CN101259023A - X射线ct装置、心肌灌流信息生成系统和x射线诊断方法 - Google Patents

X射线ct装置、心肌灌流信息生成系统和x射线诊断方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供一种X射线CT装置，其具有图像生成单元以及血流信息取得单元。图像生成单元从被持续注入造影剂的被检测体的安静时以及非安静时的心肌部分，分别收集造影剂的浓度可被视为一定的状态下的安静时以及非安静时的投影数据，根据收集到的安静时以及非安静时的投影数据，分别重构安静时以及非安静时的造影CT图像数据。血流信息取得单元根据基于上述安静时的造影CT图像数据求出的第一血流信息以及基于上述非安静时的造影CT图像数据求出的第二血流信息，求出第三血流信息。

Description

X射线CT装置、心肌灌流信息生成系统和X射线诊断方法
技术领域
本发明涉及持续地注入造影剂并生成心肌灌流信息的X射线CT装置、心肌灌流信息生成系统、X射线诊断方法以及心肌灌流信息生成方法。
背景技术
在使用了X射线CT装置的心脏造影检查中，造影剂被持续地注入作为患者的被检测体内，并收集造影CT图像。另外，根据收集到的造影CT图像，作成冠状动脉和心内腔壁运动像等用于诊断。
另外，利用X射线CT装置来实施对心肌的血流动态(灌流：perfusion)的检查和对脑组织内等的器官的灌流检查。以前通过研究而尝试了在这些灌流检查中，通过在短时间内注入造影剂的多孔注入而进行动态摄影，对所得到的动态造影CT数据进行分析而生成灌流图像。
但是，通常这样的灌流图像的摄影不是单独检查，而是作为造影检查的一个环节而实施的。例如，在进行心肌灌流图像的摄影的情况下，与心肌灌流图像的扫描不同地，还实施用于冠状动脉、心内腔壁运动这样的心功能分析的扫描。因此，会产生心肌灌流图像的扫描的时间长，X射线对被检测体的辐射增加的问题。
对此，为了进一步降低对被检测体的造影剂注入量以及X射线的辐射，同时在更短的时间内作成心肌灌流图像，考虑了以下的技术：不追加血流信息取得用的扫描，而从通过心肌图像取得用的扫描而取得的冠状动脉造影CT图像数据、心肌造影CT图像数据等信息，还取得血流信息。
该技术是在通过在一定条件下持续注入造影剂而收集到的冠状动脉造影CT数据、心肌造影CT数据中包含作为心肌部分的血流动态的指标的心肌灌流有关的信息，因此通过数据处理从冠状动脉造影CT数据、心肌造影CT数据中抽出与心肌灌流有关的信息并进行图像化。具体地说，将造影剂静脉注入到被检测体内，在心肌部分和冠状动脉血中造影剂以一定的浓度流动的期间中取得心肌部分造影CT图像，根据从取得的心肌部分造影CT图像减去心肌的CT值而得到的造影剂成分的分布图像与血流灌流成正比的关系的情况，将造影剂成分的分布图像视为表示相对的血流灌流的血流灌流像(例如参照日本特开2006-21022号公报)。
进而，利用在造影剂浓度的迁移期间中收集到的心电同步CT图像数据来近似地求出未知数，由此可以将心肌血流图像的相对值变换为绝对值(例如参照日本特开2006-247388号公报)。这样，可以作成临床上有用的血流的绝对值图像和心肌全体中的局部心肌血流量分布图像。
另外，作为相关技术，尝试了求出用于将心肌血流量(MBF：myocardial blood flow)变换为心脏左室内腔内的造影剂的浓度Ca和心肌的血液中的造影剂浓度Cmyo的比Cmyo/Ca的变换函数f(MBF)(例如参照George et al.“Multidetector ComputedTomography Myocardial Perfusion Imaging During AdenosineStress”，Journal of the American College of Cardiology，Vol.48，No.1，2006.)。
如上所述，考虑了从通过心肌图像取得用的扫描所取得的冠状动脉造影CT图像数据、心肌造影CT图像数据等信息取得血流信息的技术，但理想的是取得对诊断有用的更多的心肌灌流信息。
发明内容
本发明是对应现在的问题而提出的，其目的在于：提供一种在进一步降低对被检测体的造影剂注入量以及X射线的曝光的同时，可以以更短的时间取得对诊断有用的心肌灌流信息的X射线CT装置、心肌灌流信息生成系统、X射线诊断方法以及心肌灌流信息生成方法。
为了达到上述目的，本发明的X射线CT装置具备：图像生成单元，从被持续注入造影剂的被检测体的安静时以及非安静时的心肌部分，分别收集上述造影剂的浓度可被视为一定的状态下的安静时以及非安静时的投影数据，根据所收集到的上述安静时以及非安静时的投影数据，分别重构安静时以及非安静时的造影CT图像数据；血流信息取得单元，根据基于上述安静时的造影CT图像数据所求出的第一血流信息以及基于上述非安静时的造影CT图像数据所求出的第二血流信息，来求出第三血流信息。
为了达到上述目的，本发明的心肌灌流信息生成系统具备：图像取得单元，从被持续注入造影剂的被检测体的安静时以及非安静时的心肌部分，取得上述造影剂的浓度可被视为一定的状态下的安静时以及非安静时的造影CT图像数据；血流信息取得单元，根据基于上述安静时的造影CT图像数据所求出的第一血流信息以及基于上述非安静时的造影CT图像数据所求出的第二血流信息，来求出第三血流信息。
本发明的X射线诊断方法包括以下步骤：从被持续注入造影剂的被检测体的安静时以及非安静时的心肌部分，分别收集上述造影剂的浓度可被视为一定的状态下的安静时以及非安静时的投影数据，根据所收集到的上述安静时以及非安静时的投影数据，分别重构安静时以及非安静时的造影CT图像数据；根据基于上述安静时的造影CT图像数据所求出的第一血流信息以及基于上述非安静时的造影CT图像数据所求出的第二血流信息，来求出第三血流信息。
本发明的心肌灌流信息生成方法包括以下步骤：从被持续注入造影剂的被检测体的安静时以及非安静时的心肌部分，分别取得上述造影剂的浓度可被视为一定的状态下的安静时以及非安静时的造影CT图像数据；根据基于上述安静时的造影CT图像数据所求出的第一血流信息以及基于上述非安静时的造影CT图像数据所求出的第二血流信息，来求出第三血流信息。
在本发明的X射线CT装置、心肌灌流信息生成系统、X射线诊断方法以及心肌灌流信息生成方法中，在进一步降低对被检测体的造影剂注入量以及X射线的辐射的同时，可以用更短的时间取得对诊断有用的心肌灌流信息。
附图说明
图1是表示本发明的X射线CT装置的实施例的结构图。
图2是将被检测体的心脏、心肌内、冠状动脉内的造影剂的行动模型化了的图。
图3是利用参数概念地表现图2所示的模型的图。
图4是表示由图1所示的造影剂注入装置持续地向被检测体的静脉注入造影剂而产生的LV内以及心肌部分的造影剂的时间性浓度变化以及造影CT图像数据的CT值的图。
图5是表示在图1所示的X射线CT装置中，flow reserve的计算所使用的参数的定义以及血流信息的显示例子的图。
图6是表示用于将MBF变换为心肌部分的造影剂的浓度Cmyo(x，y，t)与LV内的造影剂的浓度Ca(t)的比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)的变换函数f的图。
图7是表示在图1所示的X射线CT装置中，对安静时(Rest)的时刻t1的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，t1)进行平滑化而求出flow reserve(x，y)的方法以及血流信息的显示例子的图。
图8是表示由图1所示的X射线CT装置求出心肌的血流信息并显示时的顺序的例子的流程图。
图9是表示由图1所示的X射线CT装置根据心肌的造影CT图像数据生成血流相对图像的顺序和所得到的血流相对图像的图。
图10是表示在图1所示的X射线CT装置的图像显示部件中自动地设定显示条件并显示flow reserve(x，y)的例子的图。
具体实施方式
参照附图说明本发明的X射线CT装置、心肌灌流信息生成系统、X射线诊断方法以及心肌灌流信息生成方法的实施例。
图1是表示本发明的X射线CT装置的实施例的结构图。
X射线CT装置1包括架台部件2以及计算机装置3。架台部件2具有X射线管4、高电压发生装置5、X射线检测器6、数据收集部件7(DAS：Data Acquisition System)、造影剂注入装置8以及心电图仪9。X射线管4和X射线检测器6被安装在高速且连续旋转的未图示的旋转圈上的夹着被检测体P而互相相对的位置上。
X射线CT装置1具备以下功能：在投放造影剂的情况下生成被检测体P的造影CT图像数据，并根据生成的造影CT图像数据作成血流图像和血流信息。在此，说明用于作成血流图像以及血流信息的原理和方法。
图2是将被检测体的心脏、心肌内、冠状动脉内的造影剂的行动模型化了的图。
在被检测体P内部，从未图示的大动脉分支出冠状动脉10，从分支出的冠状动脉10进而再分支出毛细血管11。毛细血管11导入到心肌12内，心肌12由毛细血管11和心肌细胞13构成。心肌细胞13存在间质14的区域，间质14和毛细血管11之间为血液可以进出的构造。
因此，如果向被检测体P注入造影剂，则造影剂和血液一起从大动脉被引导到冠状动脉10，从冠状动脉10引导到毛细血管11。进而，如果造影剂在毛细血管11内与血液一起流动到达心肌细胞13，则造影剂的一部分从毛细血管11流入心肌细胞13内的间质14。另外，流入到心肌细胞13内的间质14的血液的一部分再次从心肌细胞13流出并向毛细血管11内移动。
因此，大动脉或冠状动脉10中的造影剂在血液中的浓度和心肌细胞13内或毛细血管11内的造影剂在血液中的浓度为不同的值，并且随着造影剂的移动而进行时间性的变化。被检测体P内的各处的造影剂在血液中的浓度是由造影剂从毛细血管11流入心肌细胞13内的间质14时的移动常数和造影剂从心肌细胞13内的间质14流入毛细血管11时的移动常数所决定的。
即，如果设时刻t的心脏左室(LV：left ventricle)内腔内或冠状动脉血中的造影剂的浓度为Ca(t)，包含了毛细血管11以及心肌细胞13的心肌12内的某区域为单位区域，心肌12的血液中的造影剂浓度(毛细血管11中和心肌细胞13内的造影剂的平均浓度)为Cmyo(t)，造影剂从毛细血管11流入心肌细胞13内的间质14时的移动常数为K1，造影剂从毛细血管11流出到心肌细胞13内的间质14时的移动常数为k2，则由移动常数K1以及移动常数k2决定了Ca(t)以及Cmyo(t)。
图3是利用参数概念地表现图2所示的模型的图。
如图3所示，在某时刻t，浓度Ca(t)的造影剂以与移动系数K1成正比的量从毛细血管11向心肌细胞13的间质14移动，另一方面，浓度Cmyo(t)的造影剂以与移动系数k2成正比的量从心肌细胞13的间质14向毛细血管11内移动。另外，造影剂移动后的浓度Ca(t)以及Cmyo(t)是由移动常数K1以及移动常数k2决定的。
因此，可以用流入间质14的造影剂的量和从间质14流出的造影剂的量的差来表示某时刻t的心肌12内的造影剂的浓度Cmyo(t)，因此公式(1)成立。
d C myo ( t ) dt = K 1 C a ( t ) - k 2 C myo ( t ) · · · · · · ( 1 )
另一方面，以前已知，如果在一定条件下向被检测体P的静脉注入造影剂，则会出现冠状动脉中(或LV内腔内)以及心肌12内的造影剂血液中的浓度Ca(t)、Cmyo(t)分别可被视为一定的浓度一定期间。
因此，如果在心肌区域的造影剂浓度Cmyo(t)以及冠状动脉中(或LV内腔内)的造影剂浓度Ca(t)成为一定或者增加率变缓而可被视为一定的期间中，心电图同步地收集心肌部分的X射线CT数据，则容易通过使用了其后的X射线CT数据的各种处理而生成血流图像。因此，造影剂注入装置8可以依照一定的条件，在每个单位时间将所需要的量的造影剂注入到被检测体P内，得到冠状动脉血中(或LV内腔内)以及心肌部分的造影剂浓度Ca(t)、Cmyo(t)可被视为一定的状态。
另外，造影剂的注入条件是一种通过经验而决定为在X射线CT数据的收集期间中冠状动脉中和LV内的造影剂浓度Ca(t)为一定的方法，因此，注入速度多少存在不同。例如在“八町淳、轮湖正：螺旋走查型CTにおける最適造影検查の方法の検討、日
Figure A20081008371200111
医報第40卷第二号1995年”等文献中，记载了该造影剂的静脉注入时的注入速度等的推荐条件。
另外，即使在冠状动脉中和LV内的造影剂浓度Ca(t)不一定的期间，如果是可被视为冠状动脉中和LV内的造影剂浓度Ca(t)的时间变化为一定而具有线性的状态，则可以用于生成血流图像，因此通过造影剂注入装置8调整造影剂的注入条件，使得冠状动脉中和LV内的造影剂浓度Ca(t)的时间变化成为一定。
但是，如果将造影剂持续地注入到被检测体P，而将从注入开始后，一直到被注入的造影剂到达心肌病并增加，冠状动脉血中和LV内的造影剂浓度Ca(t)以及心肌区域的造影剂浓度Cmyo(t)分别成为可被视为饱和到一定值的状态为止，定义为浓度迁移期间Tt，则在浓度迁移期间Tt中，心肌区域的造影剂浓度Cmyo(t)比冠状动脉血中、特别是LV内腔的造影剂浓度Ca(t)充分小，公式(2)所示的近似式能够成立。
K1Ca(t)＞＞k2Cmyo(t)......(2)
因此，在公式(2)成立的浓度迁移期间Tt中，可以如公式(3)那样近似公式(1)。
d C myo ( t ) dt ≅ K 1 C a ( t ) · · · · · · ( 3 )
进而，如果对公式(3)的两边进行时间积分，则得到公式(4)。
C myo ( t ) ≅ K 1 ∫ 0 t C a ( τ ) dτ · · · · · · ( 4 )
因此，从公式(4)导出公式(5)。
K 1 ≅ ∫ 0 t C a ( τ ) dτ C myo ( t ) · · · · · · ( 5 )
公式(5)表示出如果可以求出浓度迁移期间Tt的冠状动脉血中、特别是LV内腔的造影剂浓度Ca(t)以及特定的心肌部位A(在冠状动脉血是LV内腔的血流的情况下，将其称为LV心肌的心肌部位，以下称为特定心肌部位)的造影剂浓度Cmyo(t)，则一般可以用被称为Patlak描绘法(图形描绘法：graphical plot)的方法求出特定心肌部位A处的K1。
在心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)可被视为一定的情况下，公式(1)的左边为0，因此得到公式(6)。
d C myo ( t ) dt ≅ 0 · · · · · · ( 6 )
根据公式(6)，如公式(7)那样表示公式(1)。
K1Ca(t)-k2Cmyo(t)≌0......(7)
进而，如果对公式(7)进行变形，则得到公式(8)。
K 1 = k 2 C myo ( t ) C a ( t ) · · · · · · ( 8 )
在公式(8)中，在冠状动脉血中的造影剂浓度Ca(t)可被视为一定的情况下，如公式(9)那样，移动常数K1与心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)成正比。
K1∝Cmyo(t)/Ca(t)......(9)
进而，可知如果设表示血流浓度中的造影剂的比例的值(extraction fraction)为E，血流动态的指标的单位时间、单位重量中的血流量的血流灌流(blood puerfusion [ml/100g/min])为F，则移动常数K1有K1＝E×F的关系。
因此，如公式(10)所示，心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)与心肌部分的血流灌流F成正比。
Cmyo(t)∝F    ......(10)
也就是说，可知心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)表示出血流灌流F的相对值。因此，如果可以求出心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)，则可以知道血流灌流F的相对值。
在此，注入造影剂而得到的心肌造影CT图像数据的CT值是作为心肌组织成分的只有心肌的CT值和造影剂成分的图像的CT值的合计。因此，如果从心肌的造影CT图像数据只减去心肌的CT值，则可以求出与造影剂成分的图像的CT值成正比关系的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)、造影剂浓度比Cmyo(t)/Ca(t)。
也就是说，可以认为可以作为与CT值等价的参数来处理心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)以及LV内的造影剂浓度Ca(t)。因此，在此将心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)以及LV内的造影剂浓度Ca(t)作为造影剂成分的图像的CT值进行处理。
图4是表示由图1所示的造影剂注入装置8持续地向被检测体的静脉注入造影剂而进行的LV内以及心肌部分的造影剂的时间性浓度变化以及造影CT图像数据的CT值的图。
在图4中，纵轴表示相当于造影剂浓度的CT值，横轴表示时间t。另外，图4中的曲线是表示LV内的造影剂浓度Ca(t)的时间变化的数据以及由心肌细胞13和毛细血管11构成的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)的时间变化的数据。
如图4所示，如果在时刻t0注入造影剂，则LV内的造影剂浓度Ca(t)以及心肌部分的短轴横截像的位置(x，y)处的造影剂浓度Cmyo(x，y，t)依次增加。另外，如果经过LV内的造影剂浓度Ca(t)以及心肌部分的位置(x，y)处的造影剂浓度Cmyo(x，y，t)增加的浓度迁移期间Tt，则得到LV内的造影剂浓度Ca(t)以及心肌部分的位置(x，y)处的造影剂浓度Cmyo(x，y，t)分别为一定或增加率变慢的期间T1。
在安静时和非安静时，例如投放用于压力负荷的药剂时那样，即使是药剂负荷时这样的倾向也一样。即在安静时在时刻t1，LV内的造影剂浓度Ca(t)以及心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)分别为一定或增加率变慢的期间T1开始，在药剂负荷时在时刻t2，LV内的造影剂浓度Ca(t)以及心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)分别为一定或增加率变慢的期间T1开始。
另外，a是未投放造影剂的状态下的心肌部分以及LV内的CT值。另外，心肌部分的CT值a1和LV内的CT值a2严格地说有时不同，但是在此假定a1＝a2＝a。该CT值a是由物理条件决定的一定值。
在此，作为评价心肌的双重能力的重要诊断信息有血流预备能力(flow reserve)。Flow reserve是安静时和例如药剂负荷时那样的非安静时之间的血流的增加比，可以根据LV血液池内的造影剂浓度Ca(t)和心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)求出。
图5是表示在图1所示的X射线CT装置1中，用于flow reserve的计算的参数的定义以及血流信息的显示例子的图。
如图5所示，在安静时(Rest)以及药剂负荷时(Stress)的心肌的短轴横截像上设定互相正交的x轴、y轴，在与心肌的短轴横截像正交的方向上设定z轴。另外，将在安静时LV内的造影剂浓度Ca(t)以及心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)分别可被认为一定的时刻作为t＝t1，将在药剂负荷(Stress)时LV内的造影剂浓度Ca(t)以及心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)分别可被认为一定的时刻作为t＝t2。
另外，如果通过从心肌的造影CT图像数据减去心肌部分的CT值a而分别求出安静时(Rest)的时刻t1的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，t1)、以及药剂负荷时(Stress)的时刻t2的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，t2)，则能够求出心肌部分的位置(x，y)处的flow reserve(x，y)。另外，严谨地说，Cmyo(x，y，t1)是与安静时(Rest)的心肌部分的造影剂浓度成正比的值，Cmyo(x，y，t2)是与药剂负荷时(Stress)心肌部分的造影剂浓度成正比的值。
Flow reserve(x，y)是由药剂负荷时(Stress)的心肌血流量(MBF)与安静时的MBF的比决定的。另外，可知在MBF充分小的情况下，MBF与心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，t)和LV内的造影剂浓度Ca(t)的比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)、或移动常数K1为正比关系(线性相关)。
因此，在MBF充分小的情况下，如果假定在时刻t1和时刻t2之间位置(x，y)不移动，则可以通过公式(11)求出Flow reserve(x，y)。
Flow reserve(x，y)＝{Cmyo(x，y，t2)/Ca(t2)}/{Cmyo(x，y，t1)/Ca(t1)}......(11)
另外，在时刻t1和时刻t2之间可以无视LV内的造影剂浓度Ca(t)的变化量的情况下，可以根据公式(12)更简单地求出Flowreserve(x，y)。
Flow reserve(x，y)＝Cmyo(x，y，t2)/Cmyo(x，y，t1)......(12)
另外，在MBF不是充分小的情况下，MBF与心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，t)和LV内的造影剂浓度Ca(t)的比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)有时不成为正比关系。这时，可以利用用于将MBF变换为心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，t)和LV内的造影剂浓度Ca(t)的比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)的变换函数f，求出精度更高的Flow reserve(x，y)。
图6是表示用于将MBF变换为心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，t)和LV内的造影剂浓度Ca(t)的比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)的变换函数f的图。
在图6中，横轴表示MBF(ml/min/g)，纵轴表示心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，t)和LV内的造影剂浓度Ca(t)的比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)。
在MBF充分小的情况下，假设如图6的虚线所示，MBF和造影剂浓度比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)之间有线性相关，能够求出Flowreserve(x，y)。但是，如果MBF变大，则造影剂浓度比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)有时会偏离表示线性相关的直线，而表现出饱和的倾向、即非线性的对应关系。例如，在MBF＝5～6(ml/min/g)时，如果MBF和造影剂浓度比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)是线性关系，则误差会变大。因此，如果利用将图6的实线所示那样的MBF变换为造影剂浓度比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)或移动常数K1的变换函数f(MBF)，则即使MBF和造影剂浓度比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)不是线性关系，也可以更高精度地从造影剂浓度比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)求出MBF以及flow reserve(x，y)。
在利用变换函数f(MBF)求出flow reserve(x，y)时，可以通过公式(13)求出flow reserve(x，y)。
Flow reserve(x，y)＝F{Cmyo(x，y，t2)/Ca(t2)}/F{Cmyo(x，y，t1)/Ca(t1)}......(13)
其中，在公式(13)中，F＝f-1，f-1是变换函数f(MBF)的反函数。也就是说，F(Cmyo(x，y，t)/Ca(t))是将造影剂浓度比Cmyo(x，y，t)/Ca(t)或移动常数K1变换为MBF的函数。
可以通过任意方法预先求出变换函数f(MBF)。例如，可以根据通过X射线CT装置1的扫描而从同一或其他被检测体得到的血流信息求出。另外，也可以根据由PET(positron emission computedtomography)等其他图像诊断装置从同一或其他被检测体得到的血流信息，求出变换函数f(MBF)。在此，可以认为作为其他被检测体，不仅是人，即使使用从狗或猪得到的变换函数f(MBF)，有时也能够满足所要求的精度。关于变换函数f(MBF)的求出方法，在Georgeet al.“Multidetector Computed Tomography Myocardial PerfusionImaging During Adenosine Stress”，Journal of the American Collegeof Cardiology，Vol.48，No.1，2006.中有详细记载。
正常的心肌部分的flow reserve(x，y)例如取3～4以上的值。另一方面，在有冠状动脉狭窄的部位，对应于狭窄的程度，flow reserve(x，y)取比正常值小的值。因此可以通过flow reserve(x，y)的值来评价所关注的心肌部分的因缺血造成的心肌损伤的程度。
另外，通过在心肌的短轴横截像上的(x，y)方向上对安静时的时刻t＝t1的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，t1)进行平滑化，可以抑制重叠在心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，t1)上的噪音。相反，对于药剂负荷时的时刻t＝t2的心肌部分造影剂浓度Cmyo(x，y，t2)，由于大多要求心肌短轴横截像上的(x，y)方向上的分辨率，所以在该情况下不进行平滑化。另一方面，对于与心肌的短轴横截像垂直的z方向，为了抑制噪音，可以对安静时的时刻t＝t1以及药剂负荷时的时刻t＝t2的各个心肌部分造影剂浓度Cmyo(x，y，z，t1)、Cmyo(x，y，z，t2)进行平滑化。
图7是表示在图1所示的X射线CT装置1中，对安静时(Rest)的时刻t1的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，t1)进行平滑化而求出flow reserve(x，y)的方法以及血流信息的显示例子的图。
图7表示心肌的短轴横截像。如图7所示，例如在安静时(Rest)的时刻t1能够求出作为0.5mm×0.5mm×0.5mm的体素内的数据的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，z，t1)的情况下，在x，y，z方向上对心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，z，t1)进行平均化，使得成为10mm×10mm×10mm的体素内的数据。这样，可以抑制安静时的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，z，t1)的噪音。
另一方面，针对在药剂负荷时(Stress)的时刻t2作为0.5mm×0.5mm×0.5mm的体素内的数据而求出的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，z，t2)，为了确保x、y方向的分辨率，不进行x、y方向的平均化。另外，可以只针对未要求分辨率的z方向，对药剂负荷时(Stress)的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，z，t2)进行平滑化。通过对心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，z，t2)进行平均化使得成为例如2～4mm/pixel左右，而进行方向的平滑化。即，药剂负荷时(Stress)的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，z，t2)仅在z方向上被平均化，使得例如成为0.5mm×0.5mm×2mm的体素内的数据。
另外，如果根据被平滑化了的安静时的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x’，y’，z’，t1)以及只在z方向上平滑化了的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，z”，t2)来求出flow reserve(x，y)，则可以减轻重叠在安静时的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(x，y，z，t1)上的噪音，得到平滑的flow reserve(x，y)的数据群。
但是，在冠状动脉血中的造影剂浓度Ca(t)被视为不一定的情况下，不能从公式(8)导出公式(9)。但是，在冠状动脉血中的造影剂浓度Ca(t)的时间变化率为一定，或者造影剂浓度和CT值之间具有线性的情况下，可以根据该冠状动脉血中的造影剂浓度的时间性变化率来求出修正系数，并利用求出的修正系数对造影剂成分的血流相对图像进行修正。例如如公式(14)所示，可以以某时刻t0的冠状动脉血中的造影剂浓度Ca(t0)作为基准，将与时刻t的冠状动脉血中的造影剂浓度Ca(t)的比作为修正系数α(t)，通过将修正系数α(t)乘以造影剂成分的血流相对图像的CT值而进行修正。
α(t)＝Ca(t)/Ca(t0)......(14)
进而，在公式(5)中，可以如上述那样根据在浓度迁移期间Tt中收集到的特定部位A的心电图同步CT图像，求出浓度迁移期间Tt的时刻t的左心室内腔等的冠状动脉血中的造影剂浓度Ca(t)以及特定心肌部位A的造影剂浓度Cmyo(t)。因此，也可以求出特定心肌部位A处的K1的值。
在此，在设特定心肌部位A处的K1的值为K1a，作为血流相对图像而求出的特定心肌部位A的血流灌流F的相对值R为Ra时，如果如上所述那样，根据K1＝E×F的关系而将对应部位的血流灌流F的相对值R乘以K1a/(E×Ra)，则可以将对应部位的血流灌流F的相对值R变换为血流灌流F的绝对值。也就是说，将K1a/(E×Ra)视为修正值，通过用修正值来修正血流相对图像，可以变换为血流绝对图像(也称为血流值图像)。在该情况下，作为E＝1.0，可以将K1a视为血流。
另外，作为修正值的K1a/(E×Ra)表示根据浓度迁移期间的多个CT像而求出的造影剂浓度的变化速度。
进而，由于该对应部位的血流绝对图像和其他心肌灌流的断层像中的心肌部分的图像强度具有值的连续性等关联性，所以如果将其他的心肌断面的血流灌流F的相对值R也同样乘以K1a/(E×Ra)，则对于心肌全体的断层像，可以将血流灌流F的相对值R变换为血流灌流F的绝对值。
即，利用在浓度迁移期间求出的心肌血流绝对图像，求出与在浓度一定期间求出的同一切片位置的心肌图像的值的关系，由此可以将在浓度一定期间求出的心肌全体中的血流相对图像变换为血流绝对图像。另外，这样将心肌的血流图像从相对值变换为绝对值，可以得到心肌全体中的局部心肌血流的绝对值的分布图像。
接着，详细说明X射线CT装置1的各构成要素。
造影剂注入装置8具有：根据来自计算机装置3的控制信号被控制，并依照一定的条件将造影剂持续地注入到被检测体P的功能。造影剂注入装置8可以根据造影剂在被检测体P内的运动，控制注入到被检测体P的造影剂的量以及浓度。
心电图仪9和与被检测体P粘接的未图示的电极相连接。心电图仪9具有以下功能：经由电极从被检测体P检测出心电信号(ECG信号)，根据检测出的ECG信号生成被检测体P的心电图并提供给计算机装置3。
高电压发生装置5构成为：根据来自计算机装置3的控制信号，在冠状动脉以及心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)、Ca(t)为一定或具有线性的期间，与心电图同步地向X射线管4提供管电流或管电压，能够通过X射线检测器6检测出透过被检测体P的X射线。进而，由X射线检测器6检测出的X射线检测信号被提供给数据收集部件7并被数字化，提供给计算机装置3。
另外，X射线CT装置1具有以下功能：为了知道造影剂通过心肌左心室内腔内等部位而到达心肌的定时，监视特定心肌部位，而动态地收集在迁移期间来自特定心肌部位上的任意切片位置的X射线数据。在该迁移期间动态收集到的特定心肌部位的数据也经过数据收集部件7被提供给计算机装置3。
另外，例如在特开2003-245275号公报中公开了用于得知造影剂到达心肌而从浓度迁移期间Tt变为区间T1(浓度一定期间)的定时的技术例子。
即，公开了以下的技术：通过判定造影剂浓度(或者CT值)是否达到了规定的阈值的方法、将造影剂浓度(或者CT值)图表化而判定图表的接线的倾斜角度是否达到规定角度的方法、或者将造影剂浓度(或者CT值)图表化而判定图表是否达到峰值的方法等任意的方法，来自动地设定造影剂到达心肌的定时的技术。但是，也可以不通过该方法，而对心电同步CT图像、图4所示那样的造影剂浓度的时间性变化曲线进行图表显示，用户可以通过目视任意地掌握造影剂到达心肌的定时。
计算机装置3包括图像处理装置15、图像显示部件16、输入部件17以及扫描控制装置18。扫描控制装置18具有下述功能：根据由心电图仪9收集到的心电图将控制信号提供给高电压发生装置以及造影剂注入装置8并进行控制，从而执行心电图同步CT的收集。
特别地，扫描控制装置18具有下述功能：用任意的方法检测出从上述浓度迁移期间Tt变为区间T1(浓度一定期间)的定时。另外，构成为可以由扫描控制装置18执行预扫描和主扫描，预扫描通过使未图示的卧台停止并在浓度迁移期间Tt收集特定心肌部位A的数据，来生成心电图同步CT图像，主扫描通过使未图示的卧台移动并在浓度一定期间的区间T1收集心肌全体的数据，来生成心电图同步CT图像。
另外，图像处理装置15将控制部件19作为中枢，包括经过修正处理等而将从数据收集部件7输出的原始数据变换为投影数据的前处理部件20、存储投影数据的存储部件21、根据投影数据重构CT图像数据的图像重构部件22、保存CT图像数据的存储装置23、从存储装置23读入CT图像数据并生成心肌灌流像的心肌灌流信息生成系统24。
心肌灌流信息生成系统24具备图像取得单元24a、切片厚度相加单元24b、矩阵缩小单元24c、掩模处理单元24d、血流信息生成单元24e、倾斜断面变换单元24f、图像合成单元24g以及显示处理单元24h。
图像取得单元24a具有：从存储装置23读入取得因造影剂产生的心肌造影CT图像数据的功能；将取得的造影CT图像数据提供给其他心肌灌流信息生成系统24的构成要素的功能。
切片厚度相加单元24b具有以下功能：从图像取得单元24a接收心肌的造影CT图像数据并加上相邻的切片间的造影CT值，或者通过取平均值而降低切片方向的造影CT图像数据的分辨率。
矩阵缩小单元24c具有：从图像取得单元24a接收心肌的造影CT图像数据，通过对造影CT值实施相加处理以及相加平均处理的一个，从而缩小矩阵的功能。
即，作为用于通过切片厚度相加单元24b以及矩阵缩小单元24c来求出flow reserve(x，y)的前处理，可以进行用于降低噪音的平滑化处理。
掩模处理单元24d具有下述功能：通过从图像取得单元24a接收心肌造影CT图像数据并进行掩模处理，抽出心肌部分中存在血流的区域。
血流信息生成单元24e具有：通过上述的方法，生成由掩模处理单元24d抽出的血流区域的血流图像、flow reserve(x，y)等血流信息的功能。即，血流信息生成单元24e具有以下功能：在由掩模处理单元24d抽出的血流区域中，作为血流图像之一的血流相对图像，通过从心肌造影CT图像数据只减去心肌的CT值，来生成表示血流灌流F的相对值R的造影剂成分的图像的功能；以及生成flow reserve(x，y)等血流信息的功能。
另外，血流信息生成单元24e具有：在冠状动脉血中的造影剂浓度Ca(t)不一定的情况下，求出上述修正系数α(t)并对造影剂成分的血流相对图像、flow reserve(x，y)等血流信息进行修正的功能。
进而，血流信息生成单元24e具有下述功能：从图像取得单元24a接收在浓度迁移期间Tt中收集到的特定部位A的心电图同步CT图像，求出上述的特定心肌部位A的K1的值的功能；以及通过利用求出的K1将血流灌流F的相对值R变换为血流灌流F的绝对值，而生成血流绝对图像的功能。
倾斜断面变换单元24f具有以下功能：对由血流信息生成单元24e所生成的心肌血流图像和flow reserve(x，y)等血流信息的断面进行变换，生成任意断面的断面图像，例如以心肌的长度方向为轴的环状断面图像、任意断面的flow reserve(x，y)等血流信息。
图像合成单元24g具有以下功能：生成矩阵缩小处理以及切片间的造影CT值相加之前的高分辨率的心肌图像，即，将从图像取得单元24a接收到的心肌的造影CT图像数据中的掩模区域的图像数据和由血流信息生成单元24e生成的心肌血流图像、血流信息进行了合成的图像，可以将掩模区域的图像数据和心肌的血流图像、血流信息进行重合后，在同位置画面上调整各个图像的透明度等任意值并进行显示。
即，可以通过图像合成处理来重叠显示由血流信息生成单元24e生成的血流图像、血流信息。例如，可以如图5或图7所示那样，将表示安静时和药剂负荷时的心肌血流的增加比的flow reserve(x，y)的值与造影CT图像上的对应位置x，y重叠并显示。另外，也可以在心肌部分中显示flow reserve(x，y)的值，在其他部位进行图像合成处理使得显示安静时、药剂负荷时的造影CT图像。另外，也可以在冠状动脉的3维显示中对flow reserve(x，y)进行合成(fusion)。
显示处理单元24h具有以下功能：将用于显示分别由血流信息生成单元24e、倾斜断面变换单元24f以及图像合成单元24g生成的血流图像、血流信息、倾斜断面图像、合成图像等各个图像的图像信号提供给图像显示部件16进行显示；设定在所显示的各个图像中可以视觉识别血流图像、血流信息的显示条件。
另外，显示处理单元24h构成为在设定图像的显示条件时，在图像显示部件16上显示用于指示显示条件的设定的图像，另一方面从输入部件17取得图像的显示条件的指示。
接着，说明X射线CT装置1的作用。
图8是表示由图1所示的X射线CT装置1求出心肌的血流信息并显示时的顺序的一个例子的流程图，图中对S标注了数字的符号表示流程图的各步骤。
首先，在步骤S1中，根据来自扫描控制装置18的控制信号来控制造影剂注入装置8，如图4所示，依照一定的条件，从造影剂注入装置8将造影剂持续地注入被检测体P。
另外，通过扫描控制装置18的控制来执行使未图示的卧台停止了的预扫描。另外，为了知道造影剂通过心肌左心室内腔内等部位到达心肌的定时，监视特定心肌部位，而在心肌区域的造影剂浓度Cmyo(t)比左心室内腔的造影剂浓度Ca(t)充分小的迁移期间中，心电同步地动态地收集特定心肌部位上的任意切片位置的造影CT图像数据。
即，经由与被检测体P粘接而设置的未图示的电极，由心电图仪9检测ECG信号。然后，由心电图仪9取得心电图，并提供给扫描控制装置18。进而，根据由心电图仪9取得的心电图，将控制信号从扫描控制装置18提供给高电压发生装置5。因此，与心电波形同步地从高电压发生装置5向X射线管4供给管电流、管电压，向被检测体P照射X射线。
由X射线检测器6检测出照射被检测体P并透过被检测体P的X射线。将作为X射线检测器6的输出的X射线检测信号提供给数据收集部件7并生成被数字化了的原始数据。数字收集部件7将生成的原始数据提供给前处理部件20，前处理部件20对原始数据施加各种修正处理等前处理而变换为投影数据。在将前处理部件20所得到的投影数据暂时保存在存储部件21中后，提供给图像重构部件22。然后，在图像重构部件22中，根据投影数据重构CT图像数据，将重构的CT图像数据写入到存储装置23并保存。
另外，由于向被检测体P注入造影剂，所以保存在存储装置23中的CT图像数据为造影CT图像数据。另外，由于与心电图同步地收集CT图像，所以在心肌的收缩或扩张期能够得到心肌各部分的同一时期的心肌造影的体轴横断图像。另外，由图像取得单元24a取得保存在存储装置23中的造影CT图像数据，并提供给心肌灌流信息生成系统24。
进而，在经过迁移期间后，成为被检测体P的动脉血中的造影剂浓度Ca(t)可被视为一定、或者时间性变化率可被视为一定的状态。另外，成为心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)也可被视为一定的状态。
因此，通过扫描控制装置18用上述任意方法自动地检测出造影剂到达心肌的定时。其中，也可以对心电同步CT图像、图4所示那样的造影剂浓度的时间性变化曲线进行图表显示，用户通过目视任意地掌握造影剂到达心肌的定时。
接着，在步骤S2中，通过扫描控制装置18的控制，根据需要在经过了一定的延迟时间的定时下，开始使未图示的卧台移动的安静时的主扫描。另外，在安静时的心肌部分的造影剂浓度Cymo(t)可被视为一定的期间，心电同步地收集心肌全体的造影CT图像数据。
接着，在步骤S3中，通过扫描控制装置18的控制，开始药剂负荷时的主扫描。然后，在药剂负荷时的心肌部分的造影剂浓度Cmyo(t)可被视为一定的期间，心电同步地收集心肌全体的造影CT图像数据。
然后，可以由心肌灌流信息生成系统24根据如上述那样收集到的安静时以及药剂负荷时的心肌造影CT图像数据，来生成血流图像、flow reserve(z，y)等血流信息。
在此，如果生成了心肌造影CT图像数据的分辨率的血流图像、血流信息，则有可能受到噪音的影响。因此，作为血流图像、血流信息的生成的前处理，根据需要对心肌造影CT图像数据实施特定方向上的分辨率降低处理。
即，在步骤S4中，切片厚度相加单元24b从图像取得单元24a接收安静时以及药剂负荷时的心肌造影CT图像数据，并与相邻的多个切片的造影CT值相加，或者通过取平均而进行切片方向z的造影CT图像数据的分辨率降低处理。例如心肌的造影CT图像数据的切片厚度一般为0.5mm左右，由于作为血流图像或血流信息生成用而使用心肌造影CT图像数据，所以能够降低切片方向z的分辨率使得切片厚度为3mm、5mm或10mm左右。
进而，在步骤S5中，矩阵缩小单元24c对各切片的心肌造影CT图像数据的造影CT值进行相加，或者通过取平均而执行矩阵的缩小处理。即，针对用于血流图像、安静时的flow reserve(x，y)的计算的造影CT图像数据，执行与切片平行的x，y方向的平滑化处理。
另外，切片厚度的相加处理以及矩阵缩小处理的处理顺序也可以是相反的，是任意的。
接着，在步骤S6中，如果分辨率的降低处理结束，则通过掩模处理单元24d对安静时以及药剂负荷时的各自心肌造影CT图像数据实施掩模处理，抽出心肌造影CT图像数据中的存在血流的区域。
接着，在步骤S7中，血流信息生成单元24e从掩模处理后的存在血流的区域中的安静时以及药剂负荷时的造影CT图像数据减去心肌的CT值a，生成相当于血流相对图像的心肌造影剂浓度Cmyo(x，y，t1)、Cmyo(x，y，t2)。进而，根据心肌造影剂浓度Cmyo(x，y，t1)、Cmyo(x，y，t2)计算flow reserve(x，y)。flow reserve(x，y)的计算可以如上所述那样，使用LV内的造影剂浓度Ca(t1)、Ca(t2)或变换函数f(MBA)。
图9是表示由图1所示的X射线CT装置1根据心肌造影CT图像数据生成血流相对图像的顺序和所得到的血流相对图像的图。
图9(a)是分辨率降低处理后的各个切片的心肌造影CT图像数据。由掩模处理单元24d对图9(a)所示的心肌的各个造影CT图像数据实施掩模处理，抽出图9(b)所示那样的存在血流的区域。图9(b)是为了以左心室心肌为中心使CT值成为从0到150之间而实施了掩模处理的例子。可以确认抽出了存在血流的区域。
进而，通过血流信息生成单元24e执行图9(b)所示那样的从所抽出的造影CT图像数据减去心肌的CT值的减法处理，得到造影剂成分的图像。图9(c)是血流信息生成单元24e进行的相减处理而得到的造影剂成分的图像，即心肌灌流像，将心肌的CT值作为34从造影CT图像数据一律减去(back cut)的例子。通过该计算从图像除去心肌成分。
另外，在冠状动脉血中的造影剂浓度Ca(t)不能可被视为一定的情况下，由血流信息生成单元24e如公式(14)那样求出修正系数α(t)，将造影剂成分的图像乘以修正系数α(t)而进行修正。
接着，根据需要，由血流信息生成单元24e根据在浓度迁移期间Tt中动态收集到的特定心肌部位A上的切片位置的造影CT图像数据，将心肌灌流的相对值变换为血流灌流的绝对值。因此，首先根据在浓度迁移期间Tt中动态收集到的心电图同步CT图像，求出浓度迁移期间Tt的时刻t的左心室内腔的造影剂浓度Ca(t)以及特定心肌部位A的造影剂浓度Cmyo(t)。
在浓度迁移期间Tt中，公式(2)所示的近似式成立，根据公式(5)，用被称为patlak描绘法的方法，根据左心室内腔的造影剂浓度Ca(t)以及特定心肌部位A的造影剂浓度Cmyo(t)求出特定心肌部位A的K1。另外，根据特定心肌部位A的K1的值K1a以及血流灌流F的相对值Ra求出K1a/(E×Ra)，通过将对应部位的血流灌流F的相对值R乘以K1a/(E×Ra)，得到血流灌流F的绝对值。其结果是从血流相对图像得到血流绝对图像。
另外，血流绝对图像和血流相对图像在显示上实质是相同的，只有被分配为血流绝对图像的像素值和血流灌流F的绝对值相关联的这点是不同的。
另外，其他的心肌灌流的断层像的心肌部分的图像强度和对应部位的血流绝对图像具有值的连续性等的关联性，因此将其他心肌断面的血流灌流F的相对值R也同样乘以K1a/(E×Ra)，对于心肌全体的断层像，将血流灌流F的相对值R变换为血流灌流F的绝对值。这样，心肌的血流图像从相对值变换为绝对值，由血流信息生成单元24e得到心肌全体中的局部心肌血流的绝对值的分布图像。
另外，这样生成的心肌灌流像以及flow reserve(x，y)被供给诊断。进而，根据需要，为了诊断简单化，对心肌灌流像以及flow reserve(x，y)实施各种处理。
例如，在步骤S8中，通过倾斜断面变换单元24f对心肌灌流像和flow reserve(x，y)的断面实施变换处理，生成心肌灌流像和flowreserve(x，y)的倾斜断面图像。另外，也可以在步骤S3之后实施该步骤S8。
进而，通过将心肌灌流像或flow reserve(x，y)与心肌图像合成进行显示，可以提高诊断时的方便性。
因此，在步骤S9中，图像合成单元24g从图像取得单元24a接收矩阵缩小处理以及切片间的造影CT值相加前的高分辨率的心肌图像，并生成与心肌灌流像或flow reserve(x，y)进行了合成的图像。
进而，将由血流信息生成单元24e、倾斜断面变换单元24f以及图像合成单元24g分别生成的血流图像、flow reserve(x，y)、倾斜断面图像、合成图像等各个图像提供给显示处理单元24h。然后，从显示处理单元24h将用于显示各个图像的图像信号提供给图像显示部件16进行显示。
这样，可以将例如图5或图7所示那样的安静时(Rest)的心肌部分造影CT图像、药剂负荷时(Stress)的心肌部分造影CT图像以及flow reserve(x，y)分别作为血流信息并列显示在图像显示部件16上。
图10是表示在图1所示的X射线CT装置1的图像显示部件16上自动设定显示条件而显示flow reserve(x，y)的例子的图。
如图10所示那样，在图像显示部件16的画面上显示flow reserve(x，y)30、用于指示显示条件的自动设定的自动(AUTO)按钮31以及亮度刻度32。也就是说，图10表示进行亮度显示使得可以通过灰色刻度识别flow reserve(x，y)的情况下的例子。另外，在图10中，在心肌部分的flow reserve(x，y)上重叠显示其他部位。
如果通过输入部件17的操作按下自动(AUTO)按钮31，则从输入部件17将显示条件的自动设定的指示提供给显示处理单元24h。这样，通过显示处理单元24h将亮度刻度(窗口水平)的上限值WU、下限值WL、上限值和下限值之间的窗口水平宽度WW自动地设定为适合于显示flow reserve(x，y)的值。
另外，通过彩色地显示出WU和WL的范围，也可以显示为能够识别出心肌部分的flow reserve(x，y)。在进行彩色显示的情况下，例如可以视觉地分为16阶段，或者根据想要识别的阶段而具有16阶段以上或16阶段以下的灰度等级。
上述那样的X射线CT装置1以及心肌灌流信息生成系统24在药剂负荷时以及安静时的造影剂浓度为一定的期间中，分别收集造影CT图像，并根据分别包含在药剂负荷时以及安静时的造影CT图像中的血流信息，为了诊断用而求出flow reserve所代表的血流信息并进行显示。
因此，根据X射线CT装置1以及心肌灌流信息生成系统24，可以在降低对被检测体的造影剂注入量以及因X射线产生的辐射的同时，在更短的时间内作成对诊断有用的血流信息。即，以前是与心肌图像取得用的扫描不同地个别地进行血流信息取得用的扫描，但根据X射线CT装置1以及心肌灌流信息生成系统24，可以不追加血流信息取得用的扫描，而从由心肌图像取得用扫描所得到的冠状动脉造影CT图像数据和心肌造影CT图像数据等信息，取得有用的血流信息。
另外，以上，通过从心肌造影CT图像数据只减去心肌的CT值而生成血流图像、flow reserve等血流信息，但也可以根据临床目的，通过从心肌的造影CT图像数据减去对心肌的CT值加减乘除了一定的值、即通过心肌CT得到的一定值，从而生成血流图像、flow reserve等血流信息。
另外，不仅可以根据被检测体的安静时以及非安静时的血流信息求出flow reserve，也可以求出其他的对诊断有用的血流信息。

Claims (12)

1.一种X射线CT装置，其特征在于包括：
图像生成单元，从被持续注入造影剂的被检测体的安静时以及非安静时的心肌部分，分别收集上述造影剂的浓度可被视为一定的状态下的安静时以及非安静时的投影数据，根据收集到的上述安静时以及非安静时的投影数据，分别重构安静时以及非安静时的造影CT图像数据；
血流信息取得单元，根据基于上述安静时的造影CT图像数据求出的第一血流信息以及基于上述非安静时的造影CT图像数据求出的第二血流信息，来求出第三血流信息。
2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：
上述血流信息取得单元构成为求出血流预备能力作为上述第三血流信息。
3.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：
上述血流信息取得单元构成为通过计算上述安静时的上述心肌部分的上述造影剂浓度和上述非安静时的上述心肌部分的上述造影剂浓度的比，来求出血流预备能力作为上述第三血流信息。
4.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：
上述血流信息取得单元构成为根据上述安静时的上述心肌部分的上述造影剂浓度和上述非安静时的上述心肌部分的上述造影剂浓度，求出血流预备能力作为上述第三血流信息，用上述安静时以及上述非安静时的心脏内腔或冠状动脉的浓度，修正上述安静时以及上述非安静时的上述心肌部分的浓度。
5.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：
上述血流信息取得单元具备：变换单元，根据心肌部分和心脏左心室内腔内或冠状动脉血中之间的上述造影剂浓度比，来求出与上述浓度比为非线性的对应关系的上述第三血流信息。
6.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：
上述血流信息取得单元构成为将上述安静时的上述心肌部分和心脏左心室内腔内或冠状动脉血中之间的上述造影剂浓度比作为安静时的浓度比，将上述非安静时的上述心肌部分和上述心脏左心室内腔内或上述冠状动脉血中之间的上述造影剂浓度比作为非安静时的浓度比，通过计算上述安静时的浓度比和上述非安静时的浓度比，来求出作为血流预备能力的Flow reserve作为上述第三血流信息。
7.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：
上述血流信息取得单元构成为将上述安静时的上述心肌部分和心脏左心室内腔内或冠状动脉血中之间的上述造影剂浓度比作为安静时的浓度比，将上述非安静时的上述心肌部分和上述心脏左心室内腔内或上述冠状动脉血中之间的上述造影剂浓度比作为非安静时的浓度比，并且将使心肌血流量变换为上述心肌部分和上述心脏左心室内腔内或上述冠状动脉血中之间的上述造影剂浓度比的函数作为变换函数，通过计算将上述安静时的浓度比代入上述变换函数的逆函数的值和将上述非安静时的浓度比代入上述变换函数的逆函数的值之间的比，从而求出作为血流预备能力的flow reserve作为上述第三血流信息。
8.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：
上述血流信息取得单元构成为在心肌的短轴横断像上的至少1个方向上对上述第一血流信息进行平滑化，利用平滑化后的第一血流信息求出上述第三血流信息。
9.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于还包括：
显示单元，显示上述第一血流信息、上述第二血流信息以及上述第三血流信息。
10.一种心肌灌流信息生成系统，其特征在于包括：
图像取得单元，从被持续注入造影剂的被检测体的安静时以及非安静时的心肌部分，取得上述造影剂的浓度可被视为一定的状态下的安静时以及非安静时的造影CT图像数据；
血流信息取得单元，根据基于上述安静时的造影CT图像数据求出的第一血流信息以及基于上述非安静时的造影CT图像数据求出的第二血流信息，来求出第三血流信息。
11.一种X射线诊断方法，其特征在于包括：
从被持续注入造影剂的被检测体的安静时以及非安静时的心肌部分，分别收集上述造影剂的浓度可被视为一定的状态下的安静时以及非安静时的投影数据，根据收集到的上述安静时以及非安静时的投影数据，分别重构安静时以及非安静时的造影CT图像数据；
根据基于上述安静时的造影CT图像数据求出的第一血流信息以及基于上述非安静时的造影CT图像数据求出的第二血流信息，来求出第三血流信息。
12.一种心肌灌流信息生成方法，其特征在于包括：
从被持续注入造影剂的被检测体的安静时以及非安静时的心肌部分，取得上述造影剂的浓度可被视为一定的状态下的安静时以及非安静时的造影CT图像数据；
根据基于上述安静时的造影CT图像数据求出的第一血流信息以及基于上述非安静时的造影CT图像数据求出的第二血流信息，来求出第三血流信息。
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