JP2008220464A

JP2008220464A - Ｘ線ｃｔ装置および心筋パーフュージョン情報生成システム

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Publication number: JP2008220464A
Application number: JP2007059756A
Authority: JP
Inventors: Takashi Ichihara; 隆市原
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2007-03-09
Filing date: 2007-03-09
Publication date: 2008-09-25
Anticipated expiration: 2027-03-09
Also published as: EP1967140B1; US8111891B2; EP1967140A1; CN101259023A; US20080273782A1; JP5449651B2; CN101259023B

Abstract

【課題】被検体への造影剤注入量およびＸ線による被曝をより低減させつつ、より短時間で診断に有用な心筋パーフュージョン情報を取得することが可能なＸ線CT装置および心筋パーフュージョン情報生成システムを提供することである。
【解決手段】Ｘ線CT装置は、画像生成手段および血流情報取得手段を有する。画像生成手段は、造影剤が持続的に注入された被検体の安静時(Rest)および非安静時(Stress)の心筋部から造影剤の濃度Cmyo(x,y,t1),Cmyo(x,y,t2)が一定とみなせる状態における安静時(Rest)および非安静時(Stress)の投影データをそれぞれ収集し、収集された安静時(Rest)および非安静時(Stress)の投影データからそれぞれ安静時(Rest)および非安静時(Stress)の造影CT画像データを再構成する。血流情報取得手段は、安静時(Rest)の造影CT画像データから求めた第１の血流情報Cmyo(x,y,t1)および非安静時(Stress)の造影CT画像データから求めた第２の血流情報Cmyo(x,y,t2)から第３の血流情報flow reserve(x,y)を求める。
【選択図】図５

Description

本発明は、造影剤を持続的に注入して心筋パーフュージョン情報を生成するＸ線CT装置および心筋パーフュージョン情報生成システムに関する。

Ｘ線CT装置を用いた心臓の造影検査では、造影剤が患者である被検体に持続的に注入され、造影CT画像が収集される。そして、収集された造影CT画像から冠動脈や心内腔壁運動像等が作成されて診断に供される。

また、Ｘ線CT装置を用いて心筋の血流動態（パーフュージョン：perfusion ）の検査や脳組織内等の器官についてのパーフュージョン検査が実施されている。これらのパーフュージョン検査においては、造影剤を短時間で注入するボーラス注入によりダイナミック撮影を行い、得られたダイナミック造影CTデータを解析することによりパーフュージョン像を生成する試みが従来から研究によりなされている。

しかし、通常、このようなパーフュージョン像の撮影は単独検査ではなく、造影検査の一環として実施される。例えば、心筋パーフュージョン像の撮影の場合には、心筋パーフュージョン像のスキャンとは別に冠動脈、心内腔壁運動のような心機能解析のためのスキャンも実施される。このため、心筋パーフュージョン像のスキャンが長時間に亘り、Ｘ線による被検体の被曝の増加に繋がるという問題がある。

これに対し、被検体への造影剤注入量およびＸ線による被曝をより低減させつつ、より短時間で心筋パーフュージョン像を作成するために、血流情報取得用のスキャンを追加することなく心筋画像取得用のスキャンで得られた冠動脈造影CT画像データや心筋造影CT画像データ等の情報から血流情報をも取得する技術が考案されている。

この技術は、一定条件下での造影剤持続注入により収集された冠動脈造影CTデータや心筋造影CTデータには心筋部における血流動態の指標となる心筋パーフュージョンに関する情報が含まれているため、冠動脈造影CTデータや心筋造影CTデータからデータ処理により心筋パーフュージョンに関する情報を抽出して画像化するものである。具体的には、造影剤を被検体に静注して心筋部や冠動脈血中で造影剤が一定の濃度で流れている期間に心筋部造影CT画像を取得し、取得した心筋部造影CT画像から心筋のCT値を減算して得られる造影剤成分の分布画像が血流パーフュージョンと比例的な関係にあることから造影剤成分の分布画像を相対的な血流パーフュージョンを示す血流パーフュージョン像とみなすものである（例えば特許文献１参照）。

さらに、造影剤濃度の遷移期間中に収集した心電同期CT画像データを利用して近似的に未知数を求めることにより心筋血流画像の相対値を絶対値に変換することができる（例えば特許文献２参照）。これにより、臨床上有用な血流の絶対値画像や心筋全体にわたる局所心筋血流量分布画像を作成することができる。

また、関連技術として、心筋血流量(MBF: myocardial blood flow)を心臓左室内腔内における造影剤の濃度Caと心筋における血液中の造影剤の濃度Cmyoとの比Cmyo/Caに変換するための変換関数f(MBF)を求める試みがなされている（例えば非特許文献１参照）。
特開２００６−２１０２２号公報特開２００６−２４７３８８号公報 George et al. "Multidetector Computed Tomography Myocardial Perfusion Imaging During Adenosine Stress", Journal of the American College of Cardiology, Vol. 48, No. 1, 2006.

上述したように、心筋画像取得用のスキャンで得られた冠動脈造影CT画像データや心筋造影CT画像データ等の情報から血流情報を取得する技術が考案されているが、診断に有用なより多くの心筋パーフュージョン情報を取得することが望まれる。

本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、被検体への造影剤注入量およびＸ線による被曝をより低減させつつ、より短時間で診断に有用な心筋パーフュージョン情報を取得することが可能なＸ線CT装置および心筋パーフュージョン情報生成システムを提供することを目的とする。

本発明に係るＸ線CT装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、造影剤が持続的に注入された被検体の安静時および非安静時の心筋部から前記造影剤の濃度が一定とみなせる状態における安静時および非安静時の投影データをそれぞれ収集し、収集された前記安静時および非安静時の投影データからそれぞれ安静時および非安静時の造影CT画像データを再構成する画像生成手段と、前記安静時の造影CT画像データから求めた第１の血流情報および前記非安静時の造影CT画像データから求めた第２の血流情報から第３の血流情報を求める血流情報取得手段とを備えたことを特徴とするものである。

また、本発明に係る心筋パーフュージョン情報生成システムは、上述の目的を達成するために、請求項７に記載したように、造影剤が持続的に注入された被検体の安静時および非安静時の心筋部から前記造影剤の濃度が一定とみなせる状態における安静時および非安静時の造影CT画像データを取得する画像取得手段と、前記安静時の造影CT画像データから求めた第１の血流情報および前記非安静時の造影CT画像データから求めた第２の血流情報から第３の血流情報を求める血流情報取得手段とを備えたことを特徴とするものである。

本発明に係るＸ線CT装置および心筋パーフュージョン情報生成システムにおいては、被検体への造影剤注入量およびＸ線による被曝をより低減させつつ、より短時間で診断に有用な心筋パーフュージョン情報を取得することができる。

本発明に係るＸ線CT装置および心筋パーフュージョン情報生成システムの実施の形態について添付図面を参照して説明する。

図１は本発明に係るＸ線CT装置の実施の形態を示す構成図である。

Ｘ線CT装置１は、ガントリ部２およびコンピュータ装置３とから構成される。ガントリ部２は、Ｘ線管４、高電圧発生装置５、Ｘ線検出器６、データ収集部７（ＤＡＳ；ＤａｔａＡｑｕｉｓｉｔｉｏｎＳｙｓｔｅｍ）、造影剤注入装置８および心電計９とを有する。Ｘ線管４とＸ線検出器６とは、高速で且つ連続的に回転する図示しない回転リングに被検体Ｐを挟んで互いに対向する位置に搭載される。

Ｘ線CT装置１は、造影剤投与下において被検体Ｐの造影CT画像データを生成し、生成した造影CT画像データから血流画像や血流情報を作成する機能を備えている。ここで、血流画像および血流情報を作成するための原理および方法について説明する。

図２は、被検体の心臓、心筋内、冠状動脈内における造影剤の振る舞いをモデル化した図である。

被検体Ｐ内部では、図示しない大動脈から冠状動脈１０が分岐し、分岐した冠状動脈１０からさらに毛細血管１１が分岐する。毛細血管１１は心筋１２内に導かれ、心筋１２は毛細血管１１と心筋細胞１３とから構成される。心筋細胞１３には間質１４という領域が存在し、間質１４と毛細血管１１との間で血液が出入りできる構造となっている。

このため、被検体Ｐに造影剤を注入すると、造影剤は血液とともに大動脈から冠状動脈１０に、冠状動脈１０から毛細血管１１へと導かれる。さらに、造影剤が毛細血管１１内において血液とともに流れて心筋細胞１３に到達すると、造影剤の一部は毛細血管１１から心筋細胞１３内の間質１４に流入する。また、心筋細胞１３内の間質１４に流入した血液の一部は、再び心筋細胞１３から流出して毛細血管１１内へと移動する。

従って、大動脈や冠状動脈１０中における造影剤の血液中の濃度と、心筋細胞１３内や毛細血管１１内における造影剤の血液中の濃度とは、異なる値となりかつ造影剤の移動により時間的に変化する。被検体Ｐ内の各所における造影剤の血液中の濃度は、造影剤が毛細血管１１から心筋細胞１３内の間質１４に流入する際における移行定数と、造影剤が心筋細胞１３内の間質１４から毛細血管１１に流入する際における移行定数とから決定される。

すなわち、時刻ｔにおける心臓左室(LV: left ventricle)内腔内あるいは冠状動脈血中における造影剤の濃度をCa(t)、毛細血管１１および心筋細胞１３を含めた心筋１２内のある領域を単位領域として、心筋１２における血液中の造影剤の濃度（毛細血管１１中と心筋細胞１３内の造影剤の平均の濃度）をCmyo(t)、造影剤が毛細血管１１から心筋細胞１３内の間質１４に流入する際における移行定数をＫ１、造影剤が毛細血管１１から心筋細胞１３内の間質１４に流出する際における移行定数をｋ２とすると、Ca(t)およびCmyo(t)は移行定数Ｋ１および移行定数ｋ２で決定される。

図３は、図２に示すモデルをパラメータを用いて概念的に表現した図である。

図３に示すように、ある時刻ｔにおいて、濃度Ca(t)の造影剤が移行係数Ｋ１に比例した量で毛細血管１１から心筋細胞１３の間質１４に移動する一方、心筋細胞１３の間質１４からは、濃度Cmyo(t)の造影剤が移行係数ｋ２に比例した量で毛細血管１１内に移動する。そして、造影剤の移動後の濃度Ca(t)およびCmyo(t)が移行定数Ｋ１および移行定数ｋ２で決定される。

従って、ある時刻ｔにおける心筋１２内における造影剤の濃度Cmyo(t)は、間質１４に流入する造影剤の量と間質１４から流出する造影剤の量の差で表現できることから式（１）が成立する。

一方、従来から、一定の条件で被検体Ｐに造影剤を静注すると、冠状動脈中（またはLV内腔内）および心筋１２内における造影剤の血液中の濃度Ca(t), Cmyo(t)がそれぞれ一定とみなせる濃度一定期間が現れることが知られている。

このため、心筋領域における造影剤の濃度Cmyo(t)および冠状動脈中（またはLV内腔内）における造影剤の濃度Ca(t)が一定あるいは増加率が緩やかになり一定とみなせる期間において心電図同期で心筋部のＸ線CTデータを収集すれば、その後のＸ線CTデータを用いた各種処理により血流画像を生成することが容易となる。そこで、造影剤注入装置８は、一定の条件に従って、単位時間当たり所要の量の造影剤を被検体Ｐ内に注入し、冠動脈血中（またはLV内腔内）および心筋部における造影剤の濃度Ca(t)、Cmyo(t)が一定とみなせる状態を得ることができるようにされる。

尚、造影剤の注入条件は、冠動脈中やLV内の造影剤の濃度Ca(t)がＸ線CTデータの収集の間に一定となるように、経験的に決まる方法であるため、注入速度には多少の相違が存在する。この造影剤の静注の際における注入速度等の推奨条件は例えば「八町淳、輪湖正：螺旋走査型CTにおける最適造影検査の方法の検討、日獨医報第４０巻第２号1995年」等の文献に記載されている。

また、冠動脈中やLV内の造影剤の濃度Ca(t)が一定とならない期間であっても、冠動脈中やLV内の造影剤の濃度Ca(t)の時間変化が一定であり線形性を有するとみなせる状態であれば、血流画像の生成に用いることができるため、冠動脈中やLV内の造影剤の濃度Ca(t)の時間変化が一定となるように、造影剤注入装置８により造影剤の注入条件が調整される。

ところで、被検体Ｐに造影剤を持続的に注入して、注入開始直後から注入された造影剤が心筋に到達して増加し、冠動脈血中やLV内における造影剤の濃度Ca(t)および心筋領域における造影剤の濃度Cmyo(t)がそれぞれ一定値に飽和したとみなせる状態になるまでを濃度遷移期間Ｔｔと定義すると、濃度遷移期間Ｔｔでは、心筋領域における造影剤の濃度Cmyo(t)が冠動脈血中、特にLV内腔における造影剤の濃度Ca(t)よりも十分小さくなり、式（２）に示す近似式が成立し得る。
［数２］
Ｋ_１Ca(t)＞＞ｋ_２Cmyo(t) ……（２）

従って、式（２）が成立する濃度遷移期間Ｔｔでは、式（１）は式（３）のように近似することができる。

さらに、式（３）の両辺を時間積分すると、式（４）が得られる。

従って、式（４）から式（５）が導かれる。

式（５）は、濃度遷移期間Ｔｔにおける冠動脈血中、特にLV内腔の造影剤の濃度Ca(t)および特定の心筋部位Ａ（冠動脈血がLV内腔における血流である場合にはLV心筋の心筋部位、以下、特定心筋部位と称する）の造影剤の濃度Cmyo(t)を求めることができれば、特定心筋部位ＡにおけるＫ１を一般的にパトラックプロット法（グラフィカルプロット法）と呼ばれる手法で求めることができることを示している。

心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)が一定とみなせる場合には、式（１）の左辺が０となるため、式（６）が得られる。

式（６）より式（１）は式（７）のように表される。

さらに式（７）を変形すると式（８）が得られる。

式（８）において、冠動脈血中の造影剤の濃度Ca(t)が一定とみなせる場合には、式（９）に示すように移行定数Ｋ１は、心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)に比例することになる。

さらに、移行定数Ｋ１は、血流濃度中おける造影剤の割合を示す値（extraction fraction）をＥ、血流動態の指標となる単位時間、単位重量中における血流量である血流パーフュージョン（blood perfusion [ml/100g/min]）をＦとすると、Ｋ１＝Ｅ×Ｆの関係にあることが知られている。

従って、式（１０）に示すように、心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)は、心筋部における血流パーフュージョンＦに比例することとなる。

つまり、心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)は、血流パーフュージョンＦの相対値を示していることが分かる。従って、心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)を求めることができれば、血流パーフュージョンＦの相対値を知ることができる。

ここで、造影剤を注入して得られる心筋の造影CT画像データのCT値は、心筋組織成分である心筋のみのCT値と造影剤成分の画像のCT値との合計となる。従って、心筋の造影CT画像データから心筋のみのCT値を減算すれば、造影剤成分の画像のCT値と比例的関係にある心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)や造影剤の濃度比Cmyo(t)/Ca(t)を求めることができる。

つまり心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)およびLV内の造影剤の濃度Ca(t)はCT値と等価なパラメータとして扱うことができると考えることができる。そこで、ここでは心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)およびLV内の造影剤の濃度Ca(t)を造影剤成分の画像のCT値として扱う。

図４は、図１に示す造影剤注入装置８により被検体に造影剤が持続的に静注されることによるLV内および心筋部における造影剤の時間的な濃度変化および造影CT画像データのCT値を示す図である。

図４において、縦軸は造影剤の濃度に相当するCT値を示し、横軸は時間ｔを示す。また、図４中の曲線は、LV内における造影剤の濃度Ca(t)の時間変化を示すデータおよび心筋細胞１３および毛細血管１１で構成される心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)の時間変化を示すデータである。

図４に示すように、時刻t0に造影剤を注入すると、LV内における造影剤の濃度Ca(t)および心筋部の短軸横断像の位置(x,y)における造影剤の濃度Cmyo(x,y,t)が次第に増加する。そして、LV内における造影剤の濃度Ca(t)および心筋部の位置(x,y)における造影剤の濃度Cmyo(x,y,t)が増加する濃度遷移期間Ｔｔが経過すると、LV内における造影剤の濃度Ca(t)および心筋部の位置(x,y)における造影剤の濃度Cmyo(t)がそれぞれ一定あるいは増加率が緩やかになる期間T1が得られる。

このような傾向は、安静時および非安静時、例えばストレス負荷のための薬剤が投与される場合のように薬剤負荷時でも同様である。すなわち安静時では時刻t1でLV内における造影剤の濃度Ca(t)および心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)がそれぞれ一定あるいは増加率が緩やかになる期間T1が始まり、薬剤負荷時では時刻t2でLV内における造影剤の濃度Ca(t)および心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)がそれぞれ一定あるいは増加率が緩やかになる期間T1が始まる。

また、aは造影剤が投与されない状態における心筋部およびLV内のCT値である。尚、心筋部におけるCT値a1とLV内におけるCT値a2とが厳密には異なる場合があるが、ここではa1=a2=aと仮定している。このCT値aは、物理的な条件によって決定される一定値である。

ここで、心筋のバイアビリティを評価する重要な診断情報として血流予備能(flow reserve)がある。flow reserveは、安静時と例えば薬剤負荷時のような非安静時との間における血流の増加比であり、LV血液プール内における造影剤の濃度Ca(t)および心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)から求めることができる。

図５は、図１に示すＸ線CT装置１において、flow reserveの計算に用いるパラメータの定義を説明する図である。

図５に示すように安静時(Rest)および薬剤負荷時(Stress)における心筋の短軸横断像上に互いに直交するx軸、y軸を設定し、心筋の短軸横断像に直交する方向にz軸を設定する。また、安静時(Rest)においてLV内における造影剤の濃度Ca(t)および心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)がそれぞれ一定とみなせる時刻をt=t1とし、薬剤負荷時(Stress) においてLV内における造影剤の濃度Ca(t)および心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)がそれぞれ一定とみなせる時刻をt=t2とする。

そして、安静時(Rest)の時刻t1における心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t1)および薬剤負荷時(Stress)の時刻t2における心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t2)をそれぞれ心筋の造影CT画像データから心筋部のCT値aを減じることにより求めれば、心筋部の位置(x,y)におけるflow reserve(x,y)を求めることができる。尚、厳密にはCmyo(x,y,t1)は、安静時(Rest)の心筋部の造影剤の濃度に比例する値であり、Cmyo(x,y,t2)は、薬剤負荷時(Stress) 心筋部の造影剤の濃度に比例する値である。

flow reserve(x,y)は、薬剤負荷時(Stress)における心筋血流量(MBF)と安静時におけるMBFの比で与えられる。また、MBFが十分に小さい場合には、MBFは心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t)とLV内における造影剤の濃度Ca(t)との比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)あるいは移行定数Ｋ１と比例関係（直線相関）にあることが知られている。

従って、flow reserve(x,y)は、MBFが十分に小さい場合には、時刻t1と時刻t2との間で位置(x,y)が移動しないと仮定すると式（１１）により求めることができる。
［数１１］
flow reserve(x,y)= {Cmyo(x,y,t2)/Ca(t2)}/{Cmyo(x,y,t1)/Ca(t1)} ……（１１）

また、時刻t1と時刻t2との間でLV内における造影剤の濃度Ca(t)の変化量が無視できる場合には、flow reserve(x,y)は、式（１２）によってより簡易に求めることができる。［数１２］
flow reserve(x,y)= Cmyo(x,y,t2)/Cmyo(x,y,t1) ……（１２）

また、MBFが十分に小さくない場合には、MBFは心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t)とLV内における造影剤の濃度Ca(t)との比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)とが比例関係にない場合がある。このような場合には、MBFを心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t)とLV内における造影剤の濃度Ca(t)との比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)に変換するための変換関数fを用いてより精度良くflow reserve(x,y)を求めることができる。

図６は、MBFを心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t)とLV内における造影剤の濃度Ca(t)との比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)に変換するための変換関数fを示す図である。

図６において横軸は、MBF(ml/min/g)を示し、縦軸は心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t)とLV内における造影剤の濃度Ca(t)との比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)を示す。

MBFが十分に小さい場合には、図６の点線に示すようにMBFと造影剤の濃度比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)との間に直線相関があるものとしてflow reserve(x,y)を求めることができる。しかしながら、MBFが大きくなってくると、造影剤の濃度比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)は直線相関を表す直線からずれて飽和する傾向を示す場合がある。例えばMBF=5〜6(ml/min/g)である場合には、MBFと造影剤の濃度比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)とがリニアな関係にあるものとすると誤差が大きくなる。そこで、図６の実線で示すようなMBFを造影剤の濃度比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)あるいは移行定数Ｋ１に変換する変換関数f(MBF)を用いれば、MBFと造影剤の濃度比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)とがリニアな関係にないとしても、より精度よく造影剤の濃度比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)からMBFおよびflow reserve(x,y)を求めることができる。

変換関数f(MBF)を用いてflow reserve(x,y)を求める場合には、flow reserve(x,y)は、式（１３）により求めることができる。
［数１３］
flow reserve(x,y)= F{Cmyo(x,y,t2)/Ca(t2)}/F{Cmyo(x,y,t1)/Ca(t1)}……（１３）
ただし、式（１３）においてF=f^-1であり、f^-1は、変換関数f(MBF)の逆関数である。つまり、F(Cmyo(x,y,t)/Ca(t))は、造影剤の濃度比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)あるいは移行定数Ｋ１をMBFに変換する関数である。

変換関数f(MBF)は、任意の方法によって予め求めておくことができる。例えば、Ｘ線CT装置１によるスキャンによって同一または他の被検体から得られる血流情報から求めることができる。また、同一または他の被検体からPET(positron emission computed tomography)等の他の画像診断装置によって得られる血流情報から変換関数f(MBF)を求めておくこともできる。ここで、他の被検体として人間のみならず、犬や豚を用いて得られる変換関数f(MBF)を用いても要求される精度を満足する場合があると考えられる。変換関数f(MBF)の求め方については、George et al. ”Multidetector Computed Tomography Myocardial Perfusion Imaging During Adenosine Stress”, Journal of the American College of Cardiology, Vol. 48, No. 1, 2006.に詳細が記載されている。

正常な心筋部のflow reserve(x,y)は、例えば3〜4以上の値をとる。一方、冠動脈狭窄がある部位では、狭窄の程度に応じてflow reserve(x,y)が正常値よりも小さい値をとる。従ってflow reserve(x,y)の値により、注目する心筋部の虚血による心筋のダメージの程度を評価することができる。

また、安静時の時刻t=t1における心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t1)を心筋の短軸横断像上の(x,y)方向に平滑化することによって心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t1)に重畳するノイズを抑制することができる。逆に、薬剤負荷時の時刻t=t2における心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t2)については心筋の短軸横断像上の(x,y)方向における解像度が要求される場合が多いため、その場合には平滑化を行わない。一方、心筋の短軸横断像に垂直なz方向については、安静時の時刻t=t1および薬剤負荷時の時刻t=t2におけるそれぞれの心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,z,t1)、Cmyo(x,y,z,t2)をノイズ抑制のために平滑化することができる。

図７は、図１に示すＸ線CT装置１において、安静時(Rest)の時刻t1における心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t1)を平滑化してflow reserve(x,y)を求める方法を説明する図である。

図７は心筋の短軸横断像を示す。図７に示すように、例えば、安静時(Rest)の時刻t1において、0.5mm×0.5mm×0.5mmのボクセル内のデータとして心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,z,t1)が求められる場合には、10mm×10mm×10mmのボクセル内のデータとなるように心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,z,t1)がx,y,z方向に平均化される。これにより安静時における心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,z,t1) のノイズが抑制される。

一方、薬剤負荷時(Stress)の時刻t2において0.5mm×0.5mm×0.5mmのボクセル内のデータとして求められた心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,z,t2)については、x,y方向の解像度を確保するためにx,y方向の平均化が行われない。また、薬剤負荷時(Stress)の心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,z,t2)は、解像度が要求されないz方向のみについて平滑化することができる。方向の平滑化は例えば2〜4mm/pixel程度となるように心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,z,t2)を平均化することにより行われる。すなわち、薬剤負荷時(Stress)の心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,z,t2)は、例えば0.5mm×0.5mm×2mmのボクセル内のデータとなるようにz方向にのみ平均化される。

そして、平滑化された安静時(Rest)の心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x’,y’,z’,t1)およびz方向にのみ平滑化された心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,z’’,t2)からflow reserve(x,y)を求めれば、安静時における心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,z,t1)に重畳するノイズを軽減し、滑らかなflow reserve(x,y)のデータ群を得ることができる。

ところで、冠動脈血中の造影剤の濃度Ca(t)が一定ではないとみなせる場合には、式（８）から式（９）を導くことができない。しかし、冠動脈血中の造影剤の濃度Ca(t)の時間変化率が一定であるか、造影剤の濃度とCT値との間に線形性がある場合には、この冠動脈血中の造影剤の濃度の時間的な変化率に基づいて補正係数を求め、求めた補正係数を用いて造影剤成分の血流相対画像を補正することができる。例えば式（１４）に示すようにある時刻ｔ０における冠動脈血中の造影剤の濃度Ｃａ（ｔ０）を基準として時刻ｔにおける冠動脈血中の造影剤の濃度Ca(t)との比を補正係数α（ｔ）として、補正係数α（ｔ）を造影剤成分の血流相対画像のCT値に乗じることにより補正することができる。
［数１４］
α（ｔ）＝Ca(t)／Ｃａ（ｔ０） ……（１４）

さらに、式（５）において、濃度遷移期間Ｔｔの時刻ｔにおける左室内腔等の冠動脈血中の造影剤濃度Ca(t)および特定心筋部位Ａの造影剤濃度Cmyo(t)は、前述のように濃度遷移期間Ｔｔに収集した特定部位Ａにおける心電図同期CT画像から求めることができる。従って、特定心筋部位ＡにおけるＫ１の値も求めることができる。

ここで、特定心筋部位ＡにおけるＫ１の値をＫ１ａとする一方、血流相対画像として求めた特定心筋部位Ａにおける血流パーフュージョンＦの相対値ＲをＲａとすると、前述のようにＫ１＝Ｅ×Ｆの関係にあることから対応部位における血流パーフュージョンＦの相対値ＲにＫ１ａ／（Ｅ×Ｒａ）を乗じれば対応部位における血流パーフュージョンＦの相対値Ｒを血流パーフュージョンＦの絶対値に変換することができる。つまり、Ｋ１ａ／（Ｅ×Ｒａ）を補正値とみなし、血流相対画像を補正値で補正することにより血流絶対画像（血流値画像とも言う）に変換することができる。この場合、Ｅ＝１．０としてＫ１ａを血流とみなしても良い。

尚、補正値であるＫ１ａ／（Ｅ×Ｒａ）は、濃度遷移期間における複数のCT像に基づいて求めた造影剤の濃度の変化速度を表している。

さらに、この対応部位における血流絶対画像と、他の心筋パーフュージョンの断層像における心筋部の画像強度には、値の連続性等の関連性があるため、他の心筋断面における血流パーフュージョンＦの相対値Ｒにも同様にＫ１ａ／（Ｅ×Ｒａ）を乗じれば心筋全体の断層像に対して、血流パーフュージョンＦの相対値Ｒを血流パーフュージョンＦの絶対値に変換することができる。

すなわち、濃度遷移期間において求めた心筋の血流絶対画像を用いて、濃度一定期間において求めた同一スライス位置の心筋画像との値の関係を求めることにより、濃度一定期間において求めた心筋全体にわたる血流相対画像を血流絶対画像に変換することができる。そして、このようにして、心筋における血流画像を相対値から絶対値に変換し、心筋全体にわたる局所心筋血流の絶対値の分布画像を得ることができる。

次に、Ｘ線CT装置１の各構成要素の詳細について説明する。

造影剤注入装置８は、コンピュータ装置３からの制御信号により制御され、一定の条件に従って被検体Ｐに造影剤を持続的に注入する機能を有する。造影剤注入装置８は、造影剤の被検体Ｐ内における振る舞いに基づいて、被検体Ｐに注入する造影剤の量および濃度を制御することができる。

心電計９は、被検体Ｐに接着させた図示しない電極と接続される。心電計９は、被検体Ｐから電極を介して心電信号（ＥＣＧ信号）を検出し、検出したＥＣＧ信号から被検体Ｐの心電図を生成してコンピュータ装置３に与える機能を有する。

高電圧発生装置５はコンピュータ装置３からの制御信号により冠動脈および心筋部における造影剤の濃度Cmyo(t)、Ca(t)が一定あるいは線形性を有する間に、心電図に同期してＸ線管４に管電流や管電圧を供給し、Ｘ線検出器６で被検体Ｐを透過したＸ線を検出できるように構成される。さらに、Ｘ線検出器６で検出されたＸ線検出信号はデータ収集部７に与えられてデジタル化され、コンピュータ装置３に与えられる。

また、造影剤が心筋左心室内腔内等の部位を通過して心筋に到達するタイミングを知るために、特定心筋部位をモニタすべく、遷移期間において特定心筋部位上の任意のスライス位置からのＸ線データをダイナミック収集する機能がＸ線CT装置１に備えられる。この遷移期間においてダイナミック収集された特定心筋部位におけるデータもデータ収集部７を経てコンピュータ装置３に与えられる。

尚、造影剤が心筋に到達し、濃度遷移期間Ｔｔから区間Ｔ１（濃度一定期間）に変わるタイミングを知るための技術の例としては、例えば、特開２００３−２４５２７５号公報に開示されている。

すなわち、造影剤濃度（又はCT値）が所定の閾値に達したか否かを判定する方法、造影剤濃度（又はCT値）をグラフ化し、グラフの接線の傾斜角度が所定の角度に達したか否かを判定する方法、あるいは造影剤濃度（又はCT値）をグラフ化し、グラフがピークに達したか否かを判定する方法等の任意の方法により自動的に造影剤が心筋に到達するタイミングを設定する技術が開示されている。ただし、この方法によらず、心電同期CT画像や図４に示すような造影剤濃度の時間変化曲線をグラフ表示させて、ユーザが任意に造影剤が心筋に到達するタイミングを目視により把握できるように構成してもよい。

コンピュータ装置３は、画像処理装置１５、画像表示部１６、入力部１７およびスキャン制御装置１８とから構成される。スキャン制御装置１８は、心電計９により収集された心電図に基づいて高電圧発生装置および造影剤注入装置８に制御信号を与えて制御することにより心電図同期CTの収集を実行させる機能を有する。

特に、スキャン制御装置１８には、上述した濃度遷移期間Ｔｔから区間Ｔ１（濃度一定期間）に変わるタイミングを任意の方法で検出する機能が備えられる。そして、スキャン制御装置１８により、図示しない寝台を停止させて濃度遷移期間Ｔｔにおいて特定心筋部位Ａからのデータを収集することにより心電図同期CT画像を生成するプリスキャンと、図示しない寝台を移動させて濃度一定期間である区間Ｔ１において心筋全体からのデータを収集することにより心電図同期CT画像を生成する本スキャンを実行することができるように構成される。

また、画像処理装置１５は、制御部１９を中枢として、データ収集部７から出力される生データを補正処理等を経て投影データに変換する前処理部２０、投影データを記憶するメモリ部２１、投影データからCT画像データを再構成する画像再構成部２２、CT画像データを保管する記憶装置２３、記憶装置２３からCT画像データを読み込んで心筋パーフュージョン像を生成する心筋パーフュージョン情報生成システム２４とから構成される。

心筋パーフュージョン情報生成システム２４は，画像取得ユニット２４ａ、スライス厚加算ユニット２４ｂ、マトリクス縮小ユニット２４ｃ、マスク処理ユニット２４ｄ、血流情報生成ユニット２４ｅ、オブリーク断面変換ユニット２４ｆ、画像合成ユニット２４ｇおよび表示処理ユニット２４ｈを備える。

画像取得ユニット２４ａは、記憶装置２３から造影剤による心筋の造影CT画像データを読み込んで取得する機能と、取得した造影CT画像データを他の心筋パーフュージョン情報生成システム２４の構成要素に与える機能とを有する。

スライス厚加算ユニット２４ｂは、画像取得ユニット２４ａから心筋の造影CT画像データを受けて隣接するスライス間の造影CT値を加算し、あるいは平均をとることによりスライス方向の造影CT画像データの解像度を下げる機能を有する。

マトリクス縮小ユニット２４ｃは、画像取得ユニット２４ａから心筋の造影CT画像データを受けて、造影CT値に対して加算処理および加算平均処理の一方を施すことによりマトリクスを縮小する機能を有する。

すなわち、スライス厚加算ユニット２４ｂおよびマトリクス縮小ユニット２４ｃによってflow reserve(x,y)を求めるための前処理としてノイズ低減化のための平滑化処理を行うことができる。

マスク処理ユニット２４ｄは、画像取得ユニット２４ａから心筋の造影CT画像データを受けてマスク処理を行うことにより、心筋部のうち血流が存在する領域を抽出する機能を有する。

血流情報生成ユニット２４ｅは、マスク処理ユニット２４ｄにより抽出された血流領域における血流画像やflow reserve(x,y)等の血流情報を上述した方法により生成する機能を有する。すなわち、血流情報生成ユニット２４ｅには、マスク処理ユニット２４ｄにより抽出された血流領域において、心筋の造影CT画像データから心筋のみのCT値を減算することにより血流パーフュージョンＦの相対値Ｒを表す造影剤成分の画像を血流画像の１つである血流相対画像として生成する機能およびflow reserve(x,y)等の血流情報を生成する機能が備えられる。

また、血流情報生成ユニット２４ｅには、冠動脈血中の造影剤の濃度Ca(t)が一定ではない場合には、上述した補正係数α（ｔ）を求めて造影剤成分の血流相対画像やflow reserve(x,y)等の血流情報を補正する機能が備えられる。

さらに、血流情報生成ユニット２４ｅには、濃度遷移期間Ｔｔに収集した特定部位Ａにおける心電図同期CT画像を画像取得ユニット２４ａから受けて、上述した特定心筋部位ＡにおけるＫ１の値を求める機能と、求めたＫ１を用いて血流パーフュージョンＦの相対値Ｒを血流パーフュージョンＦの絶対値に変換することにより血流絶対画像を生成する機能とが備えられる。

オブリーク断面変換ユニット２４ｆは、血流情報生成ユニット２４ｅにより生成された心筋の血流画像やflow reserve(x,y)等の血流情報の断面を変換し、任意の断面における断面画像、例えば心筋の長手方向を軸とする環状の断面画像や任意の断面におけるflow reserve(x,y)等の血流情報を生成する機能を有する
画像合成ユニット２４ｇは、マトリクス縮小処理およびスライス間における造影CT値の加算前の解像度の高い心筋の画像、すなわち、画像取得ユニット２４ａから受けた心筋の造影CT画像データのうちマスク領域の画像データと血流情報生成ユニット２４ｅにより生成された心筋の血流画像や血流情報とを合成した画像を生成し、マスク領域の画像データと心筋の血流画像や血流情報とを重ね合わせして同位置画面上にそれぞれの画像の透明度等の任意の値を調整して表示できるようにする機能を有する。

すなわち、画像合成処理によって血流情報生成ユニット２４ｅによって生成される血流画像や血流情報は重畳表示させることができる。例えば、安静時と薬剤負荷時の心筋血流の増加比を示すflow reserve(x,y)の値を図５や図７に示すように造影CT画像上の対応する位置x,yに重ねて表示させることができる。また、心筋部にはflow reserve(x,y)の値が表示され、他の部位には安静時や薬剤負荷時の造影CT画像が表示されるように画像合成処理を行ってもよい。また、冠動脈の３次元表示にflow reserve(x,y)をフュージョンしてもよい。

表示処理ユニット２４ｈは、血流情報生成ユニット２４ｅ、オブリーク断面変換ユニット２４ｆおよび画像合成ユニット２４ｇによりそれぞれ生成された血流画像および血流情報、オブリーク断面画像、合成画像等の各画像を表示させるための画像信号を画像表示部１６に与えて表示させる機能と、表示された各画像において血流画像や血流情報が視認できるような表示条件を設定する機能を有する。

また、表示処理ユニット２４ｈは、画像の表示条件を設定する際には、画像表示部１６に表示条件の設定を指示するための画像を表示させる一方、入力部１７から画像の表示条件の指示を取得するように構成される。

次に、Ｘ線CT装置１の作用について説明する。

図８は、図１に示すＸ線CT装置１により心筋の血流情報を求めて表示させる際の手順の一例を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。

まずステップＳ１において、スキャン制御装置１８からの制御信号により造影剤注入装置８が制御され、図４に示すように、造影剤注入装置８から一定の条件に従って造影剤が持続的に被検体Ｐに注入される。

また、スキャン制御装置１８の制御により図示しない寝台を停止させたプリスキャンが実行される。そして、造影剤が心筋左心室内腔内等の部位を通過して心筋に到達するタイミングを知るために、特定心筋部位をモニタすべく、心筋領域における造影剤の濃度Cmyo(t)が左室内腔における造影剤の濃度Ca(t)よりも十分に小さい遷移期間において特定心筋部位上の任意のスライス位置の造影CT画像データが心電同期でダイナミック収集される。

すなわち、被検体Ｐに接着して設けられた図示しない電極を介して心電計９によりＥＣＧ信号が検出される。そして、心電計９により心電図が取得され、スキャン制御装置１８に与えられる。さらに、心電計９により取得された心電図に基づいてスキャン制御装置１８から制御信号が高電圧発生装置５に与えられる。このため、心電波形に同期して高電圧発生装置５からＸ線管４に管電流や管電圧が供給され、被検体ＰにＸ線が照射される。

被検体Ｐに照射され、被検体Ｐを透過したＸ線は、Ｘ線検出器６で検出される。Ｘ線検出器６の出力であるＸ線検出信号はデータ収集部７に与えられてデジタル化された生データが生成される。データ収集部７は、生成した生データを前処理部２０に与え、前処理部２０は生データに各種補正処理等の前処理を施して投影データに変換する。前処理部２０において得られた投影データは、メモリ部２１において一時的に保存された後、画像再構成部２２に与えられる。そして、画像再構成部２２において、投影データからCT画像データが再構成され、再構成されたCT画像データは記憶装置２３に書き込まれて保存される。

尚、被検体Ｐには造影剤が注入されるため、記憶装置２３に保存されるCT画像データは造影CT画像データとなる。また、心電図と同期されてCT画像が収集されるため、心筋の収縮あるいは拡張期において心筋各部の同一期における心筋の造影の体軸横断画像が得られる。そして、記憶装置２３に保存された造影CT画像データは、画像取得ユニット２４ａにより取得され、心筋パーフュージョン情報生成システム２４に与えられる。

さらに、遷移期間を経過すると、被検体Ｐの動脈血中における造影剤の濃度Ca(t)が一定あるいは時間的な変化率が一定とみなせる状態となる。また、心筋部の造影剤の濃度Cmyo(t)についても一定とみなせる状態となる。

このため、スキャン制御装置１８により、上述した任意の方法で自動的に造影剤が心筋に到達するタイミングが検出される。ただし、心電同期CT画像や図４に示すような造影剤濃度の時間変化曲線をグラフ表示させて、ユーザが任意に造影剤が心筋に到達するタイミングを目視により把握するようにしてもよい。

次に、ステップＳ２において、スキャン制御装置１８の制御により、必要に応じて一定のディレイ時間が経過したタイミングで、図示しない寝台を移動させた安静時の本スキャンが開始される。そして、安静時における心筋部の造影剤の濃度Cmyo(t)が一定とみなせる期間において、心電同期で心筋全体の造影CT画像データが収集される。

次に、ステップＳ３において、スキャン制御装置１８の制御により、薬剤負荷時の本スキャンが開始される。そして、薬剤負荷時における心筋部の造影剤の濃度Cmyo(t)が一定とみなせる期間において、心電同期で心筋全体の造影CT画像データが収集される。

そして、このように収集された安静時および薬剤負荷時における心筋の造影CT画像データから心筋パーフュージョン情報生成システム２４により血流画像やflow reserve(z,y)等の血流情報を生成することができる。

ここで、心筋の造影CT画像データの解像度のまま血流画像や血流情報を生成しようとすると、ノイズの影響を受ける恐れがある。そこで、血流画像や血流情報の生成の前処理として、必要に応じて特定の方向における解像度の低減化処理が心筋の造影CT画像データに施される。

すなわち、ステップＳ４において、スライス厚加算ユニット２４ｂは、画像取得ユニット２４ａから安静時および薬剤負荷時における心筋の造影CT画像データを受けて隣接する複数のスライスにおける造影CT値を加算し、あるいは平均をとることによりスライス方向zの造影CT画像データの解像度低減化処理を行う。例えば、心筋の造影CT画像データのスライス厚は０．５ｍｍ程度であることが一般的であり、血流画像や血流情報の生成用として心筋の造影CT画像データを用いるために、スライス厚が３ｍｍ、５ｍｍあるいは１０ｍｍ程度となるようにスライス方向zの解像度が低下せしめられる。

さらに、ステップＳ５において、マトリクス縮小ユニット２４ｃは、各スライスにおける心筋の造影CT画像データの造影CT値を加算し、あるいは平均をとることによりマトリクスの縮小処理を実行する。すなわち、血流画像や安静時のflow reserve(x,y)の計算に用いるための造影CT画像データに対して、スライスに平行なx,y方向の平滑化処理が行われる。

尚、スライス厚の加算処理およびマトリクス縮小処理の処理順序は逆であってもよく、任意である。

次に、ステップＳ６において、解像度の低減化処理が完了すると、マスク処理ユニット２４ｄにより安静時および薬剤負荷時におけるそれぞれの心筋の造影CT画像データに対してマスク処理が施され、心筋の造影CT画像データのうち、血流が存在する領域が抽出される。

続いてステップＳ７において、血流情報生成ユニット２４ｅにより、マスク処理後の血流が存在する領域における安静時および薬剤負荷時の造影CT画像データから心筋のCT値aが減算されて血流相対画像に相当する心筋の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t1),Cmyo(x,y,t2)が生成される。さらに、心筋の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t1),Cmyo(x,y,t2)からflow reserve(x,y)が計算される。flow reserve(x,y)の計算には、上述したようにLV内の造影剤の濃度Ca(t1),Ca(t2)や変換関数f(MBA)を用いることができる。

図９は、図１に示すＸ線CT装置１により心筋の造影CT画像データから血流相対画像を生成する手順と、得られた血流相対画像を示す図である。

図９（ａ）は、解像度の低減化処理後の各スライスにおける心筋の造影CT画像データである。図９（ａ）に示すような心筋の各造影CT画像データに対してマスク処理ユニット２４ｄによりマスク処理が施されて、図９（ｂ）に示すような血流が存在する領域が抽出される。図９（ｂ）は、左室心筋を中心にCT値が０から１５０の間となるようにマスク処理を施した例である。血流が存在する領域が抽出されたことが確認できる。

さらに、図９（ｂ）に示すように抽出された造影CT画像データから心筋のCT値の減算処理が血流情報生成ユニット２４ｅにより実行され、造影剤成分の画像が得られる。図９（ｃ）は、血流情報生成ユニット２４ｅによる減算処理で得られた造影剤成分の画像、すなわち心筋パーフュージョン像であり、心筋のCT値を３４として一律に造影CT画像データから引算（バックカット）した例である。この計算により心筋成分を画像から除去する。

また、冠動脈血中の造影剤の濃度Ca(t)が一定とみなせない場合には、血流情報生成ユニット２４ｅにより式（１４）に示すように補正係数α（ｔ）が求められ、造影剤成分の画像に補正係数α（ｔ）が乗じられて補正される。

次に、必要に応じて、血流情報生成ユニット２４ｅにより、濃度遷移期間Ｔｔにおいてダイナミック収集された特定心筋部位Ａ上のスライス位置の造影CT画像データに基づいて心筋パーフュージョンの相対値が血流パーフュージョンの絶対値に変換される。そのためにまず、濃度遷移期間Ｔｔの時刻ｔにおける左室内腔の造影剤濃度Ca(t)および特定心筋部位Ａの造影剤濃度Cmyo(t)が濃度遷移期間Ｔｔにおいてダイナミック収集された心電図同期CT画像から求められる。

濃度遷移期間Ｔｔでは、式（２）に示す近似式が成立し、式（５）により特定心筋部位ＡにおけるＫ１がパトラックプロット法と呼ばれる手法で左室内腔の造影剤の濃度Ca(t)および特定心筋部位Ａの造影剤の濃度Cmyo(t)から求められる。そして、特定心筋部位ＡにおけるＫ１の値Ｋ１ａおよび血流パーフュージョンＦの相対値ＲａからＫ１ａ／（Ｅ×Ｒａ）が求められ、対応部位における血流パーフュージョンＦの相対値ＲにＫ１ａ／（Ｅ×Ｒａ）を乗じることにより血流パーフュージョンＦの絶対値が得られる。この結果、血流相対画像から血流絶対画像が得られる。

尚、血流絶対画像と血流相対画像とは表示上は実質的に同一であり、血流絶対画像に割り当てられる画素値が血流パーフュージョンＦの絶対値に関連付けられる点のみ相異する。

また、対応部位における血流絶対画像と、他の心筋パーフュージョンの断層像における心筋部の画像強度には、値の連続性等の関連性があるため、他の心筋断面における血流パーフュージョンＦの相対値Ｒにも同様にＫ１ａ／（Ｅ×Ｒａ）が乗じられて、心筋全体の断層像に対して、血流パーフュージョンＦの相対値Ｒが血流パーフュージョンＦの絶対値に変換される。このようにして、心筋における血流画像は相対値から絶対値に変換され、心筋全体にわたる局所心筋血流の絶対値の分布画像が血流情報生成ユニット２４ｅにより得られる。

そして、このように生成された心筋パーフュージョン像およびflow reserve(x,y)は診断に供される。さらに、必要に応じて、診断容易化のため、心筋パーフュージョン像およびflow reserve(x,y)に各種処理が施される。

例えば、ステップＳ８において、オブリーク断面変換ユニット２４ｆにより心筋パーフュージョン像やflow reserve(x,y)の断面を変換処理が施されて、心筋パーフュージョン像やflow reserve(x,y)のオブリーク断面画像が生成される。尚、このステップＳ８は、ステップＳ３の後に実施してもよい。

さらに、心筋パーフュージョン像やflow reserve(x,y)を心筋の画像と合成させて表示させることにより、診断の際における利便性を向上させることができる。

そこで、ステップＳ９において、画像合成ユニット２４ｇは、マトリクス縮小処理およびスライス間における造影CT値の加算前の解像度の高い心筋の画像を画像取得ユニット２４ａから受けて、心筋パーフュージョン像やflow reserve(x,y)と合成した画像を生成する。

さらに、血流情報生成ユニット２４ｅ、オブリーク断面変換ユニット２４ｆおよび画像合成ユニット２４ｇによりそれぞれ生成された血流画像、flow reserve(x,y)、オブリーク断面画像、合成画像等の各画像は、表示処理ユニット２４ｈに与えられる。そして、表示処理ユニット２４ｈから各画像を表示させるための画像信号が画像表示部１６に与えられて表示される。

図１０は、図１に示すＸ線CT装置１の画像表示部１６にflow reserve(x,y)を自動的に表示条件を設定して表示させた例を示す図である。

図１０に示すように画像表示部１６の画面には、flow reserve(x,y)３０、表示条件の自動設定を指示するための自動（ＡＵＴＯ）ボタン３１および輝度スケール３２が表示される。つまり、図１０は、flow reserve(x,y)をグレースケールで識別できるように輝度表示させる場合の例を示す。尚、図１０では心筋部のflow reserve(x,y)に他の部位が重畳表示されている。

入力部１７の操作により自動（ＡＵＴＯ）ボタン３１を押すと、入力部１７から表示条件の自動設定の指示が表示処理ユニット２４ｈに与えられる。そうすると、表示処理ユニット２４ｈにより輝度スケール（ウィンドウレベル）の上限値ＷＵ、下限値ＷＬ、上限値と下限値との間のウィンドウレベル幅ＷＷが自動的にflow reserve(x,y)を表示させるために適切な値に設定される。

また、ＷＵとＷＬの範囲をカラー表示させることにより心筋部のflow reserve(x,y)を識別できるように表示させることも可能である。カラー表示させる場合には、例えば１６段階に視覚的に分けたり、識別したい段階に応じて１６段階以上または１６段階以下の階調を有するようにしてもよい。

以上のようなＸ線CT装置１および心筋パーフュージョン情報生成システム２４は、薬剤負荷時および安静時の造影剤濃度が一定の期間においてそれぞれ造影CT画像を収集し、薬剤負荷時および安静時の造影CT画像にそれぞれ含まれる血流情報からflow reserveに代表される血流情報を診断用に求めて表示させるものである。

このため、Ｘ線CT装置１および心筋パーフュージョン情報生成システム２４によれば、被検体への造影剤注入量およびＸ線による被曝をより低減させつつ、より短時間で診断に有用な血流情報を作成することができる。すなわち、従来は、心筋画像取得用のスキャンとは個別に血流情報取得用のスキャンが行なわれていたが、Ｘ線CT装置１および心筋パーフュージョン情報生成システム２４によれば、血流情報取得用のスキャンを追加することなく心筋画像取得用のスキャンで得られた冠動脈造影CT画像データや心筋造影CT画像データ等の情報から有用な血流情報を取得することができる。

尚、以上において、心筋の造影CT画像データから心筋のみのCT値を減算することにより血流画像やflow reserve等の血流情報を生成したが、臨床目的に応じて心筋のCT値に一定の値を加減乗除した値、すなわち心筋のCTから得られる一定値を心筋の造影CT画像データから減算することにより血流画像やflow reserve等の血流情報を生成してもよい。

また、被検体の安静時および非安静時における血流情報からflow reserveを求めるのみならず、他の診断に有用な血流情報を求めるようにしてもよい。

本発明に係るＸ線CT装置の実施の形態を示す構成図。被検体の心臓、心筋内、冠状動脈内における造影剤の振る舞いをモデル化した図。図２に示すモデルをパラメータを用いて概念的に表現した図。図１に示す造影剤注入装置により被検体に造影剤が持続的に静注されることによるLV内および心筋部における造影剤の時間的な濃度変化および造影CT画像データのCT値を示す図。図１に示すＸ線CT装置において、flow reserveの計算に用いるパラメータの定義を説明する図。 MBFを心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t)とLV内における造影剤の濃度Ca(t)との比Cmyo(x,y,t)/Ca(t)に変換するための変換関数fを示す図。図１に示すＸ線CT装置において、安静時(Rest)の時刻t1における心筋部の造影剤の濃度Cmyo(x,y,t1)を平滑化してflow reserve(x,y)を求める方法を説明する図。図１に示すＸ線CT装置により心筋の血流情報を求めて表示させる際の手順の一例を示すフローチャート。図１に示すＸ線CT装置１により心筋の造影CT画像データから血流相対画像を生成する手順と、得られた血流相対画像を示す図。図１に示すＸ線CT装置の画像表示部にflow reserve(x,y)を自動的に表示条件を設定して表示させた例を示す図。

符号の説明

１Ｘ線CT装置
２ガントリ部
３コンピュータ装置
４Ｘ線管
５高電圧発生装置
６Ｘ線検出器
７データ収集部
８造影剤注入装置
９心電計
１０冠状動脈
１１毛細血管
１２心筋
１３心筋細胞
１４間質
１５画像処理装置
１６画像表示部
１７入力部
１８スキャン制御装置
１９制御部
２０前処理部
２１メモリ部
２２画像再構成部
２３記憶装置
２４心筋パーフュージョン情報生成システム
２４ａ画像取得ユニット
２４ｂスライス厚加算ユニット
２４ｃマトリクス縮小ユニット
２４ｄマスク処理ユニット
２４ｅ血流情報生成ユニット
２４ｆオブリーク断面変換ユニット
２４ｇ画像合成ユニット
２４ｈ表示処理ユニット
Ｐ被検体

Claims

造影剤が持続的に注入された被検体の安静時および非安静時の心筋部から前記造影剤の濃度が一定とみなせる状態における安静時および非安静時の投影データをそれぞれ収集し、収集された前記安静時および非安静時の投影データからそれぞれ安静時および非安静時の造影CT画像データを再構成する画像生成手段と、
前記安静時の造影CT画像データから求めた第１の血流情報および前記非安静時の造影CT画像データから求めた第２の血流情報から第３の血流情報を求める血流情報取得手段と、
を備えたことを特徴とするＸ線CT装置。
前記血流情報取得手段は、前記第３の血流情報として血流予備能を求めるように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線CT装置。
前記血流情報取得手段は、前記安静時の前記心筋部における前記造影剤の濃度と前記非安静時の前記心筋部における前記造影剤の濃度との比を計算することによって前記第３の血流情報として血流予備能であるFlow reserveを求めるように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線CT装置。
前記血流情報取得手段は、前記安静時の前記心筋部と心臓左室内腔内あるいは冠状動脈血中との間における前記造影剤の濃度比を安静時の濃度比とし、前記非安静時の前記心筋部と前記心臓左室内腔内あるいは前記冠状動脈血中との間における前記造影剤の濃度比を非安静時の濃度比とし、前記安静時の濃度比と前記非安静時の濃度比を計算することによって前記第３の血流情報として血流予備能であるFlow reserveを求めるように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線CT装置。
前記血流情報取得手段は、前記安静時の前記心筋部と心臓左室内腔内あるいは冠状動脈血中との間における前記造影剤の濃度比を安静時の濃度比とし、前記非安静時の前記心筋部と前記心臓左室内腔内あるいは前記冠状動脈血中との間における前記造影剤の濃度比を非安静時の濃度比とし、かつ心筋血流量を前記心筋部と前記心臓左室内腔内あるいは前記冠状動脈血中との間における前記造影剤の濃度比に変換する関数を変換関数とし、前記安静時の濃度比を前記変換関数の逆関数に代入した値と前記非安静時の濃度比を前記変換関数の逆関数に代入した値との比を計算することによって前記第３の血流情報として血流予備能であるFlow reserveを求めるように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線CT装置。
前記血流情報取得手段は、前記第１の血流情報を心筋の短軸横断像上の少なくとも１方向に平滑化し、平滑化後の第１の血流情報を用いて前記第３の血流情報を求めるように構成されることを特徴とする請求項１記載のＸ線CT装置。
造影剤が持続的に注入された被検体の安静時および非安静時の心筋部から前記造影剤の濃度が一定とみなせる状態における安静時および非安静時の造影CT画像データを取得する画像取得手段と、
前記安静時の造影CT画像データから求めた第１の血流情報および前記非安静時の造影CT画像データから求めた第２の血流情報から第３の血流情報を求める血流情報取得手段と、
を備えたことを特徴とする心筋パーフュージョン情報生成システム。