JP7481264B2 - 動的血管造影画像化 - Google Patents

Description

本発明は、流れの動的画像化、具体的には、血管を通る造影剤の流れの動的画像化に基づく、対象における血管のアセスメントに関する。

冠状動脈狭窄の機能的重要性を評価するための臨床的ゴールドスタンダードは、侵襲的血流予備比（ＦＦＲ）技術であり、この技術では、特殊なカテーテルを蛍光透視下で問題の原因である動脈に進め、最大充血時のプラーク全体の流量圧力勾配を測定する。最近、ＣＴ冠動脈造影（ＣＣＴＡ）画像を使用するＦＦＲの非侵襲的アセスメントが、冠状動脈疾患（ＣＡＤ）の解剖学的および機能的アセスメントを必要とする高リスク患者の評価のための有望な手段として浮上してきた。ただし、現時点では、ＣＣＴＡによるＦＦＲ評価には、広範な後処理と計算（多くの場合、数時間以上）が必要であるため、現在のところ、医療緊急状況や設定における患者の評価には好適ではない。さらに、ＤｅＦＡＣＴＯおよびＮＸＴの試験では、ＦＦＲの画像化ベースの推定では、カテーテルベースのＦＦＲ測定と比較して、中程度の相関性（０．７３）と診断精度（約８０％）しか示さなかったと報告された。最近の体系的なレビューにより、ゴールドスタンダードカテーテルベースのＦＦＲ測定と比較すると、狭窄度が高くなるにつれてＦＦＲ－ＣＴ測定の精度が低下することが明らかになっている（Ｃｏｏｋら（２０１７） Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃ ａｃｃｕｒａｃｙ ｏｆ ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ－ｄｅｒｉｖｅｄ ｆｒａｃｔｉｏｎａｌ ｆｌｏｗ ｒｅｓｅｒｖｅ．Ａ ｓｙｓｔｅｍａｔｉｃ ｒｅｖｉｅｗ．ＪＡＭＡ Ｃａｒｄｉｏｌ；２（７）：８０３－８１０）。

したがって、対象の血管の画像化ベースのアセスメントのための代替的な方法およびシステムが引き続き必要とされる。

一態様において、動的血管造影画像化のためのコンピュータ実装方法が提供され、この方法は、
関心対象の血管内の造影剤の増加段階および減衰段階の両方の少なくとも一部分をキャプチャする複数の対応する画像を含む画像データを取得することと、
画像データに基づいて造影剤の少なくとも１つの時間増強曲線を生成することであって、時間増強曲線が上り勾配および下り勾配を有する、生成することと、
時間増強曲線に基づいて、関心対象の血管内の血流特性を判定することと、を含む。

別の態様では、動的血管造影画像化のためのシステムが提供され、このシステムは、
関心対象の血管内の造影剤の増加段階および減衰段階の両方の少なくとも一部分をキャプチャする複数の対応する画像を含む画像データを記憶するためのメモリと、
画像データに基づいて造影剤の少なくとも１つの時間増強曲線を生成することであって、時間増強曲線が上り勾配および下り勾配を有する、生成することと、時間増強曲線に基づいて、関心対象の血管内の血流特性を判定することと、を行うように構成されているプロセッサと、を含む。

さらなる態様では、動的血管造影画像化のためのコンピュータプログラムを具体化するコンピュータ可読媒体も提供される。

動的血管造影画像化（ＤＡＩ）システムの概略図を示す。 ＤＡＩ法のフロー図を示す。 図２に示すＤＡＩ法でのプレスキャン準備のフロー図を示す。 図２に示すＤＡＩ法でのスキャンデータ取得のフロー図を示す。 図２に示すＤＡＩ法での時間増強曲線（ＴＥＣ）生成のフロー図を示す。 図２に示すＤＡＩ法でＴＥＣに基づいて血流特性を判定するフロー図を示す。 変形のＤＡＩ法のフロー図を示す。 血流特性を判定する様々な例のステップ、ならびに血流特性の判定を改善するための補完ステップの一般化されたフロー図を示す。 （ａ）正常な冠動脈内の血流の速度プロファイルであって、ベクトル（矢印）が流れの各層における流速の大きさを表す、速度プロファイルと、（ｂ）冠状動脈が画像化される断層撮影スライスと、（ｃ）２×２のピクセル領域に広がる狭窄した冠状動脈内腔の断面画像と、を示す。 冠状動脈の狭窄に隣接する２つの断層撮影スライスＡおよびＢの概略図を示し、Ｆ_ＡおよびＦ_Ｂは、それぞれ、これらのスライスにおける冠動脈血流を示す。 （ａ）直線状の血管のスライスＡおよびＢにおける基準面（点線）および管腔の中心であって、ｈ_Ａおよびｈ_Ｂが、この場合ゼロである、基準面および管腔の中心と、（ｂ）湾曲した血管であって、基準面が中心Ａを通過し、中心Ｂを通過しないため、ｈ_Ａはゼロであるが、ｈ_Ｂはゼロではない（この場合は負）、湾曲した血管とを示す。 上行大動脈と冠状動脈の概略図を示す。 冠状動脈系のグラフィック表示を示す。 図１３に示す冠状動脈系の表示からの３つの縁部とそれらの交差の概略図を示す。 血管切片中の造影剤の質量と、対応する測定された時間増強曲線の異なる時間点との相関を示す概略図を示す。 （（ａ）および（ｂ））安静時および血管拡張性（ジピリダモール）ストレス時の造影増強ＣＴ心臓画像と、（ｃ）安静時（灰色の曲線）および最大血管拡張ストレス時（白色の曲線）に左大動脈で測定された時間増強曲線（ＴＥＣ）の比較と、を示し、２つのＴＥＣは、形状の比較を容易にするために、同じ開始時刻に整列されている。 （（ａ）および（ｂ））左主幹（ＬＭ）動脈および左前下行（ＬＡＤ）動脈の時間増強曲線が測定された２つのスライスにおける造影増強心臓画像、（（ｃ）～（ｅ））各ＲＯＩの位置および対応する管腔内径をラベル付けしたＬＭおよびＬＡＤの再フォーマットされた管腔図と、（ｆ）各ＲＯＩのおおよその位置をラベル付けした心臓の３次元レンダリング画像と、を示す。 （ａ）図１７ｂに示される遠位ＬＡＤにおいて測定されたＴＥＣの、動き補正なしとありの比較と、（（ｂ）および（ｃ））動き補正が適用される前（ｂ）および後（ｃ）の血管管腔の整列を示すための遠位ＬＡＤの断面図と、を示し、ＴＥＣは、２×２の正方形のピクセル領域において測定され、より大きなピクセル領域（２０×２０ピクセル）は、動き補正のために異なる時間点においてＬＡＤの動きを監視するに使用された。 ＬＡＤ（ａ．前狭窄および狭窄中、ｂ．後狭窄）およびＲＣＡ（ｃ．近位、ｄ．遠位）およびＬＣｘ（ｅ．近位、ｆ．遠位）における時間増強曲線が測定されたスライスにおける患者＃３の造影心臓画像を示す。 患者＃３の（ａ）左前下行（ＬＡＤ）、（ｂ）右冠状動脈（ＲＣＡ）および（ｃ）左回旋（ＬＣｘ）動脈で測定された時間増強曲線の比較を示す。 患者＃３の３つの冠状動脈のＦＦＲ－ＣＴマップを示しており、提案された動的血管造影法でＦＦＲ測定を行った冠状動脈セグメントが、点線の円で強調表示されている。 （（ａ）および（ｂ））プラーク組成を示すＬＡＤの曲線を再フォーマットした図と、（ｃ）プラーク組成を示すＬＡＤの断面図と、（（ｄ）～（ｆ））狭窄前、狭窄中、および狭窄後のセグメントの位置および対応する管腔径を示すＬＡＤの再フォーマットされた管腔図と、を示す。 （（ａ）および（ｂ））患者＃１からの造影画像の２つのスライスと、（ｃ）上行大動脈内の２つのスライスの位置と、（（ｄ）および（ｅ））上行大動脈内の２つの異なるスライスで測定された時間増強曲線の比較と、を示す。 （ａ）心臓の３次元レンダリングおよび（ｂ）曲線再フォーマット画像に示されているように、患者＃２の左冠状動脈を示す。 （（ａ）および（ｂ））患者＃４のＲＣＡにおけるプラーク閉塞と、（ｃ）非充血または安静状態および（ｄ）充血ストレス状態の間に取得されたスキャンデータから生成されたプラーク前後の時間増強曲線と、を示す。 （（ａ）、（ｂ）および（ｃ））患者＃４のＬＣｘにおけるステント閉塞と、（ｄ）非充血または安静状態および（ｅ）充血ストレス状態の間に取得されたスキャンデータから生成されたプラーク前後の時間増強曲線と、を示す。 （（ａ）、（ｂ）および（ｃ））患者＃４のＬＡＤにおけるプラーク閉塞と、（ｄ）非充血または安静状態および（ｅ）充血ストレス状態の間に取得されたスキャンデータから生成されたプラーク前後の時間増強曲線と、を示す。 （（ａ）～（ｆ））侵襲的冠動脈造影を使用して取得したブタのＬＡＤの時系列画像と、（ｇ）造影信号強度対フレーム数および（ｈ）時間増強曲線のプロットと、を示す。 （（ａ）～（ｆ））侵襲的冠動脈造影を使用して取得したブタのＲＣＡの時系列画像と、（ｇ）造影信号強度対フレーム数および（ｈ）時間増強曲線のプロットと、を示す。 ブタの（ａ）ＲＣＡおよび（ｂ）ＬＡＤのＭＲＩ断層撮影スライスと、（（ｃ）～（ｎ））ＲＣＡの時系列ガドリニウムベースのＴ１強調画像と、を示す（（ａ）と同じスライス位置）。

図面を参照して、動的血管造影画像化（ＤＡＩ）のためのシステムおよび方法が説明される。システムと方法は、現在のＣＣＴＡ技術と比べて遜色ない。

図１は、コンピュータ実装画像化システム、より具体的には、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナ４を組み込んだＤＡＩシステム２の例を示す。ＣＴスキャナ４は、通常、放射線源、放射線検出器、およびスキャン手順の間、対象を所望の位置（例えば、腹臥位または仰臥位）に維持するための調節可能な、多くの場合電動式のサポートまたはテーブルを含む、いずれかの多列またはマルチスライスＣＴスキャナであってもよい。放射線源は、対象に投与された造影剤（トレーサとも呼ばれる）と同期して、対象における関心対象の血管を標的とする１つ以上の所定のサンプリング部位を通過する放射線を生成する。放射線検出器は、多くの場合、回転検出器のパネルとして構成され、所定のサンプリング部位で対象を通過する放射線を受容し、関心対象の血管を流れる造影剤の増加段階と減少段階の両方を含む時間範囲にわたって投影データ（スキャンデータとも呼ばれる）を提供する。

画像化システム２は、ＣＴスキャナの放射線検出器から投影データを受信、編成、および記憶するデータ取得スキームまたはデータ取得コンピュータコードを組み込んだデータ取得コンポーネント６を含む。投影データは、画像再構成コンピュータコードを組み込んだ画像再構成コンポーネント８に送信される。次に、投影データは、画像再構成コンピュータコードを使用して処理することができ、関心対象の血管を流れる造影剤の増加段階および減少段階の両方にまたがる所定のサンプリング部位（複数可）の多数の画像を含む画像データがもたらされる。画像再構成コンピュータコードは、いずれかの利用可能なＣＴ画像化技術に対応するために容易に変更させることができる。次に、画像データは、画像データから造影信号の時間増強曲線を生成する画像分析コンピュータコードを組み込んだ画像分析コンポーネント１０によって処理することができる。次に、時間増強曲線データは、血流推定コンピュータコードを組み込んだ血流推定コンポーネント１２によって処理され、時間増強曲線データから関心対象の血管の血流値を判定することができる。画像化システム２は、バス１４を介して通信されるデータおよび操作コマンドを有するコンピュータ１６によって制御される。画像化システム２は、マルチプレクサ、デジタル／アナログ変換ボード、マイクロコントローラ、物理的コンピュータインターフェースデバイス、入力／出力デバイス、ディスプレイデバイスなどを含む、関心対象の血管のアセスメントを行うためのいずれかの追加のコンポーネントを必要に応じて含んでもよい。画像化システム２は、例示的な例としてのみＣＴスキャナを用いて示されており、例えば、ＣＴ以外のＸ線画像化、および磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）を含む他の画像化モダリティを含むように変更してもよい。

図２は、ＤＡＩのためのコンピュータ実装方法２０を示す。方法２０は、プレスキャン準備３０と、所望のサンプリング部位のＣＴスキャンのための対象の位置決めとを含む。対象が準備され、ＣＴスキャナ内に配置されると、対象に造影剤溶液が注入され４０、ＣＴスキャン５０は、サンプリング部位の血管を通る造影剤の流れを含む時間範囲の投影データ（スキャンデータともいう）を取得するために、造影剤溶液の注入と同期される。投影データは、投影データからの画像データを再構成６０するために処理される。画像データを分析して、画像データから抽出された造影信号強度などの造影信号パラメータの時間増強曲線を生成する７０。血流値は、時間増強曲線に基づいて計算される８０。

図３は、ＣＴスキャンのための対象のプレスキャン準備３０の例を示す。プレスキャン準備３０は、対象における関心領域３２を識別することを含む。例えば、関心領域は、血管内の血流のアセスメントの標的となる血管の一部分であり得る。関心領域が確立されると、ＣＴスキャンスライスのサンプリング部位（複数可）が、関心領域において、またはその近くで識別される３４。所定のサンプリング部位（複数可）に基づいて、対象は、ＣＴスキャナの放射線源がサンプリング部位（複数可）に放射線を向けることを可能にする配置でＣＴスキャナ内に位置決めされる３６。走査する前に、例えば、血管拡張剤を対象に投与することによって、対象に充血状態を誘発することができる３８。

図４は、造影剤の注入に同期したＣＴスキャン５０の例を示す。同期ＣＴスキャン５０は、造影剤の注入に基づいて、所望の時間に動的ＣＴスキャンを開始することを含む。動的ＣＴスキャンは、サンプリング部位（複数可）における造影剤の進入５４の前の投影データの取得、ならびにサンプリング部位（複数可）における造影剤の増加段階５６の間の投影データの取得、およびサンプリング部位における造影剤の減衰段階５８の間の投影データの取得を含む。増加段階は、造影剤がサンプリング部位に最初に進入した後、時間が進むにつれてサンプリング部位において造影剤の質量が増加することを指し、一方、減衰段階または減少段階は、サンプリング部位から造影剤が実質的に完全に除去される前に、時間が進むにつれてサンプリング部位において造影剤の質量が減少することを指す。サンプリング部位における造影剤のピーク（最大値）質量は、増加段階から減衰段階への進行中に発生する。サンプリング部位における造影剤の進入から除去までの経過時間を、造影剤の通過時間と呼ぶことがある。ＣＴスキャンの継続時間は、増加段階および減少段階の少なくとも一部分がキャプチャされることを条件として、サンプリング部位における造影剤の完全な通過時間をキャプチャするという要件によって制限されるものではない。造影剤の進入５４の前に取得された投影データは、その後の画像分析中に参照値を提供することができ、これを使用して、増加段階および減衰段階について判定された造影剤信号値を正規化することができる。

図５は、時間増強曲線を生成する７０ための画像分析の例を示す。時間増強曲線の生成は、サンプリング部位における造影剤の増加および衰退段階の両方におよぶサンプリング部位での複数の対応する画像内で関心対象の血管を識別する７２ことを含むことができる。造影剤信号データは、複数の対応する画像のそれぞれからの関心対象の血管によって定義される領域から、例えば造影剤信号強度として抽出される７４。時間増強曲線は、サンプリング部位における増加段階と減衰段階の両方の間の造影剤信号データに基づいて生成される７４。サンプリング部位における造影剤の進入の前の画像データが利用可能な場合は、正規化された造影剤信号値に基づいて時間増強曲線を生成するための基準値を判定することができる。基準値を判定するための代替案では、造影剤の進入前のスキャンデータは、造影剤投与イベントの前または後のいずれかで取得されてもよい。さらなる代替案として、時間増強曲線を正規化するための基準値を、サンプリング部位における造影剤の除去後に取得されたスキャンデータから再構成された画像データから抽出することができる。これらの代替案のうち、投与イベントの後、および進入の前に取得されたスキャンデータから基準値を判定することは、通常、より短いスキャン継続時間で達成される。時間増強曲線は、増加段階および減衰段階の両方の間に取得されたスキャンデータに基づいて生成されるが、さらに、時間増強曲線は、任意で、例えば、サンプリング部位における造影剤の進入前、サンプリングにおける造影剤のピーク（最大値）時、サンプリング部位からの造影剤の除去の後などを含む、サンプリング部位における造影剤の通過時間に対する様々な時点中に取得されたスキャンデータに基づいてもよい。

図６は、時間増強曲線に基づいて、関心対象の血管内の血流８０を推定する例を示す。血流の推定は、時間増強曲線に基づいて、血流予備量比（ＦＦＲ）値を判定することによって達成することができる。ＦＦＲ値の判定は、時間増強曲線下の面積８２の計算を含むことができる。流量８４は、例えば、式１（ＤＡＩ法の例示的な数学的基礎において以下に提供される）で表される指示薬希釈原理を使用して、時間増強曲線下の計算された面積に基づいて判定することができる。流速は、例えば、式２（後述）を使用して、流量と、サンプリング部位における血管の管腔の計算された断面積とに基づいて、判定することができる。流圧８６は、例えば、式３Ａまたは３Ｂ（以下を参照）で表されるように、ベルヌーイの方程式を使用して、流速から判定することができる。少なくとも２つのサンプリング部位から判定された流圧８６に基づいて、圧力勾配を計算することができ、ＦＦＲ値は、例えば、式１１（以下を参照）を使用して、計算された圧力勾配および収縮期血圧値に基づいて判定することができる。判定されたＦＦＲ値は、いずれかの従来のコンピュータまたはディスプレイデバイスを介して、技術者／オペレータまたは他のエンドユーザに伝達または表示することができる。

ＤＡＩシステムと方法は数学的に検証されている。次の段落で説明する数学的分析は、動的画像化から取得した心臓の造影画像から冠状動脈の血流特性を導き出す例を示す。図８は、血流特性の判定の様々な例（例１、２、３、または４）の関係の概要と、ならびに血流特性の判定をさらに改善するための追加の補完ステップ（補完ステップ１、２、３、または４）の例を示すフロー図を提供する。血流特性の各例と各補完ステップを計算するための詳細な説明は、以下の項において提供される。以下の数学的分析は、理論に拘束されることを望まず、解説のみを目的としており、限定的な説明を意図するものではない。

数学的分析：仮定。ＤＡＩ中に冠状動脈系を循環する血液の性質についていくつか仮定することができる。第１に、血液は、せん断応力とせん断速度の間に直線関係を持つニュートン流体と考えられ、第２に、血流は、血管管腔内を血液が平行層状に移動する正常な状態では層流である。動脈壁面の層は静止している（速度＝０）が、管腔の中心の層は最高速度を示す（図９ａ）。実際には、冠状動脈内の関心領域において測定される血流は、中心周りの平均流量／速度にほぼ等しい。第３に、トレーサ（造影剤とも呼ばれ、例えば、ＣＴ造影剤中のヨウ素分子）は、動脈内を通過する間、冠状動脈の内皮層を越えて周囲の血管外空間に漏れることはない。第４に、ＣＴの現在の空間分解能では、提案された方法で血流を確実に推定することができる最小の冠状動脈は、直径が１．５ｍｍを超えるものである。これは、ＣＴ画像の２×２のピクセル領域とほぼ同等である（図９ｂおよび９ｃ）。

数学的分析：方程式記号。数学的分析で使用される方程式記号の要約を、表１に提供する。表１に載っている単位は、必ずしもＳＩ単位ではない。

数学的分析：図８の方法例１－冠血流量の計算。冠血流量は、ボーラス注射後の血液と混合されるトレーサ分子（ＣＴ造影剤）が血液の体積流量にどの程度依存しているかを示す指示薬希釈原理を使用して測定される。数学的には、次のように表すことができる。
式中、Ｆは血液の体積流量（ｍＬ／秒）、Ｑは冠状動脈内のトレーサの総質量（ｍｇ）、Ｃ_ａ（ｕ）は時間ｕにおける動脈血中のトレーサ濃度（ｍｇ／ｍＬ）である。Ｃ_ａ（ｕ）の積分は、動的灌流画像化から取得した動脈時間増強曲線（図８のＴＥＣ）下の面積から判定することができるが、ただし、造影増強（ハウンズフィールド単位またはＨＵ）から造影濃度への適切な変換が行われることとする（ｍｇ／ｍＬ、スキャン設定が１００ｋＶの管電圧の場合は
）。Ｑは、２段階のプロセスから導き出すことができ、最初に、患者に注入されたヨウ素の総質量を計算するが、これは造影濃度と注入量の積に等しく、次に、公表値または動的灌流画像に表示された情報のいずれかを用いて、冠状動脈系に投入されるヨウ素の割合を推定する。

数学的分析：図８の方法例２－冠血流圧の計算。冠状動脈狭窄を横切る流圧の差を推定するために、冠血流が、関心対象の狭窄の前／上流および後／下流で測定される。冠状動脈の狭窄に隣接する２つのサンプリングスライス位置ＡおよびＢを示す図１０を考慮する。各スライス位置において、冠血流量Ｆは式１を使用して計算することができる。Ｆ_ＡおよびＦ_Ｂが算出されると、体積流量Ｆは、以下のように流速Ｖに変換することができる。
式中、Ｖは流速（ｃｍ／秒）、ｒはｃｍ単位の血管の半径である。次に、狭窄全体にわたる流圧差は、ベルヌーイの方程式を使用して推定することができる。
式中、Ｐ_ＡおよびＰ_ＢはそれぞれスライスＡおよびＢ（パスカルまたはＰａ）冠血流圧、ρは、血液の密度（ｇ／ｃｍ^３）、ｇは地球重力（９８０ｃｍ／ｓ^２）、ｈ_Ａおよびｈ_ＢはスライスＡおよびＢの中心点から基準面上または下の相対的な高さ（ｃｍ）、そしてＰ_Ｌは摩擦および／または乱流による圧力（エネルギー）損失（式４を参照）である。

ベルヌーイの原理の根底にあるのは、エネルギーの保存である。式３Ａの各辺の第１項は、単位体積あたりの圧力エネルギー、第２項は単位体積あたりの運動エネルギー、第３項は単位体積あたりのポテンシャルエネルギーと考えることができる。ポテンシャルエネルギー項におけるｈ_Ａおよびｈ_Ｂは、基準面を適切に選択して簡略化することができる。基準面が、図１１（ａ）に示すように、スライスＡおよびＢにおける管腔の中心を通る平面であるように選択される場合、式の両方のポテンシャルエネルギー項はゼロに等しくなる（すなわち、ｈ_Ａおよびｈ_Ｂ＝０）。ただし、冠状動脈の解剖学的構造（図１１ｂ）の場合のように、２つの中心の間に垂直勾配がある場合は、２つの中心間の高さの違いを考慮する必要がある。ｈ_Ａが常にゼロになり、かつスライスＡ（ρｇｈ_Ａ）に関連するポテンシャルエネルギー項を、簡略化のために式３から省略することができるように、中心Ａを通る平面を基準面として選択することができる。中心Ｂが中心Ａの上にある場合、ｈ_Ｂは正であり、その逆も同様であることに留意されたい。

圧力損失Ｐ_Ｌは、血管（Ｐ_ＬＦ）に沿った粘性血液の動きから生じる摩擦を主な原因とし、またわずかではあるが、流れが狭窄冠状動脈セグメントから正常セグメント（Ｐ_ＬＥ）に移動するときの管腔内の急激な膨張から生じる渦（旋回流）も原因である。
Ｐ_ＬＦの大きさは、ダルシー・ワイスバッハの式を使用して推定することができる。
式中、ＬはスライスＡとＢの間の距離（ｃｍ）、Ｄは動脈の直径（ｃｍ）、式（２）で与えられるＶはスライスＡとＢの間の平均流速である。ダルシー摩擦係数ｆは、無次元量であり、チャーチルの式により与えられる。
式中、Ｒｅは流動挙動（層流対乱流）を予測するレイノルズ数、εは、流体が流れる管の表面性状を表す粗さの測定基準である。血管は滑らかな管であると想定されているため、εはゼロである。レイノルズ数は次の式で与えられる。
式中、μはＰａ・ｓまたはｋｇ／ｍ・ｓまたはｇ／ｃｍ・ｓ単位の血液粘度である。あるいは、次の方程式を使用して、ダルシー摩擦係数を推定することもできる。
式（９）は、コールブルックの式としても知られている。式（８）または（９）の選択は、流動挙動（層流対乱流）に依存しており、これは、式（７）から得られるレイノルズ数を使用して推定することができる。一般に、血流はＲｅ＜２０００の場合は完全に層流であり、Ｒｅ＞４０００の場合は完全に乱流である。式（４）のＰ_ＬＥの大きさは、次のように推定することができる。
式中、Ｖ_１およびＶ_２は、それぞれ、狭窄セグメントおよび隣接する正常セグメント（出口）における流速である。小さな圧力損失に寄与する可能性のある他の要因は、大きな血管から小さな血管への流れの入口である。丸みのある（鋭くない）管の入口に関連する損失係数は非常に小さい（０．０４）ため、式（１０）に示すように、流れの入口による小さな圧力損失は、急激な管腔膨張による小さな圧力損失と比較して無視できると考えられ得る。

ベルヌーイの方程式を適切に適用するには、各項の単位が他の項と一致している必要がある。式中のすべてのエネルギー項（圧力、運動およびポテンシャル）は（ｇ・ｃｍ^２・ｓ^‐２）／ｃｍ^３の単位を有していなければならない。圧力の単位はパスカルであり、これは最初に１Ｐａ＝１ｋｇ／ｍ・ｓ^２＝１０００ｇ／１００ｃｍ・ｓ^２＝１０ｇ／ｃｍ・ｓ^２に変換することができる。圧力勾配ΔＰをｇ／ｃｍ・ｓ^２で推定した後、それを０．００７５（１Ｐａ＝０．００７５ｍｍＨｇ）の増倍係数で従来のｍｍＨｇ単位に変換することができる。

数学的分析：図８の方法例３－血流予備量比の計算。血流予備量比（ＦＦＲ）は、式（３ｂ）のΔＰから導き出すことができる。日常の臨床診療では、Ｐ_Ａは平均動脈圧測定から得られる収縮期血圧（ＳＢＰ）と同一であると想定される。したがって、ＦＦＲは次の式で推定することができる。

数学的分析：図８の方法例４－せん断応力の計算。図８の例１の血流測定から、壁せん断応力も推定することができる。壁せん断応力は、血流によって動脈壁面に作用するせん断力である。このパラメータは、動脈の壁面で発達したプラークの受攻性を予測するのに役立つ場合がある。血液は、その層流挙動のために血管内を平行層になって移動し、血管壁の表面では流速はゼロに等しくなる。せん断速度は、異なる血液層が互いに通過する速度を表し、壁せん断速度は、特に、速度がゼロの壁面の血液層に対して関心対象の血液層が移動する速度を指す。関心対象の血液層が血管管腔の中心を通過する場合、壁せん断速度γ（ｓ^－１で）はおおよそ次の式で与えられる。
式中、ｒは血管の半径（中心層と壁面の間の距離）、Ｖは壁面に対する中心血液層の流速、Ｆは血管の中心における血液の体積流量である。実際には、血流は、血管の中心だけよりも広く広がる領域で測定され、測定は、簡素化のために、中心での平均流量または速度として近似されることができる。血液はニュートン流体であるため、そのせん断速度はせん断応力に直線的に関連する。
τ＝μ・γ （１３）
式中、τはパスカル単位のせん断応力（Ｐａ）、μは血液粘度（ｇ／ｃｍ・ｓ）である。粘度および密度の両方を、平均的な成人の公表値を使用する代わりに、血液検査から測定して、個々の患者に対する計算精度を向上させてもよい。

数学的分析：図８の方法補完ステップ１－大動脈から冠循環に入るトレーサの質量の推定。冠血流（Ｆ）は式（１）から推定されるが、これにはトレーサの質量（Ｑ）を事前に知っておく必要がある。末梢静脈（前肘静脈）へのボーラス注入後、すべてのトレーサは心腔に送られ、そこで均一に混合されて上行大動脈に排出される。したがって、動脈血を介して各臓器に送達されるトレーサの量は、総心拍出量に対する臓器血流の比率から推定することができる。例えば、心臓の血流は心拍出量の約５％であるため、注入されたトレーサの５％が冠状動脈に送達されると推測することができる。

この項では、動的灌流画像に存在する情報を使用して、冠状動脈系のトレーサの質量を推定することができる補完ステップを提示する。患者固有の情報を使用することで、個々の患者の冠血流量と圧力をより正確に測定することが可能になり得る。

体内のほとんどの血管床とは異なり、冠状動脈の血流は、収縮期ではなく拡張期に最大でなる。拡張期の間、左心室は弛緩し続け、大動脈圧の実質的な低下と大動脈の逆流をもたらす。同時に、心筋の冠微小循環の圧迫の緩和がある。その結果、逆流（例えば、逆方向伝播吸引）が生成され、冠状動脈の充填を容易にする。したがって、冠抵抗の減少を伴う大動脈内の逆流は、拡張期での最大の冠血流につながる。動的心筋灌流画像化では、心臓の動きを最小限に抑えるために、造影心臓画像が連続拡張期に取得されるため、これらの動的画像で観察される大動脈流は、順行性（順方向）の流れではなく逆行性（逆方向）の流れになる。流れの方向を図１２に示す。

図１２に示す上行大動脈の２つの断層撮影スライスについて考察する。スライス１（Ｓ１）は、開口部と大動脈弁のすぐ上にあり、スライス２（Ｓ２）は、Ｓ１の数センチ上で、大動脈弓の下にある（図１２には図示せず）。各スライスの血流は、式（１）に示すように、指示薬希釈原理を使用して推定することができる。
式中、Ｆ_１およびＦ_２は、それぞれスライス１および２における体積流量（ｍＬ／秒）、Ｑ_１およびＱ_２は、それぞれ、スライス１および２におけるトレーサの質量（ｍｇ）、およびＣ_ａ１（ｕ）およびＣ_ａ２（ｕ）は、それぞれ、時間０～ｔまでのスライス１と２において測定された時間増強曲線下の面積である。大動脈血流が非常に高速であり、２つのスライスが互いに比較的近接しているという事実を考えると、血流が両方のスライスにおいて同一、すなわち、Ｆ_１＝Ｆ_２であると推測することができる。式（１ａ）と式（１ｂ）を組み合わせると、次のようになる。

式（１４）は、スライス２のトレーサに対するスライス１のトレーサの割合を示す。スライス２を通過したいくつかのトレーサは、スライス１に到達する前に冠状動脈に入るので、Ｑ_１はＱ_２よりも小さくなければならない。心臓の血流は心拍出量の約５％であるため、心臓を離れるトレーサの約５％が最終的に冠循環に入るはずである。心臓から排出されたトレーサが大動脈に沿って均一に分布している場合、Ｑ_１／Ｑ_２は０．９５にほぼ等しくなければならない（Ｑ_１はＱ_２の約９５％である。実験的な試験例を参照）。

数学的分析：図８の方法補完ステップ２－個々の冠状動脈におけるトレーサの質量の推定。図８の補完ステップ１の数学的処理と同様に、この項では、動的灌流画像に存在する情報に基づいて、各心外膜冠状動脈内のトレーサの質量を推定する方法について説明する。冠状動脈系のグラフ表示は、補完ステップ２の説明を容易にすることができる。心臓における冠状動脈系など、いかなる臓器の血管系も、図１３に示すように、多数の縁部と頂点を持つグラフで表すことができる。

頂点（ｖ）は、２つ（またはそれ超）の血管を接続する交差点と見なすことができるのに対して、縁部（Ｅ）は、２つの頂点を接続する血管と見なすことができる。数学的には、図１２に示すグラフは次のように表すことができる。
ｖ＝｛ｖ_１，．．．，ｖ_ｎ｝式中、ｎ＝１０、
Ｅ＝｛｛ｖ_１，ｖ_２｝、｛ｖ_２，ｖ_３｝、｛ｖ_３，ｖ_４｝、｛ｖ_５，ｖ_６｝、｛ｖ_６，ｖ_７｝、｛ｖ_７，ｖ_８｝、｛Ｖ_６，Ｖ９_{｝、｛Ｖ９，Ｖ１０｝｝}。

このグラフは、各縁部の純流動が一方向のみ（双方向ではない）である有向グラフである。流れは通常、ソース（グラフの濃い灰色の円柱で表される大動脈）から離れる方向に移動する。各縁部には、冠状動脈のＡｍｅｒｉｃａｎ Ｈｅａｒｔ Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎモデルに従って、（表２で指定するように）番号が割り当てられる。

各冠状動脈内のトレーサの分布がどのように推定されるかを解説するために、ＬＭと、近位ＬＡＤおよびＬＣｘとをそれぞれ表す３つの縁部５、６、および１１について考察する。縁部５は、縁部６と１１の「親」血管であり、縁部６と１１は、縁部５の「娘」血管である。これらの血管は頂点６（ｖ_６）で接続されている。図１４に、３つの縁部とそれらの交差の概略図を示す。

各血管内の流れの方向は、図１４の白い矢印で示される。各血管では、入口に近い部分が濃い灰色で強調表示される。各切片の半径（ｒ）と長さ（ｌ）には、血管の縁部番号に等しい下付き文字（ｎ）が付けられている。各切片の体積（ｖ_ｎ）は次の式で与えられる。

混乱を避けるために、「Ｖ」は流速（ｃｍ／秒）を表し、「ｖ」は頂点（交差）を表し、「ｖ」は、血管切片の体積を表す。各切片の体積は、ｃｍ^３の単位を有し、ｍＬに変換することができる。

縁部５と６における２つの強調表示された切片について考察する。図１５に示すように、すべてのトレーサ（血管において灰色で表される）は、その切片で測定された時間増強曲線のピークに対応する時間において、切片に残っている（Ｔ＝ｔ_３、図１５）。時間増強曲線の最大値（ピーク値）は、ＨＵ（ハウンズフィールド単位）の単位を有しており、（ｍｇ／ｍＬ）に変換することができる。

このように、血管の特定の切片内のトレーサの総質量（Ｑ、ｍｇで）は、切片において測定された時間増強曲線の最大値（ピーク値）（ｘ、ｍｇ／ｍＬで）を、切片の体積で乗算することによって推定することができる。
Ｑ_ｎ＝ｖ_ｎ・ｘ_ｎ （１６）
式中、ｎは縁部番号である。縁部５（ＬＭ）から縁部６（ＬＡＤ）へ向かうトレーサの割合は、Ｑ_６およびＱ_５の比を取ることで計算することができる。

各切片の長さが同じである場合、つまりｌ_５＝ｌ_６の場合、式（１７）はさらに簡略化して次のようになる。

式（１８）は、ＬＭに対するＬＡＤのトレーサ分布の割合に等しくなる。同様に、ＬＭに関するＬＣｘのトレーサ分布の割合は次の式で与えられる。

ＬＭ を出たすべてのトレーサは、ＬＡＤまたはＬＣｘ（中間分岐がない場合）のいずれかに送達されなければならない。したがって、血管系内のトレーサの質量保存の結果として、次の方程式が成り立つ。
式（１８）と（１９）を（２０）に代入すると、次のようになる。

数学的分析：図８の方法補完ステップ３－時間増強曲線の動き補正。時間増強曲線（ＴＥＣ）の測定は、冠状動脈の残留運動の影響を受ける可能性がある。この項では、ＴＥＣの動きに起因する変動を最小限に抑えて、ＴＥＣの精度を向上させ、正確な冠血流量と圧力のアセスメントを容易にするのに使用することができる一連の基準について説明する。
１．近位冠状動脈セグメントのＴＥＣは、曲線の信号対雑音比を最大化するために、より大きなピクセル領域で測定することができる。この高品質のＴＥＣは、同じ動脈の遠位セグメントにおいて測定されたＴＥＣの形状を制約するための基準曲線として使用することができる（以下の基準＃２および＃３を参照）。

２．各心外膜冠状動脈は入口が１つしかないため、遠位（下流）ＴＥＣの造影剤到着時間は、同じ冠状動脈内で測定された近位（上流）ＴＥＣの造影剤到着時間よりも短くすることはできない。造影剤到達時間とは、ｔ＝０（ボーラス注射時またはその近くで調整された第１の動的画像）からトレーサ（造影剤）が動脈に到達する（造影増強が始まる）瞬間までの時間間隔を指す。

３．各心外膜冠状動脈には単一の入口があるという事由により、冠状動脈セグメントの曲線下面積（ＡＵＣ）がそのセグメントを通過するトレーサの総質量に関連しているため、遠位（下流）ＴＥＣの下の面積を近位（上流）ＴＥＣの下の面積よりも大きくすることはできない。

４．冠状動脈内の最大造影増強に対応する時点が、最初に識別される。これは、他のすべての時点で同じ動脈の位置を追跡するための基準時点として使用される。

５．各スライスにおいて、基準時点（基準＃４）で関心対象の動脈に広がるように、小さなピクセル領域（例えば、２×２ピクセル）を使用する。次に、このピクセル領域を使用して、同じスライス内のより大きな検索領域（例えば、２０×２０ピクセル）内の他の時点における動脈の同じ切片を探索する。

６．また、動きのために関心対象の動脈がスライスにおいて明らかでない時間点については、基準＃５の検索領域は、対応する時間点において、上（上流側）の１つの隣接スライスと下（下流側）の１つの隣接スライスにまで及ぶ（スキャンにより、血管の全部または一部の３Ｄ画像データをキャプチャすることができ、３Ｄ画像データを多数のスライスに分割するので、上（上流側）の隣接スライスと下（下流側）の隣接スライスは、時間点において欠落している関心対象の動脈を補うために容易に利用可能である）。激しい動きの結果として動脈が欠落したままであるか、実質的にぼやけている場合、線形補間を適用して、時間増強曲線のその時点での動脈のその切片における欠落している造影増強値を推定する。基準＃１からの基準曲線を使用して、補間されたピクセル値が基準＃２および３の違反につながらないことを確認することができる。

数学的分析：図８の方法補完ステップ４－トレーサのボーラス注入の有効性のアセスメント。末梢静脈に注入されたすべてのトレーサは心臓に送達されなければならないが、技術的な問題（例えば、注入ポンプの機能不全、注入針の不適切な位置決め、または血管収縮）のために静脈内ボーラス注入が最適ではなく、その結果、冠状動脈系におけるトレーサの質量を過大評価することになる可能性がある。この項では、動的造影画像に存在する情報からトレーサ注入の有効性を評価するために使用することができる方法について説明する。

上大静脈（ＳＶＣ）での時間増強曲線（ＴＥＣ）は、最初に動的画像から測定される。ＳＶＣは、トレーサが心臓に進入する第１の経路であり、静脈注射部位で終わる。したがって、ＳＶＣに表示されるトレーサは、最小限に希釈または分散されなければならない。ＴＥＣがＳＶＣから測定されると、指示薬希釈原理（式（１））が適用されてＳＶＣ内の血流が推定される前に、曲線下面積が計算される。成人のＳＶＣの平均血流量は、約１８００～２０００ｍＬ／分である。ＳＶＣ血流の計算が公表値に匹敵する場合、すべてのトレーサが末梢静脈に適切に注入されていると判定される場合がある。対照的に、トレーサのかなりの部分が静脈に適切に注入されていない場合、ＳＶＣにおいて測定されたＴＥＣの曲線下面積ははるかに小さくなり、その結果、ＳＶＣ血流が大幅に過大評価される。

ＤＡＩのシステムと方法は、実験的試験によって検証される。実験的試験の結果は、いくつかの血流特性のうちの１つ以上を判定するためのＤＡＩシステムおよび方法の能力を示す。以下の実験例は、解説のみを目的としており、限定的な説明を目的としたものではない。

実験の例示：実験例１．実験例１の結果は、図８の例１で説明された数学的方法の使用に関連する。

（ａ）患者およびスキャンの情報。患者＃１は、体重５１ｋｇの６２歳の女性であった。彼女の安静時とストレス時の両方のＣＴ心筋灌流画像化が行われた。充血状態は、ジピリダモールの静脈内注入によって誘発された。各画像診断では、３６ｍＬのヨウ素化造影剤（投与量：体重ｋｇの０．７ｍＬ）を、３５０ｍｇｌ／ｍＬの造影剤濃度で注入した。心臓の１２０ｍｍの動的画像化は、２５６列／１６０ｍｍの臨床用ＣＴスキャナを使用して、１００ｋＶの管電圧、１００ｍＡの管電流、２８０ｍｓのガントリー回転速度で、息を止めた状態で３０の拡張中期にわたって行われた。

（ｂ）図。図１６ａおよび１６ｂは、左主幹動脈が見られるスライス位置において、それぞれ安静時および最大血管拡張ストレス中に取得された心臓の造影画像を示す。分岐前の左主幹動脈から測定された時間増強曲線（図１６ａ／ｂの矢印）を図１６ｃに示す。

（ｃ）結果。ＣＴ冠動脈造影（ＣＣＴＡ）により、左主幹動脈を含むすべての冠状動脈に狭窄がないことが明らかになった。ＳＰＥＣＴ（単一光子放射型コンピュータ断層撮影）およびＣＴを使用した対応する心筋灌流測定では、心筋に虚血は見られなかった。安静時およびストレス時の左側の主要ＴＥＣ（曲線下面積）のＡＵＣは、それぞれ３１０４．８７および１３５０．３５ＨＵ・ｓであった。安静時およびストレス時の対応する冠血流量は、それぞれ１００．６１および２３１．３３ｍＬ／分であった。安静時の冠血流（すなわち、冠血流予備能）に対するストレスの比率は２．３１であった。

（ｄ）解釈。非虚血性心筋における最大の冠血管拡張中に、冠血流がベースラインから２～４倍に増加する可能性のあることが十分に立証される。我々のデータは、我々の方法で測定されたベースラインからの冠血流の増加が、正常な冠状動脈領域の予想範囲と一致することを示した。したがって、この診断からの調査結果は、我々の方法が安静時および充血時の冠血流を確実に測定することができたことを示唆した。

実験の例示：実験例２．実験例２の結果は、図８の例１～３で説明した数学的方法の使用に関連する。

（ａ）患者およびスキャンの情報。患者＃２は、体重６０ｋｇの６２歳の女性であった。彼女は、１４０μｇ・ｋｇ^－１・分^－１の速度でのアデノシン（血管拡張剤）の静脈内注入を行ってから３分後にストレスＣＴ心筋灌流画像化を受けた。画像診断中に、４３ｍＬのヨウ素化造影剤（投与量：体重ｋｇの０．７ｍＬ）を、３２０ｍｇｌ／ｍＬの造影剤濃度で注入した。心臓の１２０ｍｍの動的画像化は、２５６列／１６０ｍｍの臨床用ＣＴスキャナを用いて、１００ｋＶの管電圧、１００ｍＡの管電流、２８０ｍｓのガントリー回転速度で、２２の拡張中期にわたって行われた。患者は画像診断の間ずっと息を止めていた。アデノシン注入の３分後に記録された平均動脈圧は１３２／７８ｍｍＨｇであった。

（ｂ）図。図１７ａおよび１７ｂは、左主幹（ＬＭ、ＲＯＩ１）、ならびに近位（ＲＯＩ２）および遠位（ＲＯＩ３）ＬＡＤのどこでＴＥＣが測定されたかを説明するための、２つの軸方向スライスにおける造影心臓画像を示す。スライスの位置は６０ｍｍ間隔であった。図１７ｃ、１７ｄおよび１７ｅは、図１７ａおよび１７ｂに示される各ＲＯＩの位置を説明するための、ＬＡＤの再フォーマットされた管腔図を示す。各位置の管腔の直径にもラベル付けが行われた。図１７ｆは、各ＲＯＩのおおよその位置を示す、心臓の３次元レンダリング画像を示す。図１８は、動き補正を行った場合と行わなかった場合のＬＡＤの遠位セグメントにおいて測定されたＴＥＣを示す（図８の補完ステップ３）。

（ｃ）結果。ＣＣＴＡでは、ＬＭおよびＬＡＤ動脈に狭窄は見られなかった。ＬＡＤの近位および遠位セグメントのＦＦＲはそれぞれ０．９９および０．９２であった。調査結果は表３にまとめられる。

（ｄ）解釈。ＣＣＴＡの感度が高く、予測値が負であることを考えると、ＬＭおよびＬＡＤ動脈は正常であった（狭窄がない）ことを確認することができる。我々の方法によるＦＦＲ測定は、ＬＡＤ動脈に沿った流圧の大幅な減少がないことを示唆し、ＣＣＴＡの解剖学的アセスメントと一致した。さらに、最大血管拡張中の冠血流（＞３３０ｍＬ／分）は、正常な対象における報告された安静時冠血流（約２００ｍＬ／分）よりもはるかに高く、ＬＡＤの近位および遠位セグメントの間で比較的一貫していた。この診断は、我々の方法によるＦＦＲアセスメントが、ＣＣＴＡによる解剖学的アセスメントとよく一致していることを示した。さらに、この診断は、ＴＥＣに適切な動き補正が適用されれば、直径がわずか２ｍｍの遠位冠状動脈でのＦＦＲ測定が実行可能であることも示唆した。動き補正前では、遠位ＬＡＤのＡＵＣは４３０２．５ＨＵ・ｓであり、近位ＬＡＤのＡＵＣ（２５１２．９ＨＵ・ｓ）よりもはるかに高かった。ＡＵＣはトレーサの量と密接に関連しており、遠位セグメントが同じ動脈の近位セグメントよりも多くのトレーサを有している場合は、意味を成さない。適切な動き補正後、遠位ＬＡＤのＡＵＣは近位ＬＡＤと比較してわずかに低くなり、これはより妥当であると思われる。遠位ＬＡＤのＡＵＣがわずかに低いのは、近位および遠位ＬＡＤの間の小さな動脈枝を介していくつかのトレーサが失われたためである。

実験の例示：実験例３．実験例３の結果は、図８の例１～４で説明した数学的方法の使用に関連する。

（ａ）患者およびスキャンの情報。患者＃３は、体重１０２ｋｇの５９歳の男性であった。彼は、１４０μｇ・ｋｇ^－１・分^－１の速度でのアデノシン（血管拡張剤）の静脈内注入を行って３分後にストレスＣＴ心筋灌流画像化を受けた。画像診断中に、７０ｍＬのヨウ素化造影剤（投与量：体重ｋｇの０．７ｍＬ）を、３２０ｍｇｌ／ｍＬの造影剤濃度で注入した。心臓の１２０ｍｍの動的画像化は、２５６列／１６０ｍｍの臨床用ＣＴスキャナを用いて、１００ｋＶの管電圧、１００ｍＡの管電流、２８０ｍｓのガントリー回転速度で、２５の拡張中期にわたって行われた。患者は画像診断の間ずっと息を止めていた。アデノシン注入の３分後に記録された平均動脈圧は１２４／６０ｍｍＨｇであった。

（ｂ）図。図１９ａおよび１９ｂは、１つの軸方向スライス位置における造影心臓画像を示す。大動脈およびＬＡＤＴＥＣが測定されたＲＯＩが示される。２つの軸方向スライスは１０ｍｍ間隔であった。図１９ｃおよび１９ｄは、近位および遠位ＲＣＡＴＥＣが測定された軸方向スライスを示す。同様に、図１９ｅおよび１９ｆは、近位および遠位ＬＣｘＴＥＣが測定されたスライスを示す。図２０ａ～２０ｃは、ＬＡＤ、ＲＣＡおよびＬＣｘからそれぞれ測定されたＴＥＣを示す。比較のために、大動脈ＴＥＣも各グラフに示される。図２１は、各冠状動脈のＦＦＲ－ＣＴマップを示す。各マップの点線の円は、我々の動的血管造影法でＦＦＲ測定が行われたおおよその位置を示す。図２２ａは、ＬＡＤの曲線を再フォーマットした図を示す。図２２ｂは、ＣＴ番号ベースのセグメント化を使用するＬＡＤ内のプラークの物質分解を示す。図２２ｃは、プラークが図２２ｂのように異なる物質に分解されたＬＡＤの断面図を示す。図２２ｄおよび２２ｅは、狭窄前、狭窄中および狭窄後のセグメントの直径がラベル付けされたＬＡＤの再フォーマットされた管腔図を示す。近位セグメントの管腔狭窄が５０％を超えていることは明らかであった。

（ｃ）結果。血流速度、血流圧、およびＦＦＲ計算に関する患者＃３の調査結果は、表４にまとめられる。

（ｉ）ＲＣＡ。ＣＣＴＡでは、ＲＣＡにおける狭窄が見られなかった。図１９ｃおよび１９ｄに示されるＲＣＡの近位および遠位セグメントは、６．０ｃｍ間隔であった。近位および遠位ＲＣＡの冠血流は、それぞれ、４６３．９ｍＬ／分および５０９．３ｍＬ／分であった。２つのセグメント間の圧力差は－９．０ｍｍＨｇであった。我々の方法から得られたＦＦＲは０．９３であり、これは、ＦＦＲ－ＣＴで推定されたＦＦＲ値（０．９６）に非常に近かった。

（ｉｉ）ＬＣｘ。ＣＣＴＡは、ＬＣｘに狭窄がないことを示した。図１９ｅおよび１９ｆに示されているＬＣｘの近位および遠位セグメントは、５．３５ｃｍ間隔であった。近位および遠位ＬＣｘセグメントの冠血流は、それぞれ３３７．０ｍＬ／分および４３５．９ｍＬ／分であった。２つのセグメント間の流圧差は－１９．２６ｍｍＨｇであった。我々の方法から得られた対応するＦＦＲは０．８４であり、これはＦＦＲ－ＣＴで推定されたＦＦＲ値（０．８３）とほぼ同じであった。

（ｉｉｉ）ＬＡＤ。ＣＣＴＡは、ＬＡＤの近位セグメントに長い石灰化した脂肪性のプラークを示し、５０％を超える管腔狭窄が生じていた（図２２）。狭窄中および狭窄後のセグメントにおけるＡＵＣは、狭窄前のセグメントにおけるＡＵＣと比較してかなり低く（図２０ａ）、これは、近位および遠位の冠状動脈セグメントの間のＡＵＣの差が最小であった他の２つの非狭窄動脈とは対照的であった（図２０ｂ／ｃ）。狭窄前、狭窄中、および狭窄後のＬＡＤセグメントにおける冠血流は、それぞれ、３９６．６ｍＬ／分、４８３．１ｍＬ／分、および６００．８ｍＬ／分であった。摩擦と乱流による狭窄全体の総圧力損失は、－４４．５ｍｍＨｇであった（式４、５、および１０から推定）。アデノシンストレス中の患者の収縮期血圧が１２４ｍｍＨｇ（Ｐ_Ａ）であったことを考えると、Ｐ_Ｂは７９．５ｍｍＨｇに等しく、したがって、ＦＦＲは０．６４に等しかった。我々の動的血管造影画像法によるＦＦＲ測定は、狭窄したＬＡＤが正常なＦＦＲ値（約０．９１）を有すると結論づけたＦＦＲ－ＣＴの調査結果とは一致していなかった。ＳＰＥＣＴとＣＴの両方の心筋灌流測定により、心筋の虚血が明らかになった。具体的には、ＣＴ灌流測定は、ＬＡＤ領域の平均充血心筋灌流が１６６．１ｍｌ／分／１００ｇであり、２１名のＣＡＤ患者の非虚血性心筋における平均充血心筋灌流（２１５．１ｍｌ／分／１００ｇ、２０１７年１１月のＲＳＮＡの学会で発表された我々の最近の単施設研究の結果）よりもはるかに低い値であったことを示した。

血流と圧力に加えて、他の流れ特性も導き出された。例えば、図８の例４で説明した数学的方法を使用することにより、ＬＡＤの狭窄前、狭窄中、および狭窄後のセグメントのせん断応力は、それぞれ、０．０４７、１９．６８、および０．３３ｋＰａと推定された。さらに、ＬＡＤの狭窄前、狭窄中、および狭窄後のセグメントの曲線下面積（ＡＵＣ）は、それぞれ、２５９２．７９、２１２８．４４、および１７１１．３８ＨＵ・ｓであった。同じセグメントにおける対応するピーク造影増強は、それぞれ、２５４．１、１４６．１、および１９３．２ＨＵであった。ウォッシュイン段階のこれらのセグメントにおけるＡＵＣの対応する変化率は、それぞれ２０．２、８．７、および８．３ＨＵ・ｓであった。

（ｄ）解釈。Ｃｏｏｋら（２０１７；ＪＡＭＡ Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ、Ｖｏｌ ２（７）：８０３－８１０）による最近の系統的レビューに示されているように、狭窄の程度が最小または欠如している場合、ＣＴベースのＦＦＲ測定は、カテーテルベースのＦＦＲ測定とよく一致する。患者＃３は非狭窄ＲＣＡと非狭窄ＬＣｘを有していたので、これらの正常な動脈でのＦＦＲ－ＣＴアセスメントを参照として使用し、我々の方法によるＦＦＲ測定と比較することができる。我々の結果は、我々の方法がこれらの正常な（狭窄していない）動脈におけるＦＦＲ－ＣＴと非常によく一致することを示した。しかしながら、狭窄したＬＡＤでは、我々の方法とＦＦＲ－ＣＴの間に顕著な違いがあった。ＦＦＲ－ＣＴでは、狭窄が機能的に重大ではないこが示唆されたが（ＦＦＲ＞０．８０）、我々の方法によるアセスメントでは、この病変が確かに閉塞性であることが示唆された（ＦＦＲ＜０．８０）。我々の調査結果は、ＳＰＥＣＴおよびＣＴ心筋灌流測定と一致しており、どちらも心筋の虚血を示した。さらに、狭窄中および狭窄後のセグメントにおけるＡＵＣは、狭窄前のセグメントにおけるＡＵＣと比較して大幅に小さく、狭窄全体に大きな圧力降下が存在することをさらに示唆する。この診断の調査結果は、本明細書で提供される動的血管造影画像化が、中程度に狭窄した冠状動脈のアセスメントに対して、ＦＦＲ－ＣＴと比較してより信頼できる可能性があることを示唆する。

我々の調査結果により、ＬＡＤの狭窄中のセグメントが、狭窄の少ない隣接するセグメントと比較して最大の剪断応力を示すことも明らかになった。剪断応力のアセスメントを行うための我々の方法の能力により、プラークの形態、組成、およびプラークに作用する剪断力の大きさに依存する、プラーク破裂（血栓症）のリスクのより正確なアセスメントの機会という新たな境地が開かれる。我々の結果はまた、ＡＵＣの変化率やピーク造影増強などの他のフロー特性が、狭窄している動脈と狭窄していない動脈を区別するのに有用であり得る同じ画像セットから導き出せることを示した。

実験の例示：実験例４．実験例４の結果は、図８の補完ステップ１で説明した数学的方法の使用に関連する。

図２３ａおよび２３ｂは、患者＃１（実験例１と同じ患者）について大動脈時間増強曲線が測定された造影増強心臓画像の２つのスライスを示す。２つのスライス間の距離は、約３．５ｃｍであった（図２３ｃ）。スライス１は、上行大動脈の開口部のすぐ上にあった。左右の冠状動脈の開口部は、スライス１と２の間に位置していた（この再フォーマットされた心臓図には図示せず）。図２３ｄは、スライス１と２で測定された時間増強曲線を示す。図２３ｅは、これらの曲線のピーク値周辺を表示する拡大スケールを提供する。スライス１と２における曲線下面積（ＡＵＣ）は、それぞれ、４３１６．７５と４５７３．３７ＨＵであった。スライス１におけるＡＵＣは、スライス２におけるＡＵＣより５．６％小さかった。結果は、上記の補完ステップ１の数学的分析で説明した期待値（約５％）に匹敵し、これは、補完ステップ１を使用して、大動脈から冠状動脈系に向かうトレーサの割合を推定できることを示す。

実験の例示：実験例５．実験例５の結果は、図８の補完ステップ２で説明した数学的方法の使用に関連する。

図２４ａおよび２４ｂは、患者＃２（実験例２と同じ患者）の左冠状動脈を示す。通常、ＬＭはＬＣｘとＬＡＤにのみ分岐するが、この患者のＬＭは、ＬＣｘとＬＡＤに加えて、中間分岐（枝）に三分岐する。各血管の半径と対応する最大造影増強を、表５に提供する。式（２０）および（２１）によると、親血管（ＬＭ）の半径の２乗と最大造影増強（表５の最後から２番目の列の値）の積は、各娘血管（ＬＣｘ、ＬＡＤ、および枝）の積の合計に等しくなければならない。我々の調査結果では、これが、これらの値の間には２．８５％の差しかないという事例であることが示された（４８９０．７３対５０３２．２９）。これらの値の微妙な差は、画像ノイズと冠状動脈の残留運動に起因する可能性があった。親血管（ＬＭ）から各娘血管（ＬＣｘ、ＬＡＤ、および枝）に分配されたトレーサの割合は、それぞれ、５４．２％、３６．５％、および１２．２％と推定された。調査結果により、式（２０）および（２１）の有効性が確認され、各冠状動脈内のトレーサの質量を推定するための信頼できる方式が提供される。

実験の例示：実験例６．実験例６の結果は、図８の例１～４で説明した数学的方法を必要とせずに、血流のアセスメントを行うための時間増強曲線の使用を示し、スキャン取得中の非充血ストレスと充血ストレスを比較し、血流の機能アセスメントのための時間増強曲線から導き出された追加の測定基準（すなわち、図８に示されたものに加えて）を示す。

患者情報。患者＃４は、三枝管冠状動脈疾患（ＣＡＤ）を患った７８歳の男性であった。各冠状動脈の生理学的状態は、画像診断の時点で異なっていた。この診断は、以下の側面でＤＡＩの利点を実証するのに役立つ。
１．冠状動脈管腔の石灰化プラークおよび金属ステントから生じる極度のアーチファクトの存在下でのＣＡＤの機能アセスメント。
２．多血管病変が存在する場合のＣＡＤの機能アセスメント。
３．冠血流、せん断応力、および血流予備量比（ＦＦＲ）に加えて、冠状動脈狭窄の機能アセスメントに有用と思われる１つ以上の測定基準を冠状動脈時間増強曲線から導き出すことができる。これらの測定基準には、時間増強曲線のピーク増強（ＰＥ）、曲線下面積（ＡＵＣ）、上り勾配と下り勾配、歪度と尖度が含まれる。
４．安静時に測定された（３）で説明されている測定基準は、機能ＣＡＤアセスメントに十分であり得、薬剤を用いる患者の充血ストレスは必要とされなくてもよいことを示唆する。

図２５は、近位セグメントにおいて２つの石灰化プラークが互いに近接している右冠状動脈（ＲＣＡ）を示す（（ａ）および（ｂ）の白い矢印）。管腔内の各側のカルシウムは、管腔直径の測定に影響を与え、これは、計算流体力学に基づく現在のＦＦＲ－ＣＴ法に必要な情報である。（ａ）と（ｂ）の点線の薄い灰色の矢印と濃い灰色の実線の矢印は、プラーク前（上流）とプラーク後（下流）の時間増強曲線がサンプリングされた場所を示す。（ｃ）および（ｄ）に示されているグラフでは、円はそれぞれ、安静時および最大血管拡張ストレス時のプラーク前の位置での様々な時点において測定された増強を表す。これらのグラフの点線の薄い灰色の曲線は、対応する近似時間増強曲線を表す。同様に、（ｃ）と（ｄ）の四角は、それぞれ安静時とストレス時のプラーク後の位置で様々な時点において測定された増強である。対応する近似時間増強曲線は、これらのグラフにおいて濃い灰色の実線の曲線として示す。

我々の結果は、石灰化プラークの上流と下流の時間増強曲線が、静止状態とストレス状態の両方において互いにほぼ同一であることを示す。これは、各状態において２つの曲線間のＰＥ（ピーク強調）とＡＵＣ（曲線の下の領域）とが無関係であることからも明らかである。さらに、ストレス時のプラーク前後のＡＵＣは、安静時と比較して大幅に減少した。ＡＵＣは、冠血流に反比例する。これは、ベースライン（安静時）からのストレス時にＲＣＡの冠血流がプラーク前とプラーク後の位置で大きく増加し、血流増加の大きさがプラーク前とプラーク後の位置で一貫していたことを意味する。したがって、調査結果は、プラークが機能的に重大ではなかったことを示唆する。

図２６に示す左回旋（ＬＣｘ）動脈の鈍縁（ＯＭ）枝には、近位セグメントにステントが留置された。ステントまでの上流側（（（ａ）～（ｃ）の点線の薄い灰色の矢印）と下流側（（ａ）～（ｃ）の実線の濃い灰色の矢印）で測定した時間増強曲線を（ｄ）および（ｅ）のグラフに示す。ＯＭ動脈の再フォーマットされた図（ｃ）は、管腔の視覚化が極度のアーチファクトの影響を著しく受けており、ステントの中央部分が完全に閉塞しているように見えることを示す。ただし、安静時のステント（下流）後に取得された時間増強曲線（（ｄ）の正方形のマーカを有する濃い灰色のプロット）は、そのサンプリング部位において造影剤の通過があったので、ステント管腔は狭くなったが、完全には閉塞していないことを示す。安静時、ステント後のＡＵＣはステント前のＡＵＣに比べてかなり小さく、ベルヌーイの方程式で示されるように、ステント管腔が狭いために、ステント後の冠血流がステント前よりも速かったことを示す。

ストレス時のステント前のＡＵＣ（（ｅ）の円形マーカを有する点線の薄い灰色のプロット）は、安静時のステント前のＡＵＣ（（ｄ）の点線の薄い灰色のプロット）に比べてはるかに小さく、ストレス時のステント後のＡＵＣ（（ｅ）の正方形マーカを有する実線の濃い灰色のプロット）は、安静時（（ｄ）の実線の濃い灰色のプロット）から最小限に減少した。この調査結果は、この所見は、ストレス時のステント前のセグメントでは、最大血管拡張により冠血流の大きな増加があったが、ステント後の血流量の増加は、血管拡張がないか、あるいは最小限であったために、最小限であったことを示す。したがって、ステント内の狭窄が機能的に重大であった可能性がある。

図２７に示す左前下行枝（ＬＡＤ）には、多数の病変があった。近位セグメントには複雑な石灰化および非石灰化プラークがあり（（ａ）～（ｃ）の白い矢印）、中央セグメントにはステントが留置された。（ａ）～（ｃ）の点線の薄い灰色と濃い灰色の矢印は、プラーク前とプラーク後の時間増強曲線が測定された場所を示す。静止時およびストレス時に測定されたプラーク前（円形マーカ）およびプラーク後（正方形マーカ）の時間増強曲線を、それぞれ（ｄ）および（ｅ）に示す。

結果は、安静状態とストレス状態の両方において、プラーク前曲線と比較して、プラーク後曲線のＡＵＣが中程度に減少することを示す。機能的に重大ではなかったＲＣＡのプラーク（図２５）と比較して、近位ＬＡＤのプラークは、安静時のプラーク全体のＡＵＣのより大きな減少によって反映されるように、より大きな管腔狭窄をもたらした。ただし、安静時とストレス時のＬＡＤプラーク後曲線を比較したところ、ストレス時の冠血流がかなり増加していることが確認されたため、近位ＬＡＤのプラークがＬＣｘの狭窄ステントほど機能的に重大ではない可能性が示唆され、これは、ステント下のセグメントにおいてストレス時の血流増加が最小限であったことを示す（図２６）。

血流、流圧、ＦＦＲ、およびせん断応力の測定基準は、実験例１～３に例示される。時間増強曲線から導き出された追加の測定基準は、冠状動脈狭窄の機能アセスメントに使用することができる。図２５および２６に示される時間増強曲線を使用して、追加の測定基準を解説することができる。最初に、プラーク前後に取得されたＲＣＡの時間増強曲線を検討する（図２５）。上述したように、これらの２つの曲線は互いに非常によく似ており、２つの部位間の管腔狭窄が最小であったことを示す。時間増強曲線の外観は、追加の測定基準の以下の例、すなわち、曲線下面積（ＡＵＣ）、ピーク増強（ＰＥ）、上り勾配、下り勾配、歪度、尖度を使用して、定量的に説明することができる。歪度は、曲線の非対称性を表し、その値の範囲は－１～＋１である。ゼロの歪度は、曲線が両側で完全に対称であることを意味する（下り勾配側と比較して上り勾配側）。負の歪度は、左（上り勾配）側の方が右（下り勾配）側よりも裾が長いことを意味し、正の歪度は、右（下り勾配）側の方が左（上り勾配）側よりも裾が長いことを意味する。対照的に、尖度は曲線の鋭さを表す。尖度の正常値は、３である。尖度が３未満の場合、曲線は通常よりも平坦であるが、尖度が３を超える場合は、曲線のピークが通常よりも高いことを意味する。表６には、安静時のＲＣＡプラーク前後の曲線の測定基準がまとめられている。プラーク前とプラーク後の曲線間の各測定基準の差は、２つの測定基準の減算（後－前）と２つの測定基準の比（後を前で除算）によって与えられる。

ストレス時のＲＣＡプラーク前およびプラーク後曲線の同じ測定基準が、表７にまとめられる。

安静時のＬＣｘ動脈のＯＭ分岐におけるステント前後の曲線の同じ測定基準を、表８に示す。

ストレス時のＬＣｘ動脈のＯＭ分岐におけるステント前後の曲線の同じ測定基準を、表９に示す。

ＲＣＡプラーク前とプラーク後の曲線は、安静状態とストレス状態の両方において、その同等なＡＵＣ、ＰＥ、勾配、歪度、尖度によって反映されるように、互いに実質的な差がなかったことは明らかである（安静状態とストレス状態の両方において、それぞれの測定基準に関連する比率はほぼ同じであった）。さらに、ストレス時のＲＣＡ曲線は、安静時のＲＣＡ曲線と比較して、ＡＵＣ／ＰＥ／勾配は低いが、歪度／尖度は類似しており、ストレス時の近位ＲＣＡにおけるプラーク全体の冠状動脈の時間増強曲線の変化は、複雑な管腔狭窄により曲線が大きく歪むことがなく、最大血管拡張時の流量の増加が主な原因であることが示唆される。対照的に、ＬＣｘステント前後の曲線は、測定基準の大きな差によって反映されるように、互いに大きく異なっており、対応する比率は同一からは非常に異なっていた。結果は、冠状動脈の時間増強曲線が、ステント内の管腔狭窄によって実質的に歪められたことを示す。

要約すると、図２５（ＲＣＡプラーク）および図２６（ＬＣｘステント）に示された例は、冠血流、ＦＦＲおよびせん断応力の測定基準に加えて、冠動脈時間増強曲線から測定基準を導き出すことができることを示唆する。安静時およびストレスの生理学的状態で取得されたこれらの追加の測定基準は、冠状動脈病変の機能評価のために個別にまたは組み合わせて使用することができる。

実験の例示：実験例７．実験例７の結果は、ＤＡＩ法およびシステムにおけるＣＴ以外の画像化モダリティの適応を示す。より具体的には、例７は、画像化技術として侵襲性冠状動脈造影法を組み込んだＤＡＩ法およびシステムを示す。

造影ＣＴと比較して、侵襲性冠動脈造影の１つの違いとしては、Ｘ線色素（ヨウ素化造影剤）のボーラスが、静脈内注射ではなく、カテーテル（選択的血管造影）を介して開口部の左または右冠状動脈に直接注入されることが挙げられる。動脈内の造影剤の通過は、血管内の信号強度の低下につながる（Ｘ線色素は、ＣＴ血管造影またはＣＴ灌流ソース画像では明るい色ではなく暗い色で表示される）。図２８では、ＬＡＤ動脈での造影剤の初回通過が、（ａ）～（ｆ）に示される。他の前の例と同様の冠状動脈時間増強曲線を取得するために、最初に、造影剤のウォッシュイン前から造影剤のウォッシュアウト後までの期間にわたる様々な画像フレームにおいて、動き補正が施された冠状動脈のピクセル強度を測定する。（ａ）～（ｆ）の白い矢印で示されたサンプリング部位において測定されたピクセル強度値を、（ｇ）に示す。次に、動脈内に造影剤がない最初の時点に対するピクセル強度の絶対変化を計算し、冠動脈造影で適用される画像取得率を使用して画像フレーム数を時間に変換する。この診断において、画像は毎秒３０フレームで取得された。これで、（ｇ）のプロットを（ｈ）のプロットに変換することができ、ｙ軸はピクセル強度の絶対変化（造影増強）、ｘ軸は時間である。（ｈ）の破線は、測定データに適合した曲線を表す。

また、前述のように、動脈に注入されたトレーサの総質量を知っておく必要がある。この診断において、２７０ｍｇｌ／ｍＬの濃度において１０ｍＬの造影剤が開口に注入され、約３ｍＬの造影剤が上行大動脈に進入し、左冠状動脈には進入しなかった（つまり、左冠状動脈には約７ｍＬの造影剤）。また、ピクセル強度の単位増加と冠動脈造影における造影濃度との換算係数を知る必要があり、これはファントム実験から判定することができる。すべての情報を使用して、以前の実験例で示した冠血流、ＦＦＲ、およびその他の測定基準を導き出すことができる。

図２９は、図２８に示したのと同じブタから取得した別の例を示しており、提案された方法を選択的冠動脈造影のいずれかの関心対象の動脈に適用することができることを示す。この診断では、造影剤を開口部の右冠状動脈（ＲＣＡ）に直接注入した。（ａ）～（ｆ）の画像は、短期間のＲＣＡでの造影剤の初回通過循環を示す。（ｇ）のデータは、（ａ）～（ｆ）の白い矢印で示されたサンプリング部位で動き補正されたＲＣＡから測定されたピクセル強度を示し、対応する冠状動脈時間増強曲線は（ｈ）の点線で示される。

実験の例示：実験例８．実験例８の結果は、ＤＡＩ法およびシステムにおけるＣＴ以外の画像化モダリティの適応を示す。より具体的には、例８は、画像化技術としてＭＲＩを組み込んだＤＡＩ法およびシステムを示す。ガドリニウムベースのＴ１強調ＭＲ心筋灌流画像化。

図３０は、図２８と２９の同じブタのＭＲＩ診断から取得した画像を示す。図３０（ａ）および（ｂ）に示す画像は、臨床ＣＴおよびＭＲＩ解析のスキャン位置と同様の仰臥位スキャン位置において取得された。これらの画像は、ＲＣＡやＬＡＤなどの冠状動脈が、経軸像の異なる断層撮影スライス位置で見られることを集合的に示す。比較のために、上行大動脈も各スライスで見ることができる。

図３０（ｃ）～（ｎ）に表示される画像は、ガドリニウムベースの造影剤のボーラス注入後に、（ａ）と同じスライス位置で取得されたＴ１強調画像である。肺血管の造影剤の循環が最初に見られ、直後に上行大動脈と冠状動脈（ＲＣＡ）の造影剤の循環が見られることは明らかである。造影剤のウォッシュアウトは、一連の画像の最後に見られる。信号の飽和を回避するために、２．５ｍＬ／秒の注入速度で低用量の造影剤を使用し（体重２０ｋｇあたり約１ミリモル）、その後生理食塩水洗浄を行った。撮像はＥＣＧをトリガし、心拍ごとに１つのフレームを取得した。造影の到着により動脈内のボクセルの信号強度が変化するため、ＣＴや侵襲的冠動脈造影と同様の方法で冠状動脈の時間増強曲線を取得することができ、以前の実験例と同様に機能アセスメントを提供することができる。

動的血管造影画像化（ＤＡＩ）のための方法またはシステムのいくつかの例示的な変形が、上記に記載される。さらなる変形および変更を、以下に説明する。さらに、変形と変更を構成する際に指針となる関係についても、以下で説明する。さらに、さらなる変形と変更が企図されており、当業者によって認識されるであろう。当業者の理解を高めることを目的として、指針となる関係および例示的な変形または修正が提供されており、限定的な記述を意図するものではないことを理解されたい。

例えば、図２に示すＤＡＩ法２０は単なる例示であり、図２に示す１つ以上のステップは、特定の実装のために必要に応じて置換または除去することができるので、ＤＡＩ法を限定するものと考えるべきではない。例えば、特定の実装において、対象のＣＴスキャンは、画像再構成から地理的または時間的に置き換えられ得る。図７は、変形ＤＡＩ法２０ａの一例を示しており、この方法では、ＣＴスキャンからの投影データと画像再構成の両方が前段階で発生し、再構成された画像が、後日または第三者による解析のために記憶される。変形ＤＡＩ法２０ａは、記憶された画像データを取得６０ａすることによって開始することができる。次に、造影剤信号データは、任意選択で、画像データ内の標的血管を明示的に識別することなく、記憶された画像データから抽出することができる７４ａ。時間増強曲線は、造影剤信号データに基づいて生成され７６、時間増強曲線は、造影剤信号データの増加段階中に得られたデータ点からプロットされた上り勾配、および造影剤信号データの減衰段階中に得られたデータ点からプロットされた下り勾配を有する。次に、ＦＦＲ値は、図６に示されるのと同じ方法ステップによって判定される。

別の例として、ＤＡＩ法およびシステムは、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャンに限定されず、血管を画像化するのに十分な空間分解能を有する他の画像化モダリティ、例えば蛍光透視法を含むＭＲＩおよび他のＸ線画像化技術（すなわち、ＣＴ画像化以外のＸ線画像化技術）に容易に適合させることができる。Ｘ線ベースのスキャンは、高周波の電磁信号の送信を含む医用画像化の一形式であり、この信号は対象の体を通過する際に減衰し、残りの信号はその後の分析のために検出器によってキャプチャされる。Ｘ線ベースのスキャンに代わるものとして、磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）があり、これには、例えば、脳、肺、肝臓、筋肉、心臓などの軟部組織の疾患を診断するための画像化など、広く認知されている医用画像アプリケーションがある。ＭＲＩスキャンでは、患者へ磁場を印加し、無線周波数パルスを送信する。共鳴エネルギーは患者によって放出され、その後の分析のためにスキャンデータをキャプチャする受信機／検出器によってピックアップされる。画像の鮮明度を向上させるために、Ｘ線スキャンとＭＲＩスキャンの両方で、患者への造影剤の経口投与または静脈内投与が行われる。Ｘ線画像化技術のための造影剤には、例えば、ヨウ素ベースの造影剤が含まれる。ＭＲＩ画像技術のための造影剤には、例えば、ガロジニウムベースの造影剤が含まれる。Ｘ線ベースのスキャナデバイス／システムから取得されたスキャンデータは、スキャンデータまたは投影データと同じ意味で参照されることがよくあるが、ＭＲＩスキャナデバイス／システムから取得されたスキャンデータは通常、スキャンデータとして参照される。したがって、スキャンデータという用語は、投影データという用語を包含すると理解される。

様々な画像化モダリティのための造影剤（トレーサとも呼ばれる）は、現在の文献で確立されており、新しい代替法開発の活発な分野であり続けている。ＤＡＩ方法およびシステムは、画像化モダリティが、関心対象の血管または関心対象の血管の一部分を画像化するのに十分な空間分解能を提供するという条件で、造影剤および画像化モダリティのいずれかの好適な組み合わせに対応することができる。

スキャンデータの取得時間分に相当する画像化スキャン手順の経過時間は、時間増強曲線の形状を推定するのに十分なデータを得るために、画像化スキャンがサンプリング部位における造影剤の増加段階および減衰段階の両方の少なくとも一部分をキャプチャすることを条件として、必要に応じて変化させることができる。一般に、増加および減衰段階の両方をキャプチャするには、５秒を超える画像化スキャンが必要である。特定の例では、画像化スキャンは、６秒を超える、７秒を超える、８秒を超える、９秒を超える、または１０秒を超えるスキャンデータをキャプチャするように構成することができる。上限時間による制約や造影剤の通過時間による制約はないが、ほとんどの場合、画像化スキャンはサンプリング部位における造影剤の予想通過時間を大幅に超えることはない。

時間増強曲線を生成するために分析された画像（フレームまたは個々のスキャンとも呼ばれる）の数は、時間増強曲線の形状を推定するのに十分なデータを得るために、サンプリング部位における造影剤の増加段階および減衰段階の両方の少なくとも一部分を累積的にキャプチャすることを条件として、必要に応じて変化させることができる。一般に、増加および減衰段階の両方をキャプチャするには、５画像を超える画像化スキャンが必要である。特定の例では、画像化スキャンは、６画像を超える、８画像を超える、１０画像を超える、１２画像を超える、１４画像を超える、１６画像を超える、１８画像を超える、または２０画像を超えるスキャンデータをキャプチャするように構成することができる。さらに、少なくとも１０画像をキャプチャするように構成された画像化スキャンは、ピーク値の判定と曲線形状の一貫性に利益をもたらすことが観察され、信号強度値は、少なくとも１０画像のすべてから抽出される必要はないが、少なくとも１０画像は、曲線形状の推定の一貫性につながる適切な時間分散画像のサブセット（通常は、５つ以上の画像）を選択するのに十分な大きさの画像のセットを提供することが多い。

単一の画像を評価する静的な手法とは異なり、複数の画像を分析するため、ＤＡＩ法およびシステムは動的であると考えられる。商用のＣＴ血管造影技術は、ほとんどが静的である。さらに、わずかに動的（２～３画像を評価）である商用のＣＴ血管造影技術は、造影剤通過の増加段階と減衰段階の両方からスキャンデータを取得すること、または上り勾配、ピーク、および下り勾配を有する時間増強曲線を生成することの利点を認識しないか、または考慮しない。

時間増強曲線を生成するための複数の画像、例えば少なくとも５つの画像は、同一のサンプリング部位またはスライス内、または隣接するサンプリング部位またはスライスのグループ内に位置する多数の画像の時間順列を参照する画像の対応を伴う複数の対応する画像であると考えられる（例えば、隣接するサンプリング部位の考慮は、図８の補完ステップ３について上述したように、動き補正において発生し得る）。したがって、画像の対応は、単一のサンプリング部位または隣接するサンプリング部位のグループに空間的に制限され、画像の対応には、血流異常の発生源の上流対下流になるように空間的に分離されたサンプリング部位は含まれない。例えば、血流特性を判定することが、第１および第２の時間増強曲線から計算された対応する値の比較を含む場合、第１の時間増強曲線は、血流異常の疑いのある発生源の上流に位置する第１のサンプリング部位からの第１の複数（またはセット）の対応する画像から生成されてもよく、第２の時間増強曲線は、血流異常の疑いのある発生源の下流に位置する第２のサンプリング部位からの第２の複数（またはセット）の対応する画像から生成されてもよい。この例では、第１および第２のサンプリング部位は、血流異常の疑いのある発生源が介在することによって空間的に分離されているので、第１のセットの対応する画像は、第２のセットの対応する画像と混ざり合うことはない。しかしながら、動き補正処理のために起こり得るような対比の例として、第１のサンプリング部位からの第１のセットの対応する画像は、第１のサンプリング部位と第２のサンプリング部位との間の血流の差を最小にするように、第１のサンプリング部位および第２のサンプリング部位（スライス）が隣接しているか、または隣接に近い場合に、第２のサンプリング部位からの第２のセットの対応する画像と、時間的に特異的な方法で（結果として混ざり合ったセットの対応する画像において時間順列を維持するように）混ざり合ってもよい。

各セットまたは複数の対応する画像は、時間順または時間分解されて、時間増強曲線を生成する。時間増強曲線は、上り勾配、ピーク、および下り勾配を有している。時間増強曲線の上り勾配が造影剤通過の増加段階中に取得された時間別の造影剤信号データ点から補間され、時間増強曲線の下り勾配が造影剤通過の減衰段階中に取得された時間別の造影剤信号データ点から補間されるように、時間増強曲線を生成するためには、時間の順序付けが必要である。したがって、スキャンデータの取得および画像データの再構成は、画像データから取得された各セットの対応する画像が時間順列で配置され得るように、時間順序スキームを参照して行われる。時間順序スキームは、リアルタイム識別子、ボーラス注入からの経過時間などの相対時間識別子、または各画像の絶対または相対時間を識別し、セットの対応する画像の時間分解順序付けを行うために使用され得るいずれかのカスタマイズされた時間識別子を有するタイムスタンプを含むいずれかの便利なスキームであり得る。造影剤投与と画像取得との間の時間間隔のための確立されたプロトコルは、時間順序スキームを考案する際に採用されてもよい。さらに、確立されたタイミング技術、例えばボーラス追跡を採用して、スキャン取得のタイミングおよび画像データの時間順序付けを最適化することができる。

時間増強曲線は、（例えば、動き補正のために）単一のサンプリング部位または隣接するサンプリング部位のグループにおける造影剤通過のスキャンデータから得られた時間に対する造影剤信号強度のプロットである。時間増強曲線は、他の変形の中でもとりわけ、時間密度曲線、信号強度時間曲線、時間依存信号強度、時間強度曲線と呼ばれることもある。時間増強曲線という用語の中の増強という用語は、ベースラインまたは基準値に対する測定された造影剤の信号強度の増加、例えば、造影剤の最小レベルで測定、または造影剤の残留レベルで測定、または造影剤の非存在下で測定された信号強度を指す。造影剤通過を説明する性質を表す用語、例えば、進入前、進入、ウォッシュイン、増加段階、減衰段階、ウォッシュアウト、除去、および除去後は、ボーラス注入イベント、またはより一般的には造影剤投与イベントに対して参照され、そのため、これらの用語のそれぞれは、進入前を除き、関連する注入または投与イベントに続いて起こる造影剤通過の一部分を説明する。進入前の用語は、注入または投与イベントよりも早く始まる可能性がある時間範囲に対応し得る。

多くの例では、ＤＡＩ法およびシステムには、少なくとも１つの時間増強曲線の生成が含まれる。しかしながら、時間増強曲線のアセスメントを必要としない特定の例、例えばピーク増強値に基づく血流特性では、時間増強曲線の生成は必要ない場合があり、したがって、これらの例では、セットの対応する画像の時間分解順序付けも任意になり、より具体的には、時間増強曲線を確立することなく、ピーク信号強度を有する画像を識別して選択し、ピーク増強値を抽出するために、セットの対応する画像のセットを照会することができる。時間増強曲線なしでピーク増強値を抽出するリスクは、選択されたピーク信号強度の画像が、時間増強曲線と比較しないと明らかにならない可能性のある外れ値であり得ることであるが、このリスクは、血流異常を識別するための積極的なスクリーニングツールとして使用される単一のスキャンセッションから取得されたデータにおける臓器内の多数の血管の多数のサンプリング部位のアセスメントなどの、一般化されたスクリーニングアセスメントのために許容され得る。時間増強曲線の生成の選択性および時間分解順序付けの選択性に関係なく、ＤＡＩ法およびシステムでは、関心対象の血管を通過する造影剤の増加段階と減衰段階の両方の少なくとも一部分をキャプチャした複数の対応する画像を含む画像データが必要となる。

本明細書に記載のＤＡＩ法およびシステムは、血流特性の判定を可能にする。血流特性は、対象の関心領域での血流のアセスメントを行ういずれかの測定基準であり得る。血流特性には、例えば、流量、流速、および流圧が含まれる。量、速度、および圧力は、血流の測定基準である。ＦＦＲは、別の測定基準である。せん断応力は、別の測定基準である。曲線下面積、曲線下面積の変化率、曲線のピーク（最大値）、および血液量は、血流特性のさらなる例として考えられ得る。流量、流速、流圧、ＦＦＲ、およびせん断応力を判定するための計算例は、数学的分析の項に記載される。曲線下面積（ＡＵＣ）、曲線下面積の変化率、および曲線のピークを判定することの利点は、図２０から明らかである。図２０はさらに、時間増強曲線自体がサンプリング部位における血流を表していることを示しており、したがって、時間増強曲線自体は血流特性と見なすことができる。曲線下面積（ＡＵＣ）、ピーク強調（ＰＥ）、上り勾配、下り勾配、歪度、および尖度の追加測定基準のさらなる例と比較を、時間増強曲線から導き出し、表６～９に示す。

血流のアセスメントと血流特性の判定により、診断結果が提供される。例えば、第１および第２のサンプリング部位において時間増強曲線を判定すると、第１の時間増強曲線および第２の時間増強曲線が得られ、血流特性の推定は、第１および第２の時間増強曲線から計算された対応する値を含む判定を含む。血流特性値は、それ自体で診断結果を提供することがある。さらなる例では、第１および第２の時間増強曲線から計算された対応する値が比較され、所定の閾値を超える対応する値の差は、診断結果を示す。閾値と対応する診断結果は、関連する文献と医療ガイドラインから採用することができる。例えば、ＦＦＲ診断分析の現在の文献に基づくと、約０．８が正常と見なされ、０．８未満は狭窄が機能的に重大であり得ることを示す。さらに、ＤＡＩ法とシステムを繰り返し使用することで、測定基準、閾値、および診断結果の様々な相関関係が発展し得る。

関心領域（ＲＯＩ）は、デジタル画像上で、例えば、関心対象の血管や関心対象の血管の一部分など、解剖学的に所望の位置を取り囲む、または包含する領域のことである。画像処理システムは、例えば、ＲＯＩ内のすべてのピクセルに対して計算された平均パラメトリック値を含む、画像上のＲＯＩからのデータの抽出を可能にする。サンプリング部位は、関心対象の血管などの所望の解剖学的位置のアセスメントを行うために選択された１つ以上の画像スライスの位置である。サンプリング部位がＲＯＩまたはその近くにある場合、ＲＯＩはサンプリング部位と互換的に使用することができる。いくつかの例では、単一のサンプリング部位からの時間増強曲線の分析は、血流特性または測定基準を判定するのに十分であり得る。他の例では、複数のサンプリング部位、または複数の画像化スライスを分析して、複数の対応する画像セットを得て、複数の対応する時間増強曲線を生成してもよく、いずれかの数の複数の対応する時間増強曲線を比較して、血流特性または血流測定基準を判定してもよい。従来のスキャナは、関心対象の血管の全部または一部、場合によっては複数の関心対象の血管の全部または一部の３Ｄ画像データをキャプチャすることができる。さらに、スキャンは必要に応じて複数のスライスに細分することができるため、ＲＯＩにおいて、ＲＯＩの近くで、ＲＯＩの上流で、いずれかのＲＯＩの下流で、またはそれらのいずれかの組み合わせで、多数の部位またはスライスの問い合わせを実行することができ、便利である。マルチスライスまたはマルチ部位画像化モダリティでは、同時断層撮影スライスまたはサンプリング部位がスキャンごとに抽出される場合がある。したがって、ＤＡＩ法は、血管対象における造影剤の通過（進入から除去まで）のスキャンのための１つまたは２つの時間増強曲線の分析に限定される必要はなく、造影剤の単一ボーラス注入を伴う単一のスキャン手順は、スキャンデータから分割された複数のスライスまたはサンプリング部位を必要に応じてサポートすることができる。

関心対象の血管は、造影増強画像化技術によって画像化することができるいずれかの血管であり得る。関心対象の血管は、通常、少なくとも約０．１ｍｍの直径、例えば、０．２ｍｍを超える直径または０．３ｍｍを超える直径を有するであろう。関心対象の血管または関心対象の血管の指定された部分は、血管疾患の診断を判定するために、または血管疾患の素因を判定するために、造影増強された動的血管造影画像化のために識別され、標的化されてもよい。関心対象の血管は、動物の体（例えば、人体）のいずれかの解剖学的領域またはいずれかの臓器（例えば、脳、肺、心臓、肝臓、腎臓など）内に存在し得る。

ＤＡＩ法は、対象が充血状態（充血ストレスまたは血管拡張ストレスともいう）にある間に取得されたスキャンデータに限定されず、対象が非充血状態（安静状態ともいう）にある間に取得されたスキャンデータから生成された時間増強曲線は、有用な結果を生成することができる。安静状態の対象から取得したスキャンデータから生成された有用な時間増強曲線の例を、図２５～２７に示す。充血状態の誘発は、血流アセスメントにおいてよく知られている医療プロトコルであり、多くの場合、アデノシン、ニトロプルシドナトリウム、ジピリダモール、リガデノソン、またはニトログリセリンなどの血管拡張薬の投与が含まれる。血管拡張剤の投与方式は、画像化プロトコルに応じて異なり、静脈内注射または冠状動脈内注射を含むことができる。

関心対象の血管における血管疾患の存在を判定するために、血流特性は、例えば、単一のサンプリング部位のスキャンから生成された単一の時間増強曲線、または別の例として、対応する複数のサンプリング部位からそれぞれ生成された複数の時間増強曲線を含む、少なくとも１つの時間増強曲線に基づいて分析される。狭窄の場合には、狭窄の上流のサンプリング部位において判定された血流特性と、狭窄の下流のサンプリング部位において判定された血流特性を比較するためには、２つのサンプリング部位の比較が有益である。例えば、定義によるＦＦＲ（式９を参照）は、狭窄の下流で判定された流圧を分子とし、狭窄の上流で判定された流圧を分母とする流圧比と見なすことができる。より一般的には、関心対象の血管が識別されると、関心対象の血管またはその近傍における複数のサンプリング部位が指定されてもよく、複数のサンプリング部位のそれぞれについて時間増強曲線が生成され、複数のサンプリング部位のそれぞれについて、それぞれの時間増強曲線に基づく所望の血流特性が判定され、複数のサンプリング部位のそれぞれの血流特性を比較して血管疾患を判定する。簡略化されているが効果的な形態では、図２０ａは、関心対象の血管またはその近傍の複数のサンプリング部位で生成された時間増強曲線の比較が、血管疾患の有無を判定するために効果的であることを示す。特定の実装形態によっては、１つ以上のサンプリング部位における血流特性の判定、または複数のサンプリング部位における血流特性の比較に基づいて血管疾患の有無を判定することにより、診断結果を提供することができる。

本明細書に記載された方法またはシステムによって評価される血管疾患（血管障害とも呼ばれ得る）は、対象の健康を危険にさらし得る心臓または非心臓血管における機能的に重大な血流制限または血流閉塞などのいずれかの不健康な血流異常であり得、例えば、アテローム性動脈硬化の症状を示す不健康な血流異常（例えば、プラーク形成）、頸動脈疾患、腎動脈疾患を含む末梢動脈疾患、動脈瘤、レイノー現象（レイノー病またはレイノー症候群）、バージャー病、末梢静脈疾患と静脈瘤、血栓症と塞栓症（例えば、静脈内の血栓）、血液凝固障害、虚血、狭心症、熱中症、脳卒中、リンパ浮腫が含まれる。

ＤＡＩ法およびシステムは、例えば、不健康な血流異常の可能性のある発生源として、以前の健康診断で識別された関心対象の血管における血流特性の判定を提供することによって、疑われる血流障害のアセスメントを行うために使用することができる。さらに、一部には、多数の血管をキャプチャするスキャンデータとスキャンデータの処理時間の短縮により、ＤＡＩ法およびシステムは、特定の血管または特定の血管群の血流を積極的にアセスメントする（例えば、冠動脈血流アセスメント）ために最初に使用され、機能的に重大な狭窄のような不健康な血流異常の発生源を識別するための初期指標となるスクリーニングツールとして実装されてもよい。

ＤＡＩ法では、スキャンされる対象または患者は、スキャン手順中に息を止める必要はない。息止めは、いくつかの例では任意である。他の例では、画像データの動き補正または動き補償処理を、対象または患者の息を止めずに取得されたスキャンデータに使用することができる。

本明細書に開示された実施形態またはその一部分は、非一時的なコンピュータ可読媒体に具現化されたコンピュータ実行可能命令を用いて、１つ以上のコンピュータシステムまたはデバイスをプログラミングすることによって実装することができる。プロセッサによって実行されると、これらの命令は、これらのコンピュータシステムおよびデバイスに、本明細書に開示される実施形態に特有の１つ以上の機能を実行させるように動作する。これを達成するために必要なプログラミング技術、コンピュータ言語、デバイス、およびコンピュータ可読媒体は、当技術分野で知られている。

一例では、動的血管造影画像化のためのコンピュータプログラムを具体化する非一時的なコンピュータ可読媒体は、関心対象の血管内の造影剤の増加段階および減衰段階の両方の少なくとも一部分をキャプチャする複数の対応する画像を含む画像データを取得するコンピュータプログラムコードと、画像データに基づいて造影剤の少なくとも１つの時間増強曲線を生成するためのコンピュータプログラムコードであって、時間増強曲線が上り勾配と下り勾配を有する、コンピュータプログラムコードと、時間増強曲線に基づいて、関心対象の血管内の血流特性を判定するためのコンピュータプログラムコードと、を含んでもよい。別の関連する例では、画像データが、造影剤の進入の前に関心対象の血管をキャプチャする少なくとも１つの画像を含む。さらに別の関連する例では、コンピュータ可読媒体は、造影剤の進入の前に関心対象の血管をキャプチャする少なくとも１つの画像に基づいて基準値を判定し、基準値に基づいて時間増強曲線を正規化するためのコンピュータプログラムコードをさらに含む。さらに別の関連する例では、コンピュータ可読媒体は、Ｘ線ベースのスキャンまたはＭＲＩスキャンから関心対象の血管のスキャンデータを取得し、スキャンデータに基づいて画像データを再構成するためのコンピュータプログラムコードをさらに含む。

コンピュータ可読媒体は、データを記憶することができるデータ記憶デバイスであり、したがって、コンピュータシステムによってデータを読み取ることができる。コンピュータ可読媒体の例には、読み取り専用メモリ、ランダムアクセスメモリ、ＣＤ－ＲＯＭ、磁気テープ、光データ記憶デバイスなどが含まれる。コンピュータ可読媒体は、コンピュータ可読コードが分散して記憶され、実行されるように、地理的に局所化されてもよく、またはネットワーク結合されたコンピュータシステム上に分散されてもよい。

システムまたは方法のコンピュータ実装は、通常、メモリ、インターフェース、およびプロセッサを含む。メモリ、インターフェース、およびプロセッサのタイプと配置は、実装に応じて変えることができる。例えば、インターフェースは、インターネット接続を介してエンドユーザコンピューティングデバイスと通信するソフトウェアインターフェースを含み得る。インターフェースはまた、デジタルおよび／またはアナログ情報を送信するデバイスからの要求またはクエリを受信するように構成された物理的な電子デバイスを含み得る。他の例では、インターフェースは、例えば、画像化スキャナまたは画像処理デバイスから、ＤＡＩ法およびシステムに関連する信号および／またはデータを受信するように構成された物理的電子デバイスを含むことができる。

例えば、マイクロプロセッサ、プログラマブルロジックコントローラ、またはフィールドプログラマブルロジックアレイを含む、特定の実装に応じて、いずれかの好適なプロセッサタイプを使用することができる。さらに、例えば、一般にデータ処理装置のシステムバスに接続されたメモリ、大容量記憶デバイス、プロセッサ（ＣＰＵ）、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）、およびランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）を含む、いずれかの従来のコンピュータアーキテクチャをシステムまたは方法のコンピュータ実装に使用することができる。メモリは、ＲＯＭ、ＲＡＭ、それらの組み合わせ、または単に一般的なメモリユニットとして実装することができる。システムまたは方法の特性を実行するためのルーチンおよび／またはサブルーチンの形式のソフトウェアモジュールをメモリ内に記憶し、プロセッサを介して検索および処理して、特定のタスクまたは機能を実行することができる。同様に、１つ以上の方法ステップは、プログラムコンポーネントとして符号化され、メモリ内に実行可能命令として記憶され、次いで、プロセッサを介して検索および処理され得る。キーボード、マウス、または別のポインティングデバイスなどのユーザ入力デバイスを、ＰＣＩ（周辺コンポーネント相互接続）バスに接続することができる。必要に応じて、ソフトウェアは、コンピュータのモニタ画面にグラフィックに表示されるアイコン、メニュー、およびダイアログボックスを使用して、プログラム、ファイル、オプションなどを表す環境を提供することができる。例えば、時間増強曲線を含む、いずれかの数の血流画像および血流特性を表示することができる。

システムまたは方法のコンピュータ実装は、ネットワーク化された接続を介して通信するコンピューティングデバイスを含む、あらゆるタイプのエンドユーザコンピューティングデバイスに対応することができる。コンピューティングデバイスは、例えば、関心対象の血管について判定された血流特性の表示を含む、システムまたは方法の様々な機能を実行するためのグラフィカルインターフェース要素を表示することができる。例えば、コンピューティングデバイスは、サーバ、デスクトップ、ラップトップ、ノートブック、タブレット、携帯情報端末（ＰＤＡ）、ＰＤＡ電話またはスマートフォンなどであり得る。コンピューティングデバイスは、有線および／または無線通信用に構成されたハードウェアおよび／またはソフトウェアのいずれかの適切な組み合わせを使用して実装することができる。通信は、例えば、システムのリモート制御が必要なネットワークを介して行うことができる。

ネットワーク化された接続が望ましい場合、システムまたは方法はいずれかのタイプのネットワークに対応することができる。ネットワークは、単一のネットワーク、または多数のネットワークの組み合わせであり得る。例えば、ネットワークは、インターネットおよび／または１つ以上のイントラネット、固定電話ネットワーク、無線ネットワーク、および／または他の適切なタイプの通信ネットワークを含み得る。別の例では、ネットワークは、インターネットなどの他の通信ネットワークと通信するように適合された無線通信ネットワーク（例えば、携帯電話ネットワーク）を含み得る。例えば、ネットワークは、ＴＣＰ／ＩＰプロトコル（ＨＴＴＰ、ＨＴＴＰＳ、ＦＴＰなどのＴＣＰ／ＩＰプロトコルに基づくプロトコルを含む）を利用する、コンピュータネットワークを含んでもよい。

本明細書に記載の実施形態は、一般性を意図的に失うことなく、例示を目的とすることを意図する。さらに別の変形、修正、およびそれらの組み合わせが企図され、当業者によって認識されるであろう。したがって、前述の詳細な説明は、特許請求された主題の範囲、適用可能性、または構成を制限することを意図するものではない。

Claims (23)

1. 動的血管造影画像化のための、コンピュータのプロセッサにより実行される方法であって、
   関心対象の血管内の造影剤の増加段階および減衰段階の両方の少なくとも一部分をキャプチャする複数の対応する画像を含むＣＴ又はＭＲＩ画像データを取得することと、
   前記画像データに基づいて、前記造影剤の少なくとも１つの時間増強曲線を生成することであって、前記時間増強曲線が、上り勾配および下り勾配を有する、生成することと、
   前記関心対象の血管内の前記造影剤の質量比及び前記時間増強曲線下の面積に基づいて、前記関心対象の血管内の血流特性を判定することと、を含む、方法。
2. 前記画像データが、前記造影剤の進入の前に、前記関心対象の血管をキャプチャする少なくとも１つの画像を含み、前記造影剤の進入の前に、前記関心対象の血管をキャプチャする前記少なくとも１つの画像に基づいて、基準値を判定することと、前記基準値に基づいて、前記時間増強曲線を正規化することと、をさらに含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記血流特性を判定することが、前記質量比に基づいて、充血状態又は安息状態のＦＦＲ値を判定することと、下記式（１）で表されるベルヌーイの方程式を使用することと、を含む、請求項１又は２のいずれかに記載の方法。
   
4. 対象を造影剤とスキャンして、Ｘ線ベースのＣＴスキャンまたはＭＲＩスキャンから前記関心対象の血管のスキャンデータを取得することとであって、前記スキャンデータが、関心対象の血管内の造影剤の増加段階と減衰段階の両方の少なくとも一部分をキャプチャする、取得することと、前記スキャンデータに基づいて、画像データを再構成することと、をさらに含む請求項１～３のいずれか一項に記載の方法。
5. 前記少なくとも１つの時間増強曲線が、第１の時間増強曲線および第２の時間増強曲線を含み、前記血流特性を判定することが、前記第１および第２の時間増強曲線から計算された対応する値の比較を含む、請求項１～４のいずれか一項に記載の方法。
6. 前記第１の時間増強曲線が、血流異常の疑わしい発生源の上流に位置する第１のサンプリング部位からの画像データから生成され、前記第２の時間増強曲線が、前記血流異常の前記疑わしい発生源の下流に位置する第２のサンプリング部位からの画像データから生成される、請求項５に記載の方法。
7. 前記複数の対応する画像から、最大の造影増強を示す画像を選択することと、
   前記選択された画像内で前記関心対象の血管の基準位置を判定することと、前記基準位置に基づいて、前記複数の対応する画像内で前記関心対象の血管を追跡することと、をさらに含む、請求項１～６のいずれか一項に記載の方法。
8. 前記時間増強曲線下の前記面積が、関心対象の前記血管内の前記造影剤の濃度に変換さ れる、請求項１～７のいずれか一項に記載の方法。
9. 動的血管造影画像化のためのシステムであって、
   関心対象の血管内の造影剤の増加段階および減衰段階の両方の少なくとも一部分をキャプチャする複数の対応する画像を含むＣＴ又はＭＲＩ画像データを記憶するためのメモリと、
   前記画像データに基づいて前記造影剤の少なくとも１つの時間増強曲線を生成することであって、前記時間増強曲線が上り勾配および下り勾配を有する、生成することと、前記関心対象の血管内の前記造影剤の質量比及び前記時間増強曲線下の面積に基づいて、前記関心対象の血管内の血流特性を判定することと、を行うように構成されているプロセッサと、を含む、システム。
10. 前記画像データが、前記造影剤の進入の前に、前記関心対象の血管をキャプチャする少なくとも１つの画像を含み、
    前記プロセッサが、前記造影剤の進入の前に、前記関心対象の血管をキャプチャする前記少なくとも１つの画像に基づいて、基準値を判定することと、前記基準値に基づいて、前記時間増強曲線を正規化することと、を行うように構成されている、請求項９に記載のシステム。
11. 前記血流特性が、前記質量比および下記式（２）で表されるベルヌーイの方程式に基づく充血状態又は安息状態のＦＦＲ値である、請求項９又は１０のいずれかに記載のシステム。
    
12. 前記関心対象の血管のスキャンデータを取得し、前記スキャンデータに基づいて画像データを再構成するように構成されたＸ線ベースのＣＴスキャナまたはＭＲＩスキャナをさらに含む、請求項９～１１のいずれか一項に記載のシステム。
13. 前記少なくとも１つの時間増強曲線が、第１の時間増強曲線および第２の時間増強曲線を含み、前記血流特性が、前記第１および第２の時間増強曲線から計算された対応する値の比較を含む、請求項９～１２のいずれか一項に記載のシステム。
14. 前記第１の時間増強曲線が、血流異常の疑わしい発生源の上流に位置する第１のサンプリング部位からの画像データから生成され、前記第２の時間増強曲線が、前記血流異常の前記疑わしい発生源の下流に位置する第２のサンプリング部位からの画像データから生成される、請求項１３に記載のシステム。
15. 前記プロセッサが、前記複数の対応する画像から、最大造影増強を示す画像を選択することと、前記選択された画像内で前記関心対象の血管の基準位置を判定することと、前記基準位置に基づいて、前記複数の対応する画像内で前記関心対象の血管を追跡することと、を行うように構成されている、請求項９～１４のいずれか一項に記載のシステム。
16. 前記時間増強曲線下の前記面積が、関心対象の前記血管内の前記造影剤の濃度に変換さ れる、請求項９～１５のいずれか一項に記載のシステム。
17. 動的血管造影画像化のためのコンピュータプログラムを具体化する非一時的なコンピュータ可読媒体であって、
    関心対象の血管内の造影剤の増加段階および減衰段階の両方の少なくとも一部分をキャプチャする複数の対応する画像を含むＣＴ又はＭＲＩ画像データを取得するコンピュータプログラムコードと、
    前記画像データに基づいて、前記造影剤の少なくとも１つの時間増強曲線を生成し、前記時間増強曲線が、上り勾配および下り勾配を有する、コンピュータプログラムコードと、
    前記関心対象の血管内の前記造影剤の質量比及び前記時間増強曲線下の面積に基づいて、前記関心対象の血管内の血流特性を判定するコンピュータプログラムコードと、を含む、非一時的なコンピュータ可読媒体。
18. 前記画像データが、前記造影剤の進入の前に、前記関心対象の血管をキャプチャする少 なくとも１つの画像を含み、
    前記コンピュータ可読媒体は、
    前記造影剤の進入の前に、前記関心対象の血管をキャプチャする前記少なくとも１つ の画像に基づいて、基準値を判定するコンピュータプログラムコードと、
    前記基準値に基づいて、前記時間増強曲線を正規化するコンピュータプログラムコー ドと、をさらに含む、請求項１７に記載のコンピュータ可読媒体。
19. 前記血流特性を判定することが、前記質量比及び下記式（３）で表されるベルヌーイの 方程式に基づいて、充血状態又は安息状態のＦＦＲ値を判定するコンピュータプログラム コードを含む、請求項１７又は１８に記載のコンピュータ可読媒体。
    
20. 前記少なくとも１つの時間増強曲線が、第１の時間増強曲線および第２の時間増強曲線 を含み、前記血流特性を判定することが、前記第１および第２の時間増強曲線から計算さ れた対応する値の比較をするコンピュータプログラムコードを含む、請求項１７～１９の いずれか一項に記載のコンピュータ可読媒体。
21. 前記第１の時間増強曲線が、血流異常の疑わしい発生源の上流に位置する第１のサンプ リング部位からの画像データから生成され、前記第２の時間増強曲線が、前記血流異常の 前記疑わしい発生源の下流に位置する第２のサンプリング部位からの画像データから生成 される、請求項２０に記載のコンピュータ可読媒体。
22. 前記複数の対応する画像から、最大の造影増強を示す画像を選択するコンピュータプロ グラムコードと、
    前記選択された画像内で前記関心対象の血管の基準位置を判定するコンピュータプログ ラムコードと、
    前記基準位置に基づいて、前記複数の対応する画像内で前記関心対象の血管を追跡する コンピュータプログラムコードと、をさらに含む、請求項１７～２１のいずれか一項に記 載のコンピュータ可読媒体。
23. 前記時間増強曲線下の前記面積が、関心対象の前記血管内の前記造影剤の濃度に変換さ れる、請求項１７～２２のいずれか一項に記載のコンピュータ可読媒体。