意されたものであり、脳動脈、頸動脈、冠動脈、大動脈用の各テンプレートを含む
    　ことを特徴とする血流解析方法。
  3. 　請求項１記載の血流解析方法において、
    　前記計算条件テンプレートは、事前に開発者側が実験との比較により妥当性を確認しＶａｌｉｄａｔｉｏｎした条件であり、ユーザが変更できないプリセット値を有する
    　ことを特徴とする血流解析方法。
  4. 　請求項１記載の血流解析方法において、
    　前記計算条件テンプレートは、前記指定された計算対象領域に応じて異なる前提条件をさらに含む
    　ことを特徴とする血流解析方法。
  5. 　請求項４記載の血流解析方法において、
    　前記前提条件とは、非ニュートン流体特性及び血管壁可動性の考慮の有無を計算対象領域ごとに事前に決めたものである
    　ことを特徴とする血流解析方法。
  6. 　請求項５記載の血流解析方法において、
    　前記前提条件の血管壁可動性は、４次元ＣＴＡデータなどの形状時間変化を入力し、移動境界法により血流シミュレーションを実行する
    　ことを特徴とする血流解析方法。
  7. 　請求項１記載の血流解析方法は、
    　コンピュータが、ユーザに計算時間が異なる計算精度レベルを指定させる計算精度指定工程をさらに有する
    　ことを特徴とする血流解析方法。
  8. 　請求項７記載の血流解析方法において、
    　前記計算条件テンプレートに含まれる計算条件は、各計算精度レベルに応じた複数のプリセット値であり、前記計算精度指定工程でユーザが複数のプリセット値のうち１つを指定するように構成されている
    　ことを特徴とする血流解析方法。
  9. 　請求項８記載の血流解析方法において、
    　前記の計算条件テンプレートに含まれる計算条件の一つは、定常流解析であり、流れ場を短時間で解析することを目的とし、精度より時間を重視した解析手法に基づくプリセット値を提供する
    　ことを特徴とする血流解析方法。
  10. 　請求項８記載の血流解析方法において、
    　前記の計算条件テンプレートに含まれる計算条件の一つは、非定常流解析であり、時間と精度のコントロールにおいて複数のプリセット値を提供する
    　ことを特徴とする血流解析方法。
  11. 　計算対象領域の血流の数値流体解析を実行して、その解析結果を表示する血流解析機器であって、
    　コンピュータが、医用画像から抽出した血管の形状データを取得する計算対象表示部と、
    　コンピュータが、前記血管形状データから計算対象領域をユーザに指定させる計算対象領域指定部と、
    　コンピュータが、前記指定された計算対象領域に応じて、その領域の血流解析用にＶａｌｉｄａｔｉｏｎされた計算条件が格納されたテンプレートを取り出し、前記血管形状データに前記計算条件を適用することにより、前記計算対象領域における血流の数値流体解析を実行する血流解析部と、
    　コンピュータが、その解析結果を出力する血流解析結果出力部と、
    　を有することを特徴とする血流解析機器。
  12. 　請求項１１記載の血流解析機器において、
    　前記計算条件テンプレートは、各計算対象領域ごとに用意されたものであり、脳動脈、頸動脈、冠動脈、大動脈用の各テンプレートを含む
    　ことを特徴とする血流解析機器。
  13. 　請求項１１記載の血流解析機器において、
    　前記計算条件テンプレートは、事前に開発者側が実験との比較により妥当性を確認しＶａｌｉｄａｔｉｏｎした条件であり、ユーザが変更できないプリセット値を有する
    　ことを特徴とする血流解析機器。
  14. 　請求項１１記載の血流解析機器において、
    　前記計算条件テンプレートは、前記指定された計算対象領域に応じて異なる前提条件をさらに含む
    　ことを特徴とする血流解析機器。
  15. 　請求項１４記載の血流解析機器において、
    　前記前提条件とは、非ニュートン流体特性及び血管壁可動性の考慮の有無を計算対象領域ごとに事前に決めたものである
    　ことを特徴とする血流解析機器。
  16. 　請求項１５記載の血流解析機器において、
    　前記前提条件の血管壁可動性は、４次元ＣＴＡデータなどの形状時間変化を入力し、移動境界法により血流シミュレーションを実行する
    　ことを特徴とする血流解析機器。
  17. 　請求項１１記載の血流解析機器は、
    　コンピュータが、ユーザに計算時間が異なる計算精度レベルを指定させる計算精度指定部をさらに有する
    　ことを特徴とする血流解析機器。
  18. 　請求項１７記載の血流解析機器において、
    　前記計算条件テンプレートに含まれる計算条件は、各計算精度レベルに応じた複数のプリセット値であり、前記計算精度指定部でユーザが複数のプリセット値のうち１つを指定するように構成されている
    　ことを特徴とする血流解析機器。
  19. 　請求項１８記載の血流解析機器において、
    　前記の計算条件テンプレートに含まれる計算条件の一つは、定常流解析であり、流れ場を短時間で解析することを目的とし、精度より時間を重視した解析手法に基づくプリセット値を提供する
    　ことを特徴とする血流解析機器。
  20. 　請求項１８記載の血流解析機器において、
    　前記の計算条件テンプレートに含まれる計算条件の一つは、非定常流解析であり、時間と精度のコントロールにおいて複数のプリセット値を提供する
    　ことを特徴とする血流解析機器。
  21. 　計算対象領域の血流の数値流体解析を実行して、その解析結果を表示するためのコンピュータソフトウエアプログラムであって、以下の工程：
    　医用画像から抽出した血管の形状データを取得する工程と、
    　前記血管形状データから計算対象領域をユーザに指定させる工程と、
    　コンピュータが、前記指定された計算対象領域に応じて、その領域の血流解析用にＶａｌｉｄａｔｉｏｎされた計算条件が格納されたテンプレートを取り出す工程と、
    　前記血管形状データに前記計算条件を適用することにより、前記計算対象領域における血流の数値流体解析を実行し、その解析結果を出力する工程と、
    　を実行する命令を有することを特徴とするコンピュータソフトウエアプログラム。
  22. 　請求項２１記載のコンピュータソフトウエアプログラムにおいて、
    　前記計算条件テンプレートは、各計算対象領域ごとに用意されたものであり、脳動脈、頸動脈、冠動脈、大動脈用の各テンプレートを含む
    　ことを特徴とするコンピュータソフトウエアプログラム。
  23. 　請求項２１記載のコンピュータソフトウエアプログラムにおいて、
    　前記計算条件テンプレートは、事前に開発者側が実験との比較により妥当性を確認しＶａｌｉｄａｔｉｏｎした条件であり、ユーザが変更できないプリセット値を有する
    　ことを特徴とするコンピュータソフトウエアプログラム。
  24. 　請求項２１記載のコンピュータソフトウエアプログラムにおいて、
    　前記計算条件テンプレートは、前記指定された計算対象領域に応じて異なる前提条件をさらに含む
    　ことを特徴とするコンピュータソフトウエアプログラム。
  25. 　請求項２４記載のコンピュータソフトウエアプログラムにおいて、
    　前記前提条件とは、非ニュートン流体特性及び血管壁可動性の考慮の有無を計算対象領域ごとに事前に決めたものである
    　ことを特徴とするコンピュータソフトウエアプログラム。
  26. 　請求項２５記載のコンピュータソフトウエアプログラムにおいて、
    　前記前提条件の血管壁可動性は、４次元ＣＴＡデータなどの形状時間変化を入力し、移動境界法により血流シミュレーションを実行する
    　ことを特徴とするコンピュータソフトウエアプログラム。
  27. 　請求項２１記載のコンピュータソフトウエアプログラムは、
    　ユーザが計算時間が異なる計算精度レベルを指定する計算精度指定工程を実行する命令をさらに有する
    　ことを特徴とするコンピュータソフトウエアプログラム。
  28. 　請求項２７記載のコンピュータソフトウエアプログラムにおいて、
    　前記計算条件テンプレートに含まれる計算条件は、各計算精度レベルに応じた複数のプリセット値であり、前記計算精度指定工程でユーザが複数のプリセット値のうち１つを指定するように構成されている
    　ことを特徴とするコンピュータソフトウエアプログラム。
  29. 　請求項２８記載のコンピュータソフトウエアプログラムにおいて、
    　前記の計算条件テンプレートに含まれる計算条件の一つは、定常流解析であり、流れ場を短時間で解析することを目的とし、精度より時間を重視した解析手法に基づくプリセット値を提供する
    　ことを特徴とするコンピュータソフトウエアプログラム。
  30. 　請求項２８記載のコンピュータソフトウエアプログラムにおいて、
    　前記の計算条件テンプレートに含まれる計算条件の一つは、非定常流解析であり、時間と精度のコントロールにおいて複数のプリセット値を提供する
    　ことを特徴とするコンピュータソフトウエアプログラム。
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