JP6139207B2 - Ｘ線撮像における造影剤推定のシステム及び方法 - Google Patents

Description

計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システム及びフルオロスコピィ・イメージング・システムでは、Ｘ線放射線が患者のような着目する被検体を照射し、放射線の一部が検出器又は写真乾板に入射して、ここで画像データが収集される。幾つかのＸ線システムでは、次いで写真乾板を現像して画像を形成し、この画像を放射線医又は担当医が診断目的で利用することができる。ディジタルＸ線システムでは、光検出器が、検出器表面の離散的なピクセル領域に入射した放射線の量又は強度を表わす信号を発生する。次いで、これらの信号を処理して画像を形成することができ、この画像を表示して精査に付すことができる。ＣＴシステムでは、ガントリが患者の周囲を変位するのに伴って、一連の検出器素子を含む検出器アレイが様々な位置にわたり同様の信号を発生する。

かかるシステムによって形成される画像では、Ｘ線が患者の組織を透過する間に遭遇する物質によるＸ線の減弱の変化に基づいてコントラストが生ずる。典型的には、原子番号が大きい原子を有する物質ほどＸ線の減弱が大きい。このように、骨のような組織は、脂肪性の組織のような他の組織に比較して高いコントラストを画像内に生じ得る。ＣＴ撮像及びフルオロスコピィ撮像に用いられる幾つかの手法は、造影剤を用いて、血管のように典型的には相対的に高いコントラストを有しない区域内に人為的にコントラストを生じさせる。造影剤は、ヨード（ヨウ素）のように相対的に高度の効率でＸ線を減弱させることが可能な１又は複数の原子を含み得る。例えば、ＣＴ血管造影法では、造影剤が典型的には患者に注射された後にＣＴ撮像が行なわれる。造影剤は典型的には、患者の幾つかの組織を灌流し、得られるＣＴ画像は造影剤によって灌流された区域に対応するコントラスト強調（contrast-enhanced）領域（以下「造影領域」とも呼ぶ）を含む。

造影剤は、イオン系又は非イオン系の有機化合物を含み得る。ヨウ素を用いた造影剤は典型的には、相対的に低い毒性及びヨウ素原子の共有結合に基づく水溶性有機化合物を含んでいる。従って、ヨウ素原子に加え、かかる造影剤は炭素（Ｃ）及び水素（Ｈ）を含み、また窒素（Ｎ）、酸素（Ｏ）、及びＸ線減弱特性が相対的に低い他の原子を含み得る。従って、ヨウ素原子に対するこれらの原子の比率は、造影剤のＸ線に対する信号応答に影響を及ぼす場合がある。このように、異なる造影剤を用いると、造影剤の分子構造に少なくとも基づいて信号応答の変化が生じ得る。

以下、本書に開示される幾つかの実施形態のまとめを記載する。これらの観点は幾つかの実施形態の簡単なまとめを読者に提供するために掲げられているに過ぎず、これらの観点は本開示の範囲を限定するものではないことを理解されたい。実際に、本開示は、以下に述べられていない場合のある多様な観点を包含し得る。

一実施形態では、画像処理のコンピュータ実装型方法を提供する。この方法は、第一のエネルギにおいて得られる第一の多色造影Ｘ線画像及び第二のエネルギにおいて得られる第二の多色造影Ｘ線画像から、シミュレートされた第一の単色造影Ｘ線画像及びシミュレートされた第二の単色造影Ｘ線画像を形成するステップを含んでいる。シミュレートされた第一の単色造影Ｘ線画像は第一の造影領域を含み、シミュレートされた第二の単色造影は第二の造影領域を含んでいる。この方法はまた、第一及び第二の造影領域を画像の他領域から切り出すステップと、造影剤に帰属可能な導かれた部分信号に少なくとも基づいて第一及び第二の造影領域の内部での造影剤の量を決定するステップとを含んでいる。

もう一つの実施形態では、画像処理のコンピュータ実装型方法を提供する。この方法は、造影領域を含む患者の多色造影Ｘ線画像において、造影領域を画像の他領域から切り出すステップを含んでいる。造影領域は、造影剤に帰属可能な部分信号を含んでいる。この方法はまた、造影剤の複合線形減弱係数及び所与の容積の多色スペクトル応答を用いて、造影領域の所与の容積の内部での造影剤の容積を決定するステップを含んでいる。造影剤の複合線形減弱係数は、多色造影Ｘ線画像を得るのに用いられるエネルギ範囲にわたる造影剤のそれぞれの線形減弱係数の重み付き和を含んでいる。

さらにもう一つの実施形態では、システムを提供する。このシステムは、メモリの内部に記憶された命令セットであって造影Ｘ線画像を処理する命令セットを実行するように構成されているプロセッサと、この命令セットを有するメモリとを含んでいる。命令セットは、第一のエネルギにおいて得られる第一の多色造影Ｘ線画像及び第二のエネルギにおいて得られる第二の多色造影Ｘ線画像から、シミュレートされた第一の単色造影Ｘ線画像及びシミュレートされた第二の単色造影Ｘ線画像を形成するようにプロセッサによって実行可能である。シミュレートされた第一の単色造影Ｘ線画像は、第一のエネルギにおいてシミュレートされ、第一の造影領域を含んでおり、シミュレートされた第二の単色造影Ｘ線画像は、第二のエネルギにおいてシミュレートされ、第二の造影領域を含んでいる。命令セットはまた、シミュレートされた第一及び第二の単色造影Ｘ線画像の所与の容積の内部での造影剤の容積と、シミュレートされた第一及び第二の単色造影Ｘ線画像のそれぞれのスペクトル応答との間の関係に少なくとも基づいて、第一及び第二の造影領域の内部での造影剤の量を決定するようにプロセッサによって実行可能である。

本発明の各実施形態のこれらの特徴及び観点、並びに他の特徴及び観点は、添付図面を参照して以下の詳細な説明を読むとさらに十分に理解されよう。図面全体にわたり、類似の参照符号は類似の部材を表わす。
患者のＣＴ画像を取得して、形成された画像の各領域の内部での造影剤の量を決定すべくこれらの画像を処理するように構成されている計算機式断層写真法（ＣＴ）システムの一実施形態の概略図である。 Ｘ線源によって発生される２種の異なる多色線源スペクトルのプロットの一実施形態を示す図である。 ２以上の多色画像からシミュレートされる２以上の単色画像を用いて画像における造影剤の量を決定する方法の一実施形態を示す工程流れ図である。 ２種の異なるエネルギにおける所定容積の信号応答を表わすデカルト・プロットであって、２種のエネルギでの水の信号応答に原点を有するプロットの一実施形態を示す図である。 造影剤容積のプロットの一実施形態を図４でプロットされた信号応答の関数として示す図である。 造影剤容積のプロットの一実施形態を図４でプロットされた信号応答の関数として示す図である。 多色Ｘ線画像を形成するのに用いられる所与の多色線源スペクトルについて決定される複合線形減弱係数を用いて、画像における造影剤の量を決定する方法の一実施形態を示す工程流れ図である。

以下、本発明の１又は複数の特定の実施形態について説明する。これらの実施形態の簡潔な説明を掲げる試みにおいて、実際の具現化形態の全ての特徴が本明細書に記載されている訳ではない。任意のかかる実際の具現化形態の開発時には、あらゆる工学事業又は設計事業と同様に、具現化形態毎に異なり得るシステム関連の制約及び業務関連の制約の遵守のような開発者の特定の目標を達成するために多数の特定具現化形態向け決定を下さなければならないことを認められたい。また、かかる開発の試みは複雑であり時間も掛かるが、それでも本開示の利益を享受する当業者にとっては設計、製造及び製品化の通常業務的な作業であることを認められたい。

本発明の様々な実施形態の要素を提示するときに、単数不定冠詞、定冠詞、「該」、「前記」等の用語は、１又は複数の当該要素が存在することを意味するものとする。また「備えている」、「含んでいる」及び「有している」等の用語は内包的であるものとし、また所載の要素以外に付加的な要素が存在し得ることを意味するものとする。さらに、以下の議論でのあらゆる数値例は非限定的であるものとし、従って付加的な数値、範囲、及び百分率が、開示されている実施形態の範囲内にある。

ＣＴ灌流検査のような幾つかの撮像方法は、造影剤を患者の血流に注射することにより様々な患者組織を流れる血流を測定することを試みる。造影剤が所与の組織に流入するのに伴って、組織は強調されたコントラストをＸ線（例えばＣＴ）画像において呈するようになる。この強調されたコントラストはイメージング・システムによって追跡されることができ、血流に対する組織の経時的摂取能力（診断値を有し得る）への洞察を与えることができる。かかる方法は、組織間での相対的な摂取速度に関する定性的情報を提供することができるが、コントラストを強調された組織の所与の容積によって造影剤の量を定量化することが望ましい場合がある。例えば、かかる定量化を行なうと、画像取得間及び造影剤間でのさらに直接的な比較が可能になる。残念ながら、上述のように、異なる造影剤は異なる信号応答を生じ得る。例えば、高減弱性原子（例えばヨウ素）の他の相対的に低減弱性原子に対する比は、造影剤が異なれば異なり得る。従って、等重量又は等容積に基づく造影剤投与量では、類似したコントラスト強調が得られない場合がある。

様々な造影剤から得られる信号は異なり得るが、撮像に用いられる特定のエネルギでの造影剤の減弱係数に基づいて造影剤の信号応答をモデル化することが可能な場合があることがここで認められる。例えば、本開示の幾つかの実施形態によれば、コンピュータ方式の画像プロセッサが、画像においてコントラストを強調された所与の容積の内部での造影剤の容積を、異なるエネルギにおいて形成された少なくとも２枚の画像の所与の容積からのそれぞれの全信号応答と関係付ける１又は複数の方程式の出力をモデル化することができる。幾つかの実施形態では、少なくとも２枚の画像は、Ｘ線スペクトル撮像によって少なくとも２枚の多色画像から形成される単色画像であってよい。非限定的な例として述べると、かかるＸ線スペクトル撮像は、General Electric Companyから入手可能なGemstone Spectral Imaging systemによって行なわれ得る。他の実施形態では、単一の多色線源スペクトルを用いて、異なるエネルギにおける線源スペクトルの様々な強度に基づいて、造影剤の複合線形又は質量減弱係数を決定することができる。この複合減弱係数を多色画像の所与の容積の全信号応答に関係付けて、画像における造影剤の量を決定することができる。

図１は、造影剤から生ずる信号応答を決定するために画像データを取得して処理するイメージング・システム１０の一つのかかる実施形態を示す。図示の実施形態では、システム１０は、Ｘ線投影データを取得し、投影データを断層画像として再構成し、また画像データを表示及び解析のために処理するように設計されている計算機式断層写真法（ＣＴ）システムである。図１に示す実施形態では、ＣＴイメージング・システム１０はＸ線源１２を含んでいる。本書で詳細に議論されるように、線源１２は、Ｘ線管のような１又は複数のＸ線源を含み得る。本実施形態によるＸ線源１２は、１又は複数のエネルギにおいてＸ線ビーム２０を放出するように構成されている。例えば、Ｘ線源１２は、相対的に低エネルギの多色放出（例えば４０ｋＶｐ）と相対的に高エネルギの多色放出（例えば１４０ｋＶｐ）との間で切り換わるように構成され得る。かかる可変放出によって、システム１０が、非限定的な例として述べるとスペクトル放出を用いた物質密度測定を行なうことを可能にし得る。

線源１２は、被検体２４（例えば患者）が配置されている領域を通過する１又は複数のＸ線ビーム２０の寸法及び形状を画定するのに用いられるコリメータ２２に近接して配置され得る。この被検体２４は１又は複数の造影剤を含んでいてよく、Ｘ線の少なくとも一部を減弱させる。得られる減弱したＸ線２６は、複数の検出器素子によって形成されている検出器アレイ２８に入射する。各々の検出器素子が、Ｘ線ビームが検出器２８に衝突したときに検出器素子の位置に入射したＸ線ビームの強度を表わす電気信号を発生する。電気信号は取得されて、１又は複数の走査データセットを形成するように処理される。

システム制御器３０が、検査プロトコル及び／又は較正プロトコルを実行すると共に取得されたデータを処理するようにイメージング・システム１０の動作を命令する。Ｘ線源１２に関しては、システム制御器３０は、Ｘ線検査系列のための電力信号、焦点スポット位置信号、及び制御信号等を供給する。検出器２８は、当該検出器２８によって発生される信号の取得を命令するシステム制御器３０に結合される。加えて、システム制御器３０はモータ制御器３６を介して、イメージング・システム１０の各構成要素及び／又は被検体２４を移動させるのに用いられる線形配置サブシステム３２及び／又は回転サブシステム３４の動作を制御することができる。システム制御器３０は、信号処理回路及び付設されたメモリ回路を含み得る。かかる実施形態では、メモリ回路は、Ｘ線源１２を含めてイメージング・システム１０を動作させて、検出器２８によって取得されたデータを処理するためにシステム制御器３０によって実行されるプログラム、ルーチン、及び／又は符号化されたアルゴリズムを記憶することができる。一実施形態では、システム制御器３０は、汎用又は特定応用向けのコンピュータ・システムのようなプロセッサ方式システムの全体又は一部として実装され得る。

線源１２は、システム制御器３０に内蔵されているＸ線制御器３８によって制御され得る。Ｘ線制御器３８は、電力信号及びタイミング信号を線源１２へ与えるように構成され得る。加えて、幾つかの実施形態では、Ｘ線制御器３８は、システム１０の内部の異なる位置に設けられる複数の管又は放出器が互いに同期して又は互いに独立に動作させられ得るように、線源１２を選択的に起動するように構成されていてもよい。

システム制御器３０は、データ取得システム（ＤＡＳ）４０を含み得る。ＤＡＳ４０は、検出器２８からの標本化されたアナログ信号のような検出器２８の読み出し電子回路によって収集されたデータを受け取る。次いで、ＤＡＳ４０は、コンピュータ４２のようなプロセッサ方式のシステムによる後の処理のためにデータをディジタル信号へ変換することができる。他の実施形態では、検出器２８は、標本化されたアナログ信号を、データ取得システム４０への伝送の前にディジタル信号へ変換しておいてもよい。コンピュータ４２は、１又は複数の非一時的メモリ装置４６を含んでいてよく又はかかる装置４６と連絡していてよく、このメモリ装置４６は、コンピュータ４２によって処理されたデータ、コンピュータ４２によって処理されるべきデータ、又はコンピュータ４２のプロセッサによって実行されるべき命令を記憶することができる。例えば、コンピュータ４２のプロセッサは、メモリ４６（コンピュータ４２のメモリ、プロセッサのメモリ、ファームウェア、又は類似例であってよい）に記憶された１又は複数の命令セットを実行することができる。本実施形態によれば、メモリ４６は、プロセッサによって実行されると画像処理方法を実行する命令セットを記憶している。かかる方法の各実施形態については、図３〜図７に関して後にあらためて議論する。上述のように、メモリ４６はまた、二つの多色測定を物質分解ペア（例えば水−ヨウ素のペア）へ変換し、次に２以上の多色画像取得から単色画像（例えば第一のエネルギにおける第一の単色画像及び第二のエネルギにおける第二の単色画像）を形成する命令を記憶することができる。尚、この工程を本書ではスペクトル撮像（例えばＸ線スペクトル撮像又はＣＴスペクトル撮像）と呼ぶ。一般的に述べると、かかるスペクトル撮像手法は、真に単色である取得（すなわち単一のエネルギでの撮像）から形成されるような画像のシミュレーションを可能にする。

コンピュータ４２はまた、操作者ワークステーション４８を介して操作者によって与えられる命令及び走査パラメータ等に応答してシステム制御器３０によって可能にされる各特徴（すなわち走査動作及びデータ取得）を制御するように構成され得る。システム１０はまた、操作者ワークステーション４８に結合されて関連するシステム・データ、撮像パラメータ、処理前の撮像データ、再構成済みデータ、及び本開示に従って形成される造影剤密度マップ等を操作者が観察することを可能にする表示器５０を含み得る。加えて、システム１０は、操作者ワークステーション４８に結合されて、所望の任意の測定結果を印刷するように構成されているプリンタ５２を含み得る。表示器５０及びプリンタ５２はまた、コンピュータ４２に直接接続されていてもよいし操作者ワークステーション４８を介して接続されていてもよい。さらに、操作者ワークステーション４８は、画像保管及び通信システム（ＰＡＣＳ）５４を含んでいてよく、又はＰＡＣＳ５４に結合されていてよい。様々な位置にいる第三者が画像データへのアクセスを得ることができるように、ＰＡＣＳ５４を遠隔システム５６、放射線科情報システム（ＲＩＳ）、病院情報システム（ＨＩＳ）、又は内外の網に結合してもよい。

上述のように、Ｘ線源１２は、１又は複数のエネルギにおいてＸ線を放出するように構成され得る。但し、Ｘ線源の単一のエネルギでの放出が、当該エネルギを中心とする多色放出を構成していてもよいし、当該エネルギにピーク強さを有する多色放出を構成していてもよいことを特記しておく。図１のＸ線源１２によって放出される２種の線源スペクトルの一例を示すプロット６０を図２に掲げる。明確に述べると、図２のプロット６０は第一の線源スペクトル６２及び第二の線源スペクトル６４を示している。プロット６０は、第一及び第二の線源スペクトル６２、６４の強さをＹ軸として、Ｘ軸の放出エネルギの関数として示す。

図示のように、第一の線源スペクトル６２は、Ｘ線源１２による約８０ｋＶｐすなわち約８０ピーク・キロボルトの放出を表わし、このキロボルトは第一の線源スペクトル６２において放出される最大エネルギを表わす。本実施形態によれば、このスペクトルは、Ｘ線源１２によって放出される第一のエネルギを表わし、第一の多色エネルギ放出とも呼ぶことができる。第二の線源スペクトル６４は、Ｘ線源による約１４０ｋＶｐの放出を表わす。一実施形態では、第一の線源スペクトル６２は、より低いエネルギ放出を表わし、第二の線源スペクトル６２はより高いエネルギ放出を表わすと言える。認められるように、これら２種の線源スペクトルによって、Ｘ線撮像の後に異なる画像が形成され得る。さらに、このようにして形成される画像は、別個の単一のエネルギではなく線源スペクトル全体にわたる減弱情報を含む複合的な画像となり得る。

本実施形態によれば、少なくとも第一及び第二の線源スペクトル６２、６４（一般的には任意のエネルギであってよい）から形成される画像を用いて、真の単色画像であるシミュレートされた画像を形成することが望ましい場合がある。本書での定義によれば、シミュレートされた単色画像とは、画像が真の単色線源（すなわち帯域幅を有しない１種のみのエネルギを放出する線源）を用いて得られたとすると画像がどのように見えるか又は画像のデータがどのようなものになるかを、２種の異なる多色線源スペクトルを用いて得られる少なくとも２枚の多色画像を用いてシミュレートした画像処理装置によって形成される画像を示すものとする。図３〜図６に関して後にあらためて議論するように、本実施形態は、少なくとも２枚の多色画像から形成される少なくとも２枚の単色画像のそれぞれのスペクトル応答を用いて画像の所与の容積の内部での造影剤の量をモデル化するアプローチを提供する。

システム１０、明確に述べると図１及び図２に関して上で議論したＸ線源１２の動作を念頭に置きつつ、図３は、画像処理の方法７０の一実施形態の工程流れ図を示す。メモリ及びプロセッサを有する任意の適当な特定応用向け又は汎用のコンピュータが、方法７０を実行し得る。例として述べると、図１に関して上述したように、コンピュータ４２及び付設のメモリ４６が、方法７０を実行するように構成され得る。例えば、任意の有形の非一時的な機械可読媒体（例えばディスク、固体装置、チップ、ファームウェア）であってよいメモリ４６が、方法７０の各ステップを実行するようにコンピュータ４２のプロセッサによって実行可能な１又は複数の命令セットを記憶し得る。本実施形態によれば、プロセッサは、方法７０を実行すると、造影Ｘ線画像（二次元画像であっても、ＣＴ画像取得及び処理を用いて得られる三次元容積画像であってもよい）の内部での造影剤の量を決定し、推定し、又はモデル化することができる。

方法７０は、多色である第一の線源エネルギにおいて第一の多色造影Ｘ線画像を得るステップを含んでいる（ブロック７２）。ブロック７２に関連する動作は、被検体２４の撮像時に行なわれても、撮像後に行なわれてもよい。例えば、第一の多色造影画像を得るステップは、第一の画像を形成するように図１のシステム１０を用いて撮像を行なうことを含み得る。代替的に又は加えて、ブロック７２に関連する動作は、ローカルの記憶装置のようなメモリから又は図１のＰＡＣＳ５４のような画像保管システムから第一の画像を入手することを含み得る。従って、ブロック７２に関連する動作は、システム１０によって実行されてもよいし、画像が取得される設備に対してローカル又はリモートに位置する計算装置によって実行されてもよい。次いで、多色である第二の線源エネルギにおいて第一の画像と同様の態様で第二の多色造影Ｘ線画像を得ることができる（ブロック７４）。

ブロック７２及び７４に従って得られる第一及び第二の多色造影Ｘ線画像を用いて、第一及び第二の単色造影Ｘ線画像をシミュレートすることができる（ブロック７６）。非限定的な例として述べると、第一及び第二の単色画像は、Ｘ線スペクトル撮像手法を用いてシミュレートされ得る。幾つかの実施形態によれば、Ｘ線スペクトル撮像手法によって、多色線源を用いて得られるもののような複数のエネルギでの測定ではなく、単一のエネルギでの画像のスペクトル応答の測定が可能になる。例として述べると、上述のように、Ｘ線スペクトル撮像（例えばスペクトルＣＴ）を行なうように構成されている一つのかかるシステムは、General Electric Companyから入手可能なGemstone Spectral Imaging systemである。このように、ブロック７６に従って形成される第一の単色画像は、第一の単一のエネルギでのスペクトル応答を表わすデータを含むようにシミュレートされ得る。尚、第一の単一のエネルギは、第一の多色画像を得るのに用いられる線源スペクトルのピーク・エネルギ（すなわち第一の線源エネルギのピーク・エネルギ）に対応していもいなくてもよいことを特記しておく。同様に、ブロック７６に従って形成される第二の単色画像は、第二の単一エネルギでのスペクトル応答を表わすデータを含むようにシミュレートされ得る。この場合にも、第二の単一エネルギは、第二の多色画像を得るのに用いられる第二の線源エネルギのピーク・エネルギに対応していもいなくてもよい。

Ｘ線の減弱は一般的には、減弱性物質に入射するＸ線のエネルギが高まるほど少なくなる。従って、低エネルギでは、高密度の物質に加えて軟組織のような相対的に低密度の物質を画像化することが可能になる場合がある。また、高エネルギでは、低密度の物質が、低エネルギの場合と同程度までＸ線を減弱させ得ない場合がある。従って、高エネルギ撮像と低エネルギ撮像との組み合わせを用いると、所与の撮像ルーチンにおいて着目する組織及び／又は物質のさらに正確な描出を提供することができる。実際に、物質の減弱は、ブロック７６に従って形成される単色画像を用いてさらに正確に測定され得る。本実施形態によれば、上述のように、第一及び第二の単色画像の信号応答を用いて、画像の所与の容積の内部での減弱性物質の相対量を決定することができる。従って、第一及び第二の単色画像は、同容積又は類似容積の画像である。

従って、方法７０では、一旦、第一及び第二の単色画像が形成されシミュレートされたら、造影剤のような着目する物質に帰属可能な部分信号を、着目する所与の容積での造影剤の容積と、第一及び第二の単色画像の所与の容積のそれぞれの全信号応答との間の関係に基づいて導くことが可能になる（ブロック７８）。尚、以下で議論するブロック７８による動作は、減弱性物質の量、容積、濃度、又は密度を求めるための多くの異なる状況において適用可能であり得ることを特記しておく。例えば、ブロック７８による動作を、所与の容積の血液の内部に存在する造影剤の量を決定すること、所与の容積の骨におけるカルシウムの密度を決定すること、及び同様の決定のために用いることができる。本アプローチは任意のかかる状況に適用可能であるが、本実施形態の諸観点の説明を容易にするために、所与の容積の血液の内部での造影剤量の決定について議論する。例えば、本書で議論されるアプローチは、ＣＴ血管造影法、ＣＴ静脈造影法、及び／又はＣＴ灌流検査に適用可能であり得る。さらに、幾つかの実施形態では、ブロック７８による動作は、さらなる操作のために、また計算を容易にするために、造影領域を画像の他領域から切り出すことを含み得る。このことについては後述する。

上述のように、所与の撮像容積の内部での造影剤の容積を、造影剤の容積と、第一及び第二の単色画像のそれぞれの信号応答との間の関係に基づいてモデル化することができる。所与の容積ｖ（単純化するとボクセル等）のエネルギＥでの全信号応答は、ＣＴ灌流検査の場合には、エネルギＥでのボクセルの内部での血液の線形減弱係数とボクセルの内部での造影剤の線形減弱係数との結合の関数となり得る。Ｅでのボクセルの線形減弱係数は、エネルギＥを用いて撮像されたときのボクセルの信号応答を決めるものであり、ボクセル（容積ｖ）の質量減弱係数μ_v（Ｅ）と、ボクセルの密度ρ_vとの結合となる。これらのパラメータは、下記の式１及び式２を用いて定義される。

（１）μ_v（Ｅ）＝（ｘρ_cμ_c（Ｅ）＋（ｖ−ｘ）ρ_bμ_b（Ｅ））
／（ｘρ_c＋（ｖ−ｘ）ρ_b）
（２）ρ_v＝（ｘρ_c＋（ｖ−ｘ）ρ_b）／ｖ
式中、ｘは、容積ｖの内部で造影剤が占める容積であり、ρ_cは造影剤の既知の密度であり、μ_c（Ｅ）はエネルギＥでの造影剤の既知の質量減弱係数であり、（ｖ−ｘ）は容積ｖの内部での血液の容積であり、ρ_bは血液の想定密度であり、μ_b（Ｅ）はエネルギＥでの血液の既知の質量減弱係数（例えば想定される組成に基づく値）である。幾つかの実施形態では、幾つかの造影剤の質量減弱係数は様々なエネルギについて既知である。しかしながら、これらの値が既知でない実施形態では、質量減弱係数は式３を用いて決定することができる。

（３）

式中、ｍ_iは造影剤化合物の所与の原子の質量であり、μ_iは特定のエネルギでの当該原子の質量減弱係数であり、Ｍは下式によって定義される。

（３ａ）

様々なエネルギでの様々な原子の質量減弱定数（すなわちμ_i）は、米国国立標準技術研究所（National Institute of Standards and Technology、ＮＩＳＴ）の値から得ることができる。線形減弱係数は質量減弱係数から、物質の既知／実測密度（すなわち造影剤の既知／実測密度）による乗算を介して得ることができる。有機ヨード系造影剤の例及び関連する特性を一覧にした表を下記の表１に掲げる。
［表１］様々な造影剤の特性
商標名 造影剤 造影剤 ヨウ素 密度
（何れも登録商標） （ｍｇ／ｍＬ）（ｍｇ／ｍＬ）
ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ イオヘキソール ５１８ ２４０ １．２８
６４７ ３００ １．３４９
７５５ ３５０ １．４０６
ＶＩＳＩＰＡＱＵＥ イオジキサノール ５５０ ２７０ １．３０３
６５２ ３２０ １．３５６
ＩＳＯＶＵＥ イオパミドール ４０８ ２００ １．２２７
５１０ ２５０ １．２８１
６１２ ３００ １．３３９
７５５ ３７０ １．４０５
ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ（登録商標）放射線撮像用造影剤は、General Electric Healthcareから注射液として市販されている。ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ（登録商標）放射線撮像用造影剤は、イオヘキソール（Ｃ−１）（Ｎ，Ｎ′−ビス（２，３−ジヒドロキシプロピル）−５−［Ｎ−（２，３−ジヒドロキシプロピル）−アセトアミド］−２，４，６−トリヨードイソフタルアミド）を用いており、下記の化学構造を有する。

ＶＩＳＩＰＡＱＵＥ（登録商標）放射線撮像用造影剤も、General Electric Healthcareから注射液として市販されている。ＶＩＳＩＰＡＱＵＥ（登録商標）放射線撮像用造影剤は、イオジキサノール（Ｃ−２）（５，５′−［（２−ヒドロキシ−１，３−プロパンジイル）ビス（アセチルイミノ）］ビス［Ｎ，Ｎ′−ビス（２，３−ジヒドロキシプロピル）−２，４，６−トリヨード−１，３−ベンゼンジカルボキシアミド）を用いており、下記の化学構造を有する。

ＩＳＯＶＵＥ（登録商標）放射線撮像用造影剤は、Bracco Diacnostic, Inc.から注射液として市販されている。ＩＳＯＶＵＥ（登録商標）放射線撮像用造影剤は、イオパミドール（Ｃ−３）（（Ｓ）−Ｎ，Ｎ′−ビス［２−ヒドロキシ−１−（ヒドロキシメチル）−エチル］−２，４，６−トリヨード−５−ラクトアミドイソフタルアミド）を用いている。イオパミドールは下記の化学構造を有する。

上述のように、ヨウ素のような相対的に高減弱性の原子や炭素及び水素のような相対的に低減弱性の原子を含めて、造影剤の全体構造が、当該造影剤によって与えられるコントラスト強調に寄与し、この寄与は造影剤分子の質量減弱係数の関数である。従って、各々の造影剤がこれらの分子構造の差から帰結する異なる質量減弱係数を有し、従って異なるコントラスト強調を与え得ることが認められ得る。さらに具体的には、造影剤の線形減弱係数は造影剤の質量減弱係数と密度との積であり、造影剤に帰属可能な信号応答を与えることができる。

容積ｖの線形減弱係数（上述のように容積ｖでの血液及び造影剤のそれぞれの量及び線形減弱係数に依存する）は、減弱空間に存在するものと考えられる。容積ｖの線形減弱係数は、容積ｖ（造影領域と考えてよい）の信号応答に直接関係付けられ、画像空間においてハンスフィールド単位（ＨＵ）で測定され得る。本実施形態によれば、容積ｖの画像空間における２種の別個のエネルギでの全信号応答を一組のデカルト座標として表わすことができ、この容積ｖは、幾つかの実施形態では２種のエネルギにおいて非造影領域から分離されて第一の造影領域及び第二の造影領域を形成し得る。幾つかの実施形態では、この一組のデカルト座標（すなわち信号応答）を、２種のエネルギでの画像空間信号応答を造影剤の量に関係付けるようにプロットすることができる。一つのかかるプロット８０を図４に示す。プロット８０では、軸８２がＨＵ_E1値（すなわち第一の単一のエネルギでの第一の造影領域の値）であり、軸８４がＨＵ_E2値（すなわち第二の単一エネルギでの第二の造影領域の値）である。従って、第一のエネルギでの容積ｖの信号応答ＨＵ_E1をＸ座標とし、第二のエネルギでの容積ｖの信号応答ＨＵ_E2をＹ座標とすると、点８６がＨＵ_E1とＨＵ_E2とによって定義される。このデカルト座標点８６は、第一及び第二の単一エネルギでの容積ｖについての結合信号応答を表わす。

同様に、プロット８０の原点８８は、第一及び第二の単一エネルギでの水の結合信号応答を表わす。従って、点８６は図形的には、原点８８での水に関する容積ｖの信号応答を表わす。図示のように、点８６及び点８８の相対的な配置を、プロット８０におけるそれぞれの位置の間の距離ｒによって表わすことができる。さらに、ＨＵ_E1を表わす軸８２に対してｒをθによって関係付けてもよい。θは、図示のように、距離ｒによって生成される線と軸８２との間の角度である。一実施形態では、第一及び第二の単一エネルギでの容積ｖの信号応答をｒ及びθによって表わすことができ、この式は下記の式４及び式５によって定義される。

（４）ｒ（Ｅ１，Ｅ２）＝√（ＨＵ_E2 ²＋ＨＵ_E1 ²）
（５）θ（Ｅ１，Ｅ２）＝ｔａｎ^-1（ＨＵ_E2／ＨＵ_E1）
本実施形態によれば、点８６と原点８８との間の距離ｒは、所与の容積ｖの内部に存在する造影剤の容積ｘに相互に関係付けられる。加えて、上で述べたように、造影剤の容積ｘは全容積の減弱に関係付けられる。従って、画像空間での信号応答（すなわちＨＵ値）を下記の式６によって減弱空間へ変換することができる。

（６）ＨＵ＝［（μ_materialρ_material−μ_waterρ_water）
／（μ_waterρ_water−μ_airρ_air）］＊１０００
幾つかの実施形態によれば、μ_materialρ_materialは、容積ｖの内部での血液及び造影剤の結合された信号応答である。従って、上の各式を用いて、適当な代入を行なうと、ｘ及びｒを第一の式によって関係付け、またｘ及びθを第二の式によって関係付けることができる。明確に述べると、本実施形態によれば、ｘ及びｒを下記の式７によって関係付けることができる。

（７）ｒ²＝Ａｘ²＋Ｂｘ＋Ｃ
Ａ、Ｂ、及びＣは下記のように定義される。

（７ａ）Ａ＝
［μ_c（Ｅ₂）ρ_c−（μ_b（Ｅ₂）ρ_b）²］／［（μ_w（Ｅ₂）ρ_w）²ｖ²］
＋［μ_c（Ｅ₁）ρ_c−（μ_b（Ｅ₁）ρ_b）²］／［（μ_w（Ｅ₁）ρ_w）²ｖ²］
（７ｂ）Ｂ＝
［２μ_c（Ｅ₂）ρ_cμ_b（Ｅ₂）ρ_bｖ−２（μ_b（Ｅ₂）ρ_b）²ｖ
−２（μ_w（Ｅ₂）ρ_w）ｖ（μ_c（Ｅ₂）ρ_c−μ_b（Ｅ₂）ρ_b）］
／［（μ_w（Ｅ₂）ρ_w）²ｖ²］
＋［２μ_c（Ｅ₁）ρ_cμ_b（Ｅ₁）ρ_bｖ−２（μ_b（Ｅ₁）ρ_b）²ｖ
−２（μ_w（Ｅ₁）ρ_w）ｖ（μ_c（Ｅ₁）ρ_c−μ_b（Ｅ₁）ρ_b）］
／［（μ_w（Ｅ₁）ρ_w）²ｖ²］
（７ｃ）Ｃ＝
［μ_b（Ｅ₂）ρ_b−（μ_w（Ｅ₂）ρ_w）²］／［（μ_w（Ｅ₂）ρ_w）²］
＋［μ_b（Ｅ₁）ρ_b−（μ_w（Ｅ₁）ρ_w）²］／［（μ_w（Ｅ₁）ρ_w）²］
式７に記述されている関係、既知の造影剤分子の立体構造、及び造影剤の既知の質量減弱係数／線形減弱係数を用いて、式７の一連の出力をプロットして、ｘのｒに対する依存関係を所与の造影剤についてモデル化することができる。一つのかかるプロット９０の一実施形態を図５に示す。明確に述べると、図５では、軸９２がｒを表わし、軸９４がｘを表わしており、ｘをｒの関数としてプロットして線９６を生成することができる。線９６を用いて所与のｒについてｘを求めることができる。従って、例として述べると、プロット９０は、一つの特定の造影剤の容積とこの特定の造影剤に帰属可能な部分信号を有する２枚の単色画像の信号応答との間の関係を表わしたものと言える。従って、一つのかかるプロットは、特定の検査に用いられる各々の造影剤毎に生成され得ることを特記しておく。さらに、プロット９０のようなプロットを用いると、単色画像の信号応答に依存して様々な造影剤容積を記述する１又は複数のルックアップ・テーブルの生成が可能になる。

また、上述のように、θをｒの代替又は追加として用いてｘをモデル化することもできる。このように、一実施形態によれば、ｘ及びθは下記の式８によって関係付けられる。

（８）Ｓ＝Ｐｘ＋Ｑｘｔａｎθ＋Ｒｔａｎθ
Ｐ、Ｑ、Ｒ、及びＳは下記のように定義される。

（８ａ）Ｐ＝−（μ_c（Ｅ₂）ρ_c−μ_b（Ｅ₂）ρ_b）φ_w
（８ｂ）Ｑ＝μ_c（Ｅ₂）ρ_c−μ_b（Ｅ₂）ρ_b
（８ｃ）Ｒ＝（μ_b（Ｅ₁）ρ_b−μ_w（Ｅ₁）ρ_w）ｖ
（８ｄ）Ｓ＝（μ_b（Ｅ₂）ρ_b−μ_w（Ｅ₂）ρ_w）ｖφ_w
式８に記述されている三角法関係、既知の造影剤分子の立体構造、及び造影剤の既知の質量減弱係数／線形減弱係数を用いて、式８の一連の出力をプロットして、ｘのθに対する依存関係を所与の造影剤についてモデル化することができる。一つのかかるプロット１００の一実施形態を図６に示す。明確に述べると、図６では、軸１０２がθを表わし、軸１０４がｘを表わしており、ｘをθの関数としてプロットして三角法線１０６を生成することができる。

線１０６を用いて図５と同様に所与のθについてｘを求めることができるが、図６においてθの幾つかの値についてｘが定義され得ないことが認められよう。例えば、プロット１００では、θの幾つかの値が、θとｘとの間の三角法関係の結果である負値をｘに生じる。図５に関して上述したように、プロット１００と同様のプロットは、特定の検査に用いられる各々の造影剤毎に生成され得る。さらに、プロット１００のようなプロットを用いると、単色画像の信号応答に依存して様々な造影剤容積を記述する１又は複数のルックアップ・テーブルの生成が可能になる。実際に、幾つかの実施形態では、プロット９０（図５）及び１００の両方を用いて、所与の撮像容積の内部での造影剤の容積を推定することができる。従って、図５のプロット９０、図６のプロット１００、又はこれらの組み合わせを用いて、所与の撮像容積での造影剤の容積ｘを求めることができる。尚、この所与の撮像容積は、造影されたボクセル、血管、又は画像の他の非造影領域から分離されることが可能な任意の容積の何れであってもよい。

図３の方法７０へ戻り、所与の容積（例えばボクセル）の内部での造影剤の推定／決定容積ｘ（すなわち造影剤に帰属可能な部分信号）を用いて、造影剤の実際の量を求めることができる（ブロック１１０）。例えば、方法７０を介して得られた容積ｘに造影剤の既知の密度を乗じて容積ｖの内部での造影剤の量を求めることができる。従って、代替的に又は加えて、容積ｖの内部での造影剤の全密度を識別することが望ましい場合がある。従って、造影剤の量を容積ｖで除して、所与の容積の内部での造影剤の密度を求めることができる。

以下で議論するように、求められた量及び／又は密度を用いて、造影領域の造影剤マップを生成することができる。幾つかの実施形態では、造影剤の減弱性原子（例えばヨウ素）の量を決定することが望ましい場合もあり、これにより走査間及び／又は造影剤間の直接的な比較が可能になる。従って、かかる実施形態では、求められた造影剤容積ｘ、造影剤の量（例えばグラム単位）、造影剤の容積分率（例えばｘ／ｖ）、又はこれらの任意の組み合わせに基づいて、減弱性原子の量（例えば容積及び／又は量）を求めることができる。さらに、所与の容積（例えばボクセル）の容積ｖを用いると減弱性原子の密度を求めることができる。このように、造影剤及び／又は減弱性原子（例えばヨウ素）の量を、量（例えばグラム）、容積分率、密度（例えばヨウ素質量／ｖ、造影剤質量／ｖ）として表わすことができる。

例示的ケースの表を、各々のケース毎の算出ヨウ素投与量及びヨウ素密度と共に下記に掲げる。これらの例示的ケースでは、ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ３００（登録商標）造影剤を用いて、General Electric Healthcareから入手可能なＧＳＩ ＨＤ ＣＴスキャナを用いて造影ＣＴ検査を行なった。頭部のケースにおいては造影剤溶液の注射のために頭蓋底動脈領域を選択し、頭部−頸部のケースにおいては左総頸動脈を選択した。血管の区画の容積を立方センチメートル（ｃｃ）で与え、平均信号応答強度をＨＵで与えると、算出される「スコア」が、所与の容積の血液での造影剤溶液の百分率を表わしていた。走査に用いられた造影剤からの情報及び造影剤の組成を用いて、ヨウ素投与量をミリグラム単位のヨウ素（ｍｇＩ）で算出し、続いてヨウ素密度をｍｇ／ｍＬ単位で算出した。多数のケースにわたり推定される造影剤投与量を下記の表２に報告する。
［表２］様々なケースでの推定ヨウ素投与量及び密度
ケース番号 容積 平均ＨＵ スコア ヨウ素投与量 ヨウ素密度
（ｃｃ） （ｍｇＩ） （ｍｇ／ｍＬ）
１ ３．８９ １５８ １．３２６ １５．５１ ３．９８
２ ０．７６ １６９ １．４６７ ３．３５ ４．４０
３ ２．９２ ２２５ ２．１８５ １９．１９ ６．５７
４ １．８８ ２４０ ２．３７７ １３．４４ ７．１４
５ ２．４５ ２４８ ２．４７９ １８．２７ ７．４５
６ ０．７９ ２６０ ２．６３３ ６．２７ ７．９３
７ ３．７６ ２９９ ３．１３３ ３５．４４ ９．４２
８ ３．９９ ３３２ ３．５５６ ４２．６４ １０．６８
９ ２．５９ ４０４ ４．４７８ ３４．９４ １３．４９
１０ ２．０４ ４８９ ５．５６７ ３４．１７ １６．７５
求められた造影剤の量、求められた造影剤の密度、求められた着目する減弱性原子の量、又は求められた着目する減弱性原子の密度を用いて、マップを生成することができる（ブロック１１２）。例えば、造影剤及び／又は着目する減弱性原子の相対的なレベルのマップを上で述べた画像の任意のものに重ね合わせ表示してもよいし、単独の画像／マップとして生成してもよい。かかるマップにおいて、相対的に高コントラストの領域は、所与の区域の内部での造影剤／着目する減弱性原子の相対的なレベルを表わし得る。例えば、より明るい区域はより高レベルの造影剤／着目する減弱性原子を表わし得る。加えて、かかるマップ生成によって、灌流の１又は複数の解析が可能になる。例えば、造影剤は、血管構造から血管外空間まで灌流することができ、これにより、例として述べると灌流容積及び灌流動力学の解析が可能になる。

図示のように、方法７０は、ブロック１１２に従って造影剤マップを生成することに加え、又はこのことの代替として、ブロック７８に従って得られた造影剤に帰属可能な部分信号、若しくはブロック１１０に従って得られた所与の画像容積におけるヨウ素の密度、又はこれらの組み合わせを用いて、１又は複数の仮想的画像を算出することを含み得る（ブロック１１４）。例えば、１又は複数の仮想的画像は、コントラスト正規化画像、仮想的高コントラスト画像、及び本来の造影剤が仮想的に他の造影剤に置き換えられた仮想的画像を含み得る。

コントラスト正規化画像を形成するためには、相対的に多量の造影剤を有する区域（より高い相対的コントラストによって明示される）及び／又は相対的に少量の造影剤を有する区域（より低い相対的コントラストによって明示される）を調節することができる。かかるアプローチは、所与の造影剤が組織領域の内部で「滞留（プール）している」状況で望ましい場合がある。滞留は、小容積の内部に極めて高レベルのコントラストを生ずる場合があって、造影剤が滞留している区域の近傍の領域での血管解析を妨げ得る。従って、コントラストを正規化／調節すると、幾つかの状況で造影画像の解析を容易にすることができる。

一実施形態では、相対的に低いコントラストを有する所与の撮像容積の領域のコントラストをより高い造影剤量（従って、より高いコントラスト）を有する領域のコントラストと実質的に同様のレベルまで仮想的に強調することにより、仮想的画像を形成することができる。実際に、幾つかの実施形態では、実質的に一定のヨウ素密度の画像を原画像から算出することにより仮想的画像を形成することができ、これにより、十分量の造影剤で灌流されていない可能性のある血管の可視化を可能にする。例として述べると、所与の撮像容積において各血管にわたり実質的に一定のレベルまで造影剤の量（例えばヨウ素投与量）を仮想的に調節することにより、正規化された仮想的画像を形成することができる。

もう一つの実施形態では、撮像容積の内部で最大レベルのコントラストを計算で調節することにより、仮想的画像を形成することもできる。例えば、撮像容積にわたる造影剤の量を計算したら、最大のコントラスト・レベルを一定の造影剤投与量に限定する閾値処理関数を施すことができる。一実施形態では、この処理は、造影剤の最大投与量又は減弱性元素（例えばヨウ素）の投与量を撮像容積にわたり特定のレベルに限定することにより達成され得る。このように、選択された閾値を上回る造影剤投与量を有する区域において造影剤投与量を計算で減少させる（例えば切り取る）ことにより、得られた造影画像から仮想的画像を形成することができる。

所与の撮像容積における所与の造影剤の量を調節することにより仮想的画像を形成することに加えて又は代替的に、一つの造影剤を他の造影剤の代わりに仮想的に置き換えることが望ましい場合がある。すなわち、本開示による一実施形態では、得られた画像における第一の造影剤を第二の造影剤によって仮想的に置き換えて仮想的画像を形成することにより、得られた造影画像から仮想的画像を形成することができる。この置き換えは、造影剤間の変換係数を算出し（例えば造影剤それぞれの信号応答を介して）、得られた画像でのコントラストのレベルを、第一の造影剤から第二の造影剤への変換係数に基づいて新たなコントラスト・レベルに調節することにより達成され得る。例えば、下記の表３は、２種の異なる造影剤、ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ（登録商標）放射線撮像用造影剤及びＩＳＯＶＵＥ（登録商標）放射線撮像用造影剤が、様々な撮像エネルギにわたって変化する応答を有し得るときの態様の一例を掲げる。具体的には、これら２種の造影剤にわたる分子構造の差による応答信号の差を掲げる。表３では、各造影剤は、同じヨウ素等価密度に正規化されている（３００ｍｇ／ｍＬ）。加えて、血液との混合物における異なる濃度及び異なるエネルギでの各々の造影剤の応答が計算されている。ヨウ素密度が一定であるとすると、信号の差を各々の造影剤の分子組成の差に帰属させることができる。従って、同様のデータからルックアップ・テーブル又は変換チャート等を形成して、一つの造影剤の他の造影剤への置き換えを可能にし得ることが認められる。
［表３］ヨード造影剤信号応答に対する分子構造の効果
エネルギ 造影剤 ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ^* ＩＳＯＶＵＥ^* 差
（ｋｅＶ） 体積分率 （ＨＵ） （ＨＵ）
４０ ０．００４ １７０．７５ １７０．６７ ０．００８
０．０４ １０６０ １０５９．３ ０．７
０．４ ９９５２．５ ９９４５．１ ７．４
１４０ ０．００４ ５９．４８ ５９．４６ ０．０２
０．０４ １１６．２７ １１６．０７ ０．２
０．４ ６８４．１５ ６８２．２１ １．９４
７０ ０．００４ ８５．７９ ８５．６４ ０．１５
０．０４ ３６６．７５ ３６５．２９ １．４６
０．４ ３１７６．４ ３１６１．８ １４．６
（^*ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ及びＩＳＯＶＵＥは登録商標）
上の表３は、２種のヨード系放射線撮像用造影剤が相互に変換され得るときの態様を例示しているが、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）に典型的に用いられる造影剤のような他の造影剤の期待される応答も算出し得ることを特記しておく。従って、ＭＲＩに典型的に用いられる造影剤（例えばガドリニウム系造影剤）の期待されるＸ線撮像信号応答を用いて、ヨード系造影剤の信号応答を仮想的に置き換えることができる。例えば、所与のエネルギにおいて所与の物質（例えばガドリニウム系造影剤）の期待される信号応答を、上で述べたように造影剤の分子構造に基づいて得られ得る当該エネルギでの造影剤の質量減弱係数を用いて算出することができる。

下記の表４は、ＭＲＩに主に用いられる２種のガドリニウム造影剤の期待される応答を掲げている。具体的には、General Electric Healthcareから注射液として入手可能なＯＭＮＩＳＣＡＮ（登録商標）ＭＲＩ造影剤は、ガドジミド（Ｃ−４）（ガドリニウム（III）５，８−ビス（カルボキシラトメチル）−２−［２−（メチルアミノ）−２−オキソエチル］−１０−オキソ−２，５，８，１１−テトラアザドデカン−１−カルボキシレート水和物）を用いてコントラストを与えており、一例として掲げられている。ガドジミドは下記の化学構造を有する。

加えて、Bayer Healthcare, Inc.から注射液として入手可能なＶＡＳＯＶＩＳＴ（商標）ＭＲＩ造影剤は、ガドホスベセット三ナトリウム（Ｃ−５）（三ナトリウム−｛（２−（Ｒ）−［（４，４−ジフェニルシクロヘキシル）ホスホノオキシメチル］−ジエチレントリアミンペンタアセタト）（アコ）ガドリニウム（III））を用いてコントラストを与えており、表４では比較のためにもう一つのとして掲げられている。ガドホスベセット三ナトリウムは下記の化学構造を有する。

表４を作成するのに用いられた計算については、同じ容積の造影剤が患者の血流に注射されたものと想定している。従って、応答の差は、造影剤の分子構造の可変性の応答によるものである。具体的には、応答の差は、ガドリニウム・イオンをキレート化するのに用いられる有機担体物質の差に帰属可能である。これらの結果には、５０．２４ｋｅＶがガドリニウムのｋエッジであるのでこの値を用いた。
［表４］ガドリニウム造影剤信号応答に対する分子構造の効果
エネルギ 造影剤 ＯＭＮＩＳＣＡＮ^* ＶＡＳＯＶＩＳＴ^** 差
（ｋｅＶ） 体積分率 （ＨＵ） （ＨＵ）
５０．２４ ０．００４ ８９．７７ ７７．７ １２．０７
０．０４ ３１５．０４ １９４．４２ １２０．６２
０．４ ２５６７．８ １３６１．６ １２０６．２
１４０ ０．００４ ５５．８ ５４．５ １．３
０．０４ ７９．５ ６７．２ １２．３
０．４ ３１６．２ １９３．６ １２２．６
７０ ０．００４ ６７．１ ６１．１ ６
０．０４ １７９．６ １１９．６ ６０
０．４ １３０４．７ ４０５．１６ ５９９．５４
（^*ＯＭＮＩＳＣＡＮは登録商標。^**ＶＡＳＯＶＩＳＴは商標。）
上の表４に一覧にした造影剤からの期待される信号応答を用いて、ガドリニウム造影剤の応答をヨード系造影剤において得られる実際の応答の代わりに用いて仮想的画像を形成することができる。実際に、本アプローチによれば、質量減弱係数、従って期待される信号応答を任意の分子の立体構造について算出して、本実施形態に従って得られる造影画像から仮想的画像を形成することができる。

さらに、幾つかの実施形態では、技師又は同様の施療者が、他の箇所又は施設において既にシミュレートされている一組の単色画像を得てもよいことを特記しておく。例えば、１又は複数の別個の施設において多色画像を取得し、単色画像をシミュレートして、次いで技師に与えることができる。従って、技師によって用いられるシステムは、方法７０のステップの全てを実行してもよいし、各ステップの幾つかのみ（例えばブロック７８、１１０、１１２、又はこれらの任意の組み合わせ）を実行してもよい。

以上に記載した各アプローチは、シミュレートされた単色画像を得ることができる状況に適用可能であり得るが、幾つかの実施形態では、システムがスペクトル撮像を実行するように適当に構成されていないような状況等ではＸ線スペクトル撮像（例えばスペクトルＣＴ撮像）を利用せずに造影剤量を求めることが望ましい場合がある。従って、本実施形態はまた、一つの造影剤についての複合質量減弱係数と、切り出された造影領域すなわち容積ｖの全信号応答との間の関係に基づく造影剤容積の決定のために、図７の工程流れ図として示す方法１２０を提供する。

方法７０の場合と同様に、メモリ及びプロセッサを有する任意の適当な特定応用向け又は汎用のコンピュータが、方法１２０を実行し得る。例として述べると、図１に関して上述したように、コンピュータ４２及び付設のメモリ４６が、方法１２０を実行するように構成され得る。例えば、任意の有形の非一時的な機械可読媒体（例えばディスク、固体装置、チップ、ファームウェア）であってよいメモリ４６が、方法１２０の各ステップを実行するようにコンピュータ４２のプロセッサによって実行可能な１又は複数の命令セットを記憶し得る。本実施形態によれば、プロセッサは方法１２０を実行すると、造影Ｘ線画像（二次元画像であっても、ＣＴ画像取得及び処理を用いて得られる三次元容積画像であってもよい）の内部での造影剤の量を決定し、推定し、又はモデル化することができる。

方法１２０は、多色造影画像を得るステップを含んでいる（ブロック１２２）。図２に示す線源スペクトル６２、６４が各々、多色線源スペクトルの例であり、それぞれの多色造影画像を形成するために各々用いられ得る。図１に関して上で述べたように、Ｘ線源１２は、一定のピーク・キロボルト数（ｋＶｐ）を有するかかる多色線源スペクトルを生成することができる。従って、例として述べると、上述のように８０ｋＶｐにおいて実行される撮像ルーチンによってＸ線源１２に図２の線源スペクトル６２を放出させることができる。尚、各々のＸ線源が、異なる線源スペクトルを異なる撮像エネルギにおいて発生し得ることを特記しておく。換言すると、第一のＸ線源が８０ｋＶｐにおいて第一の多色線源スペクトルを発生し、第二のＸ線源が１４０ｋＶｐにおいて第二の多色線源スペクトルを発生し得る。第一及び第二の多色線源スペクトルは、特定のエネルギにおいてそれぞれの強さが異なり得る。例えば、第一の多色線源スペクトルは、第二の多色線源スペクトルよりも４０ｋｅＶでの放出強さが低い場合がある。

ブロック１２２に従って多色造影画像を得る前に又は得た後に、この造影剤についての複合線形減弱係数を求める（ブロック１２４）。本実施形態によれば、Ｘ線源１２（図１）によって放出されるエネルギＥ１からＥ２までの範囲にわたる造影剤についての線形減弱係数（各々既知であるか又は上述のようにして直接算出され得る）の重み付き和によって、複合質量減弱係数を生成することができる。

Ｘ線源１２によって放出されるエネルギ範囲にわたる造影剤の線形減弱係数ｋ（ｉ）の重み付き和である造影剤の複合線形減弱係数ｋ^pは、式９によって決定され得る。

（９）

各々の減弱係数に与えられる重みα（ｉ）は、当該特定のエネルギでの線源スペクトルの強さによって決定される。血液についても同様の動作を行なって血液の複合線形減弱係数ｋ_b ^pを得ることができる。明確に述べると、ｋ_b ^pは、変化するエネルギにおける想定される減弱係数（ＮＩＳＴ値に基づいていてよい）を用いて生成される。

方法１２０はまた、幾つかの実施形態では、造影領域を多色画像の他の部分から切り出すステップを含んでいる（ブロック１２６）。かかる切り出しは、画像空間において行なわれてもよいし、減弱空間において行なわれれてもよい。他の実施形態では、かかる領域を切り出さなくてもよい。幾つかの実施形態では、かかる領域を切り出して、方法１２０に関連する幾つかのプロセッサ集約的計算を単純化することが望ましい場合がある。幾つかの実施形態では、容積ｖを画像の他領域から切り出すことができる。

造影剤及び血液の複合線形減弱係数、並びに多色画像からの容積ｖの全信号応答に基づいて、容積ｖの内部での造影剤の容積ｘを求める（ブロック１２８）。本実施形態によれば、式１及び式２を結合してｘについて解くと、下記の式１０に従って造影剤の容積を求めることができる。

（１０）ｘ＝ｖ［ｋ_v ^p（Ｅ）−ｋ_b ^p（Ｅ）］／［ｋ_c ^p（Ｅ）−ｋ_b ^p（Ｅ）］
式中、ｋ_b ^p（Ｅ）は、エネルギＥにおいてＸ線源によって発生される多色線源スペクトルについて決定される血液の複合線形減弱係数であり、ｋ_c ^p（Ｅ）は、エネルギＥにおいてＸ線源によって発生される多色線源スペクトルについて決定される造影剤の複合線形減弱係数であり、ｋ_v ^p（Ｅ）は、エネルギＥでの容積ｖについての複合線形減弱係数である。本実施形態によれば、ｋ_v ^p（Ｅ）を容積ｖの全信号応答に関係付けてｘを決定することができる。

式６に関して上で述べたように、容積ｖ（例えばボクセル）は造影剤と血液との混合物であり得る。式６では、この混合物の線形減弱係数はμ_materialρ_materialによって表わされている。式６においてこの項について解き、μ_materialρ_materialが容積ｖの線形減弱係数であるとすると、ＨＵ単位で観測される信号応答を容積ｖの複合線形減弱係数に関係付ける式１１が得られる。

（１１）
ｋ_v ^p（Ｅ）＝（ｋ_water ^p（Ｅ）−ｋ_air ^p（Ｅ））［Ｉ_HU／１０００］
＋ｋ_water ^p（Ｅ）
式中、ｋ_water ^p（Ｅ）及びｋ_air ^p（Ｅ）は、エネルギＥにおいてＸ線源によって発生される多色線源スペクトルについて決定されるそれぞれ水及び空気の複合線形減弱係数である。Ｉ_HUは、多色画像での容積ｖの全信号応答をハンスフィールド単位で表わしている。従って、撮像に用いられるエネルギにおいてＸ線源によって発生される多色線源スペクトル、造影剤の化学構造、及び容積ｖの全信号応答が与えられれば、ブロック１２８による動作によって造影剤の容積ｘの決定が可能になる。

容積ｘを決定したら、図３に関して上で述べたように、所与の撮像領域での造影剤の量を表わすマップを生成することが望ましい場合がある。従って、造影剤及び／又は着目する減弱性原子の量を、図３に関して上で議論されたブロック１１０に従って求めることができる。さらに、幾つかの実施形態では、造影剤及び／又は着目する減弱性原子のマップを、図３に関して上で議論されたブロック１１２に従って生成してもよい。

ブロック１１２に従って造影剤又は減弱性原子のマップを生成することに加えて又は代替的に、上で述べたように、得られた造影剤の容積ｘ、並びに／又はブロック１１２に従って得られた造影剤及び／若しくは着目する減弱性原子の量を用いて、１又は複数の仮想的画像を算出することができる（ブロック１１４）。従って、図３に関して上で述べたように、１又は複数の仮想的画像は、コントラスト正規化画像、仮想的高コントラスト画像、及び本来の造影剤が仮想的に他の造影剤によって置き換えられた仮想的画像を含み得る。

上述のアプローチの任意の一つ又は組み合わせを用いて、本開示はまた、多数の造影剤にわたる信号応答の比較を可能にして、単一の造影剤について既知のプロトコルを用いて目標のコントラスト強調を最終的に得る。例えば、上述のように、また下記の表５に記述するように、異なる造影剤は、注射の後に患者の血流に変化する濃度のヨウ素を蓄積させ得る。表５は、一定目標強調（ＨＵ（Ｅ））のためには、異なる造影剤毎に異なるヨウ素投与量が患者に与えられることを示している。
［表５］様々な造影剤についての一定値を目標とした信号応答
造影剤 造影剤 ヨウ素密度 ５リットル血液当たり
体積分率 （ｍｇ／ｍＬ） 全ヨウ素（ｇ）
ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ^*３００ ０．０８２７ ２４．７６６７ １２３．８
ＶＩＳＩＰＡＱＵＥ^*２７０ ０．０９２３ ２４．９３７７ １２４．７
ＩＳＯＶＵＥ^*３７０ ０．０６７３ ２４．９１５５ １２４．６
（^*ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ、ＶＩＳＩＰＡＱＵＥ、ＩＳＯＶＵＥは登録商標）
表６は、エネルギ（Ｅ）における目標ＨＵ強調を達成するために様々な造影剤にわたり等価造影剤投与量を得ることができるときの態様を示す。一覧されている計算によって造影剤間の信号差（すなわち造影剤間での分子構造差）を扱うことができる。一例として、ＸｍＬのＯＭＮＩＰＡＱＵＥ（登録商標）３００放射線撮像用造影剤を用いて７０ｋｅＶにおいて７００ＨＵ強調に達したとすると、実質的に同じ強調を達成するためにはＸｍＬの８１％のＩＳＯＶＵＥ（登録商標）３７０放射線撮像用造影剤を用いればよい。かかる変換を用いれば、単一の造影剤についての既知の臨床プロトコルを基準として、任意の造影剤を用いて同様の画像コントラスト品質を達成することができる。
［表６］様々な造影剤についての等価容積変換表
ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ ＶＩＳＩＰＡＱＵＥ ＩＳＯＶＵＥ
３００ ２７０ ３７０
ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ^*３００ １ １．１１６１ ０．８１３８
ＶＩＳＩＰＡＱＵＥ^*２７０ ０．８９６ １ ０．７２９１
ＩＳＯＶＵＥ^*３７０ １．２２８８ １．３７１５ １
（^*ＯＭＮＩＰＡＱＵＥ、ＶＩＳＩＰＡＱＵＥ、ＩＳＯＶＵＥは登録商標）
この書面の記載は、最適な態様を含めて本主題を開示し、また任意の装置又はシステムを製造して利用すること及び任意の組み込まれた方法を実行することを含めてあらゆる当業者が本アプローチを実施することを可能にするように実例を用いている。特許付与可能な範囲は特許請求の範囲によって画定されており、当業者に想到される他の実例を含み得る。かかる他の実例は、特許請求の範囲の書字言語に相違しない構造要素を有する場合、又は特許請求の範囲の書字言語と非実質的な相違を有する等価な構造要素を含む場合には、特許請求の範囲内にあるものとする。

１０：イメージング・システム
１２：Ｘ線源
２０：Ｘ線ビーム
２２：コリメータ
２４：被検体
２６：Ｘ線
２８：検出器アレイ
３０：システム制御器
３２：線形配置サブシステム
３４：回転サブシステム
３６：モータ制御器
３８：Ｘ線制御器
４０：ＤＡＳ
４２：コンピュータ
４６：非一時的メモリ装置
４８：操作者ワークステーション
５０：表示器
５２：プリンタ
５４：ＰＡＣＳ
５６：遠隔システム
６０：プロット
６２：第一の線源スペクトル
６４：第二の線源スペクトル
７０：方法
８０：プロット
８２、８４：軸
８６：点
８８：原点
９０：プロット
９２、９４：軸
９６：線
１００：プロット
１０２、１０４：軸
１０６：三角法線
１２０：方法

Claims (25)

1. シミュレートされた第一の単色造影Ｘ線画像及びシミュレートされた第二の単色造影Ｘ線画像から、造影剤に帰属可能な部分信号を含む第一及び第二の造影領域をそれぞれ切り出すステップと、
   前記造影剤に帰属可能な導かれた部分信号、並びに前記シミュレートされた第一及び第二の単色造影Ｘ線画像のそれぞれの信号応答に少なくとも基づいて、第一及び第二の造影領域の内部での前記造影剤の量を決定するステップと
   を備えた画像処理のコンピュータ実装型方法であって、
   前記シミュレートされた第一及び第二の単色造影Ｘ線画像は、それぞれ第一のエネルギにおいて得られる第一の多色造影Ｘ線画像及び第二のエネルギにおいて得られる第二の多色造影Ｘ線画像からシミュレートされている、
   画像処理のコンピュータ実装型方法。
2. 前記第一及び第二の造影領域は、血液と前記造影剤との混合物を有する少なくとも１本の血管を含んでいる、請求項１に記載の方法。
3. 前記第一及び第二のエネルギでの前記造影剤、前記血液、及び所与の容積のそれぞれの線形減弱係数に少なくとも基づいて、前記第一及び第二の造影領域の所与の容積の内部で前記造影剤が占める造影剤容積を決定するステップを含んでいる請求項２に記載の方法。
4. 前記決定された造影剤容積に基づいて前記造影剤の前記量を決定するステップを含んでいる請求項３に記載の方法。
5. 前記造影剤の前記量及び前記所与の容積を用いて造影剤密度を決定するステップを含んでいる請求項４に記載の方法。
6. 前記決定された造影剤密度に基づいて造影剤密度マップを生成するステップを含んでいる請求項５に記載の方法。
7. 前記造影剤に帰属可能な前記部分信号を導くことは、前記第一及び第二の造影領域の所与の容積の内部で前記造影剤が占める前記容積を、前記シミュレートされた第一及び第二の単色造影Ｘ線画像の前記それぞれのスペクトル応答の間の関係に関係付ける１又は複数の方程式の出力をモデル化することを含んでいる、請求項２に記載の方法。
8. 前記シミュレートされた第一及び第二の単色造影Ｘ線画像の前記それぞれのスペクトル応答の間の前記関係はデカルト・プロットにより表わされる、請求項７に記載の方法。
9. 前記１又は複数の方程式は、前記造影剤が占める前記容積を、前記シミュレートされた第一の単色造影Ｘ線画像のスペクトル応答をＸ値とし、前記シミュレートされた第二の単色造影Ｘ線画像のスペクトル応答をＹ値とすることにより定義される前記デカルト・プロットの位置と、前記デカルト・プロットの前記原点との間の距離に関係付けるものであり、前記原点は、前記第一及び第二のエネルギにおける水の前記スペクトル応答を表わしている、請求項８に記載の方法。
10. 前記１又は複数の方程式は、前記造影剤が占める前記容積を、前記原点から前記デカルト・プロットの一つの位置まで引いた線と、前記デカルト・プロットの前記Ｘ軸との間の角度に関係付けるものであり、前記一つの位置は、前記シミュレートされた第一の単色造影Ｘ線画像のスペクトル応答をＸ値とし、前記シミュレートされた第二の単色造影Ｘ線画像のスペクトル応答をＹ値とし、これらＸ値及びＹ値と、前記デカルト・プロットの前記原点とにより定義され、前記原点は、前記第一及び第二のエネルギにおける水の前記スペクトル応答を表わしている、請求項８に記載の方法。
11. 前記造影剤は着目する元素を含んでおり、前記造影剤の前記量を決定するステップは、前記着目する元素の量を決定することを含んでいる、請求項１に記載の方法。
12. 前記シミュレートされた第一及び第二の単色造影Ｘ線画像を形成するステップは、それぞれ前記第一及び第二のエネルギでのＸ線スペクトル撮像を、前記第一のエネルギにおいて得られる前記第一の多色造影Ｘ線画像及び前記第二のエネルギにおいて得られる前記第二の多色造影Ｘ線画像に対し行なうことを含んでいる、請求項１に記載の方法。
13. 造影剤に帰属可能な部分信号を含む造影領域を含んでいる患者の多色造影Ｘ線画像において、前記造影領域を前記画像の他領域から切り出すステップと、
    前記造影領域の所与の容積の内部での前記造影剤の容積を、前記造影剤の複合線形減弱係数、及び前記所与の容積の多色スペクトル応答を用いて決定するステップとを備えた画像処理のコンピュータ実装型方法であって、
    前記造影剤の前記複合線形減弱係数は、前記多色造影Ｘ線画像を得るのに用いられる複数エネルギから成る範囲にわたる前記造影剤についての前記それぞれの線形減弱係数の重み付き和を含んでいる、
    画像処理のコンピュータ実装型方法。
14. 前記多色造影Ｘ線画像を得るのに用いられる前記複数エネルギから成る範囲は、Ｘ線源により発生される前記複数のエネルギを含んでいる、請求項１３に記載の方法。
15. 前記重み付き和について前記複数エネルギから成る範囲内の各々のエネルギにおいて前記造影剤の前記線形減弱係数に与えられる重み値は、前記それぞれのエネルギにおける前記Ｘ線源の線源スペクトルの強さを表わしている、請求項１３に記載の方法。
16. 前記所与の容積の内部での前記造影剤の前記決定された容積に基づいて前記造影剤の量を決定するステップを含んでいる請求項１３に記載の方法。
17. 前記造影領域にわたり前記造影剤の前記量を表わすマップを生成するステップを含んでいる請求項１６に記載の方法。
18. 前記造影剤の前記決定された量に基づいて前記造影剤の着目する元素の量を決定するステップを含んでいる請求項１６に記載の方法。
19. メモリの内部に記憶されている命令セットであって、造影Ｘ線画像を処理する命令セットを実行するように構成されているプロセッサと、
    前記命令セットを有する前記メモリと
    を備えたシステムであって、前記命令セットは、
    第一のエネルギにおいて得られる第一の多色造影Ｘ線画像及び第二のエネルギにおいて得られる第二の多色造影Ｘ線画像から、前記第一のエネルギにおいてシミュレートされ、第一の造影領域を含んでいるシミュレートされた第一の単色造影Ｘ線画像、及び前記第二のエネルギにおいてシミュレートされ、第二の造影領域を含んでいるシミュレートされた第二の単色造影Ｘ線画像を形成して、
    前記シミュレートされた第一及び第二の単色造影Ｘ線画像の所与の容積の内部での前記造影剤の容積と、前記シミュレートされた第一及び第二の単色造影Ｘ線画像の前記それぞれのスペクトル応答との間の関係に少なくとも基づいて、前記第一及び第二の造影領域の内部での造影剤の量を決定するように前記プロセッサにより実行可能である、システム。
20. 前記命令セットは、前記造影剤、前記血液、及び前記所与の容積のそれぞれの線形減弱係数を用いて、前記所与の容積の内部での前記造影剤の前記容積を決定するように前記プロセッサにより実行可能である、請求項１９に記載のシステム。
21. 前記命令セットは、それぞれ前記シミュレートされた第一及び第二の単色造影Ｘ線画像を形成するように、前記第一及び第二のエネルギでのＸ線スペクトル撮像を前記第一の多色造影Ｘ線画像及び前記第二の多色造影Ｘ線画像に対し行なうように前記プロセッサにより実行可能である、請求項１９に記載のシステム。
22. 前記命令セットは、前記第一及び第二の造影領域にわたり前記造影剤の前記量のマップを生成するように前記プロセッサにより実行可能である、請求項１９に記載のシステム。
23. 前記命令セットは、前記造影剤の着目する元素の量を決定するように前記プロセッサにより実行可能であり、前記着目する元素はヨウ素である、請求項１９に記載のシステム。
24. 前記命令セットは、前記第一及び第二の造影領域にわたり前記着目する元素の前記量を表わすマップを生成するように前記プロセッサにより実行可能である、請求項２３に記載のシステム。
25. 少なくとも前記第一及び第二のエネルギにおいて交番態様で多色Ｘ線放射線を発生するように構成されているＸ線源と、
    該Ｘ線源を患者の周りに回転させるように構成されているガントリと、
    前記Ｘ線源に関して前記ガントリの反対側に配設されて、前記Ｘ線源により発生される前記多色Ｘ線放射線の少なくとも一部を検出して、前記第一及び第二の多色造影Ｘ線画像を表わす信号を発生するように構成されているＸ線検出器と
    を備えた請求項１９に記載のシステム。