JPH03184531A - 血流量測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、血液流量の測定に係り、特にディジタル血管
造影写真から瞬間と平均血岐流ユとを測定するための方
法及び装置に関するものである。

（従来の技術） 米国では、血管疾患が死亡の主な原因である。

毎年、心臓発作だけでも約５０万人のアメリカ人が死亡
しており、病理学上の所見によると、これはほとんど冠
状アテローム性動脈硬化を意味する。

血管疾患は、脈拍、脳乏血、高血圧、潅流が不十分なた
めに生じる手足の欠損にも関係する。しかし、血管疾患
が早期に診断されれば、これらの影響の多くは、元通り
にしたり、避けることができる。従って、狭窄（血管中
の班によって、血管の直径が小さくなっている領域）な
どの血管の異常を発見したり、その重大性を評価するこ
とは、患者のＹ・後を地道する。

血管造影性では、ポーラスの造影剤を注入した血管に、
Ｘ線を放射して一連の血管組織の平面画像（血管造影写
真）を撮影する。注入後の画像から注入前の画像を取り
去ると、バックグラウンドの解剖学的相識が削除される
ので、血管の様子が一層明確になる。臨床実施では、血
管造影の視覚判断によって血管疾患の重大性を評価して
いる。

このような主観的な重大性評価は、当然、正確とは言え
ない。実際、狭窄の主観的視覚検査においては、観察者
内の内的変化性が大きいという、研究発表が複数ある。

血管直径の主観的評価の不確実性を低減するため、血管
造影を定量分析する方法のコンピユータ化が開発されて
いる。（Ｂ、Ｇ。

Ｂｒｏｗｎ等による「定量的冠状動脈造影二寸法推定、
血流量力学の抵抗、冠状動脈造影のアテロームマス」、
「循環５５：２３１　（１９７４年）　　；　Ｊ、Ｈ，
Ｃ，Ｒｅ１ｂｅｒ等による「血管心臓映画撮影による冠
状動脈の寸法：計算機援用分析手順の方法論ならびに確
認」、ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓ　Ｍｅｄ　Ｉｍａｇｉｎｇ
旧−３：１３１　　（１９８４年）；％、ＡＪＩｍｏｎ
ｓ等による「ディジタル減法Ｘ線写真を使用する血管の
直径測定Ｊ　　Ｉｎｖｅｓｔ　Ｒａｄｉｏ１２０：５１
０　（１９８５年）　　；　Ｍ、Ｔ、ＬｅＰｒｅｅ等に
よる「冠状動脈の幾何学直径とじデオデンシトメトリッ
ク断面積のディジタルＸ線撮影による評価Ｊ　、５ＰＩ
Ｅ６２６：３３５　（１９！ｔ６年）　　；　Ｅ、Ｌ、
Ｎｌｃｋｏｌｏｆｒ等ニヨル「ディジタル化血管造影写
真から血管の寸法をｉｌＰ＋定するための映画ビデオデ
ンジトメトリック法の評価Ｊ　　Ｉｎｖｅｓｔ　Ｒａｄ
ｌｏｌ　２２：８７５　（１９８７年）；１１、Ｐｕｊ
ｌｔａ等による「「ディジタルＸ線写真での画像特徴分
析及び計算機援用診断２．ディジタル減法血管造影での
血管寸法のコンピユータ化７１１１＋定」、Ｍｅｄ　Ｐ
ｈｙｓ　１４：５４９　　（１９８７年）　　；　Ｌ、
Ｅ、Ｐｅｎｃｉｌ等による立体ＤＳＡ装置を使用する、
血管寸法と狭窄的病巣の正確な分析法Ｊ　、Ｉｖｃｓｔ
　Ｒａｄｉｏｌ　２３：３３（１９Ｈ年）を参照）。

しかし、絶対血管寸法も、パーセントで表した狭窄も、
狭窄の機能上の重大性、つまり血流量への血流量学的影
響を直接示すものではない。

冠状動脈内の狭窄領域の機能上の重大性と狭窄の程度と
の関係については、Ｇｏｕｌｄ等による「冠状狭窄の圧
カー流量特性を求めるための定量的冠状動脈造影の実験
的立証」、循環６６：９３０　（１９８２年）ですでに
研究されている。また、同発明者は、生体内での可撓性
のある冠状動脈の先細狭窄に、標準的な流体力学方程式
を適用可能なことも発見している。これは、狭窄の重大
性を特徴づける圧力流量の関係が、狭窄の程度から予想
可能なことを食味するが、機能上の重大性を判断するに
は、また狭窄領域を横切る実際の圧力勾配の測定、もし
くは血液流量の測定、つまり、単位時間に血管を流れる
血液の体積の測定が必要である。圧力勾配のａＰＩ定で
は、狭窄領域付近に圧カブローブを挿入しなければなら
ないので（難しい臨床方法）、以下に説明するように、
多くの研究者らによって血液流量のＡｐｊ定方注の研究
が行われている。血液流量は、電磁流量プローブを使用
してａ＋＋＋定できる。

しかし、この方法でも、狭窄付近でセンサーを交換する
必要があり、侵略的な点で臨床実施上好ましくないと見
なされている。

血液の流量は、第１９図に示すように、血管の断面積と
血液の速度を使って算出できる。算出した流量の正確さ
は、速度測定の正確さだけでなく、断面積推定の正確さ
によっても異なる。従って、血管造影写真から求めた血
岐流ユは、血管遺影画像の空間的解像度が高いため、磁
気共鳴または超音波技法で推定した流量よりも正確と思
われる。

血管造影では、遺影剤のポーラスが血管を進む間に、時
間をおって画像を撮影する。特定位置のどこかで不透明
な血管の画像コントラストは、画像ごとに次々と変化す
る。つまり、血管の画像コントラストは時間の関数であ
る。コンピュータによる分析の場合、画像の各部分（画
素）の光学濃度を、数値（画素値）に変換することによ
り、血管遺影写真をディジタル化する。本明細書では、
血管のコントラストを、不透明にした血管の中心位置の
画素値と、隣接するバックグラウンドの画素値の差、と
定義する。血管のコントラストは、血管中の造影剤の濃
度と関係がある。第２０図は、血管コントラストの変化
を時間の関数として示すものである。この曲線（もしく
は、血管のコントラストに関する他の数量、例えば、濃
度とフィルムの濃度を曲線で表した同類曲線）は、時間
−濃度曲線として引用されることが多い。この曲線では
、遺影剤が到達すると血管のコントラストまり、ポーラ
スが血管に沿って更に先へ進むとコントラストが弱まる
。

（発明が解決しようとする諌題） 多くの研究者が、血管造影写真での血液流量測定を試み
ている（Ｐ．に、Ｓｃｈσｔｅ１等による「冠状血流量
の濃度ＡＰＪ定、方法論的改良」、心臓の構造と機能な
らびに循環についての動的検討のためのレントゲンビデ
オ技術、Ｐ．Ｈ．Ｈｅ１ｎｔｚｅｎ及びＪ．Ｈ．Ｂ。

Ｂｕｃｒｓｃｈ　（ｃｄｓ）、Ｇｃｏｒｇ　Ｔｈｉｅｍ
ｃ出版社　（　ｔｕｔｔｇａｒｔ　＋１９７８年）　４
９ページ；　、Ｓｐ！Ｉｌｅｒ等による「Ｘ線濃度によ
る冠状動脈系の収縮期圧〈最大血圧）及び拡張期圧（最
小血圧）の流量測定」、循環６８：３３７　（１９８３
年）　　；　Ｇ．Ｐｏｒｂｅｓ等による「周囲動脈のフ
ァントム試験：ディジタル動脈造影での絶対血流ｍ　７
Ｉｌｌｌ定Ｊ　、ｌ＋ｒｖｅｓｔ　Ｒａｄｌｏｌ　２０
：１ｇＢ　（１９８５年）；　Ｄ．１．、Ｐａｒｋｃｒ
等による「ディジタル減法血管造影からの移動動脈床の
３Ｄ再構成による流量測定」、心臓学のコンピュータ、
ＩＥＥＥコンピュータ協会８１７：２８１　　（　１９
８６年）　　；　Ｄ．に、Ｓｗａｎｓｏｎ等による「健
全な動物の動脈血流量波形測定：新規のデイン゛タルＸ
線撮影技術」、放ｑ・を線医学１６１：３２３（１９ｇ
６年）　　；　Ｌ．Ｅ．Ｆｐｎｃｉｌ等による「立体Ｄ
ＳＡ装置を用いる血管の絶対流量測定Ｊ　　Ｐｈｙｓ　
ＭｅｄＢｌｏｌ　３４：６５９　（１９８９年）を参照
）。血管の断面積は、血管が円形断面と仮定して、測定
した血管寸法から推定した。画像の血管寸法は、血管プ
ロフィールの最大長の半分の位置での全幅、または濃度
法から測定した。倍率係数と血管部分の長さは、問題の
血管付近に、較正ロッド、ボール、またはグリッドを置
いて、または二手面画像技術を用いて推定した。これら
の研究者のほとんどは、血管中の２箇所の間の距離をポ
ーラスが進行するのに必要な総［Ｉ，１７間（進行時間
）を推定することにより、ポーラスの速度を出した。こ
の進行時間は、普通、血管の特定位置でつくった時間−
濃度曲線で算出した時間パラメーターから推定する。こ
れらの曲線から、数多くの時間パラメーターを出すこと
ができる。つまり、ポーラスが到達する時間（Ｔａ）、
血管コントラストが、その最大値の半分まで達した時間
（”ｒｈｐ）　　血管コントラストが、その最大値また
はピーク値に達する時間（Ｔｐ）、ポーラスの平均進行
時間（　ＭＴ　Ｔ　）であり、ＭＴＴは時間−濃度曲線
の最初のモーメントから求める。定流状態の場合、正確
な流量を出すにはＴｐとＭＴＴを用いる。一方、搏動流
状態例えば、動脈流の場合は、ＭＴＴとＴｐを使って算
出した流量では平均流量とは全く異なり、算出流量の平
均誤差は約２０％であることがわかっている。

第２１Ａ図及び第２１Ｂ図は、”ｒｐとＭＴＴを使って
算出した各流量（円）と、電磁流量計で測定した流量（
線）との比較を示す。実線は平均流量、破線は電磁流量
計てｉＰＩ定した最小及び最大流量を示す。時間−濃度
曲線を分析して求めた測定流量は、平均流量を示す線付
近では大幅に上下し電磁流量計で測定した最小流量と最
大流量を示す線の間に位置する。これらの結果は、線流
量計でδＩＩＩ定した第２２図の搏動流パターンを見れ
ば理解できる。約１秒のパルスサイクル中、流量は約１
／４秒周期で鋭角に最大限に達し、残り３／４周期では
比較的低くなっている。時間−濃度曲線を分析して出し
た流量は、進行時間中の「平均」流量である。従って、
搏動流状態では、時間−濃度曲線を分析して出した流量
が、進行時間のパルスサイクルの部分によって異なるの
で、測定した流量は最小流量と最大流量の間で変動する
ことになる。

測定流量が不正確とみなされ他の重要な要因は、流れの
搏動性による、時間−濃度曲線形状の変化である。これ
は、豚の大動脈で求めたデータ、ならびに本発明による
血管のファントム研究で述べられている（　Ｊ、Ｈ，Ｂ
ｕｅｒｓｃｈ：　ｒ動脈血流量を評価するためのディジ
タル機能血管造影の使用」、Ｃａｒｄｌｏｖａｓｃ　Ｉ
ｎｔｅｒｖｅｎｔ　Ｒａｄｌｏｌ　［ｉ：３０３　　（
１９８３年）参照）。第２３図は、血管に沿って等間隔
の位置での時間−濃度曲線である。全体的な傾向は似て
いるが、曲線形状がかなり光なっているのは明らかであ
る。従って、これらの曲線から求めた時間パラメーター
の相関は不十分であると言える。このように、算出流量
は信頼性が薄い。これらの結果から、搏動流状態の場合
、時間−濃度曲線を使用する技術では、信頼性のある流
量推定は不可能である。従って、この技術は臨床での実
用性がないと思われる。時間−濃度曲線を分析する以外
に、前記のＳｗａｎｓｏｎ等は、動脈画像の当該領域（
ＲＯＩ）のＸ線撮影濃度の合計を比較することにより、
造影剤のポーラスが２つの捕捉区間を移動する距離の測
定を試みた。Ｘ線濃度は、血管コシトラストと関係があ
る。また、血液が血管中を流れるように、造影剤が当該
領域を流出したり流入したりするので、２つの当該領域
のＸ線撮影濃度の合計は同じにはならないのが普通であ
る。

Ｘ線撮影濃度の合計が同一にならない場合は、Ｘ線撮影
濃度の合計が第一画像の当該領域の濃度に等しくなるま
で、第二画像の当該領域の位置を繰り返し移動する。第
二当該領域が移動する距離は、ポーラスが２つの捕捉間
を移動する距離と見なされる。該ポーラスの流量は、こ
の距離、フレーム率（または、画像捕捉区間の時間間隔
）、及び円形の断面モデルで測定した血管寸法から推定
する血管の断面積を使って算出する。これらの研究によ
る流量のピーク値と平均値では、流量推定で２０〜２５
％の誤差が生じている。これは、拡大や血管断面積など
の形状測定値が不適切なことが一因であろう。別の要因
としては、造影剤が均等に血管に行き渡っていること、
ならびにＸ線ビームの品質が捕捉中にコントラストのま
まであるということも当然考えられる。更に、Ｘ線ビー
ムに対する血管軸の方向、ならびに画像の血管の位置が
コントラストのままであるとも考えられる。

従って、この技術は、曲線または移動性の血管部分には
適用しない。

前記のＰａｒｋｅｒ等は、ポーラスの前縁がフレーム間
を移動した距離を用いて、ポーラスの速度を求めた。こ
の算出流量は、電磁流量計で算出した流量よりも、常に
１８％高かった。このように推定値が多くなったのは、
ポーラスの前縁での拡散作用による可能性がある。また
、このような誤差の別の原因としては、層流による影響
が考えられる。

層流の場合、血管の中心での流体速度は、血管の平均速
度の２倍になる。血管造影技術では、測定流量は造影剤
が行き渡った領域の流量である。ボ−ラスの前縁の造影
剤は、血管の中心に集まる傾向がある。従って、流量測
定に前縁のみを用いる方法では、流量は多めに推定され
るだろう。

前記のＰｅｎｃｉｌ等によ、Ｐｂｙｓ、Ｍｅｄ、Ｂｌｏ
ｌ、３４：６５９（１９８９）によるファントム研究で
使用したディジタル画像は、ディジトロン２ＤＳＡ装置
（Ｓｉｅｍｅｎｓ　Ｃａａｍａｓｏｎｌｃｓ、Ｄｃｓ　
ＰＩａｉｎｅｓ、ＩＬ）で写した。画像は全て、５１２
Ｘ５１２のマトリクスサイズかつＱＪ５ａｖの画素サイ
ズで撮影した。ディジトロン２からの画像データはＧｏ
ｕｌｄ−ＤｅＡｎｚａＦＤ５０００画像プロセッサ及び
ＣＲＴデイスプレィに接続した、ＶＡＸ　　１１／７５
０コンピユータ（ＤＩＧＩＴＡＬ　ＥｑｕｌｐｍｅｎＬ
　Ｃｏｒｐｏｒａｔｌｏｎ、Ｍａｙｎａｄ。

ＨＡ）で分析した。該血管ファントムは、呼称内径６．
７同の非膨張性三角管でできていた。該ファントムは、
拡散を起こす厚さ９ＣＩ１１のルーサイトプレートで撮
像される。ファントムを通して、０．９％の塩水を供給
するために、搏動ポンプＮ１ａｒｖａｒｄ＾ｐｐａｒａ
ｔｕｓ、５ｏｕｔｈ　Ｎａｔｉｃｋ、ＭＡ　）を使用し
た。平均流量だけでなく瞬間流量も６．７同の体外流量
プローブと、ストリップチャートレコーダー（ａｒｏｌ
ｌｎａ　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｅｌｅｃｔｒｏｎｓ、Ｋｉｎ
ｇ、ＮＣ）を備えたＣＣ１１ｎｉｒｌｏ電磁流量計で測
定した。ポンプの搏動周波数は、１ｌｌｚに保ち、平均
流量２００〜６５０　ｃｃ／分の範囲で実験を行った。

０．２５〜０．５秒間、Ａｎｇｌｏｎ＋ａｔ３０００イ
ンジエクター（Ｌｌｅｂｅｌ−Ｆｌａｒｓｈｅ！ｍ、オ
ハイヨ州シンシナティ）テ、Ｒｅｎｏｇｒａｐｈｌｎ　
２　ｃｃで注入しながら、最高５８種類の画像を１５フ
レ一ム／秒で撮影した。

したがって、本発明の目的は、正確で、信頼性があり、
しかも再生可能な血流量測定ができる新規の方法及び装
置を提供することにある。

本発明のさらに目的とするところは、正確で、信頼性が
あり、しかも再生可能な搏動性血流量の測定ができる新
規の方法及び装置を提供することにある。

［発明の構成］ （課題を解決するための手段） 請求項１に係る発明は、ディジタルＸ線画像を用いて瞬
間及び平均の血流量を自動測定するための方法において
、 造影剤を対象物に注入するに従い該対象物の一連のディ
ジタルＸ線画像を収集するステップと、前記収集した画
像を保存するステップと、前記保存ステップの画像中か
ら不透明血管を識別するステップと、 前記識別ステップで識別した血管のパラメータとして血
管寸法、コントラスト、位置を測定するステップと、 前記Ａｌｌ＋定ステジステップ画像中から前記測定ステ
ップにおける同じ血管を識別するステップと、前記測定
した血管コントラストに基づき前記血管に沿った距離又
は体積のうちいずれかの関数として血管コントラストを
表す濃度曲線を得るステップと、 前記遺影剤が通過した距離又は体積のうちいずれかを時
間関数として測定することにより前記画像の叉なるもの
における前記濃度曲線を関連づけるステップと、 前記血管において測定した距離又は体積のうち一方と前
記血管において測定した血管パラメーターとにおける瞬
間及び平均流速のうち少なくとも一つと流速とを計算す
るステップと、 からなることを特徴とする血流量測定方法、である。

請求項２に係る発明は、ディジタルＸ線画像を用いて瞬
間及び平均の血流量を自動測定するための装置において
、 造影剤を対象物に注入するに従い該対象物の一連のディ
ジタルＸ線画像を収集する手段と、前記収集した画像を
保存する手段と、 前記保存手段の画像中から不透明血管を識別する手段と
、 前記識別手段で識別した血管のパラメータとして血管寸
法、コントラスト、位置を測定する手段と、 前記測定手段の別の画像中から前記測定手段における同
じ血管を識別する手段と、 前記測定した血管コントラストに基づき前記血管に沿っ
た距離又は体積のうちいずれかの関数として血管コント
ラストを表す濃度曲線を得る手段と、 前記造影剤が通過した距離又は体積のうちいずれかを時
間関数として測定することにより前記画像の異なるもの
における前記濃度曲線を関連づける手段と、 前記血管において測定した距離又は体積のうち一方と前
記血管において測定した血管パラメーターとにおける瞬
間及び平均流速のうち少なくとも一つと流速とを計算す
る手段と、 からなることを特徴とする血流ｍ測定装置、である。

（作　用） 本発明によるこれらの目的及びその他の目的は上記の構
成による下記の作用で達成される。すなわち、造影剤の
ポーラスが血管を進行するのに従って撮影したＤＳＡ画
像の、血管の不透明な部分での造影剤の分布の空間的移
動を分析することによる、血流ユの数量化用に新規に改
良した方法およ装置によって達成されるものである。分
布の時間的移動（いわゆる、「時間−濃度」曲線を基に
した）を分析するような従来の方法では、搏動流の場合
、信頼性のある結果が得られなかったので、この研究は
有効である。

本発明では、捕捉区間でポーラスが移動する距離を求め
るために、画像から、血管の長さに沿った血管画像コン
トラストの分布（以下「距離−濃度」曲線と呼ぶ）を求
めている。造影剤が２つのの捕捉区間を時間中に移動す
る距離は、２種類の距離−濃度曲線を相互相関すること
により算出する。捕捉区間の流量は、フレーム率と、円
形断面を仮定した血管寸法から推定した血管の断面積を
この距離に掛けて算出する。従って、フレーム率の高い
撮影ならば、「瞬間」血流量が測定できる。

１５フレ一ム／秒で写した血管造影写真の場合、本発明
の技術に基づいて測定した瞬間流量は、ピク流量が最高
２０ｃｃ／秒の搏動流状態の場合に、電磁方法で測定し
た値と一致し、平均２　ｃｃ／秒の範囲となり、パルス
周期で平均した流量は１０％以内となる。

（丈施例） 本発明は次に列挙する方法及び装置で具体的に実施でき
る。

記載項目１゜ ディジタルＸ線画像を用いて瞬間及び平均の血流量を自
動測定するための方法において、造影剤を対象物に注入
するに従い該対象物の一連のディジタルＸ線画像を収集
するステップと、前記収集した画像を保存するステップ
と、前記保存ステップの画像中から不透明血管を識別す
るステップと、 前記識別ステップで識別した血管のパラメータとして血
管寸法、コントラスト、位置を測定するステップと・ 前記測定ステップの別の画像中から前記測定ステップに
おける同じ血管を識別するステップと、前記３ｐｊ定し
た血管コントラストに基づき前記血管に沿った距離又は
体積のうちいずれかの関数として血管コントラストを表
す濃度曲線を得るステ、ブと、 前記造影剤が通過した距離又は体積のうちいずれかを時
間関数として測定することにより前記画像の異なるもの
における前記濃度曲線を関連づけるステップと、 前記血管において測定した距離又は体積のうち一方と前
記血管において測定した血管パラメーターとにおける瞬
間及び平均流速のうち少なくとも一つと流速とを計算す
るステップと、 からなることを特徴とする血流ｆｆｉ　ｆｌｌｌＪ定方
法。

記載項目２゜ 前記画像の不透明な血管を識別する前記ステップが、ダ
ブルスクエアボックスステップによる血管トラッキング
で構成されることを特徴とする記載項目１記載の方法。

記載項目３゜ ダブルスクエアボックスステップが、不透明な血管の開
始ポイントを選択し、前記選択開始ポイントでの前記の
選択した不透明な血管のトラッキングを開始し、前記の
選択開始ポイントでの前記の選択した不透明な血管につ
いて、局部血管寸法を含む前記血管のパラメーターを求
め、測定した血管パラメーターの値を既定いき値と比較
し、前記の不透明な血管で次のトラッキングポイントを
識別し、前記の管状態の前記値が前記既定いき値を超え
る場合は、ダブルスクエアボックス領域検索ステップを
用いて、前記の不透明な血管の分岐の開始ポイントを識
別し、前記血管パラメーターの前記値が前記既定いき値
を超える場合は、前記の測定、比較、識別ステップを繰
り返し、前記血管パラメーターの前記値が前記既定いき
値を超えない場合は、前記の不透明な血管のトラッキン
グを終了することを特徴とする記載項目２記載の方法。

記載項目４゜ 前記ダブルスクエアボックスステップが、更に、前記の
不透明な血管の血管トラッキングが終了した場合に、分
岐血管の前記開始ポイント点の一つが、トラッキングを
開始する前記ステップで採用されているかどうかを判断
し、前記の各分岐血管が先にトラッキングされている場
合、次にトラッキングされる各分岐血管の次の開始ポイ
ントとして分岐血管の前記開始点の一つを選択し、前記
の各分岐血管が先にトラッキングされていない場合、前
記の次の開始ポイントで前記の各分岐血管のトラッキン
グを開始し、前記の各血管の前記血管パラメーターの前
記値が、前記の既定いき値を超える場合、前記の測定、
比較、識別ステップを繰り返し、前記血管情報の前記値
が前記既定いき値を超えない場合は、終了、判断、開始
ステップを繰り返し、前記樹状分岐血管がすべてトラッ
キングされるとトラッキングを終了することを特徴とす
る記載項目３記載の方法。

記載項目５゜ ダブルスクエアボックス領域検索ステップが、前記血管
寸法の２倍に等しい幅の第一スクエアボックスを前記ト
ラッキングポイントの一つの中心に置き、前記第一スク
エアボックスの周囲の画素の画素値を比較して前記周囲
長さの局部最大炎を求め、前記の局部最大値で最も最大
の値を次のトラッキングポイントとして識別し、前記局
部最大値以外を分岐の開始ポイントとして識別し、前記
の一つのトラッキングポイントから、前記の次のトラッ
キングポイントまでのベクトルとしてトラッキング距離
を計算し、前記の一つのトラッキングポイントの直前の
トラッキングポイントの有無を確かめ、前記の直前のト
ラッキングポイントがない場合は、前記の次のトラッキ
ングポイントの可能性のあるポイントを次のトラッキン
グポイントとして選択し、前記の直前のトラッキングポ
イントがある場合は、前記の一つのトラッキングポイン
トの直前のトラッキングポイントから前記の一つのトラ
ッキングポイントまでのベクルトルとして先のトラッキ
ング方向を定め、直前の直前のトラッキングポイントが
ある場合は、前記トラッキング方向を前記の先のトラッ
キング方向と比較し、前記の直前のトラッキングポイン
トかあり、前記の比較ステップで判断したトラッキング
方向の変化が既定いき値を超えない場合、前記の次のト
ラッキングポイントの可能性のあるポイントを次のトラ
ッキングとして選択し、前記の直前のトラッキングポイ
ントがあり、前記の比較ステップで判断したトラッキン
グ方向の変化が既定いき値を超える場合、第二のスクエ
アボックスを用いて次のトラッキングポイントを選択す
ることを特徴とする記載項目４記載の方法。

記載項目６゜ 前記トラッキングポイントに第二のスクエアボックスを
用いて次のトラッキングポイントを判断する前記ステッ
プが、前記血管寸法に等しい幅の第二スクエアボックス
を、前記トラッキングポイントの一つの中心に置き、前
記の第二のスクエアボックスの周囲の画素の画素値を比
較して、前記の第二スクエアボックスの周囲の最大画素
を検出し、第二スクエアボックスの周囲の前記最大画素
値を次のトラッキングポイントとして選択することを特
徴とする記載項目５記載の方法。

記載項目７゜ 前記の血管パラメーター測定ステップが、寸法がディジ
タルＸ線画像を写す画像システムのライン拡張機能の幅
以下の血管の場合、反復回旋ステツブで血管の寸法を測
定するステップを含むことを特徴とする記載項目１記載
の方法。

記載項目８゜ 前記反復回旋ステップが、前記画像で血管軸に垂直な線
に沿った画素から実際の血管プロフィールを描き、画像
システムのライン拡張機能と共に、円形の血管のＸ線パ
ターンの回旋で理想的な血管プロフィールを描き、二乗
平均の差を出すことにより使用する実際の血管プロフィ
ールと前記の理想的なプロフィールを比較し、正しい血
管寸法となる最小二乗平均の差を生じる円形血管の血管
寸法を選択することを特徴とする記載項目７記載の方法
。

記載項目９゜ 前記の濃度曲線を描くステップが、前記画像の撮影中に
使用した場合よりも高い流量を類似するために、前記画
像から描いた濃度曲線から追加の濃度曲線を捕間するこ
とを特徴とする記載項目１記載の方法。

記載項目１０゜ 前記濃度曲線の相関ステップが、距離−濃度曲線を相関
し、前記造影剤が進行した距離を、時間の関数として測
定し、 一対の前記距離−濃度曲線間の差を比較し、前記差が最
小となるまで、選択した距離で一対の前記距離−濃度曲
線の一方を移動させ、前記差が最小になって、前記造影
剤が前記の対の捕捉区間を通過する距離となる前記距離
を選択し、前記の選択距離を時間の関数として表すこと
を特徴とする記載項目１記載の方法。

記載項目１１゜ 前記濃度曲線を相関するステップが、前記造影剤が通過
した体積を時間の関数として表す体積−濃度曲線を描き
、 一対の前記体積−濃度曲線間の差を比較し、前記差が最
小となるまで選択した体積で前記の対の体積−濃度曲線
の一方を移動させ、前記差を最小になって、前記造影剤
が前記の対の捕捉区間を通過する体積となる前記体積を
選択し、前記の選択体積を時間の関数として表すことを
特徴とする記載項目１記載の方法。

記載項目１２、 相関ステップが、前記造影剤が通過する距離を時間の関
数として測定し、前記計算ステップが、第一画像から造
影剤が先に進行した前記距離を時間の関数として合計す
ることにより、累積−距離＋４１Ｉ線を時間の関数とし
て求め、前記累積−距離曲線のスロープから瞬間速度を
計算し、前記血管パラメーターから前記血管の平均断面
積を計算し、前記瞬間速度に前記血管の前記平均断面積
を掛けて瞬間流量を計算し、前記累積−距離曲線に一致
する線のスロープから平均速度を計算し、前記平均速度
に前記血管の前記平均断面積を掛けて平均流量を計算す
ることを特徴とする記載項目１記載の方法。

記載項目１３゜ 相関ステップが、前記造影剤が通過した体積を時間の関
数乙して測定し、前記計算ステップが、第一画像から造
影剤が先に進行した前記体積を時間の関数として合計す
ることにより、累積一体積曲線を時間の関数として求め
、前記累積一体積曲線のスロープから瞬間流量を計算し
、前記血管パラメーターから前記血管の平均断面積を計
算し、前記瞬間流量を前記血管の前記平均断面積で割る
ことにより瞬間流速を計算し、前記累積一体積曲線に一
致する線のスロープから平均流量を計算し、前記平均流
量を前記血管の前記平均断面積で割ることにより平均流
速を計算することを特徴とする記載項目１記載の方法。

記載項目１４４ ディジタルＸ線画像を用いて瞬間及び平均の血流量を自
動測定するための装置において、造影剤を対象物に注入
するに従い該対象物の一連のディジタルＸ線画像を収集
する手段と、前記収集した画像を保存する手段と、 前記保存手段の画像中から不透明血管を識別する手段と
、 前記識別手段で識別した血管のパラメータとして血管寸
法、コントラスト、位置を測定する手段と、 前記測定手段の別の画像中から前記測定手段における同
じ血管を識別する手段と、 前記測定した血管コントラストに基づき前記血管に沿っ
た距離又は体積のうちいずれかの関数として血管コント
ラストを表す濃度曲線を得る手段と、 前記造影剤が通過した距離又は体積のうちいずれかを時
間関数として測定することにより前記画像の穴なるもの
における前記濃度曲線を関連づける手段と、 前記血管において測定した距離又は体積のうち一方と前
記血管において測定した血管パラメータとにおける瞬間
及び平均流速のうち少なくとも一つと流速とを計算する
手段と、 からなることを特徴とする血流量測定装置。

記載項目１５゜ 前記画像の不透明な血管を識別する前記手段が、ダブル
スクエアボックスステップによる血管トラッキングよう
の手段からなることを特徴とする記載項目１４記載の装
置。

記載項目１６゜ ダブルスクエアボックス手段が、不透明な血管の開始ポ
イントを選択する手段と、前記選択開始ポイントでの前
記の選択した不透明な血管のトラッキングを開始する手
段と、前記の選択開始ポイントでの前記の選択した不透
明な血管について、局部血管寸法を含む前記血管のパラ
メーターを求める手段と、測定した血管パラメーターの
値を既定いき値と比較する手段と、前記の不透明な血管
で次のトラッキングポイントを識別し、前記の管情報の
前記値が前記既定いき値を超える場合は、ダブルスクエ
アボックス領域検索ステップを用いて、前記の不透明な
血管の分岐の開始ポイントを識別する手段と、前記血管
パラメーターの前記値が前記既定いき値を超える場合は
、前記の測定、比較、識別ステップを繰り返す手段と、
前記血管パラメーターの前記値が前記既定いき値を超え
ない場合は、前記の不透明な血管のトラッキングを終了
する手段とからなることを特徴とする記載項目１５記載
の装置。

記載項目１７゜ 次のトラッキングポイントを識別するための前記手段が
、前記の不透明な血管の血管トラッキングか終了した場
合に、分岐血管の前記開始ポイント点の一つが、トラッ
キングを開始する前記ステップで採用されているかどう
かを判断する手段と、前記の各分岐血管が先にトラッキ
ングされている場合、次にトラッキングされる各分岐血
管の次の開始ポイントとして分岐血管の前記開始点の一
つを選択する手段と、 前記の各分岐血管が先にトラッキングされていない場合
に、この機能を実行するための手段が、前記の次の開始
ポイントで前記の各分岐血管のトラッキングを開始する
手段と、前記の各血管の前記血管パラメーターの前記値
が、前記の既定いき値を超える場合、前記の測定、比較
、識別ステップを繰り返す手段と、前記血管情報の前記
値が前記既定いき値を超えない場合は、終了、判断、開
始ステップを繰り返す手段と、前記樹状分岐血管がすべ
てトラッキングされるとトラッキングを終了する手段と
からなることを特徴とする記載項目１６記載の装置。

記載項目１８゜ 次のトラッキングポイントを更に識別するための手段が
前記血管寸法の２倍に等しい幅の第一のスクエアボック
スを前記トラッキングポイントの一つの中心に置く手段
と、前記第一スクエアボックスの周囲の画素の画素値を
比較して前記周囲長さの局部最大共を求める手段と、前
記の局部最大値で最も最大の値を次のトラッキングポイ
ントとして識別する手段と、前記局部最大値以外を分岐
の開始ポイントとして識別する手段と、前記の一つのト
ラッキングポイントから、前記の次のトラッキングポイ
ントまでのベクトルとしてトラッキング距離を計算する
手段と、前記の一つのトラッキングポイントの直前のト
ラッキングポイントの有無を確める手段と、前記の直前
のトラッキングポイントかない場合は、前記の次のトラ
ッキングポイントの可能性のあるポイントを次のトラッ
キングポイントとして選択する手段と、Ｒ１Ｊ記の直前
のトラッキングポイントがある場合は、前記の一つのト
ラッキングポイントとの直前のトラッキングポイントか
ら、前記の一つのトラッキングポイントまでのペルトル
として先のトラッキング方向を定める手段と、直前の直
前のトラッキングポイントがある場合は、前記トラッキ
ング方向を前記の先のトラッキング方向と比較する手段
と前記の直前のトラッキングポイントがあり、前記の比
較ステップで判断したＩ・ラッキング方向の変化が既定
いき値を超えない場合、前記の次のトラッキングポイン
トの可能性のあるポイントを次のトラッキングとして選
択する手段と、前記の＋ｍ前のトラッキングポイントが
あり、前記の比較ステップで判断したトラッキング方向
の変化が既定いき値を超える場合、第二のスクエアボッ
クスを用いて次のトラッキングポイントを選択する手段
からなることを特徴とする記載項目１７記載の装置。

記載項目１つ。

次のトラッキングポイントを定めるための前記手段が、
更に、前記血管寸法に等しい幅の第二スクエアボックス
を、前記トラッキングポイントの一つの中心に置く手段
と、前記の第二スクエアボックスの周囲の画素の画素値
を比較する手段と、前記の第二スクエアボックス周囲の
最大画素値を検出する手段と、第二スクエアボックスの
周囲の前記最大画素値を次のトラッキングポイントとし
て選択する手段とからなることを特徴する記載項目１８
記載の装置。

記載項目２０゜ 前記の血管パラメーター測定手段が、前記生成手段のラ
イン拡張機能の幅以下の血管の場合、反復回旋ステップ
で血管の寸法を、；ＪＩＩＪ定する手段を特徴とする記
載項目〕４記載の装置。

Ｓ２載項目２１゜ 前記反復回旋ステップによる手段が、前記画像で血管軸
に垂直な線に沿った画素から実際の血管プロフィールを
描く手段と、画像システムのライン拡張機能と共に、円
形の血管のＸ線パターンの回旋で理想的な血管プロフィ
ールを描く手段と、二乗平均の差を出すことにより使用
する実際の血管プロフィールと前記の理想的なプロフィ
ールを比較する手段と、正しい血管寸法どなる最小二乗
゛１己均の差を生じる円形血管の血管寸法を選択する手
段からなることを特徴とする記載項目２０記載の装置。

１；記載項目２２゜ 前記の濃度曲線を描くための手段が、前記画像の撮影中
に使用した場合よりも高い流量を類似するために、前記
画像から描いた濃度曲線から追加の濃度曲線を補間する
ことを特徴とする記載項目１４５己載の装置。

記載順１１２　Ｂ　。

前記造影剤が通過した距離を時間の関数としてｆｌＦ＋
定するために、前記の距離−濃度曲線を相関する手段が
、一対の前記距離−濃度曲線の差を比較する手段と、前
記差が最小となるまで、選択した距離で一対の前記距離
−濃度曲線の一方を移動させろ手段と、前記差が最小に
なって、前記造影剤つ・前記のχ・Ｉの捕捉区間を通過
する距離となる前記距離を選択する手段と、前記の選択
距離を時間の関数として表す手段とからなることを特徴
とする記載項目１４記載の装置。

記載項目２４゜ 前記濃度曲線を相関するための手段が、前記造影剤が通
過した体積を時間の関数として表す体積−濃度曲線を描
き、 一対の前記体積−濃度曲線間の差を比較する手段と、前
記差が最小となるまで選択した体積で前記の対の体積−
濃度曲線の一方を移動させる手段と、前記差を最小にな
って、前記造影剤が前記の対の捕捉区間を通過する体積
となる前記体積を選択する手段と、前記の選択体積を時
間の関数とて表す手段とからなることを特徴とする記載
項目１４記載の装置。

記載項目２５゜ 相関手段が、前記造影剤が通過する距離を時間の関数と
して測定し、前記計算手段が第一画像から造影剤が先に
進行した前記距離を時間の関数として合計することによ
り、累積−距離曲線を時間の関数として求める手段と、
前記累積−距離曲線のスロープから瞬間速度を計算する
手段と、前記血管パラメーターから前記血管の平均断面
積を計算する手段と、前記瞬間速度に前記血管の前記平
均断面積を掛けて瞬間流量を計算する手段と、前記累積
−距離曲線に一致する線のスロープから平均速度を計算
する手段と、前記平均速度に前記血管の前記平均断面積
を掛けて平均流量を計算する手段とからなることを特徴
とする記載項目１４記載の装置。

記載項目２６゜ 相関手段が、前記造影剤が通過した体積を時間の関数と
して測定し、前記計算手段が、第一画像から造影剤が先
に進行した前記体積を時間の関数として合計することに
より、累積一体積曲線を時間の関数として求める手段と
、前記累積一体積曲線のスロープから瞬間流量を計算す
る手段と、前記血管パラメーターから前記血管の平均断
面積を１１算すも手段と、前記瞬間流量を前記血管の前
記ψ切断面積で割る。、Ｉ　、５　Ｌ、’：よ；１瞬間
流速を計算する手段と、前記累積一体積曲線に一致する
線のスロープから平均流量を計算する手段と、前記平均
流量を前記血管の前記平均断面積で割ることにより平均
流速を計算する手段とからなることを特徴とする記載項
目１４記載の装置。

図面を参照しながら、本発明による、定流および搏動流
おいて、デジタル血管造影写真から正確な瞬間血流量を
測定するための方法を以下に述べる。この方法では、血
管造影写真の血管の長さに沿った、遺影ポーラスの空間
分布を分析する。簡潔には、「距離−濃度」曲線と呼ば
れる。ポーラスが到達する間（フレーム１２お゛よび１
３）の画像から求めた距離−濃度曲線の例を第１図に示
す。

２つの曲線の形状は、０．７〜１．７画素値の範囲の血
管コントラストでは非常に類似しているように見える。

第２図に示すように、ウォッシュアウト相中の短離−濃
度曲線の形状も非常に類似している。これらの比較によ
って、ポーラスが血管に沿って進行する場合、距離−濃
度細線の形状は短い時間間隔ではかＩより１．、ト　１
．１・９．−・′　５、いＳ−とがわかる。従って、ポ
ーラスが２つの撮影画像間で血管に沿って移動する距離
は、撮影した血管造影写真の距離−濃度曲線を比較する
ことによって算出できる。捕捉区間の流量は、この距離
に、フレーム率と血管の断面積を掛けて求める。第３図
は、血管造影写真から血流量をを算出する本発明の全体
的な手順を示す。まずＤＳＡ画像を撮影する（ステップ
１００）。次に、分析から血管または血管領域を選択し
、血管の中心線を各画像ごとに求める（ステップ１１０
）。血管の長さに沿って数量化した血管の寸法から、血
管の断面が円形と仮定して、断面積を推定する（ステッ
プ１２０）。そして、各血管造影写真ごとに、血管の中
心線に沿った距離の関数として、血管コントラストを算
出する（ステップ１３０）。２つの捕捉区間をポーラス
が移動する距離は、２つの画像での距離−濃度曲線を相
互相関することにより求める（ステップ１４０）。捕捉
中の「平均」流量は、この距離、捕捉間の時間、血管の
断面積で算出する（ステップ１５０）。

従って、フレーム率の高い捕捉ならば、１−瞬間」血流
量の算出が可能である。本発明による、２つの画像の捕
捉間をポーラスか移動する距離を算出するための方法の
略フローチャートを第４図に示す。この距離−濃度曲線
は、一つの画像（ステップ１４１）と他の画像（ステッ
プ１４２）からつくる（各画像ごとにつくる。次に、こ
の２つの距離−濃度曲線を、２つの曲線間の二乗平均（
ＲＭＳ）の差を算出して比較する（ステップ１４４）。

二乗平均の差は、曲線の血管コントラスト値が重複する
血管領域のために算出する。画像が一つ以上の捕捉間隔
によって分離されることがある、つまりｒｌＪがｒＪ　
＋　ＩＪに等しくなる必要はないということである。ス
テップ１４５で求めたように二乗平均の差が最小になる
まで、曲線の一つを反復方法で空間的に移動させる（ス
テップ１４３）。最小二乗平均の差を生じる空間的移動
は、ポーラ−が２つの捕捉区間を移動する距離とみなさ
れ、ステップ１４６でメモリーに保存される。

統計的な正確さを高め、更に分析するための柔軟性を保
つために、捕捉区間を移動した距離を、最初の画像フレ
ームから順に合計する。従って、累積距離（最終的には
、距離に血管の断面積を掛けた累積血管体ｆＡ）を時間
の関数として求める。

累積体積と時間の関係を示す曲線の「瞬間」スロープ（
第５図）は、「瞬間」流量に等しい。本発明の方法によ
る結果を以下に述べる。

上述のＰｅｎｃｉｌ等によるファントムの研究による画
像は、本発明による血流量を算出するための方法を用い
て分析した。血管の直径は６．７ｍｍ　　（画像の約１
９画素）であった。血管の断面は円形と仮定した。血管
軸の向きは画像平面と平行であった。

この研究で用いた血管部分の長さは、１０．８ｃ＋ｎで
あった。距離−濃度曲線は、５×５画素面積で、７画素
間隔て血管の中心に位置する、狭い当該領域内の画素を
平均することによって求めた。血管の距離は拡大して補
正した。

第６図は、累積一体積一対一時間曲線（第５図）から算
出した瞬間流量（丸）を示す。この研究での、１ポンプ
周期の平均流量は、３．５ｃｃ　／秒であった。３つの
隣接点の線形適合によるスロープから算出した。第２２
図に示すように、電磁流量計で測定した流量は、比較用
に実線で描いた。第３および第４パルスの場合、本発明
に従って測定した「瞬間」流量は、電磁流量計での流量
にほぼ一致すると言える。

平均流量が６．８ｃｃ　／秒の第７図に示すように、高
い流量の場合に同様の一致が見られる。この丸は、本明
細書の技術を用いて算出した流量を示す。

また、実線は、電磁流量計で測定した流量を示す。

１５ｃｃ／秒ものピーク流量でも、十分適合している。

パルス周期の中で、流量があまり一致していない部分が
あるが、第８図に示すように、２つの方法を用いて算出
した平均流量は十分適合している。各研究では、全体的
な累積一体積一対一時間曲線に最も一致する直線のスロ
ープから算出した。

本発明の方法で算出した第一パルスのピーク流量は、実
際のピーク流量の約２倍になる傾向があるということは
すでに実証されている。これは、層流の影響による可能
性が高い。血管壁では流れない、非圧縮性流体の層流の
場合、血管の管腔を横切る流速のプロフィールはほぼ放
射線状で、血管の中心部分の速度は、管腔を横切る際の
平均速度の２倍となる。血管造影写真に撮像された造影
剤は、行き渡った領域の血液の速度で進行するとみなさ
れる。従って、血管図形写真での算出流量は、造影剤を
含む血管の管腔部分の血流量ということになる。このた
め、造影剤が血管の中心部に集まる場合、算出流量はほ
ぼ、血管の平均流量の２倍になる。同様に、造影剤が血
管壁付近の領域に集まる場合は、算出流量は血管の平均
流量よりも小さくなると思われる。パルス周期中に、造
影剤が血管の管腔の異なる領域に集まる場合は、本明細
書のデータに示すように、算出流量がパルスによって累
なると思われる。従って、これらの結果から、本発明の
方法によって、血管の直径方向での平均流量だけでなく
、血管の管腔を横切るどの位置でも（特に、血管の中心
）、流量を時間の関数として測定が可能となる。

臨床実施上、１５フレ一ム／秒未満のフレーム率で画像
を撮影することが多い。低いフレーム率で、本方法の正
確さを評価する場合、類似研究のように、多数のフレー
ムの血管コントラストを平均することにより、１５フレ
一ム／秒で撮影した画像で、フレーム率の低い画像を算
出した。第９図は、平均流量３．５　、８．８　、１０
ｃｃ／秒の場合の算出平均流量を、採用したフレーム率
の関数として曲線に表したものである。点線は平均流量
を示す。

６フレ一ム／秒を超えるフレーム率の場合、算出流量は
、電磁流量計で測定した平均流量の１０％以内となる。

低いフレーム率の効果的な一時平均は、算出した「瞬間
」流量の正確さに影響する。

第１０図は、平均流ｆｆ１３．５　、６．８　、１０ｃ
ｃ／秒でのピーク算出流量をフレーム率の関数として曲
線で表す。電磁技術でｉｐノ定したピーク流量は、点線
で示す。明らかに、フレーム率が減少するにつれて、ピ
ーク流量での算出値も減少し、電磁技術で測定したピー
ク流量からはかなりずれている。

フレーム率が低く、流速が早い場合、捕捉区間をポーラ
スが移動する距離は、捕捉区間の相関用の血管部分の長
さより長くなることがあり、距離−濃度曲線の相互相関
で、実際の流速よりも小さく推定される可能性が最も高
い。流速がこのようにいさく推定されるので、低い流量
での画像から算出した瞬間および平均流量が減少するこ
とになる。しかし、低いフレーム率の画像の補間によっ
て、「高いフレーム率の」画像を算出すると、ポーラス
が各「撮影画像」間を移動する距離が削減され、相関の
正確さが高まる。「高いフレーム率の」データを出すに
は、血管の各位置での時間−濃度曲線のその他のポイン
トを、曲線適合と概映を用いて計算する。これらのデー
タから、実際にｈｌｉ捉区間の時間での、距離濃度曲線
を別に計算する。これらのデータから、実際に捕捉区間
の時間での、距離濃度曲線を別に計算する。この研究を
用いて、低いフレーム率で、「撮影した」画像から１５
フレ一ム／秒の「画像」を生成する。本明細書の低いフ
レーム率の画像は、前述の類似研究では、１５フレ一ム
／秒で撮影した画像の一時平均によって算出した。第１
１図では、補間した１５フレ一ム／秒データを使って算
出した平均流量ヲ、「撮影した」画像についてのフレー
ム率の関数として曲線で表す。第１２図および第１３図
の高い流量（例えば１０ｃｃ／秒）での結果の比較から
、特に、低いフレーム率で撮影した画像の場合、高いフ
レーム率の類似結果に補間する場合、算出平均流量が、
電磁流量計で測定した流量とほぼ一致することがわかる
。

上述のように、距離−濃度曲線を描いた画像は、１つ以
上の撮影した画像の間隔で分離されることがある。上述
の結果は、画像を相関する場合に、捕捉区間隔の１つで
の一時分離を用いて求めた。

もっと大きな分離を用いる場合、フレーム率を下げたと
きに求めた結果と同様になると思われる。

第１２図では、先の平均流量データと比較するため、平
均流量は、分離用に１５をフレーム数で割った、「効果
的な」フレーム率についての曲線で表す。算出流量は、
３．５と６．８ｃｃ　／秒データでの最高６フレ一ム分
離の場合、ならびに１０ｃｃ／秒データでの最高３フレ
一ム分離の場合、それぞれについて電磁流量計で測定し
た平均流量とほぼ一致する。

算出流量の精度は、距離−濃度曲線のポイント間の距離
と、採用した画像間の一時分離で判断する。パルス周期
中で低い流量周期の場合、ポイント間の分離が大きい、
または時間の間隔が短いと、流量の精度は低いことにな
る。従って、血管に沿った血管コントラスト（または補
間）のサンプリングをより頻繁に使用したり、画像間の
より大きな一時的分離を使用することにより、低い流量
周期で算出した流量の精度（およびその正確性）を高め
ることができる。

１〜６枚のフレーム分離を用いて算出した流量から、最
少流量を求め、「効果的なフレーム率」についての曲線
を第１３図に示す。電磁流量計を使って算出した最少流
量は、平均流量が３．５゜８．３　、　１０ｃｃ／秒の
場合、それぞれ約１．２．５゜３．２ｃｃ　／秒となっ
た。低い流量の場合、明らかに、２または３つの捕捉区
間隔の一時分離を用いて求めた結果は、１つ、もしくは
４つ以上の間隔を用いて算出した結果よりもより正確で
ある。従って、最も正確な瞬間および平均流量は、ピー
ク流量の計算に１つの捕捉区間隔の分離、もしくはパル
ス周期の低い流量周期中の流量計算に２つまたは３つ以
上の捕捉区間隔の分離を用いて算出することができる。

実施例１゜ 画像撮影中に運動しない血管の場合、ユーザーが選択し
た血管部分の中心線を示すＤＳＡ装置による不透明な画
像を用いて、血流量を算出できる。

流量は分岐間では一定とみなされるので、分岐間の血管
部分を選択する。曲線適合による中心線から、滑らかな
中心線の曲線を描く。

血管寸法は、血管の中心線の垂線に沿った画像データを
用いて、不透明な画像から求める。撮像装置（約ＩＩＩ
Ｉｎ）のライン拡張機能（ＩＩｎｅ　５ｐｒｅａｄｆｕ
ｎｃｔｉｏｎ）の幅よりもかなり大きな血管の場合、血
管の長さに沿った血管寸法は、第一および第二の派生技
術で求めたエツジの重量合計を使って測定する。

デジタルＸ線画像を写した撮像装置のライン拡張機能の
幅に等しい、もしくはそれよりも小さい寸法の血管の場
合、血管寸法は、第１４図のフローチャート、または、
Ｆｕｊｌｔａ等による前記文献に示すように、反復回旋
技術を使って求める。反復回旋技術では、デジタルＸ線
画像を写す撮像装置のライン拡張機能（ＬＳＦ）、なら
びに撮像装置の特徴的曲線を考慮することにより、曇ら
せた血管画像から「実際の」血管寸法をもとめる。ステ
ップ６００では、平行なＸ線ビームが、造影剤で満たさ
れた円筒形の血管に入射するという過程を基にして、入
力血管パターンを算出する。撮像装置のライン拡張機能
を入力しくステップ６０５）、ステップ６１０では、ス
テップ６００で算出した入力血管パターンを回旋する。

実際の画像プロフィールは、血管造影写真で求め（ステ
ップ６１５）、ステップ６２０では、回旋によるコンピ
ユータ化画像プロフィールと繰り返し比較する。

次に、ステップ６２５で、２つプロフィール間の二乗平
均の差を求める。ステップ６３０では、２つのプロフィ
ール間の二乗平均の差が最小になるまで、血管寸法を変
更する。この時点で、最も適合するプロフィールの円筒
形の血管寸法が、ステップ６３５で、未知血管寸法の最
適推定値とみなされる。測定した直径を、ヨードを満た
したプラスチック管の呼称直径と比較して、この技術の
正確さおよび精度は、０．５ｓｖ〜７　、０ＩＩｌｉの
血管寸法範囲で、約０．１ａｍであることが実証された
。

（Ｆｕｊｌｔａ等参照）。

血管の向きが撮像平面と平行な場合、測定した血管画像
寸法は拡大して補正し、血管の断面積は、円形の断面モ
デルを用いて、補正した血管寸法かを算出する。倍率は
、カテーテルチップ、ボール、既知直径のロッドなどの
較正装置を使って求める。血管の断面積を求めるための
他の技法、例えば、較正装置と共に、デンジトメトリッ
ク技術（Ｋｒｕｇａｒ等による「デジタルＸ線撮影装置
を使用する血管のヨード濃度ならびに直径の推定」、Ｍ
ｅｄ、Ｐｈｙ　ｓ、８：８５２　　（１９８１年）参照
）なども使用できる。

撮影した画像順序の各画像の距離−濃度曲線は、血管の
コントラスト（つまり、血管の中心の画素値とバックグ
ラウンドの画素値の差）を使用して、血管の中心線に沿
った各画素ごとに描いた。

１秒間に１５以上のフレーム率で画像を撮影した場合、
造影剤のポーラスが画像血管間を移動する距離は、隣接
フレームの距離−濃度曲線の相互相関によって求める。

相互相関法では、２つの曲線の間の二乗平均（ＲＭＳ）
の差を用いる。１つの曲線は、最小二乗平均差となるま
で空間的に移動する。二乗平均差の代わりに、他の指数
、例えば、絶対差や重量さなども使用できる。

距離−濃度曲線を使用する方法の代替法としては、体積
−濃度曲線の分析がある。分析領域で寸法が大幅に変化
する血管の場合、距離−濃度曲線では正確な結果が得ら
れない。このような場合に、体積−濃度曲線を使用する
。体積−濃度曲線は、血管の造影剤の濃度と血管の長さ
に沿った累積体積の関係を表す。血管に沿った累積体積
は、血管の位置間の血管体積の和である。血管の体積は
、局部血管の断面積と、これらの位置間の距離の積とし
て算出する。

累積一体積曲線を描くには、算出した累積距離曲線に、
血管の断面積の平均を掛ける。平均断面積は、血管の長
さに沿って出した断面積の値を平均する。流量は、３つ
のポイントを直線でつなぐことにより、累積一体積一対
一時間一曲線から計算する。直線のスロープは、中心点
に対応する時間の流量に等しい。しかし、瞬間スロープ
を推定するには、データポイントをつなぐのに順序の高
い方の多項式曲線が使用できる。

実施例２゜ 画像撮影中に運動しないが、撮像平面には平行ではない
血管の場合、血管の中心線と血管寸法は実施例１で説明
したように求める。

算出した血管寸法は拡大して補正し、血管の断面積は、
円形の断面モデルを使用して、補正した血管から算出す
る。撮像平面に平行な血管の場合、カテーテル、ボール
、既知直径のロッドなどの較正装置を使用する。しかし
、血管の向きが、撮像平面と平行でない場合、もしくは
血管の長さに沿って変化する場合は、倍率を変える。従
って、立体法（Ｐｅｎｃｉｌ等による、前記、Ｉｎｖｅ
ｓｔ　Ｒａｄｊｏｌ、２３：３３　　（１９８８年参照
）、もしくは、二手面撮像法（Ｐｏｔｃｌ等による「冠
状動脈の樹状分岐の分岐点を使用する、３つの寸法の心
臓壁の動きを評価するための方法Ｊ　、Ｉｎｖｅｓｔ、
Ｒａｄｉｏｌ、１８：４７　　（１９８３年参照）を使
用して、血管の長さに沿った血管の方向と倍率を求める
。二平面法を使用する場合、血管の断面積は、各画像で
測定した血管寸法を、楕円の長い方の軸と短い方の軸の
長さとみなす血管の管腔の楕円形モデルを用いて計算す
る。

距離−濃度曲線は、実施例１で説明したように求める。

しかし、方向についての補正係数はこのデータに適用す
る。血管中の造影剤の濃度と、画像で求めた血管のコン
トラストの関係が、血管に沿って一定であるという過程
を基にした相関法から、正確な結果を出すには方向の補
正が重要である。撮像平面に平行でない血管部分の場合
、例えば、撮像平面に対しである角度をなす場合、測定
した血管のコントラストを該角度のコサインで割る。方
向を補正するための他の方法は、造影剤の量を一定に保
つと云う仮定を基にしている。つまり、時間中のすべて
の画像の総和を出す場合、血管の各位置付近を進行する
造影剤の総量が一定であるということである。従って、
方向を補正するには、その位置での時間−濃度曲線の総
和で、各位置の血管コントラストを割る。ポーラスの完
全なウォッシュアウトが撮像されない場合、指数の補間
法を使用することによりウォッシュアウトの損失を推定
する。総和は、利用できるデータと、曲線の補間位置も
使って算出する。このように相関した後、距離−濃度曲
線は血管の長さに沿った造影剤の濃度の分布に直接関連
すると思われる。

１秒間に１５以上のフレーム率の場合、実施例１で説明
した相関方法を使って、累積一体積曲線と流量を実施例
１で説明したように計算する、累積距離曲線を計算する
。

実施例３゜ 画像撮影中に運動する血管の場合、一連の血管造影写真
の対応血管領域を正確に選択するのは困難かつ時間の無
駄である。結果として、算出血流量の正確さも劣ってし
まう。これまでの研究者は、血管が運動しない、もしく
は血管は、血流量を分析する際にオペレータが決める当
該流量によって異なると仮定していた。

自動化で、しかも信頼性のある、血管の位置決めと、血
管に関する情報、つまり、血管造影写真の血管寸法、コ
ントラスト、中心線の位置なとの数ユ化を行うには、第
１５図に示すような、血管をトラッキングするためのダ
ブルスクエアボ、ソクス方法（Ｉｌｏｒｆｉａｎ等によ
る「ダブルスクエアボックス領域検索アルゴリズムを使
用する、ＤＳＡ画像での血管樹状分岐の自動トラッキン
グ法」、ＳＰ　ｒ　Ｅ６２６　：　３２６　（１９８６
年）参照）を採用する。分析する血管の開始ポイントは
、不透明な画像の一つでユーザが選択する（ステップ３
００）　　トラッキングが開始しくステップ３０５）、
流量計算に必要−なすべての情報が自動的に得られる。

開始ポイントと次のトラッキングポイントでは、その位
置の血管の中心線の垂線に沿った画素値は、画像データ
から求める（ステップ３１０）。これらのデータから、
血管寸法とコントラストが、実施例１で説明した方法に
より算出される。血管寸法とコントラストがステップ３
１５で算出した事前選択いき値よりも大きい場合は、そ
のポイント周辺の領域で、次のトラッキングポイント、
ならびに分岐血管を検索する。これは、第１６図に関し
て以下に詳細に説明するように、ダブルスクエアボック
ス領域検索アルゴリズム（ステップ３２０）を使用する
ことにより実現される。分岐血管が発見されると、その
開始ポイントが後に使用するために保存される（第１６
図−ステップ４１０参照）。その後、トラッキングは、
検索アルゴリズム（第１５図−ステップ３２５）で求め
られた次のトラッキングポイントに進む。血管のトラッ
キングは、局部血管寸法もしくは局部血管コントラスト
が既定の各いき値未満になると終了する（ステップ３３
０）。血管がトラッキングされると、次はこの分岐がま
だトラッキングされていない分岐血管の保存した開始ポ
イントを検索することにより、同様にトラッキングされ
る。従って、トラッキングは、血管樹状分岐でいき値基
準を満たす連結血管がすべてトラッキングされるまで続
く。血管がすべて！・ラッキングされると、トラッキン
グが終了する（ステップ３４０）。トラッキングが完了
すると、血管の情報が更に定量分析に利用可能となる。

血管のトラッキングポイントとその分岐は、以下のよう
に、ダブルスクエアボックス領域検索（第１５図−ステ
ップ３２０）によって発生される。第２１図を参照して
、トラッキングされている血管のトラッキングポイント
の中心に大きなダブルスクエアボックスを配置する（ス
テップ４００）。ボックスの幅は、その位置の血管寸法
の２倍に等しい。ボックスのサイドは、画像のＸおよび
Ｙ軸と平行である。局部最大値を発見するために、大き
なボックスの画素の画素値を検査する（ステップ４０５
）。バックトラッキングを避けるために、先にトラッキ
ングした血管部分に重複する周囲の部分を最大値の検索
から除く。最大画素値の画素は、次のトラッキングポイ
ントとなりつると見なされる（４１０）。他の最大値は
、トラッキングされている血管の分岐血管の開始ポイン
トとして保存される（ステップ４１５）。次のトラッキ
ングポイントを定めた後、トラッキングの方向をボック
スの中心、つまり、現在のトラッキングポイントから、
次のトラッキングポイントまでのベクトルとして算出す
る（ステップ４２０）。しかし、トラッキングの方向が
、現在のいき値以上変化する場合、第二の小さなスクエ
アボックスを使って次のトラッキングポイントを定める
（ステップ４４５）。変化しない場合は、見込みのある
トラッキングポイントを次のトラッキングポイントとし
て選択する（ステップ４５０）。

第１７図は、第１６図のステップ４４５の手順を示す。

第二のスクエアボックスは、まず、トラッキングポイン
トの中心に配置される（ステップ５００）。第二スクエ
アボックスの幅は、その位置の血管寸法に等しい。この
ボックスのサイドは、画像のＸおよびＹ軸に平行で、先
にトラッキングした血管部分に重複する周囲の部分は、
やはりこの検索から除く。第二ボックスの周囲で最大画
素の画素を検索する（ステップ５０５）。この画素は次
のトラッキングポイントとして選択される（ステップ５
１０）。幅が画像の局部血管寸法の２倍に等しい大きな
ボックスによって、血管の比較的真っ直ぐな領域で、効
果的なトラッキングができる。第二の幅が局部の血管寸
法に等しい小さなボックスによって、血管の湾曲した領
域で正確なトラッキングができる。

トラッキングポイントは多数の画素で分離される。従っ
て、距離−濃度曲線は、距離測定値の精度を高めるため
に、曲線−適合方法および補間方法を使用するトラッキ
ングによって算出した、血管のコントラストから求める
。また、距離−濃度曲線は、中心線に沿う画素を識別す
るためにトラッキングデータを使用して、画素ごとを基
準として描くこともできる。流量計算の場合、７〜１５
の画素で分離した位置でのデータが使用され、算出流量
には差がないことが発見された。更に、多数適合の２つ
の異なる順序で計算した距離−濃度曲線の場合、算出流
量には全く差がないことも実証された。従って、距離−
濃度曲線による正確な結果は、トラッキングデータを使
って求めた結果をもとにした画素ごとの基準において算
出することができる。

画像撮影中に、指定の血管が移動する場合、撮像平面に
関連のある拡大および方向が変化する。

従って、血管動作の場合、拡大と方向の補正は、実施例
２で説明したように各フレームのデータに適用する。更
に、異なるフレームの血流量分析に使用された対応血管
部分は、ダブルスクエアボックス方でトラッキングした
血管造影写真からの血管情報を、比較することにより識
別する。１秒間に１５以上のフレーム率の場合は、実施
例１で説明した相関法を使用して、累積一体積曲線と流
量を実施例１で説明したように計算する、累積−距離曲
線を計算する。

実施例４゜ 画像撮影に低いフレーム率、例えば６以下、を用いる場
合、測定した平均流量の正確さは、撮影した画像から求
めた血管コントラストを使用して、補間した高いフレー
ム率のデータを生成することにより高められる。

血管の中心線、血管のコントラスト、血管寸法は、実施
例１〜３で説明したように求める。低いフレーム率で求
めた距離−濃度曲線から、高いフレーム率の場合の距離
−濃度曲線を描き出す場合は、曲線適合および補間を用
いて血管の各位置の、特間−濃度曲線のポイントを追加
する。これらのデータから、更に距離−濃度曲線が描か
れるので、高いフレームに似類似させることができる。

実施例１および４に記載した相関法を使用して、累積距
離曲線を計算する。

これによって、累積一体曲線が、実施例１〜３で説明し
たようにつくられるる。流量は、実施例１に記載の累積
一体積曲線から算出する。

実施例５゜ 血管の中心線、距離−濃度曲線、および血管の断面積は
、実施例１〜４に記載の定着および非定着血管用の波性
を用いて算出する。

パルス周期中の低い流量周期の場合の流量計算の精度お
よび正確−さを高めるために、捕捉区間をポーラスが移
動する距離を１．２．３つのフレームの分離、つまり、
（第４図参照）「Ｊ」が「Ｉ＋１」、ｒｌ＋２Ｊ、ｒｌ
＋３Ｊに等しい、を使って算出する。累積−距離の時間
座標は、フレーム率の逆数を掛けたｒＩ＋Ｊ）／２Ｊと
なる。同じ時間座標を有するデータ、例えば、１つのフ
レームで分離されたフレーム２と３を用いて算出したデ
ータ、ならびに３つのフレームで分離されたフレーム２
１と４を用いて算出したデータ、ならびに３つのフレー
ムで分離されたフレーム１と４を用いて算出したデータ
、を平均する。３つの計算を全て行って求めたデータを
組み合わせて、１つの累積−距離曲線をつくる。累積−
距離と、累積一体積データの時間座標は、フレーム率の
逆数の１／２で分離される。

累積一体積曲線は、実施例１〜３に示すように、累積−
距離データに血管の断面積を掛けて求める。

流量は、実施例１に示すように、累積一体積曲線から計
算する。

第１８図は、本発明のシステムを示す、より詳細な機能
上のブロック図である。第１８図では、対象物のＸ線測
定値は、画像信号ジェネレーター２００、例えば、Ｘ線
螢光透視システムまたは血管造影システムのテレビジョ
ンカメラの出力から求める。画像信号は第一メモリ−２
０５に送られる。ここで、オリジナル画像が保存される
。メモリー２０５はその内容を血管識別装置２１０に送
る。これは、ユーザーの識別を助成するか、もしくは画
像で不透明な血管を検索することにより、不透明な血管
の開始ポイントを識別するハードウェアまたはソフトウ
ェアのプログラムで構成されている。各画像の不透明な
血管の開始ポイントで開始する画像の血管を識別するた
めのダブルスクエアボックストラッキング法を完了する
ハードウェアまたはソフトウェアのプログラムである血
管の情報の測定用装置は、装置２１０に機能的に連結さ
れている。このプログラムは、血管がトラッキングされ
るにつれて、血管に関する情報を算出するための識別機
能および逆立込み法を実行する。装置２１５で出された
血管情報は、メモリー２０５を含むコンピュータの第二
メモリー　または他のコンピュータと関連性のあるメモ
リーとなりうる、メモリー２２０に保存される。記憶容
量は約２メガバイト必要なので、ＩＢＭ／ＰＣなどの比
較的小型のコンピュータを使用することができる。

異なる画像で同じ血管の画像を識別し、相関した血管の
血管情報からの距離−濃度曲線を算出するために、各画
像で求めた血管情報の関係を判断するためのハードウェ
アまたはソフトウェアのプログラムで構成される血管情
報の相関装置２２５は、メモリー２２０に機能上結合し
ている。距離−濃度曲線は、第３のメモリー２３０に保
存される。メモリーの既定容量は約２メガバイトである
。

ハードウェアまたはソフトウェアのプログラムから成り
、一対の距離濃度曲線の一方を繰り返し移動させ、もう
一方の移動させない曲線と、曲線の差か最小になるまで
移動させた一方の曲線との差を計算する、距離−濃度曲
線用相関装置で、距離濃度曲線の分析を実行する。その
後、プログラムは最小差を生じる距離を提供する。累積
−距離１Ｉｌ（線を計算するために、相関装置２３５て
出した距離を合＝１するハードウェアとソフトウェアの
演算プログラムである合計装置２４０は、相関装置２３
５に機能上結合されている。累積−距離曲線は第４メモ
リー２４５に保存される。メモリーの既定容量は約１キ
ロバイトである。

メモリー２４５に保存された累積−距離曲線は、曲線−
適合装置２５０に送られる。これは、ハトウェアまたは
ソフトウェアのプログラムであり、メモリー２４５に保
存された累積−距離曲線を曲線と適合させ、血管の血液
の瞬間速度を測定するための多数（Ｄポイント−ご曲線
のスローグを計算する。装置２５０に機能的に結合して
いる乗算装置２５５は、瞬間流量を計算するために、装
置２５０で算出した速度に、血管の断面積（装置２１５
で算出しメモリー２２０に保存された）掛けるハードウ
ェアまたはソフトウェアの演算プログラムである。流量
は、第５メモリー２６０に保存される。メモリーの既定
容量は、約１キロバイトである。

重畳装置２６５は、算出流量データを次の表示ように不
透明にしたオリジナル画像に重畳する、ハードウェアま
たはソフトウェアのプログラムである。表示装置２７０
は、重畳装置を、Ｇｏｕｌｄ　／Ｄ　ｅ　ｎ　Ａ　ｎ　
ｚ　ａ画像プロセッサなどのモニター２７５にインタフ
ェースする。モニター２７５は、血流量分析結果を監視
するための装置である。上述の技術から、本発明は、明
らかに様々な変更が可能である。付属のフレームの範囲
内で、ここに明確に記載した以外にも本発明を実施する
ことができる。

［発明の効果］ 以上のように本発明によれば、正確で、信頼性があり、
しかも再生可能な血流量測定、搏動性血流量ができ、し
かも血管疾患の機能上の重大性および治療効果の評価に
実用性のある、新規の方法および装置を提供できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は１２番目および１３番目のフレームでの距ＡＩ
　−濃度曲線を示すグラフである。 第２図は４２番目および５２番目のフレームでの距離−
濃度曲線を示すグラフである。 第３図はデジタル血管造影写真から血流量を算出する手
Ｉｒ１（ｉを示すフローチャートである。 第４図は、造影剤が捕捉区間を移動した距離（空間移動
）を求める手順を示すフローチャートである。 第５図は平均流Ｑ３．５ｃｃ／秒の搏動流の場合の、累
積体積−時間曲線を示すグラフである。 第６図は距離−濃度曲線を使って算出した瞬間流量と、
電磁流量：１゛で測定した瞬間流量を比較するグラフで
あり、１パルス周期での平均流量は３．５ｅｅ　／秒で
ある。 第７図は距離−濃度曲線を使って算出した瞬間ａ量と、
電磁流量計で測定した瞬間流量を比較するグラフであり
、１パルス周期での平均流量は６．８ｃｃ　／秒である
。 第８図は距離−濃度曲線を使って算出した平均流量と、
電磁流量計で測定した平均流量を比較するグラフである
。 第９図は算出平均流量に対する画像撮影の類似フレーム
率を示すグラフである。第１０図は算出ピーク流量に対
する画像撮影の類似フレーム率を示すグラフである。 第１１図は算出した平均流量対画像撮影の類似フレーム
率の図表で補間した結果を示すグラフであり、フレーム
率の低いデータを補間して、類似の１５フレ一ム／秒デ
ータとした。 第１２図は算出した平均流量のフレーム間の時間間隔の
結果を示すグラフである。 第１３図は算出した最少流量のフレーム間の時間間隔の
結果を示すグラフである。 第１４図は本発明による逆立込み （ｄｃｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ）処理を示すブローチヤ
ードである。 第１５図は本発明による、ダブルスクエアボックストラ
ッキング法を示すフローチャートである。 第１６図は第１５図のダブルスクエアボックストラッキ
ング法での領域検索手順を示すフローチャートである。 第１７図は更に第１５図の方法の次のトラッキングポイ
ントを定める「第二のスクエアボックス」を示すフロー
チャートである。 第１８図は本発明のシステムの略ブロック図である。 第１９図は体積、面積、距離、速度、時間との基本的な
流量関係を示す図である。 第２０図は血管の選択位置でのポーラスの流れを示す、
時間−濃度曲線である。 第２１Ａ図および第２１Ｂ図は時間−濃度曲線からのＴ
ｐとＭＴＴを使用した、流量測定結果を示すグラフであ
る。 第２２図は搏動流状態の場合に、電磁流量計で測定した
流量を時間の関数として示すグラフであり、１パルス周
期で平均した流量は３．５ｃｃ　／秒である。 第２３図は画像撮影時間中に血管部分に沿った距離（距
離−濃度曲線）と時間（時間−濃度曲線）での血管コン
トラストの変動を示すグラフである。 ２００・・・画像撮影装置、２０５・・・画像保存用メ
モリ、２１０・・・血管の識別装置、２１５・・・欠陥
情報測定装置、２２０・・・血管情報用メモリ、２２５
・・・血管情報の相関装置、２３０・・・距離−濃度曲
線の保存装置、２３５・・・距離−濃度曲線の相関装置
、２４０・・・従来の装置、２４５・・・累積−距離曲
線保存装置、２５０・・・曲線適合装置、２５５・・・
乗算装置、２６０・・・流量の保存装置、２６５・・・
重畳装置、２７０・・・表示装置、２７５・・・モニタ
。

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）ディジタルＸ線画像を用いて瞬間及び平均の血流
   量を自動測定するための方法において、造影剤を対象物
   に注入するに従い該対象物の一連のディジタルＸ線画像
   を収集するステップと、前記収集した画像を保存するス
   テップと、 前記保存ステップの画像中から不透明血管を識別するス
   テップと、 前記識別ステップで識別した血管のパラメータとして血
   管寸法、コントラスト、位置を測定するステップと、 前記測定ステップの別の画像中から前記測定ステップに
   おける同じ血管を識別するステップと、前記測定した血
   管コントラストに基づき前記血管に沿った距離又は体積
   のうちいずれかの関数として血管コントラストを表す濃
   度曲線を得るステップと、 前記造影剤が通過した距離又は体積のうちいずれかを時
   間関数として測定することにより前記画像の異なるもの
   における前記濃度曲線を関連づけるステップと、 前記血管において測定した距離又は体積のうち一方と前
   記血管において測定した血管パラメーターとにおける瞬
   間及び平均流速のうち少なくとも一つと流速とを計算す
   るステップと、 からなることを特徴とする血流量測定方法。
2. （２）ディジタルＸ線画像を用いて瞬間及び平均の血流
   量を自動測定するための装置において、造影剤を対象物
   に注入するに従い該対象物の一連のディジタルＸ線画像
   を収集する手段と、前記収集した画像を保存する手段と
   、 前記保存手段の画像中から、不透明血管を識別する手段
   と、 前記識別手段で識別した血管のパラメータとして血管寸
   法、コントラスト、位置を測定する手段と、 前記測定手段の別の画像中から前記測定手段における同
   じ血管を識別する手段と、 前記測定した血管コントラストに基づき前記血管に沿っ
   た距離又は体積のうちいずれかの関数として血管コント
   ラストを表す濃度曲線を得る手段と、 前記造影剤が通過した距離又は体積のうちいずれかを時
   間関数として測定することにより前記画像の異なるもの
   における前記濃度曲線を関連づける手段と、 前記血管において測定した距離又は体積のうち一方と前
   記血管において測定した血管パラメーターとにおける瞬
   間及び平均流速のうち少なくとも一つと流速とを計算す
   る手段と、 からなることを特徴とする血流量測定装置。