JP2021112567A - 放射線画像処理方法及び放射線画像診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】血流の影響を受ける症状の診断に使用することができる情報を提供すること。【解決手段】実施形態の放射線画像処理方法は、所定のフレームレートで、放射線不透過性媒体の血管内投与部位の下流にある血管の関心領域の２次元投影画像を取得し、前記２次元投影画像内で、前記放射線不透過性媒体の不均一性を識別し、前記不均一性の空間的な動きに基づいて、前記血管内における血流の動的血管パラメータを決定することを含む。【選択図】図２

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、放射線画像処理方法及び放射線画像診断装置に関する。

脳血管疾患および心臓血管疾患などの血管疾患に苦しむ何百万人もの人々にとって、血行動態はインターベンションの結果を決定する上で重要である。例えば、脳血管疾患は、米国では重篤な長期障害の主な原因であり、世界で２番目の死因である。血管障害による乱れた血流の影響を理解することにより、動脈瘤および狭窄などの血管疾患状態の発達における複雑な流れパターンの役割に関する洞察をもたらすことができる。

人体内の血流速度は、数十ｃｍ／ｓのオーダーであり得る。動脈瘤、動静脈奇形または狭窄血管などの血管障害があり、脳卒中を経験したことのある患者の場合、流速だけでなく流れパターンにも影響があり得る。例えば、動脈瘤は動脈上の異常な嚢であり、治療にはフローダイバーティングステントの使用を含むことができる。フローダイバータは、動脈瘤の流入領域内およびその周辺における血流修正を誘導し、段階的な動脈瘤内血栓化および治癒につながる。インターベンションの間、臨床医は、フローダイバータの留置、再配置および積み重ねに関して重要な判断をしなければならず、これらは最終的に、６か月から１年後の治療効果に影響を及ぼす。したがって、流れがどのように変化するかを詳細に理解することは、治療に重大な影響を及ぼす可能性がある。

この目的のために、血管造影法によって血流を直接可視化することで、これらの病態を理解するために必要な情報をもたらすことができ、かつ可能な治療に関する洞察をもたらすことができる。しかしながら、１５０〜２００μｍといったより大きい画素サイズ、間接的な検出、エネルギー集積および低フレームレートの取得に基づくフラットパネル検出器を配備している従来の血管造影法では、詳細な血流を直接可視化することは困難である。実際に、フラットパネル検出器を用いる従来の血管造影法では、最大で６０フレーム毎秒未満の画像取得速度および不十分な空間分解能が障害になっている。さらに、そのようなシステムのハードウェアおよびソフトウェアの制約は、これらのメトリクスの拡大を制限するため、血流に関連するより詳細な情報に関心のある者は、例えば、頭蓋内動脈の血行動態を理解するために、計算流体力学に頼るようになった。

計算流体力学は血行動態の詳細表示には優れているが、流れ状態の近似であり、シミュレーションを実行するために長い計算時間を必要とし、リアルタイムの適用性が著しく制限される。

Rapid sequence angiography with a 3D printed aneurysm phantom and AN ultra-high frame rate imaging photon counting detector（PCD）, published in Proc. SPIE 10953, Medical Imaging 2019: Biomedical Applications in Molecular, Structural, and Functional Imaging, on March 15, 2019 Flow-Pattern Details in an Aneurysm Model Using High-Speed 1000-Frames-per-Second Angiography, published in American Journal of Neuroradiology, on June 6, 2019

本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、血流の影響を受ける症状の診断に使用することができる情報を提供することである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置づけることもできる。

実施形態の放射線画像処理方法は、所定のフレームレートで、放射線不透過性媒体の血管内投与部位の下流にある血管の関心領域の２次元投影画像を取得し、前記２次元投影画像内で、前記放射線不透過性媒体の不均一性を識別し、前記不均一性の空間的な動きに基づいて、前記血管内における血流の動的血管パラメータを決定することを含む。

図１Ａは、例示的実施形態による、動脈瘤における渦流れの血管造影シーケンスの画像である。 図１Ｂは、例示的実施形態による、動脈瘤における渦流れの血管造影シーケンスの画像である。 図１Ｃは、例示的実施形態による、動脈瘤における渦流れの血管造影シーケンスの画像である。 図２は、例示的実施形態による、血流の動的血管パラメータを決定する方法のフローチャートである。 図３Ａは、例示的実施形態による、血流の動的血管パラメータを決定する方法のサブプロセスのフローチャートである。 図３Ｂは、例示的実施形態による、血流の動的血管パラメータを決定する方法のサブプロセスのフローチャートである。 図４Ａは、例示的実施形態による、頚動脈ファントムを用いた造影剤の画像である。 図４Ｂは、例示的実施形態による、頚動脈ファントムを用いた造影剤の画像である。 図４Ｃは、例示的実施形態による、頚動脈ファントムを用いた造影剤の画像である。 図５Ａは、例示的実施形態による、血流の動的血管パラメータを決定する方法のサブプロセスのフローチャートである。 図５Ｂは、例示的実施形態による、血流の動的血管パラメータを決定する方法のサブプロセスの図である。 図５Ｃは、例示的実施形態による、血流の動的血管パラメータを決定する方法のサブプロセスのステップ図である。 図６は、例示的実施形態による、血流の動的血管パラメータを決定する方法のサブプロセスのフローチャートである。 図７は、例示的実施形態による、血流の動的血管パラメータの図である。 図８は、例示的実施形態による、高速血管イメージングシステムのハードウェアの説明図である。 図９は、例示的実施形態による、高速血管イメージングシステムのハードウェアの説明図である。 図１０は、例示的実施形態による、動脈瘤ファントム内の造影剤の画像のシーケンスである。 図１１Ａは、動脈瘤ファントム内の造影剤のシミュレーション画像である。 図１１Ｂは、動脈瘤ファントム内の造影剤のシミュレーション画像である。 図１２Ａは、例示的実施形態による、動脈瘤ファントム内の造影剤の一連の画像の１つである。 図１２Ｂは、例示的実施形態による、動脈瘤ファントム内の造影剤の一連の画像の１つである。 図１２Ｃは、例示的実施形態による、動脈瘤ファントム内の造影剤の一連の画像の１つである。 図１３Ａは、例示的実施形態による、フローダイバータが配置された後の、動脈瘤ファントム内の造影剤の一連の画像の１つである。 図１３Ｂは、例示的実施形態による、フローダイバータが配置された後の、動脈瘤ファントム内の造影剤の一連の画像の１つである。 図１３Ｃは、例示的実施形態による、フローダイバータが配置された後の、動脈瘤ファントム内の造影剤の一連の画像の１つである。 図１４Ａは、例示的実施形態による、フローダイバータが配置される前の、内頚動脈瘤モデル内の造影剤の一連の画像の１つである。 図１４Ｂは、例示的実施形態による、フローダイバータが配置される前の、内頚動脈瘤モデル内の造影剤の一連の画像の１つである。 図１４Ｃは、例示的実施形態による、フローダイバータが配置される前の、内頚動脈瘤モデル内の造影剤の一連の画像の１つである。 図１４Ｄは、例示的実施形態による、フローダイバータが配置される前の、内頚動脈瘤モデル内の造影剤の一連の画像の平均である。 図１５Ａは、例示的実施形態による、フローダイバータが配置された後の、内頚動脈瘤モデル内の造影剤の一連の画像の１つである。 図１５Ｂは、例示的実施形態による、フローダイバータが配置された後の、内頚動脈瘤モデル内の造影剤の一連の画像の１つである。 図１５Ｃは、例示的実施形態による、フローダイバータが配置された後の、内頚動脈瘤モデル内の造影剤の一連の画像の１つである。 図１５Ｄは、例示的実施形態による、フローダイバータが配置された後の、内頚動脈瘤モデル内の造影剤の一連の画像の平均である。

以下、図面を参照しながら、放射線画像処理方法及び放射線画像診断装置の実施形態について詳細に説明する。

血管障害による乱れた血流の影響を理解することにより、血管疾患状態の発達における複雑な流れパターンの役割に関する洞察をもたらすことができる。血管流体力学は広範にわたって適用可能であるが、中でも、頭蓋内神経血管病態に起因した脳卒中の領域に特に関心が向けられている。これらの病態は、一般に血管収縮または狭窄による虚血、一般に血管の膨張もしくは動脈瘤またはそれらの破裂の可能性による出血、および、それほど頻繁ではないが、短絡に類似した動静脈奇形からなる場合がある。

しかしながら、従来のイメージングモダリティは、これらのシナリオそれぞれに容易に適用することができない。例えば、これらの病態が頭蓋内にある場合、超音波は頭蓋骨を透過できず、よって診断またはインターベンショナルガイダンスに使用することができない。磁気共鳴イメージングおよびコンピュータ断層撮影（Computed Tomography：ＣＴ）は、初期診断には有用であるが、インターベンショナル治療中のアクティブな誘導に使用するには遅すぎ、かつ物理的に困難である。上記を考慮して、診断および画像誘導の両方のためのゴールドスタンダードは、構造および／または血管腔に関する一般的な情報を提供することができる、Ｘ線血管造影法である。場合によっては、Ｘ線血管造影法は、ヨード造影剤のボーラス注入およびその後の追従における平均的な時間的情報を提供することができる。

しかしながら、血管造影法はその限界のため、主として診断に使用され、狭窄血管の大きさおよび位置、または動脈瘤の血管樹上の形状および位置、ならびに、場合によっては動静脈奇形の栄養血管などの構造的問題を決定する。また、ステントの留置もしくはコイルなどの塞栓性材料を用いた動脈瘤の充填などの治療を導くためにも重要であり、その後、一般に、血管充填が治療後に再開するかどうか、またはフローダイバータステントにより、動脈瘤が造影剤で標識された血液で満たされなくなるかどうかなどのバイナリ決定が続く。しかしながら、血流の詳細に関する動的情報、特に心周期中の変動は、通常は臨床的に決定されない。時間濃度曲線からの平均の流れデータは、ピーク到達時間、到達時間などのパラメータ群を提供できるが、それらの臨床的価値は不明瞭である。このため、例えば流線および速度分布などの詳細な動的な流れ情報は、臨床処置中には利用できない。

臨床処置の時点では利用できないが、このような情報は、他の因子と共に考えた場合、インターベンション処置の成功ならびに患者の長期臨床転帰を最終的に決定する上で極めて重要であると考えられる。

例えば、このタイプの情報は、血管壁ずり応力、および詳細な血液分布と血管壁との他の相互作用の決定を導くことができ、インターベンション中の適切な変更は、インターベンションの成功に重要であり得る。

インターベンション処置中の血流およびその変化に関した詳細な情報を有する高速血管造影法を提供することで、良好な結果を伴う効果的治療がますます期待される。例えば、ステントなどのフローダイバータを選択および再配置して、臨床医の要求にしたがって血流をより正確に修正することができる。ステントなどのデバイスと血管壁との間の、大きな影響を与えかねないエンドリークを正確に評価することができるようになり、このようなギャップを除去するためにデバイスを導くことができる。動脈瘤破裂後の血管痙攣による虚血性脳卒中は、正確な血流速度分布情報により識別することができる。動静脈奇形フィーダー血管については、流れのタイミングを詳細に観察することによって、より優れた診断および治療を行なうことができる。計算流体力学の予測計算との比較は、患者を治療している間の経験的な入院患者流量測定によって検証することができる。任意の処置変更による変化は、リアルタイムで決定することができ、それによって、骨の折れる計算の労力を回避することができる。

一実施形態では、および上述したように、本開示の装置および方法は、血管造影検査室における標準治療とみなすことができる。

一実施形態では、本開示の装置および方法をファントムおよび動物試験に適用して、詳細な血流に対する医療デバイスの影響を決定することができ、ならびにデバイスの屈曲、心周期、留置精度、および配置方法などの様々なパラメータの影響を決定することができる。

一実施形態では、本開示の装置および方法は、心臓弁の位置決めおよび機能などの用途に適用することができる。心運動および血流の詳細な評価は非常に重要であり、現在利用できない評価機能であるため、この装置および方法は、心臓への適用に有益であり得る。

一実施形態によれば、本開示は、診断およびインターベンション患者ケアを改善する、現在利用できない動的イメージング機能を臨床医に提供するための装置および方法を記載する。装置および方法をリアルタイムの血管イメージングに適用して、臨床処置の結果を決定する上で重要であり得る血流の複雑な詳細を視覚化することができる。

一実施形態によれば、本開示は、１ミリ秒（ｍｓ）の時間分解能で動的イメージング機能を提供するための装置および方法を記載する。

一実施形態によれば、本開示は、高速血管イメージングシステム（High-Speed Vascular Imaging System：ＨＶＩＳ）について記載する。ＨＶＩＳは、２次元検出器を含むことができる。実施形態では、ＨＶＩＳは、バイプレーン５ｃｍ×７．５ｃｍ視野角（Field Of View：ＦＯＶ）検出器を含むことができる。背景の固定物体を差分した後の脈管構造などのまばらな物体のバイプレーンイメージングの利点は、３次元情報を推論する能力である。マルチスライスＣＴまたはコーンビームＣＴのいずれかを使用する３次元血管形態が、バイプレーン血管造影シーケンスの前に取得される場合、取得されたバイプレーンシーケンスから３次元の造影剤動き情報を得ることが可能であり、より正確な速度分布の描写がより可能になり得る。最も単純な形態では、３Ｄ速度は、連続するバイプレーン画像内の識別された点状の特徴から決定され得る。これらの結果は、Ｘ線特殊画像流速測定法を使用して、ヨードを含浸した小さな微小球などの造影剤粒子を使用した３Ｄモデルで検証することができる。あるいは、Ｘ線粒子画像流速測定法に類似した、より便利で臨床的に移行可能な方法を見出すために、エチオドールなどの無希釈の造影剤材料の液滴、気泡、または乾燥ヨード造影剤の粒子が研究されるであろう。

一実施形態では、高速１０００フレーム毎秒（Frame Per Second：ｆｐｓ）検出器を使用して、既存のコーンビームＣＴスキャナシステムよりもはるかに高速な、４回転毎秒の回転速度でコーンビームＣＴ画像のシーケンスを得ることができる。

一実施形態によれば、ＨＶＩＳは、Ｘ線発生のためのＸ線源をトリガする同期回路、および造影剤注入のための注入器（インジェクタ）を含む。注入器および関連ソフトウェアは、Ｘ線粒子画像流速測定法のための造影剤または造影剤で標識された粒子を可変容量で、すなわち小滴で送達することを可能にし得る。造影剤は、放射線不透過性媒体の一例である。造影剤は、流動性造影剤の先端を介した血流動態の調査を可能にするために選択されてもよい。

一実施形態によれば、ＨＶＩＳは、正確な圧力測定を備えた流れループを含むことができ、この流れループは様々な３次元プリント流れファントムに組み込みおよび接続することができる。さらに、ＨＶＩＳは、１０００ｆｐｓで画像を取得することができる検出器を実施する高速血管コーンビームＣＴスキャナを含むことができる。

一実施形態によれば、ＨＶＩＳは、詳細な流れパターンを調査するための評価モジュールまたは解析モジュールを含むことができる。イン・ビトロでは、フローダイバータ有りおよび無しで、患者固有の動脈瘤の３次元プリントモデルで調査を行うことができる。壁ずり応力および他の測定をもたらす流線ならびに速度分布を決定し、計算流体力学（Computational Fluid Dynamics：ＣＦＤ）計算と定量的に比較することができる。動物試験と同様に、３次元モデルにおける血管およびフローダイバータデバイスの変形の影響を検討することができる。血流の調査は、神経血管の流れおよび心臓血管の流れに焦点を当てることができる。このような調査はまた、異なる診断およびインターベンションの課題に対する、放射線量と、ｆｐｓ、シーケンス継続時間、量子ノイズおよび解剖学的ノイズなどの最適なイメージングパラメータとのバランスの評価を可能にし得る。

一実施形態によれば、本開示は、Ｘ線源、高電圧発生、および検出器に対する修正を最小限にして、臨床検査室において１０００ｆｐｓで画像取得を実施するＨＶＩＳについて記載する。例えば、ＨＶＩＳは、１つ以上の高速検出器を含んでもよい。

一実施形態によれば、本開示は、造影剤注入として、再現可能な不均質の（すなわち不均一の）球状および／または標識された微小球の注入を実施するＨＶＩＳについて記載する。即ち、一実施形態において、放射線不透過性媒体は球状粒子であってもよい。当該球状粒子によって生じる不均一性の空間的な動きに基づいて、後述する通り、血管内における血流の動的血管パラメータを決定することが可能である。当該球状粒子は、生分解性であってもよい。一実施形態では、ＨＶＩＳはまた、造影剤注入をＸ線発生および高速検出器を介した画像取得と同期させるための制御モジュールを含んでもよい。一実施形態では、ＨＶＩＳは、ｆｐｓ、シーケンス継続時間、線量、最適なＸ線発生パラメータ、カテーテルの位置および動き、血管およびデバイスの屈曲、心臓のようなポンプのタイミングおよび圧力などの特定の詳細な流れイメージングパラメータの影響を決定し、ＣＦＤ計算と比較して検証することができる速度分布および壁ずり応力などの動的血管パラメータを決定するための解析モジュールを含むことができる。

一実施形態によれば、本開示は、標準的なＸ線源を使用した患者固有のファントムにおけるＸ線粒子画像流速測定法に使用するための、ヨードで標識されたゼラチンポリマー微小球を実施するＨＶＩＳを記載する。

一実施形態によれば、ＨＶＩＳは、無視できるほど低い計器ノイズのテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）Ｘ線検出器に基づいてもよい。このような検出器により、臨床Ｘ線血管造影システムを作成する革新において、現在市販されているシステムと本質的に変わらないＸ線源を使用して詳細な患者血流を提供できるようになる。一実施形態では、適切なシステム同期をもたらすためのタイミング修正のみが行われなければならない。このように、ＨＶＩＳは、高速１０００ｆｐｓ画像取得と同時に、短時間の連続Ｘ線照射があるＸ線血管造影のための新しいパラダイムを意味する。一実施形態では、ＨＶＩＳは、詳細な流れ情報を提供するためにシングルプレーンイメージング機能を採用する。一実施形態では、ＨＶＩＳは、バイプレーンイメージング機能および３次元ソフトウェア計算を採用して、詳細な３次元流れ情報を取得する。

いずれの場合においても、高速の詳細な流れ情報を、リアルタイムで、および患者の治療中に、臨床専門医が利用可能となり得る。これにより、ＣＦＤ計算を待つ必要がなくなる。なお、デバイスまたは血管が屈曲する、もしくはインターベンション中に血圧が変化する場合には、ＣＦＤ計算自体の有用性が限定されることがある。

ここで図を参照する。図１Ａから図１Ｃは、実施形態のＨＶＩＳによって生成される画像の一例を示す。図１Ａから図１Ｃは、動脈瘤ファントムを通る流体流れを示す。各画像は、１０００ｆｐｓで取得され、２５ｍｓで分けられている。動脈瘤ファントム内の暗色化した領域によって視覚的に理解できるように、図１Ａは流れの開始を示し、図１Ｃは継続した流れの結果としての動脈瘤嚢内の渦の発達を示す。中央の白い縦線は、２つに分かれた検出器モジュールのためであり、画素補間によって除去することができることに留意されたい。ＨＶＩＳでは、経時的に取得された一連の画像を解析して、作製された血管網内の媒体の流体流れ情報を決定することができる。そのような情報は、従来では取得できない場合があり、ミリ秒の範囲内で情報を分解することができない従来の方法体系では制限される。しかしながら、ＨＶＩＳは、そのようなデータを取り込み、流線、速度のような動的血管パラメータを含む流れ情報に対するデータの評価を可能にする。

ここで、本開示の一実施形態を示す図１Ａから図１ＣのＨＶＩＳについて、本文書の残りの部分を通して、一般的かつ具体的に説明する。

図２を参照しながら、図１Ａから図１Ｃの方法について記載する。方法２０５のステップ２１０で、血管の関心領域の画像を取得する。連続画像を順次取得するように、画像を経時的に取得することができる。即ち、ステップ２１０においては、一連の連続２次元投影画像を取得してもよい。一実施形態では、３０ｆｐｓを超える速度で画像を取得することができる。一実施形態では、６０ｆｐｓを超える速度で画像を取得することができる。一実施形態では、１００ｆｐｓを超える速度で画像を取得することができる。一実施形態では、１０００ｆｐｓ以上の速度で画像を取得することができる。即ち、１００ｆｐｓよりも大きい所定のフレームレートで、画像を取得することが可能である。

一実施形態では、血管の関心領域の画像は、ＣｄＴｅ単一計数光子検出器によって取得することができる。別の実施形態では、検出器は、５ｃｍ×７．５ｃｍのＦＯＶを提供する複数のモジュールを有する検出器であってもよい。そのような検出器は、他の検出器よりも６倍大きいＦＯＶを提供することができ、検出されたＸ線光子の正確な画素位置確認のための電荷共有補正（charge sharing correction）機能、および同様のフレームレートを備えた、非常に多くのデジタルメモリを提供することができる。一実施形態では、血管の関心領域は、動脈瘤などの部位であり得る。血管の関心領域は、虚血部位、心臓弁、または流体流れ解析から利益を得ることができる他の血管組織であり得る。初期の研究は、上述の生理学的条件のファントム上で実行され得るが、本明細書の装置および方法は、インビボシステム内で実施され得ることが理解されよう。

一実施形態では、患者固有の３次元プリント血管ファントムを画像化するために、ＦＯＶ関心領域の広い複数の検出器を使用することができる。別の実施形態では、ＦＯＶが制限された単一の検出器を使用することができる。一実施形態では、ＨＶＩＳは、バイプレーン検出器システムを採用することができる。上述したように、バイプレーンの場合には、３次元の情報を取得することができる。例えば、バイプレーンの場合、図２のステップ２１０においては、バイプレーン放射線検出器を介して複数方向の２次元投影画像を取得することができる。また、ステップ２２０においては、複数方向の２次元投影画像のそれぞれにおいて、放射線不透過性媒体の不均一性を識別することができる。また、ステップ２３０においては、不均一性の３次元空間での動きに基づいて、動的血管パラメータを決定することができる。

一実施形態によれば、ＨＶＩＳは、支持構造を含むことができる。一時的な支持構造体は、ファントム実験の場合にはファントム、およびモバイルＣアームと共に使用するための検出器を支持するように構成されてもよい。支持構造は、ユニストラットから構成されてもよく、または、バイプレーン構成などの異なる検出器構成で使用するために強化されてもよい。バイプレーン構成に関しては、モバイルＣアームは、ＡＰ（Anterior-Posterior）Ｃアームに交互にトリガされるように設計され、したがって、３次元流れを観察するのに必要である正確な同時取得ができない天井に取り付けられたＣアームではなく、側方チューブとして使用され得る。従来の検出器支持の説明は、手動および電動の両方の実施に関して、「Wang W, et al. New High-Resolution-Detector Changer for a Clinical Fluoroscopic C-Arm Unit (abstract)」、「Medical Physics, 36(6):2474, June 2009」、「Rudin, S. Part of Session: Advances in Image-Guided Neurointerventions-Clinical Pull and Technology Push (abstract), Medical Physics, 43(6), June 2016, 2016 AAPM Annual Meeting Program p. 3815-6」などに記載されている。これらの文献は本明細書に組み込まれる。

一実施形態では、方法２０５のステップ２１０で取得された画像は、ディスプレイモジュールを介して表示、操作、解析などされ得る。ディスプレイモジュールは、制御、取得、処理、および画像表示システム（Control, Acquisition, Processing, and Image Display System：ＣＡＰＩＤＳ）を含むことができる。

方法２０５のステップ２１０を参照すると、血管の関心領域はまた、造影剤注入部位の下流の部位であってもよい。即ち、血管の関心領域は、放射線不透過性媒体の血管内投与部位の下流にあってもよい。造影剤は、放射線不透過性染料であってもよい。造影剤は、気泡などであってもよい。造影剤は、流体中でも物理的特性が変化しない小さな放射線不透過性粒子のコロイド溶液であってもよい。例えば、ヨード標識されたエンボスフィアまたはエチオドールのような造影剤（例えば、ポピーシードオイルとヨードの造影剤）は、血管モデルにおいてより長い寿命を有する造影剤を提供することができる。造影剤は、造影剤内の粒子の位置を、連続的および経時的に取得された血管の関心領域の画像にわたって追従することができるようなものであり得る。

造影剤は、血管の関心領域のすぐ上流に提供することができ、手動注入または自動注入によって提供することができる。造影剤の注入は、拍動性であってもよく、放射線発生および／または画像取得の開始と同期されていてもよい。自動注入に関して、および方法２０５のステップ２２０を参照すると、流れ、小滴、または粒子として投与される一様ではない造影剤は、画像間の上記の非一様性、すなわち不均一性の追跡を可能にするために提供され得る。識別可能な流れ、小滴、または粒子を使用することによって、造影剤のボーラスの「先端」の評価が可能となり、関心領域が造影剤であふれている、または均一に見える場合があるといった問題が排除される。方法２０５のステップ２２０での造影剤の不均一性を識別し追跡する能力により、流体流れ特性の決定が可能になる。一実施形態では、自動注入は、拍動性であってもよく、１Ｈｚ〜２０Ｈｚの周波数範囲で造影剤をボーラス注入するように設計されてもよい。即ち、放射線不透過性媒体の血管内投与は、断続的に行なわれてもよい。或いは、放射線不透過性媒体の血管内投与は、放射線不透過性媒体の量を変化させながら行なわれてもよい。一実施形態では、高周波を提供することができる回転蠕動ポンプを採用してもよい。造影剤の拡散の速度分布への影響などの、他の考慮事項を検討してもよく、流れ修正の注意深い較正が必要となる場合がある。

一実施形態では、ヨードを含む微小球を、較正のために使用することができる。微小球は、ブタゼラチンを含浸させ、正確に較正されたアクリルポリマー微小球であってもよい。微小球は、４０μｍ〜１ｍｍを超える範囲の直径を有してもよい。微小球は塞栓治療に使用され得るが、この微小球をヨード造影剤に浸漬して標識してもよい。したがって、一実施形態の方法２０５のステップ２２０において、浸漬された微小球を追跡することができる画像を得ることができる。動静脈奇形の臨床処置に使用されてきた油性媒体であるエチオダイズド油（エチオドール）などの他の造影剤を、検査のための流れ較正に使用することができる。本開示のＨＶＩＳシステムを使用して、自動化された注入器は、血流を中断することなく造影剤を注入するように較正および／または同期される。

方法２０５のステップ２３０において、識別された不均一性は、血管の関心領域内の流体流れ情報を含む血管パラメータ（動的血管パラメータとも記載する）の決定のために利用することができる。そのような血管パラメータは、速度分布および流線を含むことができ、図６においてさらに詳細に説明する。

実施形態によれば、方法２０５のステップ２１０は、画像取得、Ｘ線発生、および造影剤注入の同期を含むことができる。一実施形態では、同期は、患者の生体信号に基づいてもよい。患者の生体信号は、心電図などの心臓信号であってもよい。

上述のように、有用な流れ情報は、主に、造影剤の最初の「先端」内に位置している。造影剤が一様ではなく、流れの詳細を描写することができる、造影剤注入の初めの短期間から主に結果が生じるので、Ｘ線源、検出器、および造影剤注入器、というＨＶＩＳの３つの構成要素全ての同期が重要である。３つの各構成要素は、プログラム可能な遅延によってトリガされ得る。トリガは、心電図信号から得られる心周期の所望の位相からの入力に基づいてもよい。ＨＶＩＳの各側面を同期させることにより、患者への有害な放射線の照射を最小限にしながら、画像取得を行うことができる。バイプレーン構成の場合、２つのイメージングチェーンは両方とも、同じ心電図由来の信号によってトリガされる同期システムを有する。同期モジュールは、同期を実行することができ、コントローラエリアネットワークバスを利用して、イメージングチェーンの全ての構成要素間の通信を、リアルタイムで可能にすることができる。

ここで図３Ａおよび図３Ｂを参照して、同期コントローラ３１５を有する同期モジュールによって実行される同期について説明する。ステップ２１０のステップ３１１において、患者の心周期のタイミングを決定することができる。患者の心周期は、患者の心電図３１４から得ることができる。一例では、心周期の決定されたタイミングは、心臓収縮後の期間を示すことができる。別の例では、心周期の決定されたタイミングは、ＱＲＳ群の終わりの期間を示すことができる。

ステップ２１０のステップ３１２において、造影剤の血管内投与３１６は、心周期の決定されたタイミングと同期させることができる。例えば、心周期の決定されたタイミングは心臓収縮後の期間であってもよく、この期間中に造影剤の注入が開始されるべきである。別の場合では、心周期の決定されたタイミングはＱＲＳ群の終わりの期間を示してもよく、この期間中に造影剤の注入が開始されるべきである。造影剤は、放射線不透過性媒体の一例である。

ステップ２１０のステップ３１３において、放射線発生３１８および画像取得３１７は、心周期の決定されたタイミングおよび造影剤の血管内投与３１６と同期させることができる。即ち、ステップ２１０は、患者の心臓信号に基づいて患者の心周期のタイミングを決定し、放射線不透過性媒体の血管内投与を心周期の決定されたタイミングと同期させ、画像の取得を心周期の決定されたタイミングと同期させることを含んでもよい。一実施形態では、放射線発生３１８またはＸ線発生、および画像取得３１７が、造影剤の血管内投与３１６の後における必要時のみ実行されるように、同期コントローラ３１５内に遅延をプログラムすることができる。即ち、放射線不透過性媒体の血管内投与を同期させること、および画像の取得を同期させることは、心周期の決定されたタイミングに基づく時間遅延を含んでもよい。

図４Ａから図４Ｃは、３ｍｓ間隔で１ｍｓ中に取得された複数の画像にわたる造影剤内の粒子の追跡を示す。画像は分岐部上の頚動脈ファントムであり、微小球をフレームから後続のフレームへと追跡でき、それらの速度の計算およびそれらの流線の再構成が可能になる。レーザー、高速度カメラ、および移動流体中の光散乱粒子を使用する同様の技術は、粒子画像流速測定法と呼ばれる標準的な光学技術である。一実施形態によれば、本開示のＨＶＩＳは、Ｘ線粒子画像流速測定法のための装置および方法を提供し、３次元プリントファントムにおける流速の定量的較正を可能にする。

一実施形態によれば、本明細書に記載されたファントムは、正確な圧力測定を提供する圧力センサを備えた流れループであってもよい。流れループは、ウィリス動脈輪ファントムおよび冠状動脈ファントムなどの様々な３次元プリントファントムのいずれかに組み込みおよび接続することができる。一実施形態では、３次元プリント血管ファントムは、患者固有であり、臨床ＣＴ血管造影法から得てもよい。加えて、神経血管測定のために、骨の細部がリアルな頭蓋骨のファントム内にウィリス動脈輪の血管を配置し、追加のプラスチック散乱材料を使用する場合に、正確な人体ファントムが可能となり得る。

ここで図５Ａを参照して、本開示の例示的実施形態による方法２０５のステップ２１０について説明する。ステップ２１０のステップ５２５において、経時的に取得された画像を得ることができる。経時的に取得された画像間の差分を、ステップ２１０のステップ５２６で得ることができる。この差分は、図５Ｂに示すように、初期画像フレームから後続画像フレームをデジタルサブトラクションしたものであってもよい。図５Ｂでは、ステップ２１０のステップ５２５は、血管の関心領域の経時的に取得された画像を得ることを示す。ステップ２１０のステップ５２６において、後続フレームと初期フレームのデジタルサブトラクションが実行される。ここで図５Ａおよび図５Ｂの両方を参照すると、デジタルサブトラクションにより、ステップ２１０のステップ５２７で造影剤画像として差分を生成することができる。ステップ２１０のステップ５２７で生成される造影剤画像の内容は、「ｆ_ｔ＋１」、すなわち後続フレームの取得時間に取得される画像と、「f_ｔ」、すなわち初期フレームの取得時間に取得される画像との間の変化を反映することが理解されよう。図５Ｃに示すように、一連の造影剤画像を、ステップ２１０のステップ５２７で初期画像と後続画像の対ごとに計算することができる。一連の造影剤画像は、関心領域内の不均一性を識別するのに使用され得る。

例えば、一実施形態では、造影剤の最前部の質量中心をフレーム間で追跡し、位置データとして提供することができる。この位置データを使用して造影剤の速度を計算することができ、速度はその後、画像上にマッピングすることができる。

ここで図６を参照して、方法２０５のステップ２３０について説明する。後続画像および血管の関心領域から取得された一連の画像に対して、方法２０５のステップ２３０を実行することができることが理解されよう。方法２０５のステップ２１０および方法２０５のステップ２２０で生成された造影剤画像の識別された不均一性から、位置データを抽出することができる。ステップ２３０のステップ６３１において、対応する不均一性に関連した位置データ間のユークリッド距離を計算することができる。ユークリッド距離に基づいて、局所速度を、ステップ２３０のステップ６３２における流線およびステップ２３０のステップ６３３における速度分布と共に計算することができる。速度は、実施例１および下記の式（１）にしたがって計算することができる。「Ｘ_ｉ，Ｙ_ｉ」および「Ｘ_ｆ，Ｙ_ｆ」は、画像フレームにわたって対応する不均一性に関連した位置データの画素座標を反映する。

流れ流線の変化は、定性的および半定量的な情報を与え、動脈瘤における分流、分岐での分割、渦度などの基本的な流れ特性を、観察者が評価し始める助けとなる。速度分布は、局所速度と同様に、画像シーケンスの解析から得ることができる。これは、エッジの特徴の観測方向変化によって推定された大きさおよび方向である速度矢印の長さを用いて、１０００ｆｐｓシーケンスの連続画像を通して造影剤小滴のエッジを手動で追従することによって行うことができる。一実施形態では、動脈瘤速度データは、個々のフレームから取得することができる。ベクトルの長さおよび色相は、大きさに対応してもよい。図７は、ステップ２３０のステップ６３３で計算された速度分布を示す。ステップ２３０のステップ６３２および６３３で血管パラメータの非限定的サブセットを計算した後、ステップ６３５で血行動態を評価することができる。このような評価は、流体速度分布が、例えば、動脈瘤嚢内ではなく、流体ダイバータに沿って主に限定されるインターベンションの有効性を示すことができる。

壁ずり応力および他の動的血管パラメータは、流体速度分布から計算することができる。これは、ＣＦＤ計算を実行する場合の慣例である。これらの血管パラメータは、血管病理の決定において重要な役割を果たすと理解されている。しかしながら、通常、ＣＦＤ計算では、血管壁の初期条件や剛性などの多くの仮定がなされ、実際の計算は、特にインターベンションデバイスのモデルが含まれる場合、相当なコンピュータ能力を必要とし、結果が研究者またはインターベンションの臨床医に戻るまでに数時間または数日かかる可能性がある。速度分布およびそこから血管解析パラメータを決定するための本明細書に記載された装置および方法の利点は、臨床医がこのような情報を使用して、手術中にリアルタイムでインターベンションを修正および改善することができることである。

一実施形態によれば、デバイスが挿入されるかまたは配置されると、処置中に血管が幾分変形する場合があり、一旦配置されたインターベンションデバイスは、ＣＦＤ計算において当初計画または仮定されたものとは形状もしくは位置が異なることがある。これらの実際の変化の程度は、様々な３次元プリントモデルで評価することができる。

一実施形態によれば、本開示の装置および方法は、イン・ビボで適用されてもよい。この目的のために、生きたウサギモデルの血管構造上で実行した研究は、大動脈弁を通る詳細な流れとそれに続く下行大動脈を下る造影剤の流れに対する効果を示した。

一実施形態によれば、ＨＶＩＳの適用は、動脈瘤破裂によるクモ膜下出血（Sub-Arachnoid Hemorrhage：ＳＡＨ）の重症度の評価であり得る。この極めて高死亡率である高障害発生中、クモ膜下腔の血液は、血管攣縮を引き起こす刺激源として作用する。これは、遅発性虚血性神経損傷を引き起こすことが知られており、頭蓋内動脈瘤破裂後の罹患率および死亡率の最も重大な原因である。ＳＡＨ患者は、集中治療室で少なくとも１４日間、血管攣縮の監視を受ける。監視技術としては、経頭蓋ドプラ、ＣＴ血管造影、およびＣＴ灌流を用いたイメージング診断が挙げられる。攣縮の重症度および臨床症状に応じて、高血圧管理、動脈内鎮痙薬、および血管形成術を含む様々な予防的ならびに治療的インターベンションが利用可能である。中大脳動脈（Middle Cerebral Artery：ＭＣＡ）の平均速度の経頭蓋ドプラ測定に基づいて、血管攣縮は軽度、中等度、重度の３つのレベルに分けられる。軽度の診断は０〜１１９ｃｍ／ｓの範囲の速度を有し、文献で報告されている平均速度は６２±１２ｃｍ／ｓで神経学的変化を伴わない。中等度の攣縮は、神経学的変化を伴わない１２０〜１９９ｃｍ／ｓのＭＣＡ平均速度に相当する。重度の攣縮は、平均速度が２００ｃｍ／ｓを超えるか、または新たな神経学的欠損を特徴とする。しかしながら、経頭蓋ドプラは一般的に血管内治療中に実行することができず、操作者依存、良好な音響窓を必要とする、感度が低い、誘発性高血圧で偽陽性となる可能性がある、前大脳動脈領域での脳血管造影との相関が低い場合がある、灌流イメージングと比較してより小さな血管攣縮をあまりよく反映しない、などのいくつかの制限がある。ほぼ全ての患者が、ＳＡＨ後の最初の発現時に血管造影を受ける。したがって、本開示のＨＶＩＳを使用する定量的血管造影は、これらの患者の早期検出およびトリアージにおいて有用であることを示す場合がある。

図８は、本開示の例示的な実施形態による、ＨＶＩＳのハードウェアの説明を提供する。図８に示すＨＶＩＳは、放射線画像診断装置の一例である。一例では、図８は、バイプレーンＸ線システムまたは同様のものなどの臨床イメージングシステムの構成要素と通信し、それらを制御する単一の処理回路を含むＨＶＩＳを説明する。別の例では、図８は、複数の処理回路を有するＨＶＩＳを説明する。同期、評価などのための、上述の各「モジュール」は、必要に応じて、図８のＨＶＩＳのハードウェアの説明の１つ以上の処理回路によって実行されてもよい。上述した非限定的な例のそれぞれでは、ディスプレイは、血管樹およびその中の流体流れのグラフ表示を提供してもよく、ならびに／または相互作用的なディスプレイであってもよい。本明細書におけるハードウェアの説明は網羅的ではないが、ハードウェアの説明は、血管の関心領域を画像化するための臨床イメージングシステムの通信および制御を含む様々なコンピュータタスクを可能にすることが理解されよう。

図８において、ＨＶＩＳは、上記／以下で説明されるプロセスを実行する処理回路８８０を備える。例えば、処理回路８８０は、取得機能を備え、所定のフレームレートで、放射線不透過性媒体の血管内投与部位の下流にある血管の関心領域の２次元投影画像を取得する。また、例えば、処理回路８８０は、識別機能を備え、２次元投影画像内で、放射線不透過性媒体の不均一性を識別する。また、例えば、処理回路８８０は、決定機能を備え、不均一性の空間的な動きに基づいて、血管内における血流の動的血管パラメータを決定する。取得機能は、取得部の一例である。識別機能は、識別部の一例である。決定機能は、決定部の一例である。

プロセスのデータおよび命令は、メモリ８８１に格納できる。これらのプロセスおよび命令はまた、ハードドライブ（Hard Drive：ＨＤＤ）もしくは携帯型記憶媒体などの記憶媒体ディスク８８２に格納でき、または遠隔で格納できる。さらに、特許請求された進歩は、本発明のプロセスの命令が格納されるコンピュータ可読媒体の形態によって制限されない。例えば、命令は、ＣＤ（Compact Disk）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc）、フラッシュメモリ、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＰＲＯＭ（Programmable Read Only Memory）、ＥＰＲＯＭ（Erasable Programmable Read Only Memory）、ＥＥＰＲＯＭ（Electrically Erasable Programmable Read Only Memory）、ハードディスク、またはサーバもしくはコンピュータなどのＨＶＩＳと通信する任意の他の情報処理デバイスに格納されてもよい。

さらに、特許請求された進歩は、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、もしくはオペレーティングシステムの構成要素、またはそれらの組み合わせで提供されてもよく、Ｍｉｃｒｏｓｏｆｔ Ｗｉｎｄｏｗｓ ７（登録商標）、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ、ＬＩＮＵＸ（登録商標）、Ａｐｐｌｅ ＭＡＣ−ＯＳ、および当業者に既知の他のオペレーティングシステムなど、ならびに処理回路８８０と協働して実行され得る。

ＨＶＩＳを実現するためのハードウェア要素は、当業者に既知の様々な回路要素によって実現され得る。例えば、処理回路８８０は、特別にプログラムされた米国のＩｎｔｅｌ社製のＸｅｎｏｎもしくはＣｏｒｅプロセッサまたは米国のＡＭＤ社製のＯｐｔｅｒｏｎプロセッサであってもよく、または当業者に認識されるであろう他のプロセッサのタイプであってもよい。例えば、処理回路８８０は、Ａｒｍ（登録商標）Ｃｏｒｔｅｘ（登録商標）−Ｍプロセッサであってもよい。あるいは、当業者が認識するように、処理回路８８０はフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（Programmable Logic Device：ＰＬＤ）に、または離散論理回路を用いて実装されてもよい。さらに、処理回路８８０は、上述の本発明のプロセスの命令を実行するために協働して並列で動作する複数のプロセッサとして実装されてもよい。

図８のＨＶＩＳはまた、ネットワーク８９５とインタフェース接続する、米国のＩｎｔｅｌ社製のＩｎｔｅｌ Ｅｔｈｅｒｎｅｔ（登録商標） ＰＲＯネットワークインタフェースカードなどのネットワークコントローラ８８３を備える。認識できるように、ネットワーク８９５は、インターネットなどの公衆ネットワーク、またはローカルエリアネットワーク（Local Area Network：ＬＡＮ）もしくはワイドエリアネットワーク（Wide Area Network：ＷＡＮ）などのプライベートネットワーク、またはこれらの任意の組み合わせであることができ、公衆交換電話網（Public Switched Telephone Network：ＰＳＴＮ）もしくは総合サービスデジタル網（Integrated Services Digital Network：ＩＳＤＮ）サブネットワークを含むこともできる。ネットワーク８９５はまた、Ｅｔｈｅｒｎｅｔネットワークのように有線であることができ、またはＥＤＧＥ（Enhanced Data rates or Global Evolution）、３Ｇ、４Ｇ、および５Ｇ無線セルラシステムを含むセルラネットワークのように無線でもあり得る。無線ネットワークは、ＷｉＦｉ、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、近距離無線通信、無線周波数識別装置、または任意の他の既知の無線通信形態でもあり得る。

ＨＶＩＳはさらに、Ｈｅｗｌｅｔｔ Ｐａｃｋａｒｄ社製のＨＰＬ２４４５ｗ ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）モニタなどのディスプレイ８８５とインタフェース接続する、米国のＮＶＩＤＩＡ製社のＮＶＩＤＩＡ ＧｅＦｏｒｃｅ ＧＴＸまたはＱｕａｄｒｏグラフィックアダプタなどのディスプレイコントローラ８８４を備える。

一実施形態によれば、汎用Ｉ／Ｏインタフェース８８６は、ディスプレイ８８５上の、またはディスプレイ８８５から分離したタッチスクリーン８８８にインタフェース接続する。一実施形態では、タッチスクリーン８８８は、静電容量型センサ、抵抗センサなどを介して実装され得る。

汎用Ｉ／Ｏインタフェース８８６は、ＨＶＩＳの１つ以上の機能と通信しそれらを制御するための専用Ｉ／Ｏインタフェースとなるよう構成することができることが理解されよう。１つ以上の機能は、特に、画像センサ（例えば、カメラ、光子検出器など）、および手術室内の医療機器（例えば心電図）を含むことができる。

Ｃｒｅａｔｉｖｅ社製のＳｏｕｎｄ Ｂｌａｓｔｅｒ Ｘ−Ｆｉ Ｔｉｔａｎｉｕｍなどの音声コントローラ８９０がさらにＨＶＩＳに設けられて、スピーカ／マイクロホン８９１とインタフェース接続し、これにより音声および／または音楽を提供する。

汎用ストレージコントローラ８９２は、ＨＶＩＳの全ての構成要素を相互接続するために記憶媒体ディスク８８２を、ＩＳＡ（Industry Standard Architecture）、ＥＩＳＡ（Extended Industry Standard Architecture）、ＶＥＳＡ（Video Electronics Standards Association）、ＰＣＩ（Peripheral Component Interconnect）などであってよい通信バス８９３と接続させる。ディスプレイ８８５、ならびにディスプレイコントローラ８８４、ストレージコントローラ８９２、ネットワークコントローラ８８３、音声コントローラ８９０、ならびに汎用Ｉ／Ｏインタフェース８８６の一般的な特徴および機能の説明は、これらの特徴が既知であるため、簡潔さを期して本明細書では省略する。

図９は、ＣＴ装置またはＣＴスキャナに含まれる放射線ガントリの実装を示す。図９に示す放射線ガントリは、放射線画像診断装置の一例である。放射線ガントリは、図８のＨＶＩＳとインタフェース接続してもよい。図９に示されるように、放射線ガントリ９５０は、側面からの様子が示されており、さらに、Ｘ線管９５１、環状フレーム９５２、および複数列または２次元アレイ型Ｘ線検出器９５３を含む。Ｘ線管９５１とＸ線検出器９５３は、被検体ＯＢＪを挟んで反対側に環状フレーム９５２上に取り付けられ、環状フレーム９５２は回転軸ＲＡの周りで回転可能に支持される。回転ユニット９５７は、被検体ＯＢＪが軸ＲＡに沿って、図示されたページの奥の方向またはページの手前の方向に移動されている間に、０．４秒／回転などの高速で環状フレーム９５２を回転させる。Ｘ線検出器９５３は、上述のような単一光子Ｘ線検出器であってもよい。バイプレーン検出器の配置は、本明細書に記載された設定の拡張として構成されてもよいことが理解されよう。

本発明のＸ線ＣＴ装置の一実施形態は、添付図面を参照しながら以下に説明される。Ｘ線ＣＴ装置は、例えばＸ線管およびＸ線検出器が、検査される被検体の周りを共に回転する回転／回転型装置、ならびに、多くの検出器素子が環状または面状に配列され、かつＸ線管のみが検査される被検体の周りを回転する固定／回転型装置などの様々な型の装置を含むことに留意されたい。本発明は、どちらの型にも適用することができる。ここでは、現在主流である回転／回転型が例示される。

マルチスライスＸ線ＣＴ装置は高電圧発生器９５９をさらに含む。高電圧発生器９５９は、Ｘ線管９５１がＸ線を生成するように、スリップリング９５８を通してＸ線管９０１に印加される管電圧を発生させる。Ｘ線は、被検体ＯＢＪに向かって照射され、被検体ＯＢＪの断面領域が円で表される。例えば、Ｘ線管９５１は、第２のスキャン中の平均Ｘ線エネルギーよりも小さい、第１のスキャン中の平均Ｘ線エネルギーを有する。このようにして、異なるＸ線エネルギーに対応して、２回以上のスキャンを得ることができる。Ｘ線検出器９５３は、被検体ＯＢＪを通り抜けて伝播してきた照射Ｘ線を検出するために、被検体ＯＢＪを挟んでＸ線管９５１の反対側に位置している。Ｘ線検出器９５３は、個々の検出器素子または検出器ユニットをさらに含む。

ＣＴ装置は、Ｘ線検出器９５３から検出された信号を処理するための、その他のデバイスをさらに含む。データ取得回路またはデータ取得システム（Data Acquisition System：ＤＡＳ）９５４は、それぞれのチャンネルに対するＸ線検出器９５３から出力された信号を電圧信号に変換し、その信号を増幅し、さらにその信号をデジタル信号へと変換する。Ｘ線検出器９５３およびＤＡＳ９５４は、１回転当たりの所定全投影数（Total number of Projections Per Rotation：ＴＰＰＲ）を処理するように構成されている。

上述のデータは、非接触データ送信機９５５を通じて、放射線ガントリ９５０外部のコンソール内に収容された、前処理デバイス９５６に送信される。前処理デバイス９５６は、生データに対し、感度補正などの特定の補正を実行する。メモリ９６２は結果データを格納する。この結果データは、再構成処理直前のステージにおいて投影データとも呼ばれる、メモリ９６２は、処理回路９６４、入力デバイス９６５、およびディスプレイ９６６と共に、データ／制御バス９６１を通して、システムコントローラ９６０に接続されている。システムコントローラ９６０は、ＣＴシステムを駆動させるのに十分なレベルに電流を制限する、電流調整器９６３を制御する。

検出器は、様々な世代のＣＴスキャナシステムにおいて、患者に対して、回転されるおよび／または固定される。一実施例において、上述のＣＴシステムは、第３世代ジオメトリシステムと第４世代ジオメトリシステムとが組み合わせられた例であってもよい。第３世代ジオメトリシステムにおいて、Ｘ線管９５１とＸ線検出器９５３とは、環状フレーム９５２上に正反対に取り付けられ、環状フレーム９５２が回転軸ＲＡの周りを回転するときに、被検体ＯＢＪの周りを回転する。第４世代ジオメトリシステムにおいて、検出器は患者の周辺に固定して設置され、Ｘ線管は患者の周りを回転する。代替的実施形態において、放射線ガントリ９５０は、Ｃアームおよびスタンドによって支持されている環状フレーム９５２上に配列された多数の検出器を有する。

メモリ９６２は、Ｘ線検出器ユニット９５３でＸ線照射度を示す測定値を格納することができる。さらに、メモリ９６２は、ＣＴ画像再構成、物質分解、ならびに散乱推定および補正法を実行するための専用プログラムを格納することができる。

再構成デバイス９６４は、上記の方法を実行することができる。例えば、処理回路９６４は、取得機能を備え、所定のフレームレートで、放射線不透過性媒体の血管内投与部位の下流にある血管の関心領域の２次元投影画像を取得する。また、例えば、処理回路９６４は、識別機能を備え、２次元投影画像内で、放射線不透過性媒体の不均一性を識別する。また、例えば、処理回路９６４は、決定機能を備え、不均一性の空間的な動きに基づいて、血管内における血流の動的血管パラメータを決定する。取得機能は、取得部の一例である。識別機能は、識別部の一例である。決定機能は、決定部の一例である。

さらに、処理回路９６４は、ボリュームレンダリング処理および画像差分処理などの前再構成処理画像処理を、必要に応じて実行することができる。前処理デバイス９５６によって実行された投影データの前再構成処理は、例えば検出器キャリブレーション、検出器非直線性、および極性効果に対する補正を含むことができる。

処理回路９６４により実行される後再構成処理は、画像のフィルタリングおよび平滑化、ボリュームレンダリング処理、ならびに画像差分処理を、必要に応じて含むことができる。画像再構成処理は、フィルタ逆投影、逐次近似画像再構成法、または確率論的画像再構成法を使用して実行することができる。処理回路９６４は、メモリを使って、例えば投影データ、訓練画像、未修整画像、キャリブレーションデータおよびパラメータ、ならびにコンピュータプログラムを格納することができる。

処理回路９６４は、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、または他の複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）など、個々の論理ゲートとして実行可能なＣＰＵ（処理回路）を含むことができる。ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤ実行は、ＶＤＨＬ、ベリログ、またはその他のハードウェア記述言語でコード化されていてもよく、そのコードはＦＰＧＡもしくはＣＰＬＤにおいて直接電子メモリ内に格納されてもよく、または個別の電子メモリとして格納されてもよい。さらに、メモリ９６２は、ＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、またはフラッシュメモリなどの不揮発性であってもよい。メモリ９６２は、静的または動的ＲＡＭなど揮発性であってもよく、電子メモリの管理、およびＦＰＧＡまたはＣＰＬＤとメモリとの間の相互作用のために、マイクロコントローラまたはマイクロプロセッサなどのプロセッサが提供されていてもよい。

あるいは、処理回路９６４内のＣＰＵは、本明細書に記載された機能を実行する一連のコンピュータ可読命令を含むコンピュータプログラムを実行することができ、そのコンピュータプログラムは、任意の上述の非一時的電子メモリおよび／もしくはハードディスクドライブ、ＣＤ、ＤＶＤ、フラッシュドライブ、またはその他の任意の既知の格納媒体に格納されている。さらに、コンピュータ可読命令は、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、もしくはオペレーティングシステムの構成要素、またはそれらの組み合わせで提供されてもよく、米国のＩｎｔｅｌ社製のＸｅｏｎプロセッサまたは米国のＡＭＤ社製のＯｐｔｅｒｏｎプロセッサ、およびＭｉｃｒｏｓｏｆｔ １０、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ、ＬＩＮＵＸ、Ａｐｐｌｅ、ＭＡＣ−ＯＳ、ならびに当業者に既知の他のオペレーティングシステムなどのオペレーティングシステムと協働して実行され得る。さらに、ＣＰＵは、命令を実行するために協動して並列で動作する、複数のプロセッサとして実行することができる。

一実施形態において、再構成画像は、ディスプレイ９６６上に表示することができる。ディスプレイ９６６は、ＬＣＤディスプレイ、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイ、プラズマディスプレイ、ＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）、または当業者にとって既知のその他のディスプレイであってもよい。

メモリ９６２は、ハードディスクドライブ、ＣＤ-ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、フラッシュドライブ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、または当業者にとって既知のその他の電子記憶装置であってもよい。

一実施形態によれば、標準ＴＦＴ（Thin Film Transistor）読み出しを有するフラットパネルをＸ線入口側で使用し、かつ超高速ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）光検出器を背面で使用して、Ｘ線吸収シンチレーション層からの光出力を共有することができる。大型ＣＭＯＳイメージングチップが入手可能であり、１０００ｆｐｓカメラのＦＡＳＴＣＡＭ商品ラインで使用され、その画素サイズは、２ｃｍ×２ｃｍイメージングチップに対して２０μｍ×２０μｍまでである。製造業者候補との議論のために、感度、容量、空間分解能、画素サイズ、および他の物理的詳細を推定することを考慮する。

一実施形態によれば、単一の蛍光体層または大面積ＰＣを使用することができ、関心領域減衰器を使用して、関心領域周辺の患者の照射を低減することができる。この技術を可変時間フィルタリングと組み合わせて、線量を低減しても周辺のノイズをさらに低減することができる。しかしながら、利用可能な検出器照射時間の範囲がより広いため、より優れた柔軟性があり、利用可能な時間フィルタリングのより広い範囲が検討されるであろう。加えて、機械学習技術を使用して求められた補正マスクを用いた動的イメージング処理中に変化する関心領域の位置を評価することができる。

コイルおよびフローダイバータステントなどの様々な動脈瘤治療デバイスは、本明細書に記載された３次元ファントム内で調査することができる。多くの変数は、流れパターンおよび造影剤パターンの詳細に影響を及ぼす。これらには、血管および病態の形態または形状、カテーテルの特徴および留置を含む造影剤送達の詳細、ボーラスのタイミングおよび形状、流体圧力差およびサイクル、流体粘度、ならびにイメージングと流れとの同期、ならびにステントフローダイバータまたは他のインターベンションデバイスの設計が含まれる。観察者の応答に及ぼす詳細な流れデータの影響を理解可能にするために、これらの変数それぞれの流れパターンに及ぼす影響に関する厳密な研究には、広範囲にわたる一連の実験が必要となるであろう。定量的および半定量的研究の両方について以下に説明する。

（実施例１）
本研究で報告された高速検出器は、０．７５ｍｍ厚ＣｄＴｅ直接検出層、二重エネルギーしきい値化、電荷共有補正および１０００ｆｐｓまでのフレームレートを有する直接光子計数検出器（Ａｃｔａｅｏｎ、ＸＣｏｕｎｔｅｒ社、ダンデリード、スウェーデン）であった。これは、１００μｍの画素ピッチ、１インチ×１インチのアクティブエリア、２５６画素×２５６画素の読み出しを有し、各画素上に２つの独立したしきい値を有するデュアルエネルギー取得が可能である。

高速Ｘ線検出器の評価用に血管状態をシミュレートするために、ヒトに典型的な流速および壁圧を有する３次元プリント動脈瘤ファントムを使用した。動脈瘤モデルは、Ｃｏｎｎｅｘ ３マルチマテリアルインクを用いたＯｂｊｅｃｔ Ｐｏｌｙｊｅｔ ３Ｄプリンタ、モデル２６０Ｖ（Ｏｂｊｅｔ−Ｓｔｒａｔａｓｙｓ社、エデンプレーリー、ミネソタ州）を使用して、社内で３次元プリントした。次にファントムを、流出入の供給を備えたプラットフォームにテープで留めた。次に、管を拍動流ポンプ（Ｅａｓｙ Ｊｅｔ ＩＩ、Ｃｏｌｅ Ｐａｒｍｅｒ社、ヴァーノンヒルズ、イリノイ州）に接続し、ヒトに典型的な流れおよび壁圧をシミュレートするように設定した。この装備をユニストラットプラットフォームの下部ラックに設置し、高速検出器を上部ラックに設置し、検出器表面での幾何学的倍率を１．１倍にした。Ｘ線を高速検出器の視野にコリメートした後、キヤノン−東芝Ｓｕｒｇｉｎｉｘ ＳＸＴ ２０００Ａ Ｍｏｂｉｌｅ Ｃ−アームシステムのＸ線撮影プロトコルを使用した。技術パラメータは、２．５５ｍｍ Ａｌの付加フィルタを用いて、７０ｋＶｐ、１００ｍＡ、３秒に設定した。１０００ｆｐｓでのフレーム当たりの検出器表面での照射は、４７０μＲ／フレームであった。Ａｃｔａｅｏｎイメージングモードは、反同時計数をオンにした状態で「高感度」であった。イメージングモードは、組み込み反電荷共有補正（anti-charge sharing correction）を有する。第１のしきい値が計測ノイズを上回り、第２のしきい値が研究で使用したヨード造影剤のＫ吸収端を上回るように、しきい値を２０ｋｅＶおよび３４ｋｅＶで固定した。流れループ内の「血液」が動き出したら、様々な送達カテーテルを、イントロデューサーを介して血管に挿入し、カテーテルのノズルを動脈瘤モデルの近位にある３箇所に留置した。使用した送達カテーテルは、Ｎｅｕｒｏｎ Ｍｏｄｅｌ ６Ｆ ０７０（Ｐｅｎｕｍｂｒａ社、アラメダ、カリフォルニア州）、Ｅｎｖｏｙ ＸＢ ６Ｆ ＭＰＣ（Ｃｏｄｍａｎ Ｎｅｕｒｏ社、ニューブランズウィック、ニュージャージー州）、Ｓｉｔｅｓｅｅｒ Ｃａｒｄｉａｃ ６Ｆ Ａ−２（メドトロニック社、フリドリー、ミネソタ州）、およびＣｈａｐｅｒｏｎ ６Ｆ インナーカテーテル（マイクロベンション テルモ社、アリソビエホ、カリフォルニア州）であった。全ての送達カテーテルは、多目的角度付きノズルを有した。ヨード造影剤（オムニパーク、３５０ｍｇＩ／ｍＬ、ＧＥヘルスケア、シカゴ、イリノイ州）を、オートインジェクター（メドラッドＰＰＤ１１０６０５０７、メドラッド社、ウォーレンデール、ペンシルベニア州）を使用して、サブセット実行中に導入したガス気泡と共に送達カテーテルを通して投与した。１０００ｆｐｓで流れを監視し、各実行で１２００画像を取得した。１０ｍｌの一定容量に対して、注入速度を１０ｍＬ／ｓから３０ｍＬ／ｓまで変化させた。Ｘ線撮影照射および造影剤注入を３つの異なる遅延設定でトリガし、流れの先端、渦形成、および終端を得た。

様々な段階での流れの速度を含む定量的測定のために、２つの連続画像を選択した。ＩｍａｇｅＪを使用して移動している造影剤の波面の位置を画素数によって測定し、同じ波面を追跡し、次の画像の画素で位置を記録した。1ｍｓの時間分解能を把握する距離の公式を使用して、ユークリッド距離を測定した。したがって、造影剤の波面の様々な位置における速度は、上述した式（１）を使用して計算することができた。

経時的差分シーケンスを使用して、速度の交互測定を行った。これには、造影剤の波面に対応する移動する暗画素の集合に対して、速度に変換することができる幅を画素数で測定することが含まれる。

図１０は、左から右へおよび上から下へと進行する、１．２秒間にわたって取得された画像のパネルである。この画像は、造影剤を空気と共に血管に注入し、追跡可能な気泡を生成し、造影剤の流れの経路を観察して速度を測定した例を示す。円で囲んだ気泡などの、気泡の中心の位置変化を追跡することにより、モデルファントムにおいて平均血流速度が２７ｃｍ／ｓであることが分かった。

図１１Ａおよび図１１Ｂを参照すると、上述のように見える詳細を従来の血管造影図と比較するために、図１１Ａおよび図１１Ｂは、図１０のシーケンスからのシミュレーションであるが、１２ｍｓのパルス幅（図１１Ａ）および３０ｆｐｓを使用した連続透視図の取得（図１１Ｂ）をシミュレートするための、１２連続フレームにわたる統合としてのものである。図１１Ａおよび図１１Ｂを見ると、動脈内の血液速度を測定するために使用された気泡は、かなりぼやけていることが観察できる。

ヨード造影剤の注入を比較する別のセットの高速シーケンスを、フローダイバータ、すなわちステントを配置した前後に、動脈瘤ファントムから取得した。図１２Ａ、図１２Ｂ、および図１２Ｃは、動脈瘤ファントム内にフローダイバータが存在しない場合、動脈瘤嚢内で造影剤の渦が発達することを示す。代わりに、図１３Ａ、図１３Ｂ、および図１３Ｃは、動脈瘤の頚部を横切るフローダイバータ、すなわちパイプラインステントの留置による、渦の破壊を示す。図１２Ａから図１３Ｃに示される高速シーケンスから選択された個々の画像において、インターベンション前後の動脈瘤ファントムにおける流れパターンの変化は、高速画像の取得を使用することで理解することができる。

検出器の照射時間を低減した一連の高速画像の取得で見られるように、より多くの流れの詳細が見られる。図１に関しては、ヨード造影剤内の目に見えるガス気泡は、血管を完全に満たしている。ガス気泡は、視野を横切って移動するときに、詳細な流れパターンを示すことができる。時間間隔が分かれば、これらの気泡をマーカーとして用いて流速または速度を計算することができる。一実施形態では、１ｍｓの高時間分解能を使用することができる。Ａｃｔａｅｏｎ高速検出器のモジュラー設計による画像中央の縦線を、個々の気泡を追従するときの基準マーカーとして使用することができる。図１の連続した流れにおいて、平均血流速度は２７ｃｍ／ｓと推定された。

図１１Ａから図１３Ｃに関しては、動脈瘤ファントムに完全に満たされる前に個々の流れを追従することができるように、造影剤が動脈瘤ファントムに入ることを開始していた。フローダイバータ無し（図１２Ａ、図１２Ｂ、および図１２Ｃ）の異なる条件下で、フローダイバータ有り（図１３Ａ、図１３Ｂ、および図１３Ｃ）と比較すると、従来の血管造影図設定をシミュレートした場合、詳細な流れの可視化に対する影響は、ぼやけた（すなわち、劣化した）画像をもたらすものであった。１０００ｆｐｓ取得を使用した場合、ステントを配置したときの渦パターンへの影響を含む詳細な流れパターンは、明瞭に可視化された。

（実施例２）
本明細書で使用される高速検出器は、Ａｃｔａｅｏｎ検出器（ＸＣｏｕｎｔｅｒ社、ダンデリード、スウェーデン）である。Ａｃｔａｅｏｎ検出器は、１００μｐピッチおよび２５６×２５６マトリックスサイズの単光子計数直接ＣａＴｅ検出器（single photon-counting direct CaTe detector）であり、１０００ｆｐｓまでの取得速度が可能である。

内頚動脈瘤をシミュレートする３次元プリントモデルを、循環液として水を用いる拍動流ループに接続した。モデルの下に２１ｍｍのアルミニウムブロックを追加して、ヒトの頭部のＸ線減衰を近似した（ＲＱＡ５アッテネータ、ＩＥＣ（International Electrotechnical Commission）６１２６７−１、６２２２０−１）。

高速検出器をユニストラットプラットフォーム（Ｕｎｉｓｔｒｕｔ社、ハーベイ、イリノイ州）に取り付け、ファントムの６ｃｍ上に配置して、拡大率が１．０８となり、１０００ｆｐｓで連続的に取得するように設定した。Ｘ線源として、ＩｎｆｉｎｉｘバイプレーンＣアームシステム（モデルＩＮＦＸ−８０００Ｖ、キヤノン社、大田原、日本）を使用した。ピーク管電圧は９２ｋＶ、管電流は１６０ｍＡ、照射パルス幅は中間焦点で１００ｍｓに設定した。６Ｆカテーテル（モデル７５１２〜２３、メリットメディカル社、サウスジョーダン、ユタ州）を、動脈瘤領域の近位に留置した。カテーテルを適所に用いて、ＡｕｔｏＳｙｒｉｎｇｅ（モデルＰＰＤ１１０６０５０７、メドラッド社、ウォーレンデール、ペンシルベニア州）を使用して、造影剤ミリリットル当たり３５０ｍｇの無希釈ヨードの１０ｍＬの噴出を、１０ｍＬ／ｓで３Ｄプリント血管に注入した。注入とＸ線トリガとの間の遅延を変化させ、注入後の異なる時間間隔で造影剤の流れの変化を観察した。パイプライン塞栓形成デバイス（Pipeline Embolization Device：ＰＥＤ）の配置前後における造影剤の流れ画像を取得した。ＰＥＤを部分的に配置し、複数の実験に適応するために動脈瘤口を完全にカバーした。画像を１０００ｆｐｓで取得し、１００ｍｓのＸ線照射時間ごとに１００画像をもたらした。従来の血管造影と比較するために、これらの４０フレームを平均し、４０ｍｓの照射パルス幅で取得した１画像をシミュレートした。

ファントム入射表面での空気カーマを、６ｍＬ ＰＴＷ電離箱および電位計（モデルＴ１００２３ Ｕｎｉｄｏｓ、ＰＴＷ社、フライブルク、ドイツ）を使用して測定した。フレーム当たりの空気カーマは、１０００ｆｐｓで取得した各１ｍｓ画像に対するファントム入射表面で１２．３μＧｙであった。１００ｍｓのシーケンスで統合したフレームの空気カーマは、入射面で１．２３ｍＧｙであった。これは、２０フレームを含むＤＳＡ実行から予測される線量にほぼ等しい。

ここで図１４Ａから図１４Ｄを参照すると、デジタル差分血管造影法（Digital Subtraction Angiography：ＤＳＡ）画像は、ＰＥＤフローダイバータが配置されていない場合の内頚動脈瘤モデルにおける流れの詳細を示す。画像は、図１４Ａ、図１４Ｂ、および図１４Ｃについて、１０００ｆｐｓで取得され、２５フレームずつ分けられ、図１４Ｄは、４０ｍｓ Ｘ線パルス１つの単一平均画像である。縦線は、検出器モジュール間の１画素の境界を示す。示されているように、図１４Ｄは図１４Ａから図１４Ｃと同じシーケンスを含むが、ノイズが減少し、モーションブラーが増加している。実際のＤＳＡフレームのぼけは、使用するパルス幅および血流速度によって異なる。数十ミリ秒のパルス幅にわたるノイズ低減およびぼけは、標準的な血管造影フレームのノイズ低減およびぼけに相当するであろう。

ここで図１５Ａから図１５Ｄを参照すると、ＤＳＡ画像は、ＰＥＤフローダイバータが部分的に配置された場合の内頚動脈瘤モデルにおける流れの詳細を示す。標準的な血管造影画像と比較して、図１４Ａから図１４Ｃおよび図１５Ａから図１５Ｃは、動脈瘤領域における詳細な流れパターンなどの追加の情報が、より高い時間分解能によって、１０００ｆｐｓで取得された画像で視覚化され得ることを示す。例えば、ＰＥＤフローダイバータが配置されていない場合、１０００ｆｐｓで取得された画像（例えば、図１４Ａから図１４Ｃ）は、動脈瘤嚢内における造影剤の渦の発達を伴った動脈瘤への流れを明瞭に示す。あるいは、ＰＥＤフローダイバータを適所に用いて取得した画像（例えば、図１５Ａから図１５Ｃ）は、見かけの流速が低下し、動脈瘤嚢内の渦の発達が遅延した、動脈瘤へのより拡散した造影剤の流れを示す。本研究の流れファントムで実証されているように、造影剤流線およびブロブ（blob）形状の変化は、１ｍｓフレーム間隔で容易に見ることができた。

この新しい検出器より可能となる高速イメージングによって、臨床医は、親血管に対する標的動脈瘤への流れパターンの識別を含む、３Ｄプリントファントムにおける詳細な流れパターンを観察することができる。このような時間的情報を獲得することは、臨床医が処置中にリアルタイムで流れパターンを評価できるようにすることにより、治療決定に潜在的に影響し得る。治療中、臨床医は、壁への付着を評価することおよび動脈瘤嚢内の造影剤の停滞を探すことなど、フローダイバージョンの間接的徴候を探すことにより、ステント留置の妥当性を評価する。血流動態の変化を詳細に可視化することで、臨床医は、渦流の減少などのフローダイバータの有効性を改善することが示されている因子を、直接評価することができる。

他の潜在的な臨床用途としては、動脈瘤付近のエンドリークの検出、動脈瘤の再成長を引き起こす可能性のある残留血流の識別、コイルコンパクションをもたらす可能性のある血液衝突パターン、および血流があまり直感的に分からない可能性のある位置（分岐部など）での動脈瘤への流入が含まれる。

本明細書で記載される画像装置（imager）は、ＦＯＶの小さいＲＯＩ（Region Of Interest）検出器である。従来のフルＦＯＶ能力も提供するシステム内において、ここで示されたものよりも幾分大きい高速ユニットが、インターベンション処置中に配備され得ると考えられている。

血管造影の空間および時間分解能の改善は、血流動態の詳細に関するリアルタイムの洞察をさらに臨床医に与えることによって、結果を大いに改善する可能性があり、これは手術中の修正を可能にし、処置の安全性および長期的な有効性を改善する。

明らかに、以上の教示を考慮して、数々の修正形態および変形形態が可能である。したがって、以下に示す請求の範囲内で、本明細書に具体的に記載された方法とは異なる方法でも実施できることを理解されたい。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、血流の影響を受ける症状の診断に使用することができる情報を提供することができる。

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、実施形態同士の組み合わせ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。

８８０ 処理回路
９６４ 処理回路

Claims (24)

1. 所定のフレームレートで、放射線不透過性媒体の血管内投与部位の下流にある血管の関心領域の２次元投影画像を取得し、
   前記２次元投影画像内で、前記放射線不透過性媒体の不均一性を識別し、
   前記不均一性の空間的な動きに基づいて、前記血管内における血流の動的血管パラメータを決定すること
   を含む、放射線画像処理方法。
2. 患者の心臓信号に基づいて前記患者の心周期のタイミングを決定し、
   前記放射線不透過性媒体の血管内投与を前記心周期の前記決定されたタイミングと同期させ、
   前記２次元投影画像の取得を、前記心周期の前記決定されたタイミングと同期させること
   を更に含む、請求項１に記載の放射線画像処理方法。
3. 前記放射線不透過性媒体の血管内投与は、断続的に行なわれる、請求項２に記載の放射線画像処理方法。
4. 前記放射線不透過性媒体の血管内投与は、前記放射線不透過性媒体の量を変化させながら行なわれる、請求項２に記載の放射線画像処理方法。
5. 前記心周期の前記決定されたタイミングは、前記心周期の位相に基づく、請求項２〜４のいずれか一項に記載の放射線画像処理方法。
6. 前記所定のフレームレートは、１００ｆｐｓより大きい、請求項１〜５のいずれか一項に記載の放射線画像処理方法。
7. 前記２次元投影画像を、一連の連続２次元投影画像として取得する、請求項１〜６のいずれか一項に記載の放射線画像処理方法。
8. 前記動的血管パラメータは、流線および速度分布を含む、請求項１〜７のいずれか一項に記載の放射線画像処理方法。
9. 前記放射線不透過性媒体は、球状粒子であり、
   前記不均一性は、前記球状粒子によって生じる、請求項１〜８のいずれか一項に記載の放射線画像処理方法。
10. 前記球状粒子は、生分解性である、請求項９に記載の放射線画像処理方法。
11. バイプレーン放射線検出器を介して複数方向の前記２次元投影画像を取得し、
    複数方向の前記２次元投影画像のそれぞれにおいて前記不均一性を識別し、
    前記不均一性の３次元空間での動きに基づいて前記動的血管パラメータを決定する、請求項１〜１０のいずれか一項に記載の放射線画像処理方法。
12. 前記放射線不透過性媒体の血管内投与を同期させること、および前記２次元投影画像の取得を同期させることは、前記心周期の前記決定されたタイミングに基づく時間遅延を含む、請求項２〜４のいずれか一項に記載の放射線画像処理方法。
13. 所定のフレームレートで、放射線不透過性媒体の血管内投与部位の下流にある血管の関心領域の２次元投影画像を取得する取得部と、
    前記２次元投影画像内で、前記放射線不透過性媒体の不均一性を識別する識別部と、
    前記不均一性の空間的な動きに基づいて、前記血管内における血流の動的血管パラメータを決定する決定部と
    を備える、放射線画像診断装置。
14. 前記取得部は、更に、
    患者の心臓信号に基づいて前記患者の心周期のタイミングを決定し、
    前記放射線不透過性媒体の血管内投与を前記心周期の前記決定されたタイミングと同期させ、
    前記２次元投影画像の取得を、前記心周期の前記決定されたタイミングと同期させる、請求項１３に記載の放射線画像診断装置。
15. 前記放射線不透過性媒体の血管内投与は、断続的に行なわれる、請求項１４に記載の放射線画像診断装置。
16. 前記放射線不透過性媒体の血管内投与は、前記放射線不透過性媒体の量を変化させながら行なわれる、請求項１４に記載の放射線画像診断装置。
17. 前記心周期の前記決定されたタイミングは、前記心周期の位相に基づく、請求項１４〜１６のいずれか一項に記載の放射線画像診断装置。
18. 前記所定のフレームレートは、１００ｆｐｓより大きい、請求項１３〜１７のいずれか一項に記載の放射線画像診断装置。
19. 前記取得部は、前記２次元投影画像を、一連の連続２次元投影画像として取得する、請求項１３〜１８のいずれか一項に記載の放射線画像診断装置。
20. 前記動的血管パラメータは、流線および速度分布を含む、請求項１３〜１９のいずれか一項に記載の放射線画像診断装置。
21. 前記不均一性は、球状粒子である前記放射線不透過性媒体によって生じる、請求項１３〜２０のいずれか一項に記載の放射線画像診断装置。
22. 前記球状粒子は、生分解性である、請求項２１に記載の放射線画像診断装置。
23. 前記取得部は、バイプレーン放射線検出器を介して複数方向の前記２次元投影画像を取得し、
    前記識別部は、複数方向の前記２次元投影画像のそれぞれにおいて前記不均一性を識別し、
    前記決定部は、前記不均一性の３次元空間での動きに基づいて前記動的血管パラメータを決定する、請求項１３〜２２のいずれか一項に記載の放射線画像診断装置。
24. 前記放射線不透過性媒体の血管内投与を同期させること、および前記２次元投影画像の取得を同期させることは、前記心周期の前記決定されたタイミングに基づく時間遅延を含む、請求項１４〜１６のいずれか一項に記載の放射線画像診断装置。

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