(57)【要約】【課題】各フェーズでの気管支の線構造を正確に再現すること。【解決手段】実施形態の医用画像処理装置は、取得部と、算出部と、変換部とを備える。取得部は、呼気時相又は吸気時相を基準時相とし、当該基準時相の医用画像から、肺野の気管支の線構造である基準線構造を取得する。算出部は、前記基準時相の前記医用画像において描出された所定の構成要素と、前記基準時相以外の他時相の前記医用画像において描出された前記所定の構成要素とでの動き量を算出する。変換部は、前記動き量に基づいて、前記基準線構造を変換して、前記他時相における線構造として推定した推定線構造を取得する。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
呼気時相又は吸気時相を基準時相とし、当該基準時相の医用画像から、肺野の気管支の線構造である基準線構造を取得する取得部と、
前記基準時相の前記医用画像において描出された所定の構成要素と、前記基準時相以外の他時相の前記医用画像において描出された前記所定の構成要素とでの動き量を算出する算出部と、
前記動き量に基づいて、前記基準線構造を変換して、前記他時相における線構造として推定した推定線構造を取得する変換部と、
を備える、医用画像処理装置。
【請求項２】
前記医用画像において描出された前記肺野の大きさに基づいて、前記基準時相となる医用画像を決定する決定部を更に備える、請求項１に記載の医用画像処理装置。
【請求項３】
前記医用画像において描出された前記肺野の画素値に基づいて、前記基準時相となる医用画像を決定する決定部を更に備える、請求項１に記載の医用画像処理装置。
【請求項４】
前記決定部は、前記画素値に基づいて平均肺野濃度を算出し、前記基準時相となる医用画像を決定する、請求項３に記載の医用画像処理装置。
【請求項５】
前記決定部は、最大呼気時相又は最大吸気時相を前記基準時相として、前記基準時相となる医用画像を決定する、請求項２又は３に記載の医用画像処理装置。
【請求項６】
前記変換部は、前記他時相での前記医用画像に基づいて、前記推定線構造上の所定のキーポイントの位置を維持する場合、前記推定線構造の分岐の中心線を、前記他時相における前記気管支の中心に再位置決めする、請求項１に記載の医用画像処理装置。
【請求項７】
前記変換部は、前記推定線構造上のキーポイントの位置を維持する場合、前記推定線構造の分岐を平滑化処理する、請求項１に記載の医用画像処理装置。
【請求項８】
前記動き量が所定の閾値以上であるか否かを判定する比較部を更に備え、
前記算出部は、前記動き量が前記所定の閾値以上である場合に、前記基準時相の前記医用画像と、前記他時相の前記医用画像との間で剛体レジストレーションを実行後に再度前記動き量を算出する、請求項１に記載の医用画像処理装置。
【請求項９】
前記取得部は、前記他時相の前記医用画像から、前記肺野の気管支の線構造を臨時線構造として更に取得し、
前記比較部は、前記推定線構造と前記臨時線構造とを更に比較して類似度を算出し、
前記変換部は、前記類似度が閾値以上である場合、前記推定線構造と前記臨時線構造とを融合させて融合線構造を更に生成し、当該融合線構造を前記他時相の線構造とする
ことを特徴とする請求項８に記載の医用画像処理装置。
【請求項１０】
前記算出部は、前記類似度が前記閾値未満である場合、前記肺野の気管支において指定された分岐に対して局所的剛体レジストレーションを実行後に再度動き量を算出し、
前記変換部は、前記推定線構造を再度算出した前記動き量に基づいて更に変換し
前記比較部は、更に変換された前記推定線構造と前記臨時線構造とを再度比較して前記類似度を算出し、算出した前記類似度が前記閾値以上となるまで、前記算出部及び前記変換部による処理を繰り返し実行させる、
請求項９に記載の医用画像処理装置。
【請求項１１】
前記算出部は、前記基準時相の前記医用画像及び前記他時相の前記医用画像に対しレジストレーションを実行することで、前記動き量を算出する、請求項１に記載の医用画像処理装置。
【請求項１２】
前記変換部が、前記基準線構造に対応した前記動き量を付与することで、前記基準線構造を前記推定線構造に変換する、請求項１に記載の医用画像処理装置。
【請求項１３】
前記取得部は、前記線構造として前記肺野の気管支の芯線を取得する、請求項１に記載の医用画像処理装置。
【請求項１４】
前記取得部は、前記線構造として前記肺野の気管支に対応する領域を取得する、請求項１に記載の医用画像処理装置。
【請求項１５】
前記医用画像は、３Ｄ医用画像である、請求項１に記載の医用画像処理装置。
【請求項１６】
前記医用画像から関心領域の画像として前記肺野を抽出する関心領域抽出部と、
前記医用画像において描出された前記関心領域に基づいて、前記基準時相となる医用画像を決定する決定部と
を更に備える、請求項１に記載の医用画像処理装置。
【請求項１７】
呼気時相又は吸気時相を基準時相とし、当該基準時相の医用画像から、肺野の気管支の線構造である基準線構造を取得し、
前記基準時相の前記医用画像において描出された所定の構成要素と、前記基準時相以外の他時相の前記医用画像において描出された前記所定の構成要素とでの動き量を算出し、
前記動き量に基づいて、前記基準線構造を変換して、前記他時相における線構造として推定した推定線構造を取得する
ことを含む、医用画像処理方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、医用画像処理装置及び医用画像処理方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、ＣＯＰＤ（Chronic  Obstructive  Pulmonary  Disease:  慢性閉塞性肺疾病）、肺気腫、気管及び気管支疾病などに対し病症を解析するために、気管及び気管支の３Ｄ(Dimensional)画像の異なるフェーズ（時相）で取得した複数の樹状体構造の画像に対する位置レジストレーションが必要とされている。しかし、呼吸が動的運動の過程であるため、動的運動により、データの処理及び解析上に誤差が起こってしまう。
【０００３】
特許文献１には、心臓用の画像処理方法が開示されており、当該画像処理方法により、処理時間の短縮および心臓の動きによる解析誤差の低減を図ることが開示されている。当該技術案では、複数のフェーズでの心臓領域の医用画像を抽出し、当該複数のフェーズでの心臓領域の医用画像に基づき、他のフェーズでの心臓領域の医用画像を補間することによって、従来のように全フェーズでの医用画像を撮影することなく、撮影およびデータ処理の時間を短縮する。また、心臓がほぼ動かないフェーズを基準フェーズとして選択し、他のフェーズでの動脈の中心線構造を算出することで、画像に起こる心臓の動きによる誤差を解消する。
【０００４】
しかし、特許文献１で選択される、心臓がほぼ動かない複数のフェーズでの心臓領域のうち、心臓が収縮末期である心臓領域が含まれている。収縮末期の心臓領域を選択すると、動脈の中心線の抽出に影響をほぼ及ぼさないが、毛細血管のような微細血管の中心線の抽出について、心臓の収縮末期の毛細血管が他の時期に比べて細くなるので、検出の精度が低くなる。このため、収縮末期の心臓領域に基づいて他のフェーズでの心臓領域を算出する場合には、毛細血管の脈絡が失うという現象が起こり易い。即ち、特許文献１の画像処理方法は、微細な管構造の抽出に適用しない。
【０００５】
肺領域に対する観察において、操作者は、気管自身の各フェーズでの形態のみに対する観察を望む場合がある。しかし、従来の技術で、呼吸周期に抽出される気管の画像には、気管自身の変化の以外に、肺の動きによる位置移動も含まれる。つまり、従来の技術では、肺領域を撮影して当該領域の各フェーズでの３Ｄ画像を得た後、取得された３Ｄ画像に基づいて各フェーズでの樹状体構造（即ち、気管および気管支）の中心線を抽出する。しかし、従来の技術では、呼吸運動において、肺の収縮および拡張による気道位置の変化と、気道自身の収縮および拡張の変化とが交わり、気道の実際変動量のうち、気管自身の運動量だけではなく、肺の動きに伴って発生した位置変化も含まれる。このため、従来の技術では、各フェーズでの気道を直接抽出する時に、気道自身の変化状態を精確に反映できない場合がある。よって、肺の収縮および拡張による気道位置の変化を除去できることが望まれている。
【０００６】
また、肺領域に対する観察において、操作者は、気管支の末端などの微細な管部に対する精確な抽出を望む場合があるが、既存技術の方案によれば、微細な管部を精確に抽出することはできない。よって、管部全体を精確に抽出可能な方法が望まれている。より具体的には、気道自身の各フェーズでの空間位置の変化を精確に検出可能であって、且つ各フェーズでの微細な管部末端を含む気道全体を完全に再生することが望まれる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開２０１４−１０８２０８号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明が解決しようとする課題は、各フェーズでの気管支の線構造を正確に再現することができる医用画像処理装置及び医用画像処理方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
実施形態の医用画像処理装置は、取得部と、算出部と、変換部とを備える。取得部は、呼気時相又は吸気時相を基準時相とし、当該基準時相の医用画像から、肺野の気管支の線構造である基準線構造を取得する。算出部は、前記基準時相の前記医用画像において描出された所定の構成要素と、前記基準時相以外の他時相の前記医用画像において描出された前記所定の構成要素とでの動き量を算出する。変換部は、前記動き量に基づいて、前記基準線構造を変換して、前記他時相における線構造として推定した推定線構造を取得する。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】図１は、実施形態１に係る医用画像処理装置を示すブロック図である。
【図２】図２は、第実施形態１に係る医用画像処理装置の処理手順を示すフロー図である。
【図３】図３は、実施形態１に係る取得部、算出部および変換部の動作を示す概略図である。
【図４】図４は、実施形態１に係る変形例の処理手順を示すフロー図である。
【図５Ａ】図５Ａは、実施形態１に係る変形例における再位置決め前の中心線、再位置決め後の中心線の位置を示す図である。
【図５Ｂ】図５Ｂは、実施形態１に係る変形例における再位置決め前の中心線、再位置決め後の中心線の位置を示す図である。
【図６】図６は、実施形態２に係る医用画像処理装置の構成を示すブロック図である。
【図７】図７は、実施形態２に係る医用画像処理装置の処理手順を示すフロー図である。
【図８】図８は、実施形態３に係る医用画像処理装置の構成を示すブロック図である。
【図９】図９は、実施形態３に係る医用画像処理装置の処理手順を示すフロー図である。
【図１０Ａ】図１０Ａは、融合前の重ね合せ状態での１対のマスクを示す図である。
【図１０Ｂ】図１０Ｂは、重ね合せ状態での１対のマスクを融合させた形態を示す図である。
【図１１Ａ】図１１Ａは、吸気フェーズで実施形態３に係る変換がなされて抽出された、マッチング番号付きの中心線樹状体を示す図である。
【図１１Ｂ】図１１Ｂは、ある呼気フェーズで直接抽出された、マッチング番号付きの中心線樹状体を示す図である。
【図１２】図１２は、実施形態４に係る医用画像処理装置の構成を示すブロック図である。
【図１３】図１３は、実施形態４に係る医用画像処理装置の処理手順を示すフロー図である。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
以下、図面を参照して、実施形態に係る医用画像処理装置及び医用画像処理方法を説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。また、一つの実施形態に記載した内容は、原則として他の実施形態にも同様に適用される。
【００１２】
下記の実施形態では、肺領域（肺野とも言う）における気管および気管支を例に、具体的に説明する。ここで、肺領域は、肺の一部であってもよい。なお、実施形態に係る医用画像処理装置及び医用画像処理方法が実行する処理は、気管および気管支の樹状体構造に対する処理に限定されず、気管および気管支の以外に、脳神経および血管などのような他の樹状構造の画像を処理する場合にも適用可能である。
【００１３】
（実施形態１）
図１は実施形態１に係る医用画像処理装置の構成を示すブロック図である。
【００１４】
図１において、医用画像処理装置１００は撮影部１０１と、取得部１０２と、算出部１０３と、変換部１０４とを備える。
【００１５】
撮影部１０１は検査対象である被検体を撮影し、被検体の時系列での複数の医用画像を得る。ここで、医用画像は、３Ｄ（Dimensional）医用画像である。１つの呼吸周期を例にすると、上記複数の医用画像は、吸気段階の開始から呼気段階の終了までの期間内、フェーズ毎に撮影された複数の医用画像である。上記医用画像には、関心領域である操作者が関心を持つ領域が含まれる。本実施形態に係る関心領域は肺領域であるが、これに限定されない。
【００１６】
取得部１０２は、呼気時相又は吸気時相を基準時相とし、当該基準時相の医用画像から、肺野の気管支の線構造である基準線構造を取得する。ここで、取得部１０２は、線構造として肺野の気管支の芯線を取得する。例えば、取得部１０２は時系列でのあるフェーズ（時相）を基準フェーズＰ１とし、基準フェーズＰ１での肺領域から、樹状体線構造の気管および気管支の中心線Ｃ１を基準線構造として取得するが、本実施形態に係る線構造は中心線に限定されない。中心線を取得する方法も限定されず、既存技術におけるいずれかの方法であってもよい。
【００１７】
算出部１０３は、基準時相の医用画像において描出された所定の構成要素と、基準時相以外の他時相（目標フェーズとも言う）の医用画像において描出された所定の構成要素とでの動き量を算出する。例えば、算出部１０３は基準フェーズＰ１での肺領域の構成要素と、目標フェーズである他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での肺領域の構成要素とにレジストレーションを行い、肺領域の構成要素の、基準フェーズＰ１から他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）までの運動ベクトル（Ｖ２、Ｖ３……Ｖｎ）をそれぞれ算出する。言い換えると、算出部１０３は、基準時相の医用画像及び他時相の医用画像に対しレジストレーションを実行することで、動き量を算出する。
【００１８】
変換部１０４は、動き量に基づいて、基準線構造を変換して、他時相における線構造として推定した推定線構造を取得する。例えば、変換部１０４は算出部１０３により算出された基準フェーズＰ１から他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）までの運動ベクトル（Ｖ２、Ｖ３……Ｖｎ）と、取得部１０２により取得された基準フェーズＰ１での肺領域の気道の中心線Ｃ１とに基づいて、基準フェーズＰ１での気道の中心線Ｃ１を、目標フェーズである他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での気道の中心線（Ｃ２、Ｃ３……Ｃｎ）にそれぞれ変換する。
【００１９】
次は本実施形態に係る医用画像処理装置１００の処理手順について説明する。図２は実施形態１に係る医用画像処理装置の処理手順を示すフロー図である。
【００２０】
医用画像処理装置１００は撮影部１０１によって被検体の複数のフェーズでの医用画像を撮影し（ステップＳ１０１）、当該医用画像には、関心領域である観察者が関心を持っている部位が含まれ、本実施形態では肺領域であるが、これに限定されない。
【００２１】
ステップＳ１０２では、取得部１０２は時系列でのあるフェーズを基準フェーズＰ１とし、基準フェーズＰ１での肺領域から、基準フェーズＰ１での気道の中心線Ｃ１を取得する。中心線Ｃ１を取得する方法は特に限定されず、既存技術におけるいずれかの方法であってもよい。
【００２２】
ステップＳ１０３では、算出部１０３は基準フェーズＰ１での肺領域の構成要素と、他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での肺領域の構成要素とにそれぞれレジストレーションを行い、肺領域の各要素の、基準フェーズＰ１から他の各フェーズＰ２、Ｐ３……Ｐｎまでの運動ベクトルＶ２、Ｖ３……Ｖｎを算出する。運動ベクトルＶ２の算出を例にすると、算出部１０３は基準フェーズＰ１での肺領域の構成要素と、フェーズＰ２での肺領域の構成要素とにレジストレーションを行い、肺領域の各要素の、フェーズＰ１からフェーズＰ２までの運動ベクトルＶ２を算出する。同様に、算出部１０３はさらに運動ベクトルＶ３、Ｖ４などを算出する。
【００２３】
また、上記のレジストレーションとして、非剛体レジストレーションを用いることが好ましいが、そのレジストレーション方法は特に限定されず、既存技術における他のレジストレーション方法を用いてもよい。
【００２４】
上記のステップＳ１０２およびステップＳ１０３は実行の手順が限定されず、ステップＳ１０２を先に実行してもよいし、ステップＳ１０３を先に実行してもよいし、さらに、ステップＳ１０２およびステップＳ１０３を同時に実行してもよい。
【００２５】
ステップＳ１０４では、変換部１０４はステップＳ１０２で取得部１０２により取得された基準フェーズＰ１での気道の中心線Ｃ１と、ステップＳ１０３で算出部１０３により算出された肺領域の各要素の、基準フェーズＰ１から他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）までの運動ベクトル（Ｖ２、Ｖ３……Ｖｎ）とを用い、中心線Ｃ１をそれぞれ変換し、他の各フェーズでの気道の中心線（Ｃ２、Ｃ３……Ｃｎ）を得る。言い換えると、変換部１０４は基準線構造に対応した動き量を付与することで、基準線構造を推定線構造に変換する。
【００２６】
上記の処理によって得られた、変換された中心線（Ｃ２、Ｃ３……Ｃｎ）は、肺領域の運動に伴って発生した気道の位置移動が除去された、気道自身の運動を示す中心線である。
【００２７】
図３は実施形態１に係る取得部、算出部および変換部の動作を示す概略図である。図３において、撮影部により被検体の複数のフェーズでの医用画像を撮影し、図３左側の２つの画像が吸気段階で撮影された画像であり、右側の２つの画像が呼気段階で撮影された画像であり、最左側の医用画像の撮影フェーズを基準フェーズとし、取得部１０２により当該フェーズでの肺領域から気道の中心線を基準線構造として取得し（図３は管部モデルのみを示すが、中心線の図示が省略される）、且つ算出部１０３により当該フェーズでの肺領域の構成要素と、右側の３つのフェーズでの肺領域の構成要素とにレジストレーションを行い、肺領域の構成要素の、最左側のフェーズから右側の３つのフェーズまでの運動ベクトルをそれぞれ算出し、算出部１０３により算出された最左側のフェーズから右側の３つのフェーズまでの運動ベクトルと、取得部１０２により取得された最左側のフェーズでの気道の中心線とに基づいて、変換部１０４により最左側のフェーズでの中心線を、目標フェーズである右側の３つのフェーズでの中心線にそれぞれ変換する。
【００２８】
上記の処理過程によれば、本実施形態では、目標フェーズでの関心領域となる肺領域から直接抽出された気道の中心線ではなく、基準フェーズでの気道の中心線を変換して得られた目標フェーズでの気道の中心線を用いることで、肺領域の移動による気道位置の変化が除去される。よって、気道位置の変化による誤差を解消し、気道自身の変化のみに関心を持って、精度のより高い医用画像を得ることが可能となる。
【００２９】
また、図２における「開始」からＳ１０４までのステップを、「Ａ過程」と称する。
【００３０】
上述したように、実施形態１によれば、肺の収縮および拡張による気道位置の変化を除去できるので、気道自身の変化を精確に検出することが可能となり、且つ、各フェーズでの微細な管部末端を含む気道全体を完全に再生することができる。
【００３１】
（実施形態１の変形例）
実施形態１の変形例で、ステップＳ１０４の後には、さらに、変換部１０４によって、変換された中心線（Ｃ２、Ｃ３……Ｃｎ）を気道の中心に再位置決めし、平滑化処理を行う。すなわち、変換部１０４は、他時相での医用画像に基づいて、推定線構造上の所定のキーポイントの位置を維持する場合、推定線構造の分岐の中心線を、他時相における気管支の中心に再位置決めする。そして、変換部１０４は、推定線構造上のキーポイントの位置を維持する場合、推定線構造の分岐を平滑化処理する。
【００３２】
図４は実施形態１に係る変形例の処理手順を示すフロー図である。
【００３３】
図４の「Ａ過程」の後にステップＳ１０５を行う。ステップＳ１０５では、他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での肺領域の画像を用い、中心線上の所定のキーポイントの位置を維持する場合、キーポイント間の接続ライン上の各ポイントを全て気道の中心に再位置決めする。
【００３４】
図５Ａ、図５Ｂは実施形態１に係る変形例における再位置決め前の中心線、再位置決め後の中心線の位置を示す概略図である。図５Ａ、図５Ｂに示されたように、変換された中心線と、対応するフェーズでの肺領域の画像とを組み合わせる。図５Ａに示されたように、このとき変換された中心線上の各ポイントは、常に気道の中心に位置するものとは限らず、ずれる可能性もある。この場合、中心線上の所定のキーポイントの位置を維持しながら、各キーポイント間の接続ライン上の所定のポイントを再位置決めする。再位置決めの時、接続ライン上の所定のポイント毎に気道の幅方向において１回スライスし、スネーク（snake）アルゴリズムでスライスずつの順に接続ライン上の所定のポイントを、気道のスライス画像上の気道の中心位置にそれぞれ位置決めすることによって、各キーポイント間の接続ライン上の所定のポイントを気道の中心に再位置決めすることで、中心線全体を図５Ｂに示す中心線の再位置決め後の状態とする。中心線を再位置決めする方法はこれだけではなく、気道の中心に中心線を再位置決めできれば、他の方法を使用してもよい。
【００３５】
ステップＳ１０６では、他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での肺領域の画像を用い、中心線上の所定のキーポイントの位置を維持する場合、変換された中心線（Ｃ２、Ｃ３……Ｃｎ）の全ての分岐を平滑化処理する。例えば、先ず、中心線Ｃ２の長さを算出し、その後、所定のポイントの間隔を設定し、中心線Ｃ２上の所定のキーポイントの位置を維持する場合、元の中心線上の各ポイントの代わりに、所定のポイントの間隔に従う新たなポイントを生成することで、中心線の平滑化処理を実現する。しかし、平滑化処理の方法はこれだけではなく、気道の中心線の平滑化処理を実現できれば、他の方法を使用してもよい。
【００３６】
上記のステップＳ１０５およびステップＳ１０６は手順の前後が限定されず、本実施形態では中心線の再位置決めを先に行って平滑化処理を行うものであるが、平滑化処理を先に行って中心線の再位置決めを行ってもよい。
【００３７】
（実施形態２）
図６は実施形態２に係る医用画像処理装置の構成を示す図である。図６において、実施形態２に係る医用画像処理装置２００は、医用画像処理装置１００における撮影部１０１、取得部１０２、算出部１０３、変換部１０４の以外に、さらに、関心領域抽出部２０５および決定部２０６を備える。但し、関心領域抽出部２０５は必要な部分ではなく、省略してもよい。図面において同一の記号がつけられる部材は、実施形態１と同一の部材を表す。以下は相違点のみについて説明し、同一の部分に対する説明は省略する。
【００３８】
関心領域抽出部２０５は医用画像から関心領域の画像を抽出する。例えば、関心領域抽出部２０５は、撮影部１０１により撮影された医用画像の構成要素から観察者の関心領域例えば肺領域を抽出し、抽出された当該領域を関心領域とする。関心領域は操作者によって手動的に指定してもよいし、コンピュータの計算に基づいて得られた所定の領域であってもよい。
【００３９】
決定部２０６は被検体を撮影した時系列での複数のフェーズから１つのフェーズを基準フェーズとして決定する。取得部１０２は決定部２０６により決定された基準フェーズＰ１に基づき、基準フェーズＰ１での肺領域から、樹状体線構造の気管及び気管支の中心線Ｃ１を基準線構造として取得して、続きの基準フェーズＰ１での気道の中心線Ｃ１から他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での気道の中心線（Ｃ２、Ｃ３……Ｃｎ）への変換を行う。
【００４０】
基準フェーズの決定方法について説明する。決定部２０６は、医用画像において描出された関心領域に基づいて、基準時相となる医用画像を決定する。ここで、決定部２０６は抽出された関心領域のサイズに基づいて決定してもよい。例えば、決定部２０６は医用画像において描出された肺野の大きさに基づいて、基準時相となる医用画像を決定する。また、決定部２０６は関心領域の画素値に基づいて決定してもよい。例えば、決定部２０６は医用画像において描出された肺野の画素値に基づいて、基準時相となる医用画像を決定する。ここで、決定部２０６は肺野の大きさとＣＴ値との相関関係を利用する。すなわち、肺野が大きくなるとＣＴ値が下がり、肺野が小さくなるとＣＴ値が上がる。これにより、例えば、決定部２０６は関心領域の画素値から関心領域の平均密度を先に算出し、算出された平均密度から、基準フェーズを決定してもよい。すなわち、決定部２０６は画素値に基づいて平均肺野濃度（Mean  Lung  Density）を算出し、基準時相となる医用画像を決定する。実施形態では、肺領域のサイズに基づいて、上記基準フェーズとなるフェーズを決定してもよいし、肺領域の画素値に基づいて、上記基準フェーズとなるフェーズを決定してもよいし、さらに、肺領域の画素値から平均肺密度を先に算出し、算出された平均肺密度から、基準フェーズを決定してもよい。
【００４１】
次は本実施形態に係る医用画像処理装置２００の処理手順について説明する。図７は実施形態２に係る医用画像処理装置の処理手順を示すフロー図である。
【００４２】
医用画像処理装置２００は撮影部２０１によって、被検体の複数のフェーズでの医用画像を撮影し（ステップＳ２０１）、当該医用画像には、関心領域である観察者が関心を持っている部位が含まれ、本実施形態では肺領域であるが、これに限定されない。次に、関心領域抽出部２０５は関心領域となる肺領域を医用画像から抽出する（ステップＳ２０２）。そして、決定部２０６は肺領域のパラメータに基づいて基準フェーズＰ１を決定し（ステップＳ２０３）、ここでの肺領域のパラメータとは、肺領域のサイズ、肺領域の画素値及肺領域の平均密度のうちの少なくともいずれかひとつを指す。
【００４３】
本実施形態では、最大吸気のフェーズまたは最大呼気のフェーズを基準フェーズとして決定する。上記最大吸気のフェーズは吸気段階で気管の幅が最大となるフェーズであり、上記最大呼気のフェーズは呼気段階で気管の幅が最大となるフェーズである。
【００４４】
以下は最大吸気のフェーズまたは最大呼気のフェーズを基準フェーズとして決定する理由について説明する。すなわち、決定部２０６は最大呼気時相又は最大吸気時相を基準時相として、基準時相となる医用画像を決定する。最大呼気時相は肺の大きさが一番小さい状態である時相を示し、最大吸気時相は肺の大きさが一番大きい状態である時相を示す。
【００４５】
例えば、呼気段階（フェーズ）の末で、肺の収縮により、気道のいくつかの微細な局所的領域を完全に抽出することが困難となるため、このようなフェーズでの気道の中心線を直接抽出することが望まれない。それに対し、最大吸気のフェーズまたは最大呼気のフェーズのような気道の幅が最大となるフェーズでは、気道の中心線に対する抽出が最も易くなる。本実施形態では、最も完全的且つミスの最も少ない気道の中心線を取得するために、微細な気道でも最大限に抽出可能な最大吸気のフェーズまたは最大呼気のフェーズを選択し、変換された他の各フェーズでの気道の中心線の完全性を保証するように、当該フェーズを基準フェーズとして当該フェーズでの気道の中心線を抽出する必要がある。
【００４６】
最大吸気のフェーズまたは最大呼気のフェーズを基準フェーズとして決定することで、本実施形態では、微細な局所的領域を含む気道の全ての分岐を完全に抽出可能とし、より完全的、信頼性のより高い気道の観察画像を取得することができる。
【００４７】
次に、ステップＳ２０４では、取得部１０２は決定部２０６により決定された基準フェーズＰ１に基づき、基準フェーズＰ１での肺領域から、樹状体線構造の気管及び気管支の中心線Ｃ１を基準線構造として取得し、ステップＳ２０５では、レジストレーション計算を行うことで、肺領域の各要素の、基準フェーズＰ１から他のフェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）までの運動ベクトル（Ｖ２、Ｖ３……Ｖｎ）を得て、ステップＳ２０６では、中心線Ｃ１および運動ベクトル（Ｖ２、Ｖ３……Ｖｎ）に基づいて、中心線Ｃ１を他の各フェーズＰ２、Ｐ３……Ｐｎでの気道の中心線（Ｃ２、Ｃ３……Ｃｎ）に変換する。
【００４８】
実施形態１におけるステップＳ１０２およびステップＳ１０３と同様に、実施形態２におけるステップＳ２０４およびステップＳ２０５も、実行の手順が限定されず、ステップＳ２０４を先に実行してもよいし、ステップＳ２０５を先に実行してもよいし、さらに、ステップＳ２０４およびステップＳ２０５を同時に実行してもよい。
【００４９】
また、図７における「開始」からＳ２０６までのステップを、「Ｂ過程」と称する。
【００５０】
（変形例）
実施形態２の変形例として、実施形態と同様に、ステップＳ２０６の後にはさらに、変換部１０４によって、変換された中心線Ｃ２、Ｃ３……Ｃｎを気道の中心に再位置決めし、平滑化処理を行ってもよい。
【００５１】
即ち、図７における“Ｂ過程”の後、気道の中心線の再位置決め処理および平滑化処理を実行し、上記気道の中心線の再位置決め処理および平滑化処理は実施形態１の変形例と同一であり、ここで説明は省略する。
【００５２】
（実施形態３）
図８は実施形態３に係る医用画像処理装置の構成を示すブロック図である。
【００５３】
図８において、実施形態３では、撮影部３０１と、取得部３０２と、算出部３０３と、変換部３０４と、比較部３０５とを備える。実施形態３と実施形態１との相違点は、実施形態３における取得部３０２、算出部３０３および変換部３０４が、それぞれ実施形態１における取得部１０２、算出部１０３および変換部１０４の変形であり、比較部３０５が実施形態１に対し追加した部分であることにある。以下は相違点の部分のみについて説明する。
【００５４】
実施形態３では、比較部２０７による比較結果の精度をより高くするために、実施形態１における気管および気管支の中心線の代わりに、気管および気管支全体を覆うマスクを線構造として用い、画像処理を行う。ここで、気管および気管支全体を覆うマスクとは、気管および気管支全体に対応する領域を示す。なお、実施形態１のように、気管および気管支の中心線を用いて画像処理を行ってもよい。
【００５５】
取得部３０２と取得部１０２との区別は、取得部１０２が基準フェーズＰ１での気管および気管支の線構造Ｃ１のみを取得するのに対し、取得部３０２が基準フェーズＰ１での気管および気管支の線構造Ｍ１を取得するだけではなく、他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での気管および気管支の線構造（Ｍ２ｉ、Ｍ３ｉ……Ｍｎｉ）を臨時線構造として取得することにある。言い換えると、取得部３０２は呼気時相又は吸気時相を基準時相とし、当該基準時相の医用画像から、肺野の気管支の線構造を取得することに加えて、他時相の医用画像から、肺野の気管支の線構造を臨時線構造として更に取得する。ここで、取得部３０２は、線構造として肺野の気管支に対応する領域を取得する。言い換えると、取得部３０２は、線構造として肺野の気管支のマスクを取得する。
【００５６】
即ち、取得部３０２は時系列でのあるフェーズで基準フェーズＰ１とし、基準フェーズＰ１での肺領域から樹状体線構造の気管および気管支のマスクＭ１を基準線構造として取得できる以外に、他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での肺領域の樹状体線構造の気管および気管支の元のマスク（Ｍ２ｉ、Ｍ３ｉ……Ｍｎｉ）を臨時線構造として取得することもできる。上記臨時線構造とは、後続の変換過程において変換される線構造を指す。
【００５７】
算出部３０３は実施形態１における算出部１０３のように、肺領域の構成要素の基準フェーズＰ１から他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）までの運動ベクトル（Ｖ２、Ｖ３……Ｖｎ）を算出できる以外に、後記の比較部３０５により得られる類似度が閾値未満である場合、樹状体である気管支の所定の分岐に対し局所的剛体レジストレーションを行うことによって、変換されたマスク（Ｍ２、Ｍ３……Ｍｎ）の所定の分岐上の構成要素と、肺領域から直接抽出された元のマスク（Ｍ２ｉ、Ｍ３ｉ……Ｍｎｉ）の所定の分岐上の構成要素との間の動き量を算出することもできる。
【００５８】
変換部３０４は実施形態１における変換部１０４のように、算出部３０３により算出された基準フェーズＰ１から他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）までの運動ベクトル（Ｖ２、Ｖ３……Ｖｎ）と、取得部３０２により取得された基準フェーズＰ１での肺領域のマスクＭ１とに基づいて、基準フェーズＰ１でのマスクＭ１を、目標フェーズである他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）でのマスク（Ｍ２、Ｍ３……Ｍｎ）にそれぞれ変換できる以外に、後記の比較部２０７により得られる比較結果が閾値以上である場合、変換されたマスクと、肺領域から直接抽出された元のマスク（Ｍ２ｉ、Ｍ３ｉ……Ｍｎｉ）とを融合させて新たなマスク（Ｍ２ｎ、Ｍ３ｎ……Ｍｎｎ）を生成し、上記新たなマスクを他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）でのマスクとする。
【００５９】
比較部３０５は推定線構造と臨時線構造とを更に比較して類似度を算出する。例えば、比較部３０５は変換されたマスクと、肺領域から抽出された元のマスクＭ２ｉ、Ｍ３ｉ……Ｍｎｉとを比較し、両者の類似度を比較結果とする。類似度は下記の式（１）により算出される。
【００６０】
【数１】
2016165442.tif 000003
【００６１】
但し、式中のＡは変換された他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）でのマスクであり、Ｂは肺領域から直接抽出された他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での元のマスク（Ｍ２ｉ、Ｍ３ｉ……Ｍｎｉ）であり、Ｊはジャカード係数（Ｊａｃｃａｒｄ  ｉｎｄｅｘ）、即ち、類似度係数である。
【００６２】
比較部３０５により得られた比較結果Ｊと所定の閾値との大小関係に応じて、算出部３０３および変換部３０４は異なる処理を行う。なお、所定の閾値は、フェーズごとに異なる値が設定されてもよい。
【００６３】
次は本実施形態に係る医用画像処理装置３００の処理手順について説明する。図９は実施形態３に係る医用画像処理装置の処理手順を示すフロー図である。
【００６４】
ステップＳ３０１では、撮影部３０１は被検体の複数のフェーズでの医用画像を撮影する（ステップＳ３０１）。
【００６５】
ステップＳ３０２では、取得部３０２は時系列でのあるフェーズを基準フェーズＰ１とし、基準フェーズＰ１での肺領域から、樹状体線構造の気管および気管支のマスクＭ１を基準線構造として取得し、他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での肺領域の気管および気管支の元のマスク（Ｍ２ｉ、Ｍ３ｉ……Ｍｎｉ）を臨時線構造として取得する。
【００６６】
ステップＳ３０３では、算出部３０３は基準フェーズＰ１での肺領域の構成要素と、他のフェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での肺領域の構成要素とに対しそれぞれレジストレーションを行い、肺領域の各要素の、基準フェーズＰ１から他のフェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）までの運動ベクトル（Ｖ２、Ｖ３……Ｖｎ）を算出する。
【００６７】
また、上記のレジストレーションとして、非剛体レジストレーションを用いることが好ましいが、そのレジストレーション方法は特に限定されず、既存技術におけるレジストレーション方法を用いてもよい。
【００６８】
上記のステップＳ３０２およびステップＳ３０３は実行の手順が限定されず、ステップＳ３０２を先に実行してもよいし、ステップＳ３０３を先に実行してもよいし、さらに、ステップＳ３０２およびステップＳ３０３を同時に実行してもよい。
【００６９】
ステップＳ３０４では、変換部３０４はステップＳ３０２で取得部３０２により取得された基準フェーズＰ１でのマスクＭ１と、ステップＳ３０３で算出部３０３により算出された肺領域の各要素の基準フェーズＰ１から他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）までの運動ベクトル（Ｖ２、Ｖ３……Ｖｎ）とを用い、マスクＭ１をそれぞれ変換し、変換された他の各フェーズでのマスク（Ｍ２、Ｍ３……Ｍｎ）を得る。基準フェーズＰ１でのマスクＭ１からフェーズＰ２でのマスクＭ２への変換を例にすると、変換部２０６はマスクＭ１に対応する運動ベクトルＶ２をマスクＭ１に付与することで、変換されたマスクを得て、当該マスクはフェーズＰ２での変換されたマスクＭ２となる。
【００７０】
変換されたマスク（Ｍ２、Ｍ３……Ｍｎ）は、肺領域の運動に伴って発生した気道の位置移動が除去された、気道自身の運動のみを示すマスクである。
【００７１】
上記の処理過程によれば、本実施形態では、肺領域の移動による気道位置の変化が除去されることによって、誤差による影響を解消し、気道自身の変化のみに関心を持って、精度のより高い医用画像を得ることが可能となる。
【００７２】
そして、比較部３０５は変換されたマスク（Ｍ２、Ｍ３……Ｍｎ）と、肺領域から抽出された元のマスク（Ｍ２ｉ、Ｍ３ｉ……Ｍｎｉ）とを比較し、各フェーズでの２つのマスク間の類似度である上記式（１）におけるＪを比較結果とし（ステップＳ３０５）、Ｊが閾値以上である場合（ステップＳ３０６では「Ｙｅｓ」）、類似度が受け入れられると考えられる。この場合、変換部３０４によって、変換されたマスクと肺領域から直接抽出された元のマスクとを融合させて新たなマスク（Ｍ２ｎ、Ｍ３ｎ……Ｍｎｎ）を生成し、上記新たなマスクで肺領域から直接抽出された元のマスクを入れ替える（ステップＳ３０８）。すなわち、変換部３０４は類似度が閾値以上である場合、推定線構造と臨時線構造とを融合させて融合線構造を更に生成し、当該融合線構造を他時相の線構造とする。
【００７３】
Ｊが閾値未満である場合（ステップＳ３０６では「Ｎｏ」）、類似度が受け入れられないと考えられる。この場合、算出部３０３によって、変換されたマスク（Ｍ２、Ｍ３……Ｍｎ）の所定の分岐と肺領域から抽出された元のマスク（Ｍ２ｉ、Ｍ３ｉ……Ｍｎｉ）の所定の分岐との間に局所的剛体レジストレーションを行うことで動き量を算出する。すなわち、算出部３０３は、類似度が閾値未満である場合、肺野の気管支において指定された分岐に対して局所的剛体レジストレーションを実行後に再度動き量を算出する。そして、変換部３０４は上記動き量に基づいて、変換されたマスク（Ｍ２、Ｍ３……Ｍｎ）をさらに変換する。すなわち、変換部３０４は、推定線構造を再度算出した動き量に基づいて更に変換する。その後、比較部３０５は再変換されたマスクと、肺領域から直接抽出された元のマスクとの比較を行い（ステップＳ３０７）、比較部３０５による比較結果が閾値以上となるまで、算出部３０３による局所的剛体レジストレーションおよび変換部３０４による変換されたマスクに対する再変換を繰返し行う。言い換えると、比較部３０５は、更に変換された推定線構造と臨時線構造とを再度比較して類似度を算出し、算出した類似度が前記閾値以上となるまで、算出部３０３及び変換部３０４による処理を繰り返し実行させる。
【００７４】
上記所定の分岐は操作者によってモニターに表示された２つのマスクの各分岐上のずれ程度に基づき指定してもよいし、コンピュータによって２つのマスクの各分岐上のずれ程度を自動的に識別して指定してもよい。
【００７５】
上記の処理過程によれば、本実施形態では、レジストレーションの精度が受け入れられない場合、レジストレーションの精度が受け入れられるとなるまでレジストレーションを繰返し行うことで、レジストレーションの精度を向上することができる。
【００７６】
また、本実施形態では、吸気フェーズおよび呼吸フェーズでのマスクを融合させて新たなマスクを生成することが好ましい。この場合、吸気フェーズで抽出された線構造のミスや呼気フェーズで抽出された線構造のミスなどのような、ある呼吸段階での抽出過程におけるミスによる誤差を解消でき、より完全的な気道分岐の線構造を得ることが可能となる。
【００７７】
図１０Ａは融合前の重ね合せ状態での１対のマスクを示す図である。図１０Ａにおいて、色の濃い部分は吸気フェーズでのマスクを変換した呼気フェーズでのマスクを示し、色の淡い部分は同一の呼気フェーズで直接抽出された元のマスクを示す。図１０Ａに示すように、吸気フェーズでのマスクから変換された呼気フェーズでのマスクの分岐は、同一の呼気フェーズで直接抽出されたマスクの分岐よりも完全的である。
【００７８】
図１０Ｂは重ね合せ状態での１対のマスクを融合させた形態を示す図である。
【００７９】
また、本実施形態では、新たなマスクＭ２ｎ、Ｍ３ｎ……Ｍｎｎで肺領域から抽出された元のマスクＭ２ｉ、Ｍ３ｉ……Ｍｎｉを入れ替えた（ステップＳ３０８）後、新たなマスクＭ２ｎ、Ｍ３ｎ……Ｍｎｎから新たな気道の中心線Ｃ２ｎ、Ｃ３ｎ……Ｃｎｎを抽出し、それぞれ他の各フェーズＰ２、Ｐ３……Ｐｎでの気道の中心線とし、その後、新たな気道の中心線Ｃ２ｎ、Ｃ３ｎ……Ｃｎｎのうちの各分岐に番号を割り当て、基準フェーズＰ１での番号付きの気道の中心線とマッチングさせて、両者のマッチング程度を示すマッチング結果を取得する（ステップＳ３０９）。
【００８０】
図１１Ａ、図１１Ｂは比較例として、本実施形態に係る変換がなされて抽出された中心線樹状体と直接抽出された中心線樹状体との間の中心線マッチングを示す図である。図１１Ａはある吸気フェーズで本実施形態に係る変換がなされて抽出された、マッチング番号付きの中心線樹状体である。図１１Ｂはある呼気フェーズで直接抽出された、マッチング番号付きの中心線樹状体である。この場合、図１１Ｂと図１１Ａとの中心線マッチング結果は８０％であり、図１１Ｂにおいて、「○」で標記された部分は、上記ある吸気フェーズでのマッチング番号付きの中心線樹状体と区別される部分である。図１１Ｂと図１１Ａとを比較して分かるように、あるフェーズで本実施形態に係る変換がなされて抽出された中心線樹状体は、他のフェーズで直接抽出された中心線樹状体に比べて、前者は後者よりより完全的気道分岐が得られる。後者ではいくつかの気道分岐に漏れがあるので、両者の中心線マッチングは８０％に過ぎない。
【００８１】
その後、本実施形態に示す方法では、基準フェーズでのマスクを図１１Ｂに示す呼気フェーズでのマスクに変換し、当該呼気フェーズでの中心線樹状体を抽出して、所定の分岐に対し局所的剛体レジストレーションを行い、局所的剛体レジストレーションの後、図１１Ａと図１１Ｂとの中心線マッチングを改めて行う。良好なレジストレーションの精度のため、今度中心線マッチングの結果は１００％に接近する。
【００８２】
２回の中心線マッチングの結果から分かるように、本実施形態によれば、より完全的な気道分岐の線構造を得ることが可能となる。また、本実施形態では、マスクの代わりに、気道の中心線を用い、即ちステップＳ３０２では、取得部３０２によって基準フェーズおよび他の各フェーズでの気道の中心線を取得すると、ステップＳ３０９では、新たな気道の中心線Ｃ２ｎ、Ｃ３ｎ……Ｃｎｎのうちの各分岐のみに番号を割り当て、基準フェーズＰ１での番号付きの気道の中心線とマッチングさせて、両者のマッチング程度を示すマッチング結果を取得し、中心線を抽出するステップを必要としない。
【００８３】
（実施形態４）
図１２は実施形態４に係る医用画像処理装置の構成を示すブロック図である。
【００８４】
図１２において、実施形態４に係る医用画像処理装置４００は、医用画像処理装置３００における撮影部３０１、取得部３０２、算出部３０３、変換部３０４および比較部３０５の以外に、さらに、関心領域抽出部４０６および決定部４０７を備える。但し、関心領域抽出部４０６は必要な部分ではなく、省略してもよい。図面において同一の記号がつけられる部材は、実施形態３と同一の部材を表す。以下は相違点のみについて説明し、同一の部分に対する説明は省略する。
【００８５】
関心領域抽出部４０６は撮影部３０１によって撮影された医用画像の構成要素から観察者の関心領域例えば肺領域を抽出し、抽出された当該領域を関心領域とする。関心領域は操作者によって手動的に指定してもよいし、コンピュータの計算に基づいて得られた所定の領域であってもよい。
【００８６】
決定部４０７は被検体を撮影した時系列での複数のフェーズから１つのフェーズを基準フェーズとして決定する。取得部３０２は決定部４０７により決定された基準フェーズＰ１に基づき、基準フェーズＰ１での肺領域から、樹状体線構造の気管及び気管支の中心線Ｃ１を基準線構造として取得して、続きの基準フェーズＰ１での中心線Ｃ１から他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での中心線（Ｃ２、Ｃ３……Ｃｎ）への変換を行う。
【００８７】
基準フェーズの決定方法について、抽出された関心領域のサイズに基づいて決定してもよいし、関心領域の画素値に基づいて決定してもよいし、さらに、関心領域の画素値から関心領域の平均密度を先に算出し、算出された平均密度から、基準フェーズを決定してもよい。実施形態では、肺領域のサイズに基づいて、上記基準フェーズとなるフェーズを決定してもよいし、肺領域の画素値に基づいて、上記基準フェーズとなるフェーズを決定してもよいし、さらに、肺領域の画素値から平均肺密度を先に算出し、算出された平均肺密度から、基準フェーズを決定してもよい。
【００８８】
次は本実施形態に係る医用画像処理装置４００の処理手順について説明する。図１３は実施形態４に係る医用画像処理装置の処理手順を示すフロー図である。
【００８９】
医用画像処理装置４００は撮影部３０１によって、被検体の複数のフェーズでの医用画像を撮影する（ステップＳ４０１）。次に、関心領域抽出部４０６は関心領域となる肺領域を医用画像から抽出する（ステップＳ４０２）。そして、決定部３０３は肺領域のパラメータに基づいて基準フェーズＰ１を決定し（ステップＳ４０３）、ここでの肺領域のパラメータとは、肺領域のサイズ、肺領域の画素値及肺領域の平均密度のうちの少なくともいずれかひとつを指す。
【００９０】
本実施形態では、最大吸気のフェーズまたは最大呼気のフェーズを基準フェーズとして決定する。上記最大吸気のフェーズは吸気段階で気管の幅が最大となるフェーズであり、所述最大呼気のフェーズは呼気段階で気管の幅が最大となるフェーズである。
【００９１】
最大吸気のフェーズまたは最大呼気のフェーズを基準フェーズとして決定する理由は、実施形態２のものと同一であるため、説明は省略する。
【００９２】
最大吸気のフェーズまたは最大呼気のフェーズを基準フェーズとして決定することで、本実施形態では、微細な局所的領域を含む気道の全ての分岐を完全に抽出可能とし、より完全的、信頼性のより高い気道の観察画像を取得することができる。
【００９３】
本実施形態での続きのステップが実施形態３のものと同一であるため、説明は省略する。すなわち、ステップＳ４０４〜ステップＳ４１１の処理は、図９に示すステップＳ３０２〜ステップＳ３０９の処理に対応する。
【００９４】
上述の実施形態１〜４に係る構造によれば、以下の効果を図ることが可能となる。
【００９５】
実施形態に係る医用画像処理装置によれば、変換部は取得部により取得された基準フェーズＰ１での線構造Ｃ１と、算出部により算出された肺領域の各要素の、基準フェーズＰ１から他の各フェーズＰ２、Ｐ３……Ｐｎまでの運動ベクトルＶ２、Ｖ３……Ｖｎとを用い、上記中心線Ｃ１を他の各フェーズでの線構造Ｃ２、Ｃ３……Ｃｎにそれぞれ変換した。
【００９６】
上記変換された線構造Ｃ２、Ｃ３……Ｃｎは、肺領域の運動に伴って発生した気道の位置移動が除去された、気道自身の運動のみを示す線構造。よって、気道自身の変化を精確に検出することが可能となる。
【００９７】
また、実施形態に係る医用画像処理装置によれば、決定部は肺領域のサイズ、肺領域の画素値および肺領域の平均密度のうちの少なくともいずれかひとつに基づいて基準フェーズを決定する。最大吸気のフェーズまたは最大呼気のフェーズを基準フェーズとして決定することが好ましい。
【００９８】
よって、実施形態では、微細な局所的領域を含む気道の全ての分岐を完全に抽出可能とし、より完全的、信頼性のより高い気道の観察画像を取得することができる。
【００９９】
また、実施形態に係る医用画像処理装置によれば、取得部は基準フェーズＰ１での気管および気管支の線構造Ｍ１を取得した以外に、他の各フェーズ（Ｐ２、Ｐ３……Ｐｎ）での気管および気管支の線構造（Ｍ２ｉ、Ｍ３ｉ……Ｍｎｉ）を臨時線構造として取得した。変換部は線構造Ｍ１と運動ベクトル（Ｖ２、Ｖ３……Ｖｎ）とを用い、上記線構造Ｍ１を他の各フェーズでの線構造（Ｍ２、Ｍ３……Ｍｎ）にそれぞれ変換し、変換された線構造（Ｍ２、Ｍ３……Ｍｎ）と臨時線構造（Ｍ２ｉ、Ｍ３ｉ……Ｍｎｉ）とを比較し、比較結果が閾値以上である場合、２つの線構造を融合させて新たな線構造を生成し、比較結果が閾値未満である場合、比較結果が閾値以上となるまで、変換された線構造の所定の分岐に対し局所的剛体レジストレーションおよび再変換を繰返し行う。
【０１００】
よって、実施形態では、レジストレーションの精度を向上できることで、微細な局所的領域を含む気道の全ての分岐を完全に抽出可能とし、より完全的、信頼性のより高い気道の観察画像を取得することができる。
【０１０１】
また、実施形態に係る医用画像処理装置によれば、線構造の融合後に、新たな線構造の中心線と基準フェーズでの中心線とをマッチングさせたことで、レジストレーション過程の精度を検証できたので、より完全的な気道分岐の線構造の取得を保証した。
【０１０２】
（その他の実施形態）
実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。
【０１０３】
上述した実施形態では、比較部３０５は推定線構造と臨時線構造とを更に比較して類似度を算出するものとし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、比較部３０５は算出部３０３により算出された動き量が所定の閾値以上であるか否かを判定するようにしてもよい。そして、算出部３０３は動き量が所定の閾値以上である場合に、基準時相の医用画像と、他時相の医用画像との間で剛体レジストレーションを実行後に再度動き量を算出する。そして、変換部３０４は、算出部３０３により再度算出された動き量に基づいて、基準線構造を変換して、他時相における線構造として推定した推定線構造を取得する。
【０１０４】
上記の実施形態の説明において、図示した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。すなわち、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等に応じて、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。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、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得る。
【０１０５】
また、上記の実施形態で説明した制御方法は、予め用意された制御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。この制御プログラムは、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、この制御プログラムは、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。
【０１０６】
以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、各フェーズでの気管支の線構造を正確に再現することができる。
【０１０７】
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。
【符号の説明】
【０１０８】
１００  医用画像処理装置
１０２  取得部
１０３  算出部
１０４  変換部
【図１】
2016165442.tif 000004
【図２】
2016165442.tif 000005
【図４】
2016165442.tif 000006
【図６】
2016165442.tif 000007
【図７】
2016165442.tif 000008
【図８】
2016165442.tif 000009
【図９】
2016165442.tif 000010
【図１１Ａ】
2016165442.tif 000011
【図１１Ｂ】
2016165442.tif 000012
【図１２】
2016165442.tif 000013
【図１３】
2016165442.tif 000014
【図３】
2016165442.tif 000015
【図５Ａ】
2016165442.tif 000016
【図５Ｂ】
2016165442.tif 000017
【図１０Ａ】
2016165442.tif 000018
【図１０Ｂ】
2016165442.tif 000019