X射线诊断装置和图像处理装置的制作方法

专利名称：X射线诊断装置和图像处理装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及利用脉冲X射线对被检体进行摄像的X射线诊断装置和适合于X射线 的心脏冠状动脉造影诊断的图像处理装置。
背景技术：
有在血管内介入治疗之后，随即进行血管造影摄像、观察造影剂流入心肌情形 的时间变化、支援治疗结束判断的方法。在2000年发表了用该方法可预测预后的论文 (Gibson)以来，用该方法进行药效或手技技法的评价的例子越来越多。尽管该指标在临床上是有用的这一点已被证实，但尚未达到每天在常规的临床上 使用的程度。作为原因，可举出曝光量增大、定量性低这些因素。在以血管形态观察为检查目的的摄像法中，一般如图6那样进行摄像。即，使心跳 运动为3 5心跳、使摄像时间约为5秒、以脉冲状照射X射线，获得图像。另一方面，在以心肌灌流的检测为检查目的的情况下，必须进行长时间的摄像。可 认为至少5秒、一般是约30秒、较理想的是长至约60秒的持续观察。因此，如果在以血管形 态观察为目的的摄像中加上该以心肌灌流为目的的摄像，则图7那样的摄像法是必要的。在此，作为另外的方案，也有如下的思考方法分开以血管形态观察为目的的摄像 和以心肌灌流为目的的摄像，进行总共2次的摄像。但是，在该情况下，所投放的造影剂为 2倍，不是最理想的。此外，在现有的血管观察用的X射线诊断装置、所谓的X射线血管造影装置中进行 冠状动脉造影，但由于不能进行由造影剂引起的心肌血流的定量的检测，故有必要在另外 的诊室或另外的时间段用核医学诊断装置或MRI装置检测心肌血流。在冠状动脉中存在多个狭窄区并存在因其某一个的病变引起的虚血的情况下，由 于在导管室中不能检测心肌血流，故不能简单地确定虚血的部位。在怀疑存在冠状动脉的末梢血管的狭窄、栓塞、血栓的情况下，其确认或因血栓溶 解剂引起的治疗后的心肌血流恢复的确认是困难的。使用X射线诊断装置不能检测心肌血流并进行图像显示。再有，作为关联技术，可举出以下的2篇文献(a)和(b)。(a)Relationship of TIMI Myocardial Perfusion Grade toMortality After Administration of Thrombolytic Drugs，C. MichaelGibson, MS，MD ；ChristopherP. Cannon, MD ；Saina A. MurphyA. Ryan, BS ；Rebecca Mesley, BS ；Susan J. Marble, RN, MS ； CarolynH. McCabe, BS ；Fras Van de Werf, MD, PhD ；Eugene Braunwald, MD Circulation, 101，125-130，2000(b) Arnoud W. J. van Hof, MD ；Aylee Liem, MD ；HarrySuryapranata, MD ； Jan C.A.Hoorntje, MD ；Menko-Jan de Boer, MD ；Felis Zijlstra, MD ；Andiographic Assessment of MyocardialReperfusion in Patients Treated With Primary Angioplasty for AcuteMyocardial Infarction,Myocardial Blush Grade,Circulation, 97,2302-2306,1998)

发明内容
本发明的目的在于，在摄像时间比较长的例如兼有血管形态观察目的和心肌灌流目的的摄像中实现X射线曝光量的减少和造影剂量的减少。本发明的目的在于提供关于心肌血流的有用的信息。在以下的描述中将陈述本发明的附加的目的和优点，这些目的和优点的一部分根 据描述将会是显而易见的，或可从本发明的实践中认识到。利用特别是在以下指出的手段 和组合，可实现和获得本发明的目的和优点。


被引入说明书中并构成说明书的一部分的附图即将描述本发明的优选实施例，与 以上给出的一般性描述和以下给出的优选实施例的详细描述一起用来说明本发明的原理。图1是表示本发明的第1实施形态的X射线诊断装置的结构的图。图2是表示由图1的系统控制部进行的摄像动作的一例的图。图3是表示由图1的系统控制部分进行的其他像动作的图。图4是表示用于补充图1的系统控制部分进行的摄像结束判定处理的时间浓度曲 线的图。图5是表示由图1的系统控制部分进行的又一摄像动作的图。图6是表示现有的摄像动作的图。图7是表示现有的摄像动作的图。图8是表示由图1的系统控制部分进行的另一摄像动作的图。图9是表示由图1的系统控制部分进行的另一摄像动作的图。图10是表示本发明的第2实施形态的X射线诊断装置的结构的图。图11是图10的特定的部分的详细图。图12是表示冠状动脉造影图像的一例的图。图13是表示在本实施形态中在冠状动脉造影图像上设定的ROI的图。图14是表示在本实施形态中图像收集时序的图。图15A是表示在本实施形态中灌注的计算范围的图。图15B是表示在本实施形态中在CAG图像上进行了设定操作的灌注的计算范围的 图。图16是表示利用图11的图像处理部分生成的造影剂流入期间中的时间浓度曲线的图。图17是表示利用图11的图像处理部分计算的指标K1的图。图18是表示利用图11的图像处理部分生成的摄像期间中的时间浓度曲线的图。图19是表示利用图11的图像处理部分计算的指标K2的图。图20A是表示在本实施形态中安静时和负载时的灌注的运算范围的图。图20B是表示利用图2的图像处理部分生成的安静图像和负载图像的比较图像的 图。图21是在本实施形态中透过图像的厚度效果的补充图。图22是表示本实施形态的处理程序的流程图。图23A是表示本实施形态的另一处理程序的流程图。图23B是表示本实施形态的另一处理程序的流程图。图24是表示本实施形态的另一处理程序的流程图。图25A是表示本实施形态的另一处理程序的流程图。图25B是表示本实施形态的2种指标的分布的图。图26是表示本实施形态的另一处理程序的流程图。图27是表示本实施形态的另一处理程序的流程图。图28是表示用于对使用了由图11的图像处理部分形成的2种指标的局部区域进 行分类的分类表的图。图29A是表示利用图11的图像处理部分生成的2种指标的分布的图。图29B是表示与图28的分类表对应的指标分布上的区分的图。图30是表示在本实施形态中从X射线诊断装置独立出来的图像处理装置的图。图31是在本实施形态中指标Kp K2的说明图。图32A是表示利用图11的图像处理部分、从2种指标&、K2生成的心肌功能布局 图的图。图32B是表示图32A的布局图代码的图。图33是表示图32A的另一心肌功能布局图的图。
具体实施例方式(第1实施形态)以下参照附图，说明本发明的第1实施形态。首先，对于在以下的说明中使用的术语进行如下定义。脉冲率；是规定对被检体照射脉冲X射线的频度的指标，用单位(次/秒、次/分) 或(次/心跳)表示每单位时间(1秒或1分)或每1心跳的脉冲X射线的照射次数，表示 在单位时间内摄像的图像幅数的帧率与脉冲率实质上是等价的。再有，在脉冲X射线的照 射中，不仅包含从X射线管球产生脉冲X射线并原样照射到被检体的形态，而且也包含连续 地产生X射线、用X射线快门等生成脉冲X射线照射被检体的形态。灌流；表示朝向心肌的血液的流动。R波；表示心电波形的峰值波。RR间隔；表示R波与R波之间的时间间隔。
mA;在X射线管球的电极间流过的管电流，作为表示脉冲X射线的高低的指标来使用。脉冲宽度；表示脉冲X射线的持续时间，单位是msec。mAs;对管电流与脉冲宽度进行乘法运算后的管电流时间积，作为表示X射线的强 度的指标来使用。协议；归纳并保存了各种条件的参数的组。变红(Blush)；是Gibson等对造影剂流入心肌的程度进行了半定量化的数值。控制图像；基准图像图1表示了与本实施形态有关的X射线摄影装置。X射线摄影装置具有机架100。 机架100具有C臂7。由支撑机构6以自由旋转的方式支撑C臂7。在C臂7的一端安装 了 X射线发生部2。X射线发生部分2具有X射线管球21和X射线准直器22。高电压发生 部分1发生对X射线管球21的电极间施加的高电压(管电压)，或发生供给X射线管球21 的灯丝的灯丝电流。高电压控制部分20按照系统控制部分8的控制，控制由高电压发生部 分1发生的管电压和/或灯丝电流。在C臂7的另一端安装了 X射线检测部分5。X射线检测部分5夹住床铺4上放 置的被检体3、与X射线发生部分2的X射线管球21相对。X射线检测部分5在典型的情 况下是以二维状排列将入射X射线直接地或间接地变换为电荷的多个检测元件(像素)而 构成的固体平面检测器。X射线检测部分5通过系统控制部分8的控制，在典型的情况下以 一定周期重复由电荷蓄积、电荷读出和复位构成的1个循环的检测动作。图像运算 存储部分10具有根据来自X射线检测部分5的输出而发生图像数据 的功能、存储图像的数据的功能和处理图像的数据的功能。系统控制部分8具有下述的功 能作为主要的功能根据从注入器15开始对被检体3注入造影剂的时刻、从注入器15输出 的注入开始信号、在结束对被检体注入造影剂的时刻从注入器15输出的注入结束信号和 用心电计16测定的被检体3的心电图(ECG)，如后述那样控制摄像动作。操作部分9连接 到系统控制部分8上。在操作部分9中设置具有手动开关12、显示器和触摸面板等的用户 接□ 14。在图2中示出了由系统控制部分8进行的摄像动作。在摄像之前，对被检体插入 导管，例如进入到心脏冠状动脉入口部分，在该位置上开始造影检查。检查开始的同时，开始产生脉冲X射线。根据由系统控制部分8进行的摄像控制、 更具体地说，根据脉冲X射线的发生控制的差别，从脉冲X射线的开始发生到脉冲X射线的 发生结束的摄像期间，按顺序可区分为3个区间㈧、⑶、(C)。区间㈧是尚未投放造影剂的期间，其时间长度约为1 3心跳左右。在区间(A) 中，按照心电同步以不确定周期重复地发生脉冲X射线。例如，在区间㈧中，系统控制部 分8检测心电图(ECG)的R波，从RR间隔鉴别心脏扩张末期，只在该时刻发生脉冲X射线。 艮口，区间(A)的脉冲率是1次/心跳，以不确定周期重复地发生脉冲X射线。包含区间㈧、在区间(A)、区间(B)和区间(C)的全部摄像期间中与时钟同步地、 例如以30循环/秒(30fps)的帧率的倒数的一定周期重复X射线检测部分5的检测动作。再有，也可采用作为心电同步且按一定周期(例如30fps的倒数)的收集方法。具 体地说，如图8所示，例如在以一定周期(例如30fps的倒数)进行收集的期间内，若检测出R波，则对迄今为止以一定周期进行照射的节奏进行复位，再次以一定周期(例如30fps 的倒数)进行收集。按照该方法，紧接R波之后的帧无论按哪次心跳都能取得心电同步，而 且其后高速地例如以30fps进行收集。此外，以一定的周期(例如30fps的倒数)收集的区间中，如图9中所示，也可作 为心电同步且以一定的周期(例如RR间隔的1/10)进行收集。具体地说，当例如在以一定 周期(例如30fps的倒数)进行收集的期间内检测出R波时，对迄今为止以一定周期进行 照射的节奏进行复位，计算RR间隔，并计算RR间隔的10分之1的时间，在下一心跳周期中 以该计算了的周期(一定周期)进行收集。按照该方法，紧接R波之后的帧无论按哪次心 跳都能取得心电同步，而且其后高速地进行收集。在图像运算存储部分10中存储与脉冲X射线的发生周期对应的图像数据。但是， 在图像运算存储部分10中不存储与不发生脉冲X射线的周期对应的图像数据。图像的数 据与将造影前的区间(A)与后述的区间(B)、(C)进行区别的代码一起被存储。通过注入器16的触发操作开始注入造影剂。从注入器16对系统控制部分8提供 造影剂注入开始信号。系统控制部分8在从造影剂注入开始时刻起经过了预定的延迟时间 Atl后的时刻结束区间(A)，开始区间(B)。将延迟时间Atl设定为从注入器16输出造影 剂注入信号的时刻起到造影剂从导管前端出来为止所需要的时间、例如约1秒。在区间⑶中，以一定周期重复地发生脉冲X射线。例如，在区间⑶中，系统控制 部分8与时钟同步地、按与检测动作的30循环/秒(30fps)的帧率相同的脉冲率(30次/ 秒)的倒数的一定周期重复地发生脉冲X射线。将脉冲X射线的时间宽度(持续时间)设 定为与X射线检测部分5的检测动作中的电荷蓄积期间长度等效。结果，与X射线检测部 分5的检测循环同步地发生脉冲X射线。在区间(B)中，以30fps的帧率发生图像数据，全 部存储在图像运算存储部分10中。图像的数据与区别造影期间中的区间(B)和区间(A)、 (C)的代码一起被存储。注入器16在预定量的造影剂注入完毕的时刻、向系统控制部分8提供造影剂注入 结束信号。系统控制部分8在从造影剂注入结束时刻起经过了预定的延迟时间At2后的 时刻结束区间(B)，开始区间(C)。将延迟时间At2设定为比延迟时间Atl长，例如设定 为从注入器16输出造影剂注入信号的时刻起到造影剂从导管前端出来为止所需要的时间 的2倍的时间(约2秒)。区间⑶例如是约3 5心跳左右或5秒左右的时间。区间(C)与区间㈧同样，按照心电同步以不确定周期重复地发生脉冲X射线。即 使在区间(C)中，系统控制部分8也检测心电图(ECG)的R波，从RR间隔鉴别心脏扩张末 期，只在该时刻发生脉冲X射线。区间(C)的脉冲率是1次/心跳，以不确定周期重复地发 生脉冲X射线。图像的数据与将造影后的区间(C)和区间(A)、(B)进行区别的代码一起被 存储。再有，在以上的说明中，区间(A)、(C)按由心电同步决定的不确定周期发生了脉 冲X射线，但如图3所示，以一定周期重复地发生脉冲X射线也可以。在典型的情况下，以 比区间(B)的周期(1/30秒)长的一定周期(1秒)重复地发生区间(A)、(C)的脉冲X射 线。在该情况下，区间(A)、(C)的脉冲率为1次/秒。按照上述脉冲率控制，比起在整个期间内持续高的脉冲率，可减少X射线曝光量。 而且，造影剂在关心部位中流通的期间，可确保比较高的时间分辨率。除此以外的期间，即使是比较低的时间分辨率，也能收集诊断中需要的心脏扩张末期的图像。接收图像运算存储部分10的图像处理结果并由系统控制部分8判定区间(C)的 结束。例如，从区间(C)中收集的各个图像中对从在区间(A)中收集了的多个图像所发生 的基准图像(控制图像)进行差分，实时地测定所得到的差分图像的整体或局部区域的浓 度合计或平均浓度(测定值)。由图像运算存储部分10发生并存储上述控制图像，作为在 区间(A)中收集的多个图像的平均图 像。利用平均处理可抑制随机噪声。差分图像的测定值，如图4中例示那样，从初始值LO起、伴随造影剂流入摄影部位 或关心部位，随时间经过而发生变化(在图4中变低)，随着造影剂流出，返回到初始值L0。 因此，预先将近似于浓度初始值LO的阈值、例如作为0. 9 < a < 1设定为a -LO的值，在测 定值达到了该阈值的时刻t4处，系统控制部分8对高电压控制部分20输出X射线照射中 止信号。高电压控制部分20从系统控制部分8接收X射线照射中止信号，结束从高电压发 生部分1对X射线管球21施加管电压。再有，区间(C)例如经过了 30秒的情况下，即使测 定值不小于等于阈值，系统控制部分8也输出X射线照射中止信号，强制结束X射线照射。也可利用图4中用虚线表示的时间浓度曲线的倾斜来判定区间(C)的结束。在 由图像运算存储部分10反复计算的时间浓度曲线的倾斜达到近似于水平的阈值的时刻t3 处，区间(C)结束。再有，在图像运算存储部分10中，具有各种图像处理功能。例如，从区间⑶中获 得的图像中提取心肌灌流所必要的图像。为此，对各次心跳、从区间(B)中收集的图像中确 定最接近于心脏扩张末期的时刻的图像。由于在区间(B)中以30fps进行图像收集，故时 间偏移误差最大在33msec以内。该量是对心肌灌流检测绝对没有问题的偏移量。通过合 成在区间(B)中确定的多个图像的每一个与从区间(C)中获得的图像中选出的图像，生成 合成图像。从多个合成图像中对区间(A)的控制图像进行差分，生成多个差分图像。随着 区间(B)内的时间经过、排列并显示多个差分图像，从而可掌握造影剂的流出的状况。再有，在上述说明中，根据造影剂的注入开始/结束，自动地切换区间，即，使脉冲 率(帧率)变化，但也可根据由操作者进行的操作部分9的脉冲率切换指示、在任意的时刻 手动切换脉冲率。在上述说明中，采用了 3个区间，但也可没有最初的区间(A)而只是2个区间。在 该情况下，控制图像使用区间(B)的最初的帧。在得到了差分图像后，有时进行定量的评价。在该情况下，在图像上设定关心区域 (ROI)并读取该值。此外，在要求严密性的情况下，最好考虑血管关心区域与心肌关心区域之间的时 间差。即，由于血流流过粗的血管后经由小血管而到达心肌，故产生时间差。实际上具有约 300msec Isec左右的时间差。在具有病变的患者中，该时间差进一步变长。因此，当在 粗的血管中设定了血管关心区域时的情况下，结果，从时刻0到(Τ-τ)为止积累关心区域 的数据，关于相对于此的心肌关心区域，最好取时刻T的数据。在希望进行这样的严密操作 的情况下，在前面的图像收集中最好在1次心跳中取2个数据，即，在1次心跳中进行2次 X射线脉冲照射。在上述定量检测中，当希望进一步降低噪声时，用附近的帧进行平均处理即可。 艮口，如图5中所示，在心脏运动少的瞬间，将多个、例如2个脉冲X射线作为一体而发生，根据对伴随于此而收集的2个图像进行了平均的图像来进行检测。由此，与只用1个图像的 情况相比，可减少噪声。但是，由于对心脏运动的要素进行了加法运算，故必须在几乎没有 心脏运动的时间内输出多个脉冲。或者，也有进行运动校正这样的方法。关于得到该心肌灌流的图像和定量数值这方面，即使在空间上比较粗略，也没 有关系。因此，例如即使原图像是1024X1024矩阵的图像，心肌灌流的图像也可以是 256X256矩阵。因此，通过在心跳同步收集区间中对像素进行加法运算来进行图像收集，可 减少每1像素的X射线吸收量，来代替使图像变粗。例如，在对4个像素进行加法运算的情 况下，可使X射线量为1/4。为了计算心肌灌流，在帧间X射线条件不能改变。如果改变了 X射线条件，则由于 图像的浓度也改变了，故如何检测都没有意义。于是，在所提出的收集方法中，至少在1次 心跳中统一 kV和mA、msec，对1幅图像进行摄像。在此，作为进一步的改进，也可只固定kV，HmAs变动。在该情况下，预先记录每帧 的HlAs值，当生成心肌灌流图像时，根据记录的HlAs值来校正图像。这一点成立的理由参照 单纯的X射线物理式即可，mAs的变动单纯地与浓度的变动成比例。除此以外，如下述那样可作各种各样的变形。为了进行最终区间(C)的最终判定，将图像浓度值与阈值进行了比较，但也可实 时地计算所希望的灌流计算值，在获得了对于计算充分的数据后进行最终判定。除此以外， 可以在区间(C)中获得了充分的数据之后结束摄像，或在获得了对于描画近似曲线而言方 面充分的数据之后结束摄像。此时，通知在区间(C)中若获得了充分的数据则可结束摄像 的要旨，使操作者的结束指示处于待机状态。通过消息显示、发出「bibibi」等的声音来进 行该通知。用图像运算存储部分10在摄像期间中实时地计算灌流检测值，在显示部分11中显不。也可用由操作者进行的手动操作来切换以一定周期发生脉冲X射线的区间和以 心电同步发生脉冲X射线的区间。例如，用设置在操作部分9中的摄像按钮成为2个阶段 按压的方法来切换。具有子按钮，在只用主按钮的情况下，以一定周期发生脉冲X射线，但 在同时按压了主按钮和子按钮的期间以心跳同步发生脉冲X射线。子按钮可处于主按钮附 近，两者也可分离(脚踏开关和手里开关)。在最终区间中，若操作者弹起摄像按钮，就结束 摄像。在心跳同步中，在对于1次心跳定为1次照射(1个脉冲)时，关于该1次照射，由 操作者选择心脏收缩末期、心脏扩张末期、心脏扩张中期的某一期间。在对于1次心跳定为2次照射(2个脉冲)时，例如，第1照射定为从R波算起的 既定时间后，第2照射定为从R波算起的不同的既定时间后。所谓的既定时间后，可用从R 波算起的绝对时间来管理，也可用以RR间隔为基础的相对时间来管理。例如，第1照射定 为心脏收缩末期、扩张末期、扩张中期的某一期间。第2照射定为比第1照射提前既定时刻 的定时。所谓既定时刻，定为造影剂从检测点A流入到检测点B中需要的时间。对于1次心跳定为3次照射(3个脉冲)以上，3个脉冲是邻接的，为了平均化而利 用所得到的多个图像。对于多次心跳定为1次照射(1个脉冲)。在区间⑶的心跳同步 摄像的时间超过了既定的时间的情况下，自动地转移到对于K次心跳定为1次照射(1个脉冲)。在心跳同步的照射中，使X射线能量相同。在全部的脉冲X射线中使用相同的kV和mAs这一点是基本的，但也可将kV定为相同，mAs不同。此时，记录mAs值，在后级处理 中来校正。在再现时，以容易看的方式进行图像处理来显示。考虑从根据脉冲率变化的控制 收集了的多个图像的数据生成一定间隔的图像的数据，区间(A、C)、(B)都对于共同的时钟 使脉冲X射线的发生定时同步。由此，可生成在数据生成时必定相同的心相位的数据。即使在区间(A、C)中，也以与区间(B)相同的周期收集图像。在生成由心电同步 得到的图像列时，确定并生成最近的时刻的图像。分布再现一定周期的图像群和心跳间隔 的图像组。在再现时，用实际时间进行再现显示。(第2实施形态)以下参照附图，说明第2实施形态。首先，关于在以下的说明中使用的术语如下述 那样来定义。心肌灌流；心肌浓染、心肌灌注(Perfusion)、心肌变红(Blush)、这些术语在技术 上严格来说是不同的，但都表现血液从毛细血管朝向心肌流入流出的现象。微循环(micro circulation)；毛细血管中的血流的流动。X射线血管造影装置；X射线诊断装置中的特别以血管摄像为主要用途的装置。X射线图像；表示透过了被检体的X射线的强度分布的图像，也称为X射线图像。X射线动态图像；利用二维检测器在时间t中重复地摄影的一系列的X射线图像 的数据组。冠状动脉摄像；指的是对关于利用造影剂强调的冠状动脉内腔的X射线图像进行 摄像。冠状动脉；冠状动脉(coronary)像素；所收集的X射线图像中的像素合成(fusion)图像；指的是利用重叠X射线图像与X射线图像而合成的图像。自然对数；Ln心相位；以利用心电图信号而检测出的R波为标记，对从R波到下一个R波为止的 时间用100%进行规格化，用％表现现在的帧的时刻。例如，心脏收缩末期的心相位是25% 附近。ROI ；关心区域(Region Of Interest)导管室；与导管检查室、血管造影检查室、血管介入治疗室的意义大致相同。在图10中示出了本实施形态的X射线诊断装置、在此是X射线血管摄影装置的外 观，在图11中示出了功能方框图。X射线摄影装置具有机架100。机架100具有C臂7。由 支撑机构6以转动自由的方式支撑C臂7。在C臂7的一端安装了 X射线发生部分2。X射 线发生部分2具有X射线管20和X射线光阑21。高电压发生部分1发生对X射线管20的 电极间施加的高电压(管电压)，或发生对X射线管20的灯丝提供的灯丝电流。高电压控 制部分17按照系统控制部分8的控制，控制由高电压发生部分1发生的管电压和/或灯丝 电流。在C臂7的另一端安装了 X射线检测部分5。X射线检测部分5具有检测器18和处理检测器18的输出生成图像数据的图像数据生成部分19。检测器18夹住床铺4上放置 的被检体3与X射线发生部分2的X射线管20相对。检测器18在典型的情况下是以二维 状排列将入射X射线直接地或间接地变换为电荷的多个检测元件(像素)的固体平面检测 器。X射线检测部分5利用系统控制部分8的控制以一定周期重复由电荷蓄积、电荷读出和 复位构成的1个循环的检测动作。在被检体3中安装了心电图监视器端子15。心电图监视 器接收部分16接收来自心电图监视器端子15的信号，发生被检体3的心电图的数据。操 作部分9连接到系统控制部分8上。在操作部分9中设置有具有手动开关12、显示器和触 摸面板等的用户接口 14。运算处理部分23具有图像收集保存部分10和图像处理部分11。图像收集保存部 分10使从X射线检测部分5输出的图像数据和心相位数据相关联并进行存储。图像处理 部分11根据按心脏冠状动脉造影摄影时序而发生的多个图像的数据，对分别表示关于在 心肌区域内设定的多个局部区域的多条时间浓度曲线对于关于在作为向心肌提供血液的 血液供给区域的冠状动脉上设定的基准区域的时间浓度曲线(基准时间浓度曲线)的相关 性的多个指标进行运算，同时制作指标的布局图，将布局图与冠状动脉图像进行合成，生成 合成图像。再有，时间浓度曲线可将原图像的浓度作为对象，也可将造影前的掩蔽图像与造 影后的对比图像的差分图像上的浓度(造影剂浓度的近似值)作为对象。在此，作为关于 差分图像上的浓度的时间浓度曲线来说明。在本实施形态中，作为指标，提供3种。第1指标Kl以从造影剂注入开始到造影剂注入结束为止的造影剂流入期间作为 对象，当将冠状动脉的基准时间浓度曲线定为输入函数、将心肌局部区域的时间浓度曲线 定为输出函数时，作为局部心肌的「表示血液的流入状态的指标KJ来计算。第2指标K2以 从造影剂注入结束到摄影结束为止的造影剂流出期间作为对象，当将冠状动脉的基准时间 浓度曲线定为输入函数、将心肌局部区域的时间浓度曲线定为输出函数时，作为关于局部 心肌的「表示血液的流出状态的指标K2」来计算。第3指标K3根据指标K1和指标K2来计 算。此外，所谓此时的时间浓度曲线定义为，只与当投放在人体中的造影剂分布在注目部位 或通过注目部位(在本实施例中，冠状动脉和心肌)时的造影剂量成比例的信号分量。图12、图13例示了用一般的X射线血管摄影可得到的冠状动脉造影图像(以下称 为CAG图像)。在CAG图像中，由于造影剂的X射线的吸收线量大，故在通过冠状动脉时以 冠状动脉的形状能与其它的组织相区别的程度、附上对比度而能够识别(参照图12)。如图 13中所示，将导管101插入到冠状动脉102，在其位置上从导管101在一定的时间内持续地 注入造影剂。至少从造影剂注入开始前起到造影剂注入结束后经过既定时间的期间内进行 X射线摄像。在造影剂经由导管101注入到冠状动脉中时，用图10的X射线诊断装置与心电图一起收集X射线图像。在图像收集后，由操作者经操作部分9在CAG图像上设定冠状动脉 上的基准区域(心肌血液供给区域)103和在心肌(心肌血液被供给区域)上设定多个心 肌局部区域104 (参照图32Α、图33)。多个心肌局部区域104在心肌区域上被设定，在典型的情况下具有多个像素。与 心肌局部区域104的造影剂量相当的浓度在典型的情况下作为像素平均值来计算。但是， 心肌局部区域104也可具有单一像素。心肌血液供给区域103在典型的情况下具有与血管大致等效的宽度或稍微小的宽度的矩形形状，沿血管在任意的方向上被设定，包含多个像素。作为与心肌血液供给区域103的造影剂量相当的浓度，在典型的情况下作为像素平均 值来计算。如果根据在注入器与心肌注目区域之间的流路的任意的部分进一步限定，则将 导管的任意的部分或从导管的出口(与冠状动脉的入口等效)到心肌注目区域之间的任意 的部分中设定心肌血液供给区域103。图像处理部分11生成关于心肌血液供给区域103的时间浓度曲线(Time Density CurVe，TDC)。同样，图像处理部分11生成关于心肌局部区域104的多条时间浓度曲线。在 图14中表示该生成过程的细节。将图32的CAGX射线图像的坐标(x，y)的时刻t处的像素值定为CAG(x，y，t)，将 图14的像素值定为取其自然对数的ln(CAG(x，y，t))。由此，如果将组织或造影剂的每单 位体积的减弱系数定为μ、将图21的X射线的透过方向的其组织或造影剂的分布厚度定为 L，则图14的像素具有ln(CAG(x，y，t)) μ L的关系。在作为二维图像的图13图像上被 识别的冠状动脉或在心肌部图像中分布的造影剂的总量与PL成比例。S卩，如果将没有造 影剂的时刻t = t0的图像TO的像素值定为CAG (x, y, t0), 则
<formula>formula see original document page 13</formula>
与图13的X射线图像上被识别的冠状动脉或在心肌部图像中分布的造影剂的总 量成比例，在从图14中表示的图像Tl至T5中示出的一系列的图像内相对地示出了在冠状 动脉或在心肌部图像等中分布的造影剂总量。S卩，由于CAG图像是来自一个方向的透过图像，故在图像中心附近、通常在位于图 像中心的心肌的检查对象部分中，由于X射线大致垂直地照射心肌，故不太产生厚度效果， 但在偏离了图像中心的边缘部分中，由于X射线在接近于其接线的方向上照射心肌，故厚 度效果较强地表现出来。即，相对中心部分，边缘部分的造影剂浓度的积分距离变长。因 而，从心脏的边缘部分中测定的造影剂浓度的可靠性比在中心部分中测定的造影剂浓度的 可靠性低。但是，如上所述，由于使心肌的检查对象部分对位在图像中心附近，故关于该部 分能以高的可靠性得到指标。再有，可将关于不是检查对象的从图像中心离开既定距离的 可靠性低的心脏的边缘部分的指标从显示对象中排除。再有，为了在图上容易理解起见，用圆描画了图14的血液供给区域103，但如图13 中所示，可将其形状以能检测通过导管101流入冠状动脉并与动脉血相混合时的TDC的方 式设定为例如接近于矩形的形状使其包围冠状动脉。心肌上的局部区域104是用导管101 注入造影剂的冠状动脉的支配区域(通过提供通过该冠状动脉的血液而活动的心肌的区 域)，关于怀疑狭窄或有无之前的毛细血管的微小循环的心肌部位整体，在用关心区域104 表示的NXN像素(N= 1、3、5、...奇数)，例如N = 5对像素进行取样，例如在进行5 X 5尺 寸的平滑处理后，以其像素的中心位置作为代表位置记录以下叙述的运算结果。[观察]如上所述，所观察的值是<formula>formula see original document page 13</formula>在此，将关于心肌 血液供给区域103的每血管单位体积的造影剂相对浓度的基准TDC定为Ca(t)，同样，将每 心肌单位体积的造影剂相对浓度定为Cmyo (t)。这样，观察值与Ca、Cmyo的关系用下式来 表示。再有，由于Ca表示造影剂注入前后的差分值，故初始值Ca(O)为0值。<formula>formula see original document page 13</formula>
在此，(xa,ya)是在图13的冠状动脉的上游设定的关心区域103内的像素，表示值 的平均值或关心区域内的总量。使用哪一方都可以，但在以下的操作中只使用选择的一方。 不混合地使用。T表示时刻，单位是秒。a意味着动脉。<formula>formula see original document page 14</formula> (2)在此，(xmy。，ymy。)是图13表示的在心肌中设定的局部的关心区域104内的像素，表 示值的平均值或关心区域104内的总量。多个关心区域104是如图32A、图33中所示那样 分割了经图15A、图15B中表示的操作部分9设定在CAG图像上的灌注的运算范围105的 相互为同一形状和尺寸的多个局部区域。再有，添加字的myo意味着myocardium(冠状动 脉)。[模型]其次，导入后述的(理论1)作为朝向心肌的造影剂的流出流入模型。由此得到以 下的关系。<formula>formula see original document page 14</formula>O)[观察值对于模型的适应]从图像Tl至T5是以一系列的心电同步摄像的CAG图像中、与特定的心相位106 对应的CAG图像。将其收集时刻定为〖132、...〖5。关于这样的心电同步图像Tl T5的 一组，在图像处理部分11中进行用[观察]、[模型]导出的(1)、(2)、(3)式记述的处理。
<formula>formula see original document page 14</formula>
其中，当<formula>formula see original document page 14</formula>Y(t) = K1' XX(t)+p<formula>formula see original document page 14</formula>(5)在图像处理部分11中，计算反映了与心肌血流成比例的实际的朝向心肌局部区 域的血液的流入状况的指标K1'。首先，将造影剂从导管开始注入的时刻起到注入结束的 时刻为止的造影剂流入期间设定为指标K1的计算对象期间。如图16中所示，从在该造影 剂流入期间内收集的多个X射线图像生成关于朝向心肌的心肌血液供给区域103的时间浓 度曲线Ca(t)和关于多个心肌局部区域104的多条时间浓度曲线Cmyo (t)。其次，在图像处理部部分11中，如图17中所示，将通过血管供给区域103的造影 剂的时间积分(造影剂的流入量)f Ca(t)定为横轴，将纵轴定为心肌局部区域104的造 影剂存在量Cmyo (t)，对每个时刻的值进行作图。即，生成心肌局部中的血液的取入量相对 朝向心肌整体的血液供给量的时间变化的离散分布。计算指标(第1指标)K/作为对该 离散分布进行利用直线拟合处理而得到了的直线的斜率、计算指标(第1指标)K/。该指 标K/具有这样的意义相对心肌整体的血液供给、心肌局部在怎样的程度上跟随、并且是 否接收了血液的情况进行了定量化。在指标K/从正常范围偏离到了低值一侧时，相对血液流入冠状动脉、心肌局部中的血液流入没有追随流入，即、有可能在该心肌局部区域中产 生了流入障碍。在指标K/从正常范围偏离到了高值一侧时，有可能在该心肌局部区域中 产生了流出障碍。在图像处理部部分11中，关于全部的局部区域104利用同样的处理计算 指标K1'，作成指标K/的布局图。将该得到的布局图重叠(合成)在CAG图像上生成合 成图像，可在显示部分24中显示。由此，可与心肌组织的位置关系一起判断心肌功能。变形例A)再有，在上述中从连续的图像提取了一系列的心电图同步CAG图像Tl至T5，但为了减少对患者的X射线曝光量，也可将图10的装置控制成在摄像时只对特定的心电图相位 发生X射线、只收集对后述的(理论1)必要的图像组。变形例B)再者，按照后述的(理论2)，从造影剂到达心肌部分进而被排泄的流出期间中的 一系列的TDC曲线(图18)用图19所示的作图法、通过直线近似得到K1和K2，利用K1和K2 可检测血流和造影剂的来自心肌的A rM 7 ^ - 3 > (造影剂从心肌返回到血管的 量)，使用图15可与上述同样地显示。同样，为了减少在时间tn中对患者的X射线曝光量， 也可将图10的装置控制成在摄像时只对特定的心电图相位发生X射线、只收集对理论1必 要的图像组。变形例C)再者，通过计算并显示K1与K2之比(K1A2)可使「C. MichaelGibson, MS, MD ；Christopher P.Cannon, MD ；Saina A. Murphy, MPH ；Kathryn A. Ryan, BS；Rebecca Mesley, BS ；Susan J. Marble, RN, MS ；Carolyn H. McCabe, BS ；Frans Van de Werf，MD, PhD ；EugeneBraunwald, MD ；for the TIMI(Thrombolysis In MyocardialInfarction) Study Group, Relationship of TIMI Myocardial PerfusionGrade to Mortality After Administration of ThrombolyticDrugs, Circulation, 2000 ；101 ； 125—130.」中表示的分 类法实现定量化(自动化)。即，可按照图28的分类表进行自动分类，或可在图29A、图29B 那样的表示指标I、K2的关系的曲线图中作图来显示。变形例D)按照本实施形态，收集二种同一患者、同一方向的一系列的心电图同步CAG图像。 即，如图20A、图20B中所示，收集安静时的心肌血流图像205( = Prest (x, y))和例如投 放腺苷那样的具有使心肌血流增加的效果的药剂后的药剂负载时的心肌血流图像206 (= Pstress (X，y))。如果定义(心肌血流图像206)/(心肌血流图像205) = Pstress (x, y)/ Prest (χ, y)作为安静时与负载时的比较图像，则由于在心肌血流图像205、206中在同一方 向收集的同一位置(X，y)上，摄像方向的心肌部分厚度是相同的，故利用除法运算可近似 地消去，可得到每单位心肌体积的血流增加比(心肌血流储备)。
<formula>formula see original document page 15</formula> 此外，如果同样地检测狭窄等的治疗前的指标K’治疗后的指标K’ aftCT，进行除法运算，则可得到每单位心肌体积的血流增加比(治疗引起的恢复比)。变形例E)此外，按照实施形态，如图27中例示的那样，即使不完全地对后述的[理论1、2] 进行运算，在定为 Cmyo (t) = In (CAG (X，y，t)-In (CAG (χ, y，t0))时，Cmyo (t)-Cmyo (tQ)的 图像表示朝向心肌的血流，只要在同一检查时，也可显示该差分动态图像。在此，、=造影 剂注入之前。(理论1)将时刻t的心肌部分的造影剂相对浓度表示为Cmyo(t)、将冠状动脉血液中的造 影剂相对时间浓度曲线表示为Ca(t)、将心肌流入血流表示为KK1、将心肌流出血流表示为 KK2。在图23中，用式(1)可表现心肌部分与冠状动脉血中的造影剂的质量平衡。IC2Cmy^ ⑷ at可用利用以下叙述的造影剂流入心肌部分的现象的Patlak plot法计算与心肌部 分的血流或与血流相关的参数。在造影剂开始流入心肌部分的条件下(O彡t彡MTT) (MTT =平均正切时间=造影剂从动脉进入心肌出来到静脉为止的平均通过时间，在心肌中通常 约5 IOsec 左右)，流出量 k2Cmyo(t)极少，Cmyo ( t) — O，K1Ca (t) >> K2Cmyo (t) 的条件成立，此时，可如下那样简化式(1)。肊—(0Ξ K1Ca(t)(7) dt对式(4)积分可得到下式Cmyo(I) = KlX [Ca{t)dt +ρ(8)
T当以Cmy。(t)为Y轴，以jC“(t)dt为X轴进行制图时，直线斜率表示Kl。
OK1表示造影剂从血液转移到心肌间质部分的转移常数(sec—1)或(ml/min/g)，与 血流成比例。Rutland MD. A single injection technique for subtraction ofblood background in 1311-hippuran renograms. Br J Radioll979 ；52 134-137.Patlak CS, Blasberg RG, Fenstermacher JD. Graphical evaluationof blood-to-brain transfer constants from multiple-time uptake data. JCereb Blood Flow Metab 1983；3 :1_7·(理论2)将时刻t的心肌部分的造影剂相对浓度表示为Cmyo(t)、将冠状动脉血液中的造 影剂相对浓度表示为Ca(t)。在图10中，用式(1)可表现心肌部分与冠状动脉血中的造影 剂的质量平衡。K,Ca(t)-k2Cmyo(i)<9) dt可用利用以下叙述的造影剂从心肌部分流出的空隙(clearance)的方法计算心 肌部分的血流或与血流有关的参数。
对式⑴进行积分，可得到(2)。<formula>formula see original document page 17</formula>(ι ο)当式⑵除以]时可得到下式<formula>formula see original document page 17</formula>
其中，<formula>formula see original document page 17</formula>如果对Y轴上的Y(t)、X轴上的X(t)作图，则直线的斜率表示K2、Y轴的截距表示 K1O K1表示造影剂从血液转移到心肌间质部分的转移常数(sec—1)或(ml/min/g)，与血流成 比例。K2表示造影剂从心肌间质部分转移到血液的转移常数(sec—1)(与图31 —起参照以 下的文献)。Yokoi T, Iida H, Itoh H, Kanno I. A new graphic plot analysis forcerebral blood flow and partition coefficient withiodine-123_iodoamphetamine and dynamic SPECT validation studiesusing oxygen-15-water and PET.J Nucl Med 1993 ；34 498-505.(实际的处理流程)以下说明实际的图像处理流程的一例。在此表示的例子是一例，也可以是基于上 述的理论的其它的处理方法。使用图22，说明实施形态的整体的具体的处理流程。其特征在于X射线图像是拍 摄进行了血管造影的被摄体的动态图像(Sll)。再有，例如动态图像具有3 60秒的持续 时间。是每1秒具有10 30幅图像的动态图像。图像是在同一方向、同一 X射线条件下 拍摄的。在摄像中，假定没有患者的移动、床铺的移动。在图像处理部分11中，对每1次心跳提取与特定心相位对应的1幅图像(S14)，根 据造影剂注入前的相同的心相位的图像对该图像进行差分处理(S12)。具体地说，在有多幅 造影剂注入前的相同的心相位的图像的情况下，对平均了的图像进行差分处理。在图像处理部分11中进行移动补偿处理(S13)。利用以图像图案(血管、心壁、 瓣膜)为基准的图案匹配处理来检测移动补偿量。在没有特征性图案的帧中，用在其他时 刻相同相位处获得的移动量来代替。移动补偿保有使图像整体移动或明确ROI移动位置的 表。在移动补偿中，也补偿患者一部分的体移动、呼吸运动。由操作者经操作部分9预先指定特定的心相位。例如指定为心脏扩张末期。从进 行了脉冲摄像的多个帧中提取出最近的时刻的帧。再有，在血液供给区域103的时间浓度 曲线Ca和心肌局部区域104的时间浓度曲线Cmyo中可使用不同的心相位。对于Ca(t)来 说，使用Cmyo (t+T)。在此，T是造影剂从血液供给区域103流到心肌局部区域104需要的 延迟值。具体地说，大多是1 10帧(1/30 l/3sec)左右。一般来说，将该延迟时间称 为TIMI帧计数(TFC)或修正的TIMI帧计数(CTFC)。在图像处理部分11中，计算作为表示Cmyo (t)对于浓度时间积分Σ Ca(t)的相关 性的倾斜的指SK1(SM)。如在图17中例示那样，进行拟合，计算回归曲线。只在既定的时 间区间内计算回归，与造影剂注入器连动地决定该既定区间。即，如果将来自注入器的造影剂注入开始时刻定为J1、将注入结束时刻定为J2，则既定区间的开始时刻tl例如定为tl =Jl+lsec、既定区间的结束例如定为J2+2sec。此外，也可根据图像的值来判定既定区间。 艮口，将TDC上升的时刻定为tl，将TDC变平的时刻定为既定区间的结束。计算与回归直线的 相关值。最好将包含不整脉的心跳从计算中排除。对于一个动态图像计算一个&。但是， 以高速化为目的，也可以是对于每个帧随时计算K1的方法。如上所述，不是对于每个像素、 而是将周围NXM像素的平均值(也可以是中值)定为该像素的值。显示部分24显示血流 图像(S17)。显示指标K1的布局图。对于K1的布局图来说，可将浓度值变换为彩色值来显 示。可显示收集的原来的动态图像，在其之后重叠地显示K1的布局图，也可在左右并排地 显示原图像和K1的布局图。 与上述的变形例A相对应，本实施形态可将图像处理与X射线诊断装置一体化 (图10、图22)，或者也可提供从X射线诊断装置独立出来的图像处理装置(图30、图23)。 在血流图像(指标图像、布局像)上重叠原图像(血管图像、所摄像的图像)来显示 (S16)0在将指标按原样应用于彩色表所得到的彩色血流图像上重叠黑白的原图像(血管 图像)来显示。再有，原图像是动态图像，可在血管动态图像上重叠血流彩色静止图像。实 际上，在血管静止图像上重叠血流彩色静止图像。为了从动态图像作成静止图像，选择动态 图像中最浓的1帧，或对合适的各像素检测动态图像的像素值最小的值作为图像。所谓原 图像，定为差分前的图像或差分后的图像。特长在于显示曲线图(S21)。关于特定的R0I(x， y)，显示图16 19的曲线图。在图17、图18的曲线图中，显示拟合函数(回归直线)的斜 率与截距的相关值。操作者指定血液供给区域103。具备用于在图像上指定血液供给区域 103的图形用户界面14。以1次心跳的特定的心相位照射1个脉冲的X射线(图23)。
图像处理部分11计算指标K1和K2 (图24)。计算K2对于指标K1之比(K2A1)(图 25A)。图像处理部分11生成K1与K2之比的布局图。此外，图像处理部分11，如图25B中所示，配置成以K1为横轴，以K2为纵轴，在每个 局部区域中对与K1和K2对应的点进行作图。在分布上可按表示「正常」、「流入障碍」、「流 出障碍」、「流出流入障碍」那样的心肌功能的4种区分、对各心肌局部区域进行分类。艮口， 将心肌局部区域分类为以指标K1相对第1阈值THl的高低的区别和以指标K2相对第2阈 值TH2的高低的区别的组合。由此，可在每个局部判定心肌功能。再者，在图像处理部分11中，如图32B中所示，对4种区分分配4个代码(1 4)， 可如图32A中所示，将代码应用于心肌局部区域，在原图像上重叠地显示，也可如图33中所 示，用不同的显示形态、例如亮度或色相区别4种区分并在原图像上重叠地显示。利用该显 示，可在空间上与其区别一起掌握心肌功能障碍的状态。此外，区分也可如图28、图29B中所示那样进行分类。再者，图像处理部分11配置有比较分析处理(图26)。例如分别计算同一手术中 的时刻A和时刻B(C、D、E、...)的指标K1并在左右并排地显示。或者，按时间切换并显示。 计算时刻A与时刻B(C、D、E、...)的K1的比，对该比进行图像显示。在比的彩色图像上重 叠原图像来显示。例如，通过在描画血管的原图像上重叠地显示治疗前后的比的彩色图像， 能使心肌的哪个区域因治疗而 得以恢复血流的情形可视化而得知。以上说明的本实施形态的特征如以下所述。作为与从X射线CT装置产生的使用造影剂的Perfusion计算方法的差异，图像处理在CT和X射线中差别较大，必须有X射线特有的处理。由于X射线是动态图像，故特有的改进、具体地说，在1次心跳中提取1幅图像、背景差分、移动补偿、厚度方向的处理、血管 ROI的设定等特有的处理是必要的。作为与观察X射线中的时间浓度曲线的斜率的已知方法的差异，在[理论1、2]中 叙述的考虑方法本身就不同。在指标K1中以前没有描述将横轴作为流入量的曲线图的考 虑方法。由此，后面的部分的分析或结果图像是不同的。处理方法与得到时间浓度曲线的 斜率的处理完全不同。文献的(或图28的)MBG(TMP)方法对图像数值本身不具有意义。在本实施形态 中，在具有图像数值是流入心肌的流速这样的意义这一点与MBG相比、有用性明显地高，由 于用流入量进行了规格化，故不被注入的造影剂量所左右，即使在临床的场合，也可得到定量性。由于不是目视、故具有定量性。由于可预测预后，故可将该值作为参考来判断是否 可结束介入治疗。由于在处置(治疗)前后可进行比较，故根据数值可知流量增加了多少、 即朝向心肌的血液供给改善了多少。通过实现处理自动化，即使在临床上也可简单地使用。对于本领域的专业人员来说，可容易地实现本发明的附加的优点和变更。因而，本 发明在其更宽的方面不限于在这里表示的和描述的特定的细节和代表性的实施例。因此， 在不偏离由后附的权利要求及其等效内容所定义的一般发明概念的精神和范围的情况下， 可作各种各样的变更。
权利要求
一种图像处理装置，其特征在于，具备存储部分，存储根据造影摄影时序而产生的多个图像的数据；以及运算部分，根据上述多个图像的数据，生成与设定在向血液被供给区域提供血液的血液供给区域中的基准区域相关的基准的时间浓度曲线、和与设定在上述血液被供给区域内的多个局部区域相关的多条时间浓度曲线，对分别表示上述多条时间浓度曲线相对于上述基准的时间浓度曲线的相关性的多个指标进行运算。
2.如权利要求1中所述的图像处理装置，其特征在于上述造影摄影时序被设计成把冠状动脉作为对象，上述血液被供给区域是心肌。
3.如权利要求2中所述的图像处理装置，其特征在于上述运算部分针对每个上述局部区域，计算造影剂流入上述心肌的期间中的、上述时 间浓度曲线相对于上述基准的时间浓度曲线的相关性作为上述指标。
4.如权利要求2中所述的图像处理装置，其特征在于上述运算部分针对每个上述局部区域，计算从上述心肌流出造影剂期间中的上述时间 浓度曲线相对于上述基准的时间浓度曲线的相关性作为上述指标。
5.如权利要求2中所述的图像处理装置，其特征在于上述运算部分针对每个上述局部区域，计算表示造影剂流入上述心肌期间中的上述时 间浓度曲线相对于上述基准的时间浓度曲线的相关性的第1指标、和表示造影剂从上述心 肌流出期间中的上述时间浓度曲线相对于上述基准的时间浓度曲线的相关性的第2指标。
6.如权利要求5中所述的图像处理装置，其特征在于上述运算部分对每个上述局部区域计算上述第1指标与上述第2指标之比，生成上述 比的布局图。
7.如权利要求5中所述的图像处理装置，其特征在于还具备在上述图像上重叠上述比的布局图来显示的显示部分。
8.如权利要求2中所述的图像处理装置，其特征在于还具备将上述基准的时间浓度曲线与上述时间浓度曲线一起作为曲线来显示的显示 部分。
9.如权利要求5中所述的图像处理装置，其特征在于上述运算部分将上述局部区域分类为相对上述第1指标的第1阈值的高低的区别和相 对上述第2指标的第2阈值的高低的区别的组合。
10.如权利要求9中所述的图像处理装置，其特征在于上述运算部分生成关于上述分类了的组合的布局图。
11.如权利要求2中所述的图像处理装置，其特征在于上述运算部分针对每个上述局部区域，将治疗后收集的造影剂流入上述心肌期间中的 上述基准的时间浓度曲线相对于治疗前收集的造影剂流入上述心肌期间中的上述基准的 时间浓度曲线的相关性作为上述指标进行运算。
12.如权利要求2中所述的图像处理装置，其特征在于上述运算部分对从治疗后收集的上述图像的数据求出的上述指标相对从治疗前收集 的上述图像的数据求出的上述指标的比较结果进行运算。
13.如权利要求12中所述的图像处理装置，其特征在于从造影剂流入上述心肌的期间中的上述图像的数据求出上述指标。
14.如权利要求12中所述的图像处理装置，其特征在于从造影剂从上述心肌流出的期间中的上述图像的数据求出上述指标。
15.如权利要求2中所述的图像处理装置，其特征在于上述运算部分对从药剂投放后收集的上述图像的数据求出的上述指标相对于从药剂 投放前收集的上述图像的数据求出的上述指标的比较结果进行运算。
16.如权利要求2中所述的图像处理装置，其特征在于 上述运算部分生成关于上述指标的布局图。
17.如权利要求16中所述的图像处理装置，其特征在于还具备在上述图像上重叠关于上述指标的布局图来显示的显示部分。
18.如权利要求13中所述的图像处理装置，其特征在于上述运算部分生成关于上述第1指标的布局图或关于上述第2指标的布局图。
19.一种X射线诊断装置，其特征在于，具备 X射线产生部分，产生脉冲X射线；X射线检测器，检测透过被检体的X射线；图像产生部分，根据上述X射线检测器的输出产生图像；控制部分，对上述X射线产生部分进行控制，使得在摄像期间内重复地产生上述脉冲X 射线，同时使上述脉冲X射线的产生周期在上述摄像期间内变化；以及运算部分，根据基于造影摄影时序而产生的多个图像的数据，生成与设定在向血液被 供给区域提供血液的血液供给区域中的基准区域相关的时间浓度曲线、和与设定在上述血 液被供给区域内的多个局部区域相关的多条时间浓度曲线，对分别表示上述多条时间浓度 曲线对于上述基准的时间浓度曲线的相关性的多个指标进行运算。
全文摘要
本发明涉及X射线诊断装置和图像处理装置。图像处理装置具备存储部分(10)，存储根据造影摄影时序而产生的多个图像数据；以及运算部分(11)，根据上述多个图像的数据，生成与设定在向血液被供给区域提供血液的血液供给区域中的基准区域相关的基准的时间浓度曲线，和与设定在上述血液被供给区域内的多个局部区域相关的多条时间浓度曲线，对分别表示上述多条时间浓度曲线相对于上述基准的时间浓度曲线的相关性的多个指标进行运算。
文档编号A61B6/00GK101803931SQ20101013019
公开日2010年8月18日 申请日期2007年7月31日 优先权日2006年11月8日
发明者坂口卓弥, 市原隆 申请人:株式会社东芝;东芝医疗系统株式会社