技术领域
本发明的实施方式涉及医用图像处理装置以及医用图像处理方法。
背景技术
在缺血性心脏病的患者中，作为确定缺血的原因是否是狭窄的方法，开发了使用Fractional Flow Reserve(FFR)(血流预备量比)这样的指标的方法。FFR的临床上的有效性已通过随机临床试验来确认。
为了求出FFR，如图6所示，需要在血管内插入带有压力传感器的导线(Pressure wire)，测定狭窄血管上游压力Pa和狭窄血管下游压力Pd。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2008-136800号公报
发明内容
目的在于提供一种不需要插入导线，而根据图像数据求出相当于FFR的指标(血流阻滞指标)。
本实施方式所涉及的医用图像诊断装置的特征在于，具备：存储部，存储与被检体的脏器相关的体数据或者一系列的图像的数据；血流信息产生部，根据上述体数据或者上述一系列的图像的数据，产生第1区域的第1血流信息和与上述第1区域不同的第2区域的第2血流信息；血流阻滞指标产生部，根据上述第1血流信息和上述第2血 流信息，产生表示与上述第1区域或者上述第2区域相关的血管中的血流的阻滞的程度的血流阻滞指标。
根据本实施方式，能够提供一种不需要导线插入，而能够根据图像数据求出相当于FFR的指标(血流阻滞指标)的医用图像诊断装置、医用图像处理装置、医用图像处理方法。
附图说明
图1涉及本实施方式，是概略性地表示血管内压力与处于该血管的支配下的区域的标准的局部血流量的关系的图。
图2是根据基于本实施方式的图像数据求出相当于FFR的指标的原理的补充说明图。
图3是表示本实施方式所涉及的医用图像处理装置的结构的图。
图4是表示基于本实施方式的相当于FFR的指标的计算步骤的流程图。
图5是表示图4的区域设定例的图。
图6是以往的FFR的说明图。
图7是表示本实施方式的医用图像诊断装置所涉及的X射线诊断装置的结构的结构图。
图8是表示在本实施方式的医用图像诊断装置所涉及的X射线诊断装置中，血流阻滞指标产生功能的步骤的流程图。
图9涉及本实施方式的变形例，是表示在多个像素的各个中，显示血流阻滞指标的显示例的图。
图10是表示本实施方式的医用图像诊断装置所涉及的X射线计算机断层摄影装置的结构的结构图。
图11是表示在本实施方式的医用图像诊断装置所涉及的X射线计算机断层摄影装置中，血流阻滞指标产生功能的步骤的流程图。
符号说明
1...SPECT装置、2...PET装置、4...CT装置(X射线计算机断层摄 影装置)、5...X射线装置(X射线诊断装置)、10...医用图像处理装置、11...接口(I/F)、12...存储部、13...操作部、14...显示部、15...组织血流计算部(血流信息产生部)、16...指标计算部(血流阻滞指标产生部)、21...高电压产生部、23...X射线管、25...X射线可动光阑、27...X射线检测器、29...支承机构、31...支承机构驱动部、32...顶板、33...图像产生部、43...控制部、100...架台部、101...旋转架、103...旋转驱动部、105...X射线产生部、107...高电压产生器、109...X射线管、111...滑动环、113...X射线的放射范围、115...X射线检测部(区域检测器)、117...摄影区域、121...数据收集电路(DAS)、123...非接触数据传送部、200...前处理部、500...重构部、900...控制部。
具体实施方式
以下，参照附图，针对本实施方式所涉及的医用图像诊断装置以及医用图像处理装置进行说明。
(第1实施方式)
图7是表示本实施方式的医用图像诊断装置所涉及的X射线诊断装置5的结构的一个例子的结构图。该X射线诊断装置5具有高电压产生部21、X射线管23、X射线可动光阑25、X射线检测器27、支承机构29、支承机构驱动部31、顶板32、图像产生部33、接口(Interface：以下，称为I/F)部11、存储部12、显示部14、操作部13、控制部43、血流信息产生部15(组织血流计算部)、血流阻滞指标产生部(指标计算部)16。
高电压产生部21产生对后述的X射线管23供给的管电流、和对X射线管23施加的管电压。高电压产生部21向X射线管23供给适合X射线摄影的管电流，向X射线管23施加适合X射线摄影的管电压。具体而言，高电压产生部21在后述的控制部43的控制下，产生与X射线摄影条件对应的管电压和管电流。
X射线管23根据从高电压产生部21供给的管电流和由高电压产生部21施加的管电压，从X射线的焦点(以下，称为管球焦点)产生 X射线。所产生的X射线从X射线管23中的X射线放射窗口放射。以下，将通过管球焦点、与后述的X射线检测器27中的X射线的检测面垂直的轴设为z轴。将与z轴垂直、且与后述的顶板32的长轴方向平行的方向(以下，称为第1方向)设为x轴。将与z轴和x轴垂直的轴(与顶板32的短轴方向平行的方向：以下，称为第2方向)设为y轴。
X射线可动光阑25具有未图示的多个光阑叶片。X射线可动光阑25被设置于X射线管23的前面、X射线管23与X射线检测器27之间。具体而言，X射线可动光阑25被设置于X射线管23中的X射线放射窗口的前面。X射线可动光阑25还被称为照射野限定器。X射线可动光阑25为了使由X射线管23产生的X射线除了操作者所希望的摄影部位以外不进行不需要的辐射，将最大口径的照射范围(以下，称为最大照射范围)限定于规定的照射范围。
X射线可动光阑25具有能够向第1方向移动的多个第1光阑叶片和能够向第2方向移动的多个第2光阑叶片。第1、第2光阑叶片分别通过遮蔽由X射线管23产生的X射线的铅构成。另外，以减少向被检体P的被辐射量以及提高画质为目的，X射线可动光阑25也可以具有插入X射线的照射野(以下，称为X射线照射野)的多个滤波器(附加滤波器)。
X射线检测器27检测从X射线管23产生、透过被检体P的X射线。例如，X射线检测器27例如是平板检测器(Flat Panel Detector：以下，称为FPD)。FPD27具有多个半导体检测元件。在半导体检测元件中，存在直接转换形和间接转换形。所谓直接转换形是指将入射X射线直接转换成电信号的形式。所谓间接转换形是指将入射X射线通过荧光体转换成光，将该光转换成电信号的形式。
随着X射线的入射由多个半导体检测元件产生的电信号被输出到未图示的模拟数字转换器(Analog to Digital converter：以下，称为A/D转换器)。A/D转换器将电信号转换成数字数据。A/D转换器将数字数据输出至未图示的前处理部。另外，作为X射线检测器27， 也可以使用图像增强器(Imageintensifier)等。
支承机构29可移动地支承X射线管23、X射线可动光阑25、以及X射线检测器27。具体而言，支承机构29例如具有未图示的C形臂和C形臂支承部。C形臂以使X射线管23以及X射线可动光阑25和X射线检测器27相互对向的方式搭载。另外，也可以代替C形臂而使用Ω形臂。C形臂支承部在沿着该C形状的方向，可滑动地支承C形臂。另外，C形臂支承部以C形臂与C形臂支承器的连接部为中心，在与沿着C形状的方向正交的方向可旋转地支承C形臂。
另外，C形臂支承部还能够在第1方向和第2方向可平行移动地支承C形臂。另外，C形臂可变更X射线管23的管球焦点与X射线检测器27中的X射线的检测面的距离(源像距(Source Image Distance：以下，称为SID))地支承X射线管23、X射线可动光阑25、以及X射线检测器27。具有C形臂支承部的X射线诊断装置5例如被用于被检体P的循环系统的摄影。
另外，支承机构29也可以沿着x轴、y轴、z轴，可移动地支承X射线管23、X射线可动光阑25、X射线检测器27。此时，该X射线诊断装置5例如用于被检体P的消化系统、呼吸系统的摄影等。另外，本X射线诊断装置5并不限定于诊断的用途，也可以是任何X射线诊断装置。
支承机构驱动部31在后述的控制部43的控制下，驱动支承机构29。具体而言，支承机构驱动部31向C形臂支承部供给与来自控制部43的控制信号对应的驱动信号，使C形臂在沿着C形状的方向滑动、在与沿着C形状的方向正交的方向(尾首方向(CRA)或者首尾方向(CAU))旋转。在X射线摄影时，在X射线管23与X射线检测器27之间，配置载置于顶板32的被检体P。
未图示的前处理部对从X射线检测器27输出的数字数据执行前处理。所谓前处理是指X射线检测器27中的通道间的灵敏度不均匀的校正、以及与由于金属等X射线强吸收体造成的极端的信号的降低或者数据的脱落相关的校正等。被前处理后的数字数据被输出至后述的图 像产生部33。
图像产生部33根据在X射线摄影后被前处理的数字数据，产生X射线图像。图像产生部33将所产生的X射线图像输出至后述的存储部12、显示部14、血流信息产生部15。
I/F11例如是与网络、未图示的外部存储装置、其他的医用图像诊断装置、医用图像处理装置10等相关的接口。通过该X射线诊断装置5得到的X射线图像等数据以及分析结果等能够经由I/F11以及网络向其他的装置转送。
存储部12存储由图像产生部33产生的各种X射线图像、该X射线诊断装置5的控制程序、诊断协议、从后述的操作部13发送来的操作者的指示、摄影条件、透视条件等各种数据组等。例如，存储部12存储分别与对被检体P的脏器时间上连续地摄影得到的多个X射线摄影对应的多个X射线图像的数据(以下，称为一系列的图像的数据)。一系列的图像的数据例如是从造影剂开始向被检体P流入到造影剂从被检体P流出结束的期间所收集到的多个图像的数据。所谓脏器例如是心脏。另外，脏器并不限定于心脏，另外，也可以是肝脏、脑等其他的脏器。以下，为了简化说明，假设脏器是心脏。所谓一系列的图像的数据例如是指与为了冠状动脉造影而被投放了跟踪剂(例如，造影剂)的被检体的心脏相关的图像。
另外，存储部12存储在X射线图像上设定的关心区域的位置、狭窄部位的下游的血管(以下，称为狭窄血管)的支配区域(以下，称为第1区域)、具有非狭窄部位的血管(以下，称为非狭窄血管)的支配区域(以下，称为第2区域)、以及SID等。第1区域和第2区域是分别不同的区域。所存储的第1区域和第2区域通过后述的操作部13输入。另外，存储部12也可以存储与后述的血流阻滞指标产生功能相关的程序(血流阻滞指标产生程序)。
存储部12存储从动脉的毛细血管分别在第1、第2区域抽出的血流量的抽出率(Extraction)。该抽出率相当于校正后述的血流阻滞指标的规定的校正系数。具体而言，作为规定的校正系数，存储部12 存储从狭窄血管的下游部分的毛细血管向第1区域抽出的血流量的抽出率Estenosed(以下，称为第1校正系数)。作为规定的校正系数，存储部12存储从非狭窄血管的下游部分的毛细血管向第2区域抽出的血流量的抽出率Eremote(以下，称为第2校正系数)。存储部12将规定的校正系数根据每个脏器、每个所设定的第1、第2区域作为对应表(查找表)来存储。
另外，存储部12也可以存储在第1、第2区域的各个中的血流信息的产生中由血流信息产生部15使用的规定的固定值。作为规定的固定值，例如，是Permeability Surface Area Product(渗透表面积乘积)(以下，称为PS)。
显示部14显示由图像产生部33产生的X射线图像。显示部14显示用于输入X射线摄影中的摄影条件、第1区域、第2区域的输入画面。显示部14将由后述的血流阻滞指标产生部16产生的血流阻滞指标与X射线图像以及第1、第2区域一起显示。
操作部13输入关心区域、SID、X射线摄影的摄影条件、第1区域、第2区域、血流阻滞指标产生程序的启动等。具体而言，操作部13将来自操作者的各种指示·命令·信息·选择·设定取入本X射线诊断装置5。操作部13虽然没有图示，但具有用于进行关心区域、第1区域、第2区域的设定等的轨迹球、成为开始X射线摄影的契机的开关按钮、鼠标、键盘等。操作部13检测在显示画面上显示的光标的坐标，将检测到的坐标输出至后述的控制部43。另外，操作部13也可以是被设置成覆盖显示画面的触摸屏。此时，操作部13以电磁感应式、电磁应变式、压敏式等坐标读取原理检测被触摸指示的坐标，并将检测到的坐标输出至控制部43。
操作部13将在X射线图像上输入的第1区域以及第2区域的位置(正交坐标系中的坐标)输出至后述的血流信息产生部15。另外，操作部13也可以输入用于计算血流阻滞指标的指示(指标计算指示)。
控制部43具备未图示的CPU(Central Processing Unit)和存储器。控制部43为了按照从操作部13发送来的操作者的指示、摄影 条件等来执行X射线摄影，而控制本X射线诊断装置1中的各部。另外，控制部43以第1区域、第2区域的输入、指标计算指示的输入为契机，控制血流信息产生部15和血流阻滞指标产生部16。
血流信息产生部(组织血流计算部)15根据存储于存储部12的一系列的图像的数据，产生第1区域的第1血流信息和第2区域的第2血流信息。所谓第1血流信息例如是指流向与第1区域对应的心肌组织的血流量(Myocardial Blood Flow：以下，称为第1值MBFstenosed)。所谓第2血流信息例如是指流向与第2区域对应的心肌组织的血流量(以下，称为第2值MBFremote)。
具体而言，血流信息产生部15在一系列的图像的数据中的第1区域中，根据基于造影剂的像素值的浓度的时间变化，产生从狭窄血管流入第1区域的局部的血流量(以下，称为第1局部血流量K1stenosed)。此外，血流信息产生部15根据基于第2区域中的造影剂的像素值的浓度的时间变化，产生从非狭窄血管流入第2区域的局部的血流量(以下，称为第2局部血流量K1remote)。更具体而言，血流信息产生部15例如对于一系列的图像的各个，对没有流入造影剂的所谓的蒙片图像进行差分。一系列的差分图像表示基于造影剂的染影分布(造影剂分布)。一系列的差分图像中的像素值表示造影剂浓度。第1局部血流量K1stenosed相当于从狭窄血管向第1区域的造影剂的转移常数(transfer constant)。另外，第2局部血流量值K1remote相当于从非狭窄血管向第2区域的造影剂的转移常数(transfer constant)。
更具体而言，血流信息产生部15对于一系列的差分图像的各个中的第1区域以及第2区域，设定格子状的多个局部部分区域。血流信息产生部15根据一系列的差分图像，对多个局部部分区域的每一个，产生时间浓度曲线。血流信息产生部15例如根据基于模型分析的理论和时间浓度曲线，产生第1局部血流量K1stenosed和第2局部血流量K1remote。
血流信息产生部15通过将第1局部血流量K1stenosed以第1校正系数Estenosed进行校正，来计算第1值MBFstenosed。具体而言，血流信息产生部15通过将第1局部血流量K1stenosed除以第1校正系数Estenosed，来 产生第1值MBFstenosed。血流信息产生部15通过将第2局部血流量K1remote以第2校正系数Eremote进行校正，来计算第2值MBFremote。具体而言，血流信息产生部15通过将第2局部血流量K1remote除以第2校正系数Eremote，来产生第2值MBFremote。血流信息产生部15将所产生的与第1血流信息对应的第1值MBFstenosed、和与第2血流信息对应的第2值MBFremote输出至后述的血流阻滞指标产生部16。
另外，血流信息产生部15也可以根据固定值PS和第1局部血流量K1stenosed，计算第1值MBFstenosed。另外，血流信息产生部15也可以根据固定值PS和第2局部血流量K1remote，来计算第2值MBFremote。
血流阻滞指标产生部16根据第1血流信息和第2血流信息，产生表示与第1区域或者第2区域相关的血管中的血流的阻滞的程度的血流阻滞指标。例如，血流阻滞指标产生部16根据第1血流信息和第2血流信息，产生与狭窄血管相关的血流阻滞指标。具体而言，血流阻滞指标产生部16将第1值MBFstenosed与第2值MBFremote的比作为血流阻滞指标来产生。更具体而言，血流阻滞指标产生部16通过将第1值MBFstenosed除以第2值MBFremote，来计算第1区域中的血流阻滞指标。所谓血流阻滞指标例如是指相当于血流预备量比(Fractional Flow Reserve：以下，称为FFR)的指标。
FFR是将狭窄血管的血流量(以下，称为狭窄血管血流量Qstenosed)由假设不存在狭窄的血管的血流量(Qnormal)归一化、即相除得到的值，如以下那样定义。
FFR≡Qstenosed/Qnormal (1)
血管内的压力与血流量相关。如图1所示，血管的血流量在原理上与在处于该血管的支配下的组织S(例如，心肌的一部分，以下简单地称为“心肌部分”)整体中流动的血流量等价。从而，如果设MBF为局部血流量，则式(1)能够变更为式(2)。
FFR≡Qstenosed/Qnormal＝∑MBFstenosed/∑MBFnormal (2)
在此，MBFstenosed是处于狭窄血管的支配下的可能缺血的心肌部分的局部血流量。∑MBFstenosed是狭窄血管支配下的心肌部分整体的血流 量。即，∑MBFstenosed中的和的记号∑针对狭窄血管支配下的心肌部分整体，表示MBFstenosed的和。同样地，MBFnormal是与不存在狭窄时的相同的心肌部分相关的标准的局部血流量，∑MBFnormal是该正常的心肌部分的标准的整体的血流量。∑MBFnormal中的和的记号∑针对不存在狭窄时的相同的心肌部分整体，表示MBFnormal的和。
(2)式设该心肌部分的容积为S，为了方便，如果将MBFstenosed以及MBFnormal置换为各个区域内的局部血流量的平均值，则能够变形为下式(3)。
FFR≡Qstenosed/Qnormal＝∑MBFstenosed/∑MBFnormal
＝(S·MBFstenosed)/(S·MBFnormal)
＝MBFstenosed/MBFnormal (3)
在此，将假设不存在狭窄时的心肌的平均血流量MBFnormal与实际上不存在狭窄的血管所支配的血管的平均血流量MBFremote看作相等，如果进行置换，则能够变形为下式。通过该置换，FFR被置换成相当于FFR的指标FFR’。相当于该FFR的指标FFR’与血流阻滞指标对应。
FFR≡Qstenosed/Qnormal＝∑MBFstenosed/∑MBFnormal
＝(S·MBFstenosed)/(S·MBFnormal)
＝MBFstenosed/MBFnormal
FFR’＝MBFstenosed/MBFremote
在此，如果设K1为根据图像信息计算出的局部的血流量、设K1stenosed为根据图像信息计算出的狭窄支配区域的局部血流量的平均值、设K1remote为根据与和图像内的该狭窄血管不同的没有发生狭窄的血管的支配区域相关的图像信息计算出的局部血流量的平均值，则(3)式能够变形为下式(4)。Estenosed、Eremote分别是校正系数，例如，选择0.5，0.6的值。
FFR≡Qstenosed/Qnormal＝∑MBFstenosed/∑MBFnormal
＝(S·MBFstenosed)/(S·MBFnormal)
＝MBFstenosed/MBFnormal
FFR’＝MBFstenosed/MBFremote
＝(K1stenosed/Estenosed)/(K1remote/Eremote) (4)
在此，校正系数E也可以使用MBF和PS，通过E＝(1-exp(-PS/MBF)的关系式来计算。从而，也可以使用下式(5)、(6)只根据K1来计算MBF，按照式(3)计算FFR′。
MBFstenosed＝Kstenosed/(1-exp(-PS/MBFstenosed)) (5)
MBFremote＝K1remote/(1-exp(-PS/MBFremote)) (6)
血流阻滞指标产生部16将所产生的血流阻滞指标FFR’输出至显示部14。
(血流阻滞指标产生功能)
所谓血流阻滞指标产生功能是指根据一系列的图像的数据产生第1血流信息和第2血流信息，根据所产生的第1血流信息和第2血流信息产生第1区域或者第2区域中的血流阻滞指标的功能。以下，针对与血流阻滞指标产生功能相关的处理(以下，称为血流阻滞指标产生处理)进行说明。
图8是表示血流阻滞指标产生处理的步骤的一个例子的流程图。
从存储部12读出与被检体的脏器相关的一系列的图像的数据(步骤Sa1)。与狭窄血管的支配区域对应的第1区域和与非狭窄血管的支配区域对应的第2区域根据操作者经由操作部13的指示来设定(步骤Sa2)。根据所读出的一系列的图像的数据，产生第1区域中的第1血流信息和第2区域中的第2血流信息(步骤Sa3)。根据第1血流信息和第2血流信息，产生狭窄血管中的血流阻滞指标(步骤Sa4)。与第1、第2区域一起显示血流阻滞指标(步骤Sa5)。
(变形例)
与第1实施方式的不同在于，产生与第1区域和第2区域分别不同的区域中的多个像素的各个对应的血流信息，根据与多个像素的各个对应的血流信息产生与像素的各个对应的血流阻滞指标，以与血流阻滞指标的值对应的色调，在每个像素显示血流阻滞指标。
血流信息产生部15根据一系列的图像的数据，产生与第1区域和第2区域分别不同的区域中的多个像素的各个对应的血流信息。血流 信息产生部15将多个像素的各个的血流信息输出至血流阻滞指标产生部16。
血流阻滞指标产生部16根据与多个像素的各个对应的血流信息，产生分别与多个像素对应的血流阻滞指标。具体而言，血流阻滞指标产生部16例如通过使用第2值作为血流阻滞指标FFR’的分母，使用像素的各个的血流信息作为分子来计算。即，血流阻滞指标产生部16以相当于与第2区域相关的血管的血流量的值作为基准，产生多个像素的各个的血流阻滞指标。血流阻滞指标产生部16将分别与多个像素对应的多个血流阻滞指标输出至显示部14。
存储部12存储与血流阻滞指标的值对应的多个色调。
显示部14将分别与多个像素对应的多个血流阻滞指标以与血流阻滞指标的值对应的多个色调，在每个像素进行显示。另外，例如，如图9所示，显示部14也可以将多个血流阻滞指标以与血流阻滞指标对应的色调，与第1区域和第2区域中的至少一方一起显示。此时，显示部14显示为将血流阻滞指标作为标量的标量场。另外，血流阻滞指标也可以以灰度的浓淡来显示。血流阻滞指标(FFR’值)的上述曲线显示只不过是示例，本实施方式并不限定于上述的例子。例如，本实施方式也可以适当地以规定的图表形式显示FFR’值(血流阻滞指标)。
根据以上所述的结构，能够得到以下的效果。
根据本实施方式所涉及的X射线诊断装置5，如图2所示，根据组织血流量代替地求出血管的血流量，并且，由根据与和图像内的该狭窄血管不同的没有发生狭窄的血管的支配区域相关的图像信息计算出的局部血流量K1remote代替与不存在狭窄时的相同的心肌部分相关的标准的局部血流量MBFnormal，即，不是根据式(3)那样的标准值来求出分母所使用的局部血流量，实际上根据一系列的图像的数据来求得，另外，根据与该狭窄血管不同的没有发生狭窄的血管的支配区域来求得。由此，关于血流阻滞指标FFR′的产生能够抑制图像固有的可靠性降低的原因，提高可靠性。
另外，根据本实施方式的变形例，能够根据与多个像素的各个对应的血流信息产生与像素的各个对应的血流阻滞指标，以与血流阻滞指标的值对应的色调，在每个像素显示血流阻滞指标。由此，能够在图像整体中显示血流阻滞指标，提高对于被检体P的诊断效率。
因此，根据本实施方式所涉及的X射线诊断装置5，不需要插入导线，而能够根据图像数据求出相当于FFR的指标(血流阻滞指标)。
(第2实施方式)
与第1实施方式的不同在于，医用图像诊断装置是X射线计算机断层摄影(Computed tomography：以下，称为CT)装置(还称为X射线CT装置)。另外，在X射线计算机断层摄影装置中，存在：X射线管和X射线检测器作为一体在被检体的周围旋转的Rotate/Rotate-Type(旋转/旋转类型)，固定环状地阵列化的多个X射线检测元件、只有X射线管在被检体的周围旋转的Stationary/Rotate-Type(静止/旋转类型)等各种类型，任一类型都能够适用于本实施方式。
另外，为了重构图像，需要被检体的周围一周、360°相应的投影数据，另外，即使是半扫描法也需要180°+扇形角度相应的投影数据。任一重构方式都能够适用于本实施方式。另外，将入射X射线转换成电荷的原理多数是通过闪烁体等荧光体将X射线转换成光，并将该光由光电二极管等光电转换元件转换成电荷的间接转换形、和利用基于X射线的在硒等半导体内的电子空穴对的生成以及向该电极的移动/即利用光导电现象的直接转换形。作为X射线检测元件，也可以采用这些中的任一方式。
另外，近年来，将X射线管与X射线检测器的多个对搭载于旋转架的所谓的多管球型的X射线计算机断层摄影装置的产品化取得进步，正在开发其周边技术。在本实施方式中，无论是以往的一管球型的X射线计算机断层摄影装置，还是多管球型的X射线计算机断层摄影装置均能够适用。当是多管球型时，分别对多个管球施加的多个管电压分别不同(多管球方式)。在此，作为一管球型进行说明。
另外，X射线检测元件也可以是具有检测低能量X射线的前面检测部分、和设置于前面检测器的背面、检测高能量X射线的背面检测部分的双层检测元件。在此，为了简化说明，假设X射线检测器是1层的X射线检测元件。
图10是表示本实施方式的医用图像诊断装置所涉及的X射线计算机断层摄影装置4的结构的一个例子的结构图。本X射线计算机断层摄影装置4具有架台部100、前处理部200、重构部500、接口(I/F)部11、存储部12、显示部14、操作部13、控制部900、血流信息产生部15、血流阻滞指标产生部16。I/F11将本X射线计算机断层摄影装置1与电子通信线路(以下，称为网络)连接。未图示的放射线部门信息管理系统、医院信息系统、其他的医用图像诊断装置、医用图像处理装置10等与网络连接。
在架台部100中收容未图示的旋转支承机构。旋转支承机构具有旋转架101、以旋转轴Z为中心自由旋转地支承旋转架101的架支承机构、驱动旋转架101的旋转的旋转驱动部(电动机)103。
在旋转架101上，搭载按照后述的控制部900的控制产生X射线的X射线产生部105、还称为二维阵列型或者多列型的X射线检测部(以下，称为区域检测器)115、数据收集电路(Data Acquisition System：以下，称为DAS)121、非接触数据传送部123、未图示的冷却装置以及扫描架(gantry)控制装置等。
旋转驱动部103按照来自后述的控制部900的驱动信号，以规定的旋转速度使旋转架101旋转。
X射线产生部105具有高电压产生器107和X射线管109。高电压产生器107在后述的控制部900的控制下，使用经由滑动环111供给的电力，产生向X射线管109施加的管电压和向X射线管109供给的管电流。另外，高电压产生器107也可以设置于架台部100的外部。此时，高电压产生器107经由滑动环111，向X射线管109施加管电压，向X射线管109供给管电流。
X射线管109接受来自高电压产生器107的管电压的施加以及管 电流的供给，从X射线的焦点放射X射线。在X射线管109的前面的X射线放射窗口，设置未图示的准直仪。准直仪具有多个准直板。多个准直板例如将从X射线管109中的X射线的焦点放射出的X射线整形为锥形束形(角锥形)。具体而言，多个准直板为了得到用于得到预先设定的切片厚度的实际测量的投影数据的锥角，由后述的控制部900来驱动。另外，多个准直板中的至少2片准直板(以下，称为锥角准直仪)在控制部900的控制下独立地驱动与锥角相关的开口宽度。
X射线的放射范围在图10中由虚线113示出。X轴是与旋转轴Z正交、铅直方向朝上的直线。Y轴是与X轴以及旋转轴Z正交的直线。
区域检测器115检测透过了被检体的X射线。区域检测器115以隔着旋转轴Z与X射线管109对置的位置以及角度，安装于旋转架101。区域检测器115具有多个X射线检测元件。在此，说明为单一的X射线检测元件构成单一的通道的情况。多个通道关于与旋转轴Z正交、且以所放射的X射线的焦点为中心、以从该中心到1通道相应的X射线检测元件的光接收部中心的距离为半径的圆弧方向(通道方向)和切片方向的2方向二维状地排列。二维状的排列通过关于切片方向排列多列沿着上述通道方向一维状地排列的多个通道而构成。
具有这样的二维状的X射线检测元件排列的区域检测器115也可以关于切片方向排列多列大致在圆弧方向一维状地排列的多个上述模块来构成。另外，区域检测器115也可以由将多个X射线检测元件排列成1列的多个模块构成。此时，模块的各个沿着上述通道方向在大致圆弧方向一维状地排列。以下，将在切片方向排列的X射线检测元件的数量称为列数。
当进行与对于被检体的X射线摄影或者X射线计算机断层摄影相关的扫描时，在X射线管109与区域检测器115之间的圆筒形的摄影区域117内，被检体载置于顶板32并插入。在区域检测器115的输出侧，连接数据收集电路(Data Acquisition System：以下，称为DAS)121。在CT扫描时，被检体载置于顶板32向摄影区域117内移动。
在DAS121中，对每个通道安装有将区域检测器115的各通道的电 流信号转换成电压的I-V转换器、与X射线的辐射周期同步周期性地对该电压信号进行积分的积分器、放大该积分器的输出信号的放大器、对该放大器的输出信号进行数字信号转换的模拟·数字·转换器。DAS121在后述的控制部900的控制下，根据扫描变更积分器中的积分间隔。从DAS121输出的数据(纯原始数据(pure raw data))经由使用磁性发送接收或者光发送接收的非接触数据传送部123，传送至后述的前处理部200。
前处理部200根据从DAS121输出的纯原始数据，产生投影数据。具体而言，前处理部200对纯原始数据实施前处理。在前处理中，例如，包含通道间的灵敏度不均匀校正处理、对由于X射线强吸收体导致的、主要由于金属部导致的极端的信号强度的降低或者信号脱落进行校正的处理等。从前处理部200输出的重构处理紧接之前的数据(被称为原始数据(raw data)或者投影数据，在此称为投影数据)与数据收集时的视角建立关联，存储于具备磁盘、光磁盘、或者半导体存储器的存储部12。
在此，为了便于说明，将以单触发大致同时收集以及插补的视角相同、由锥角规定的涵盖多个通道的一组投影数据称为投影数据集。另外，视角例如是通过设从旋转轴Z铅直向上的圆形轨道的最上部为0°、以360°的范围的角度表示X射线管109以旋转轴Z为中心旋转的圆形轨道的各位置。另外，投影数据集对于各通道的投影数据由视角、锥角、通道编号来识别。
重构部500具有根据视角是360°或者180°+扇形角的范围内的投影数据集，通过Feldkamp法或者锥形束重构法，重构与重构区域相关的大致圆柱形的三维图像(体数据)的功能。重构部500例如具有通过扇形束重构法(还称为扇形束卷积反投影法)或者滤波反投影法重构二维图像(断层图像)的功能。Feldkamp法是如锥形束那样投影射线与重构面交叉时的重构法。Feldkamp法是以锥角小为前提，当重叠时看作扇形投影束来进行处理，反投影法是沿着扫描时的射线进行处理的近似图像重构法。作为比Feldkamp法更能抑制锥角的错误的方 法，锥形束重构法是根据对于重构面的射线的角度校正投影数据的重构法。
重构部500根据体数据，重构在显示部14上显示的医用图像。该医用图像例如通过体绘制、面绘制、剖面转换等各种图像处理来产生。
存储部12存储由重构部500重构的医用图像(以下，称为重构图像)、多个投影数据集等。另外，存储部12存储表示与被检体的脏器相关的灌注的体数据(以下，称为灌注体数据)。以下，为了简化说明，假设脏器是心脏。另外，脏器并不限定于心脏，也可以是肝脏、脑等其他的脏器。所谓灌注体数据例如是表示造影剂通过体数据中的各体素的平均通过时间(mean-transit-time：MTT)的体数据。
存储部12存储由操作者使用后述的操作部13输入的指示、图像处理的条件、摄影条件等信息。存储部12存储为了进行X射线计算机断层摄影或者CT灌注摄影，而控制架台部100、床等的控制程序。
另外，存储部12存储在与所显示的体数据或者灌注体数据相关的医用图像上设定的关心区域的位置、狭窄血管的支配区域(第1区域)、非狭窄血管的支配区域(第2区域)等。第1区域和第2区域是分别不同的区域。所存储的第1区域和第2区域由后述的操作部13输入。另外，存储部12也可以存储与后述的血流阻滞指标产生功能相关的程序(血流阻滞指标产生程序)。
存储部12存储用于校正血流阻滞指标的规定的校正系数(Estenosed：第1校正系数、Eremote：第2校正系数)。存储部12将规定的校正系数根据每个脏器、每个所设定的第1、第2区域作为对应表(查找表)来存储。另外，存储部12也可以存储规定的固定值(PS)。
显示部14显示由重构部500产生的医用图像。显示部14显示用于输入用于X射线计算机断层摄影或者CT灌注摄影的摄影条件、第1区域、第2区域的输入画面。显示部14将由血流阻滞指标产生部16产生的血流阻滞指标与医用图像以及第1、第2区域一起显示。
操作部13输入关心区域、用于X射线计算机断层摄影或者CT灌注摄影的摄影条件、第1区域、第2区域、血流阻滞指标产生程序的 启动等。具体而言，操作部13将来自操作者的各种指示·命令·信息·选择·设定取入本X射线计算机断层摄影装置4。所取入的各种指示·命令·信息·选择·设定被输出至后述的控制部900等。操作部13虽然没有图示，但具有用于进行关心区域、第1区域、第2区域的设定等的轨迹球、成为开始X射线摄影的契机的开关按钮、鼠标、键盘等。操作部13检测在显示画面上显示的光标的坐标，将检测到的坐标输出至后述的控制部900。另外，操作部13也可以是被设置成覆盖显示画面的触摸屏。此时，操作部13以电磁感应式、电磁应变式、压敏式等坐标读取原理检测触摸指示的坐标，并将检测到的坐标输出至控制部900。
操作部13将在X射线图像上输入的第1区域以及第2区域的位置(正交坐标系中的坐标)输出至后述的血流信息产生部15。另外，操作部13也可以输入用于计算血流阻滞指标的指示(指标计算指示)。
显示部14显示由重构部500重构的医用图像、用于输入为了X射线计算机断层摄影而设定的扫描条件以及与重构处理相关的重构条件等的输入画面等。显示部14在医用图像上与第1、第2区域一起，显示血流阻滞指标。
未图示的床具有顶板32、能够使顶板32沿着Z方向可移动地支承的未图示的支承架、驱动顶板32以及床的未图示的驱动部。驱动部根据基于操作者的指示的输入，使床上下活动。驱动部根据由操作部13输入的摄影计划，使顶板32沿着Z方向移动。
控制部900作为本X射线计算机断层摄影装置14的中枢来发挥作用。控制部900具备未图示的CPU(Central Processing Unit：中央处理装置)和存储器。控制部900根据存储于未图示的存储器的检查进度数据和控制程序，为了进行对于被检体的X射线计算机断层摄影而控制高电压产生器107、以及架台部100等。具体而言，控制部900暂时将从操作部13等发送来的操作者的指示等存储于未图示的存储器。控制部900根据暂时存储于存储器的信息，控制高电压产生器107、以及架台部100等。控制部900从存储部12读出用于执行规定的图像 产生·显示等的控制程序并在自身所具有的存储器上展开，执行与各种处理相关的运算·处理等。另外，控制部900以第1区域、第2区域的输入、指标计算指示的输入为契机，控制血流信息产生部15和血流阻滞指标产生部16。
血流信息产生部(组织血流计算部)15根据存储于存储部12的体数据(灌注体数据)，产生第1区域的第1血流信息和第2区域的第2血流信息。具体而言，血流信息产生部15例如根据灌注体数据，产生基于第1区域以及第2区域中的造影剂的像素值的浓度的时间变化。所谓像素值的浓度的时间变化例如是指造影剂通过第1区域以及第2区域的平均通过时间(mean-transit-time：以下，称为MTT)。血流信息产生部15例如根据第1区域中的MTT，产生第1局部血流量K1stenosed。此外，血流信息产生部15例如根据第2区域中的MTT，产生第2局部血流量K1remote。
血流信息产生部15通过由第1校正系数Estenosed对第1局部血流量K1stenosed进行校正，来计算与第1血流信息对应的第1值MBFstenosed。具体而言，血流信息产生部15通过将第1局部血流量K1stenosed除以第1校正系数Estenosed，来产生第1值MBFstenosed。血流信息产生部15通过由第2校正系数Eremote对第2局部血流量K1remote进行校正，来计算与第2血流信息对应的第2值MBFremote。具体而言，血流信息产生部15通过将第2局部血流量K1remote除以第2校正系数Eremote，来产生第2值MBFremote。血流信息产生部15将所产生的与第1血流信息对应的第1值MBFstenosed和与第2血流信息对应的第2值MBFremote输出至血流阻滞指标产生部16。
另外，血流信息产生部15也可以根据固定值PS和第1局部血流量K1stenosed，计算第1值MBFstenosed。另外，血流信息产生部15也可以根据固定值PS和第2局部血流量K1remote，计算第1值MBFremote。
血流阻滞指标产生部16根据第1血流信息和第2血流信息，产生表示与第1区域或者第2区域相关的血管中的血流的阻滞的程度的血流阻滞指标。例如，血流阻滞指标产生部16根据第1血流信息和第2 血流信息，产生与狭窄血管相关的血流阻滞指标。具体而言，血流阻滞指标产生部16将第1值MBFstenosed与第2值MBFremote的比作为血流阻滞指标来产生。更详细而言，血流阻滞指标产生部16通过将第1值MBFstenosed除以第2值MBFremote，来产生第1区域中的血流阻滞指标。所谓血流阻滞指标例如是指相当于血流预备量比(Fractional Flow Reserve：FFR)的指标。血流预备量比与血流阻滞指标的关系与第1实施方式相同，故省略说明。
(血流阻滞指标产生功能)
所谓血流阻滞指标产生功能是指根据灌注体数据产生第1血流信息和第2血流信息，根据所产生的第1血流信息和第2血流信息产生第1区域或者第2区域中的血流阻滞指标的功能。以下，针对与血流阻滞指标产生功能相关的处理(以下，称为血流阻滞指标产生处理)进行说明。
图11是表示血流阻滞指标产生处理的步骤的一个例子的流程图。
从存储部12读出与被检体的脏器相关的体数据(灌注体数据)(步骤Sb1)。与狭窄血管的支配区域对应的第1区域和与非狭窄血管的支配区域对应的第2区域根据经由操作部13的操作者的指示来设定(步骤Sb2)。根据读出的体数据(灌注体数据)，产生第1区域中的第1血流信息和第2区域中的第2血流信息(步骤Sb3)。根据第1血流信息和第2血流信息，产生狭窄血管中的血流阻滞指标(步骤Sb4)。与第1、第2区域一起显示血流阻滞指标(步骤Sb5)。
根据以上所述的结构，能够得到以下的效果。
根据本实施方式所涉及的X射线计算机断层摄影装置4，效果在于，根据组织血流量代替地求出血管的血流量，并且由根据与和图像内的该狭窄血管不同的没有发生狭窄的血管的支配区域相关的图像信息而计算出的局部血流量K1remote替代与不存在狭窄时的相同的心肌部分相关的标准的局部血流量MBFnormal，即不是根据目前这样的标准值来求出分母所使用的局部血流量，而实际上根据基于CT灌注的体数据来求得，进而根据与和该狭窄血管不同的没有发生狭窄的血管的支配区 域来求得。由此，能够关于血流阻滞指标的产生抑制体数据固有的可靠性降低原因，提高可靠性。
由此，根据本实施方式所涉及的X射线计算机断层摄影装置4，不需要插入导线，而能够根据体数据(图像数据)求出相当于FFR的指标(血流阻滞指标)。
(第3实施方式)
以下，参照附图，针对本实施方式所涉及的医用图像处理装置进行说明。
首先，针对本发明的发明者们新开发的“不需要插入导线，而根据图像数据求出相当于FFR的指标的原理”使用以下的数学公式进行说明。另外，为了将该相当于FFR的指标与FFR进行区别，标记为FFR′。
FFR如下式(1)所示，通过将存在狭窄的血管的血流量(狭窄血管血流量、Qstenosed)以假设不存在狭窄的血管的血流量(Qnormal)归一化、即相除得到的值来提供。
FFR≡Qstenosed/Qnormal (1)
血管内的压力与该位置的血流量相关联，该血管的血流量在原理上与在处于该支配下的组织S(心肌的一部分，以下，简单地称为“心肌部分”)整体中流动的血流量等价(参照图1)。从而，如果设MBF(Myocardial Blood Flow)为局部血流量，则式(1)能够变形为下式(2)。
FFR≡Qstenosed/Qnormal＝∑MBFstenosed/∑MBFnormal (2)
另外，MBFstenosed是处于狭窄血管支配下的可能缺血的心肌部分的局部血流量。∑MBFstenosed是该支配下的心肌部分整体的血流量。同样地，MBFnormal是与不存在狭窄时的相同的心肌部分相关的标准的局部血流量。∑MBFnormal是该正常的心肌部分的标准的整体的血流量。
(2)式设该心肌部分的容积为S，为了方便，如果将MBFstenosed以及MBFnormal置换为各个区域内的局部血流量的平均值，则能够变形为下式(3)。
FFR≡Qstenosed/Qnormal＝∑MBFstenosed/∑MBFnormal
＝(S·MBFstenosed)/(S·MBFnormal)
＝MBFstenosed/MBFnormal (3)
在此，如果将假设不存在狭窄时的心肌的平均血流量MBFnormal和实际上不存在狭窄的血管的支配的血管的平均血流量MBFremote看作相等来置换，则式(3)能够变形为下式。
FFR≡Qstenosed/Qnormal＝∑MBFstenosen/∑MBFnormal
＝(S·MBFstenosed)/(S·MBFnormal)
＝MBFstenosed/MBFnormal
＝MBFstenosed/MBFremote
在此，如果设K1为根据图像信息计算出的局部的血流量、设K1stenosed为根据图像信息计算出的狭窄支配区域的局部血流量的平均值、设K1remote是根据与和图像内的该狭窄血管不同的没有发生狭窄的血管的支配区域相关的图像信息计算出的局部血流量的平均值，则(3)式能够变形为下式(4)。Estenosed、Eremote分别是校正系数，例如，选择0.5、0.6的值。
FFR′≡Qstenosed/Qnormal＝∑MBFstenosed/∑MBFnormal
＝(S·MBFstenosed)/(S·MBFnormal)
＝MBFstenosed/MBFnormal
＝(K1stenosed/Estenosed)/(K1remote/Eremote) (4)
另外，校正系数E对于MBF，能够将PS作为规定的系数，由E＝(1-exp(-PS/MBF)的关系式来提供。从而，也可以使用下式(5)、(6)只根据K1来计算MBF，使用计算出的MBF按照式(3)计算FFR′。
MBFstenosed＝K1stenosed/((1-exp(-PS/MBFstenosed)) (5)
MBFremote＝K1remote/((1-exp(-PS/MBFremote)) (6)
在此，重要的是，如图2所示，根据组织血流量代替地求出血管的血流量，并且，由根据与和图像内的该狭窄血管不同的没有发生狭窄的血管的支配区域相关的图像信息而计算出的局部血流量K1remote代替与不存在狭窄时的相同的心肌部分相关的标准的局部血流量 MBFnormal，即，不使用式(3)那样的标准值来求出分母(分母数)所使用的局部血流量，实际上根据图像求得，另外，根据与和该狭窄血管不同的没有发生狭窄的血管的支配区域来求得。由此，抑制该FFR′的图像固有的可靠性降低原因，提高可靠性。
在图3中，示出符合根据上述的图像信息求出相当于FFR的指标的原理的本实施方式所涉及的医用图像处理装置10的结构。在图4中示出基于本实施方式的相当于FFR的指标(FFR′)的计算步骤。首先，作为处理对象图像，通过能够将心脏的冠状动脉作为摄像对象，由追踪剂对血流进行造影连续地重复对图像进行摄像的SPECT装置1、PET装置2、CT装置4、或者X射线装置5等医疗器械产生。通过任一医疗器械产生的时间上连续的一系列的图像的数据从上述医疗器械直接地、或者从外部图像服务器经由接口11读入医用图像处理装置10，存储于存储部12(S1)。
如图5所示，在操作部13中，医师等用户在显示部14所显示的图像上确定怀疑为狭窄的位置，通过ROI标记分别设定从分布于该狭窄血管的下游的从该血管接受血液供给的支配区域(称为狭窄血管下游区域)、和从狭窄血管分支、没有发生狭窄的血管的支配区域(称为非狭窄血管下游区域)(S2)。另外，心脏中的各血管(冠状动脉)的位置与各个位于下游的支配区域的关系一般是被规定了的，因此，也可以通过由用户指定这些狭窄血管下游区域和非狭窄血管下游区域分别在血管上的位置，来自动地设定各个下游区域(支配区域)。
如图2所示，在组织血流量计算部15中，对狭窄血管下游区域内的多个局部求出各个血流量(局部血流量)，另外，针对非狭窄血管下游区域也同样求出该区域内的局部血流量(S3)。并且，组织血流量计算部15计算各区域中的局部血流量的平均值。在此，将局部血流量的平均值简单地称为局部血流量。
作为局部血流量的计算方法如下那样。对在从造影剂开始流入到流出结束的期间中的一系列的图像的各个，减去没有流入造影剂的所谓的蒙片图像。差分图像通过造影剂表示染影分布(造影剂浓度分布)。 差分图像的像素值反映造影剂浓度。对于狭窄血管下游区域格子状地设定多个局部。将一系列的差分图像作为对象根据各差分图像对每个局部计算平均像素值。接着，生成时间浓度曲线。根据该时间浓度曲线使用基于模型分析的理论(专利文献1(特开2008-136800号公报))，求出局部血流量K1stenosed。针对非狭窄血管下游区域也同样计算局部血流量K1remote。
根据所得到的狭窄血管下游区域的局部血流量K1stenosed和非狭窄血管下游区域的局部血流量K1remote，通过上述(4)式由指标计算部16计算FFR′(S4)。计算出的FFR’被显示于显示部14(S5)。另外，也可以不使用校正系数Estenosed、Eremote，根据上述的式(5)、(6)求出MBFstenosed、MBFnormal，并且，由式(3)计算FFR′＝MBFstenosed/MBFnormal。
这样，在本实施方式中，不需要插入导线，而能够根据图像数据求出相当于FFR的指标。
另外，本实施方式以及本变形例所涉及的血流阻滞指标产生功能能够通过将执行血流阻滞指标产生处理的程序(血流阻滞指标产生程序)安装于工作站等计算机，将这些程序在存储器上展开来实现。此时，能够使计算机执行该方法的程序还能够保存于磁盘(软盘(注册商标)、硬盘等)、光盘(CD-ROM、DVD等)、半导体存储器等存储介质来发布。
虽然说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式是作为例子而提示的，并不意图限定本发明的范围。这些实施方式能够以其他的各种方式进行实施，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行各种的省略、置换、变更。这些实施方式或其变形与包含于发明的范围或要旨中一样，包含于权利要求书记载的发明及其均等的范围中。