WO2014162931A1 - 医用画像処理装置及びｘ線診断装置 - Google Patents

医用画像処理装置及びｘ線診断装置 Download PDF

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WO2014162931A1
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scale
blood vessel
contrast agent
change
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大石　悟
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株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • A61B6/461—Displaying means of special interest

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a medical image processing apparatus and an X-ray diagnostic apparatus.
  • DSA Digital subtraction angiography
  • X-ray image data is collected as mask image data for generating difference image data before injection of a contrast agent.
  • X-ray contrast (contrast) image data is collected by administering a contrast medium.
  • DSA image data is generated for diagnosis by differential processing between the X-ray contrast image data and the mask image data.
  • an object of the present invention is to provide a medical image processing apparatus and an X-ray diagnostic apparatus that can acquire a blood vessel image that can more clearly identify a blood vessel in which a contrast medium flows into a diseased part.
  • a medical image processing apparatus includes a blood vessel image generation unit and a pixel value scale generation unit.
  • the blood vessel image generation unit acquires a temporal change in the concentration of the contrast agent based on at least the X-ray contrast image data, and calculates a pixel value corresponding to a time when the concentration of the contrast agent is a specific condition according to a gray scale or a color scale. It has blood vessel image data.
  • the pixel value scale generation unit assigns the change of the pixel value for at least one cycle to a period shorter than the period from the initial time to the end time of the temporal change in the concentration of the contrast agent, thereby changing the gray scale or the color scale. create.
  • the medical image processing apparatus includes a blood vessel image generation unit and a pixel value scale generation unit.
  • the blood vessel image generation unit obtains a temporal change in the pixel value corresponding to the blood vessel based on the blood vessel image data collected by the image diagnostic apparatus, and the pixel value corresponding to the blood vessel according to the gray scale or the color scale has a specific condition. Blood vessel image data having pixel values corresponding to a certain time is generated.
  • the pixel value scale generation unit assigns the change in pixel value for at least one cycle to a period shorter than the period from the initial time to the end time of the time change of the pixel value corresponding to the blood vessel, thereby the gray scale or the color Create a scale.
  • An X-ray diagnostic apparatus includes an image acquisition system, a blood vessel image generation unit, and a pixel value scale generation unit.
  • the image acquisition system collects at least X-ray contrast image data from the subject.
  • the blood vessel image generation unit acquires a temporal change in the concentration of the contrast agent based on at least the X-ray contrast image data, and a pixel value corresponding to a time at which the concentration of the contrast agent is a specific condition according to a gray scale or a color scale Is generated.
  • the pixel value scale generation unit assigns the change of the pixel value for at least one cycle to a period shorter than the period from the initial time to the end time of the temporal change in the concentration of the contrast agent, thereby changing the gray scale or the color scale. create.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of an X-ray diagnostic apparatus and a medical image processing apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a color arrangement example of a color scale illustrated in FIG.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating a color arrangement example of the color scale illustrated in FIG.
  • generation part shown in FIG. The flowchart which shows the operation
  • FIG. 1 is a configuration diagram of an X-ray diagnostic apparatus and a medical image processing apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the X-ray diagnostic apparatus 1 includes an imaging system 2, a control system 3, a data processing system 4, and a console 5.
  • the imaging system 2 includes an X-ray tube 6, an X-ray detector 7, a C-type arm 8, a base 9 and a bed 10.
  • the data processing system 4 includes an A / D (analog to digital) converter 11, a medical image processing device 12, a D / A (digital to analog) converter 13, and a display device 14.
  • the A / D converter 11 may be integrated with the X-ray detector 7 in some cases.
  • the X-ray tube 6 and the X-ray detector 7 are fixed to both ends of the C-type arm 8 so as to face each other with the bed 10 interposed therebetween.
  • the C-type arm 8 is held by a base 9.
  • the base 9 includes a motor 9A and a rotation mechanism 9B. By driving the motor 9A and the rotation mechanism 9B, the X-ray tube 6 and the X-ray detector 7 are rotated at high speed like a propeller to a desired position together with the C-type arm 8. Can be made.
  • a flat detector FPD: flat panel detector
  • an image intensifier television I.I.-TV: image intensifier TV
  • the output side of the X-ray detector 7 is connected to the A / D converter 11 of the data processing system 4.
  • the control system 3 is a device that drives and controls the imaging system 2 by outputting a control signal to each component constituting the imaging system 2.
  • the control system 3 is connected to a console 5 as an input device, and instruction information such as imaging conditions to the control system 3 can be input from the console 5.
  • the imaging system 2 sequentially emits X-rays at different angles from the rotatable X-ray tube 6 to the subject O set on the bed 10 under the control of the control system 3 from a plurality of directions.
  • X-rays that have passed through the subject O are sequentially collected by the X-ray detector 7 as X-ray projection data.
  • the X-ray projection data collected by the X-ray detector 7 is output to the A / D converter 11 as X-ray image data.
  • a contrast agent injection device 15 for injecting a contrast agent into the subject O is provided in the vicinity of the subject O set on the bed 10. Then, X-ray contrast imaging of the subject O can be performed by injecting the contrast agent into the subject O from the contrast agent injection device 15.
  • the contrast medium injection device 15 can also be controlled by the control system 3.
  • the input side of the medical image processing apparatus 12 is connected to the output side of the A / D converter 11. Further, a display device 14 is connected to the output side of the medical image processing device 12 via a D / A converter 13. The medical image processing apparatus 12 is connected to the console 5. The medical image processing apparatus 12 can input instruction information necessary for data processing by operating the console 5.
  • a similar medical image processing apparatus is connected to the X-ray diagnostic apparatus 1 as a separate system via a network. May be.
  • the medical image processing apparatus 12 includes an image memory 16, a subtraction unit 17, a filtering unit 18, an affine transformation unit 19, a gradation transformation unit 20, and a parametric image generation unit 21.
  • the parametric image generation unit 21 further includes a time phase identification unit 22, a color coding unit 23, and a color scale adjustment unit 24.
  • the medical image processing apparatus 12 having such a function can be constructed by causing a computer to read a medical image processing program. However, a circuit may be used to configure the medical image processing apparatus 12.
  • the image memory 16 is a storage device for storing X-ray image data collected by the imaging system 2. Therefore, if non-contrast X-ray imaging is performed, non-contrast X-ray image data is stored in the image memory 16, and if contrast medium is injected into the subject O and X-ray imaging is performed, X-ray contrast image data is obtained. It is stored in the image memory 16.
  • the subtraction unit 17 generates time-series DSA image data in which contrast blood vessels are rendered by a difference (subtraction) process between non-contrast X-ray image data read from the image memory 16 and time-series X-ray contrast image data Has the function of
  • the filtering unit 18 has a function of executing desired filter processing such as a high-frequency emphasis filter, a low-pass filter, and a smoothing filter on arbitrary data.
  • the affine transformation unit 19 has a function of executing affine transformation processing such as enlargement, reduction, rotational movement, and parallel movement of X-ray image data in accordance with instruction information input from the console 5.
  • the gradation conversion unit 20 has a function of performing gradation conversion of X-ray image data with reference to a LUT (Look Up Table).
  • the parametric image generation unit 21 has a function of acquiring a temporal change in the concentration of the contrast agent based on time-series DSA image data or X-ray contrast image data, and a pixel corresponding to a time when the concentration of the contrast agent is a specific condition It has a function of generating parametric image data having a value as blood vessel image data.
  • the time phase specifying unit 22 has a function of specifying a time phase in which the concentration of the contrast medium is a specific condition, based on a profile representing a temporal change in the concentration of the contrast medium.
  • the color coding unit 23 has a function of assigning a color corresponding to the time phase specified by the time phase specifying unit 22.
  • the color scale adjustment unit 24 has a function of determining a color scale used for color coding in the color coding unit 23.
  • the specific conditions for assigning the color include the concentration of the contrast agent corresponding to the time when the contrast agent flows into or reaches the target blood vessel, and conversely, the concentration of the contrast agent corresponding to the time when the contrast agent flows out of the target blood vessel.
  • the time required for the specific condition can be a time when the concentration of the contrast agent is a maximum value, a predetermined ratio of the maximum value, or a threshold value.
  • FIG. 2 is a diagram showing a method for identifying the inflow time or the arrival time of the contrast medium into the blood vessel based on the concentration profile of the contrast medium.
  • the horizontal axis indicates the time phase direction
  • the vertical axis indicates the intensity of the DSA image data representing the concentration of the contrast agent or the image signal of the contrast image data.
  • a typical density change profile is a curve in which the value gradually increases as the contrast agent flows in, and gradually decreases as the contrast agent flows out. Therefore, if the threshold TH for detecting the rise of the curve is set with respect to the value of the concentration change profile, the flow of the contrast agent into the blood vessel of interest starts as the time phase Tth when the concentration of the contrast agent reaches the threshold TH It becomes possible to identify the time phase.
  • the contrast agent inflow start phase may be erroneously identified. Therefore, a predetermined ratio in the range of 5% to 10% of the maximum value of the contrast agent concentration profile may be used as the threshold value so that the influence of noise is suppressed.
  • a time phase contrast agent has reached the blood vessel, the Phase T max / 2 when the concentration of the contrast medium as shown in FIG. 2 reaches 50% of the phase Tmax and the maximum value MAX when the maximum value MAX You may make it detect from a density
  • concentration profile concentration profile.
  • the temporal change in the concentration of the contrast agent may be obtained for pixels representing a plurality of pixels by moving average processing. That is, it is possible to reduce the matrix size of the image data that is a target for which the concentration change of the contrast agent is to be obtained, along with the smoothing process. Further, the contrast agent concentration change may be obtained based on image data from which noise has been removed by low-pass filter processing. This can also be referred to as moving average processing and low-pass filter processing for the contrast profile of the contrast agent in the spatial direction.
  • the moving averaging process and the low-pass filter process can be executed not only in the spatial direction but also in the time direction.
  • the process is executed on the contrast agent concentration profile in the time direction.
  • parametric image data can be generated based on the temporal change in the concentration of the contrast agent after the moving average process in at least one of the time direction and the spatial direction. Also, parametric image data can be generated based on the temporal change in the concentration of the contrast agent after the low-pass filter processing in at least one of the time direction and the spatial direction. This makes it possible to generate smooth parametric image data from which noise has been removed.
  • the parametric image data can be generated based on the temporal change of the contrast agent concentration having a data interval shorter than the sampling interval of the contrast agent concentration corresponding to the imaging interval of the X-ray contrast image data.
  • the temporal change in the concentration of the contrast agent having a data interval shorter than the sampling interval of the contrast agent concentration can be obtained by an arbitrary process such as an interpolation process, a curve fitting process using a specific function, or a centroid calculation process. . This makes it possible to identify the arrival time of the contrast medium at each pixel with higher accuracy. In particular, it is more effective when performing at least one of moving average processing and low-pass filter processing.
  • FIG. 3 is a diagram showing a first example of the color scale assigned to the time phase corresponding to the maximum value of the contrast profile of the contrast agent.
  • the arrival phase Tmax (xi, yj) of the contrast agent specified based on the profile and the maximum value MAX of the density profile is shown.
  • the contrast medium arrives relatively early at a position close to the injection position of the contrast medium. Accordingly, the specified time phase is also a relatively early time phase. On the other hand, at the position away from the contrast agent injection position, the arrival time of the contrast agent is relatively delayed. Therefore, the specified time phase is also a relatively slow time phase.
  • FIG. 3 (B) shows an example of a color scale assigned to the specified time phase as shown in FIG. 3 (A).
  • a color scale can be created by assigning a change in pixel value for a period.
  • a color scale can be created by assigning a continuous change in hue for one cycle to a period Tall from the initial time to the end time of the temporal change in contrast agent concentration.
  • a two-dimensional time phase map representing the arrival time phase of the contrast agent can be color-coded. Then, it is possible to generate parametric image data in which blood vessels are depicted in different colors according to the arrival phase of the contrast agent.
  • FIG. 3 (C) shows a color scale by assigning a continuous change in hue for one period as a change in pixel value multiple times in a period Tall from the initial time to the end time of the contrast agent concentration change over time.
  • the created example is shown. That is, it is possible to create a color scale in which a continuous change in hue is periodically repeated.
  • FIG. 3C shows an example in which a color scale is created by assigning a change in pixel value for one cycle a plurality of times. However, the change in pixel value as a whole is a pixel for one cycle. A color scale that does not become an integral multiple of the change in value may be created.
  • the color scale as shown in FIG. 3C designates the pixel value corresponding to the initial time phase of the density profile by the operation of the console 5, the period Tscale of change of the pixel value, and the initial pixel value within the period Tscale. Can be created. As a result, a color scale can be created in which the change in pixel value for one cycle is repeated at the designated initial pixel value and the designated cycle Tscale. Then, a color arrangement as shown in FIG. 3B can be performed within the same period Tscale. Specifically, it is possible to create a color scale in which the hue that exhibits the maximum value within one period Tscale changes between red, green, and blue.
  • FIG. 4 is a diagram showing an example of a color arrangement of the color scale shown in FIG.
  • three orthogonal axes indicate the R value, G value, and B value, respectively.
  • the R value and G value corresponding to each time phase within the period Tscale along the sides of the color triangle having the maximum value of R value, the maximum value of G value, and the maximum value of B value as vertices as shown in FIG. And B value can be determined. That is, when the relative time is zero and Tscale, both the G value and the B value are zero and the R value is the maximum value. When the relative time is Tscale / 3, both the R value and the B value are zero and the G value is the maximum. When the value and the relative time are 2Tscale / 3, the color arrangement can be performed so that both the R value and the G value are zero and the B value is the maximum value.
  • parametric image data in which the color changes from red to blue via green and then returns to red as the time phase becomes slower can be generated.
  • it can assign to a time phase so that R value, G value, and B value may change linearly, for example.
  • the R value, the G value, and the B value can be assigned to the time phase so that the angle of the line segment connecting the center of the color triangle and the point on the side changes linearly.
  • FIG. 5 is a diagram showing a second example of the color scale assigned to the time phase corresponding to the maximum value of the contrast profile of the contrast agent.
  • FIG. 5 (B) a color scale as shown in FIG. 5 (B) in which a change in color pixel value is assigned to a period Tall from the initial time to the end time of the contrast agent concentration with time is shown in FIG. 5 (C). Can be changed.
  • the color scale shown in FIG. 5C is created by assigning a continuous change in hue for one period as a change in pixel value in a specified period.
  • the period for assigning the change in pixel value can be determined by designating the start time phase T1 and the end time phase T2.
  • the start time phase T1 and the end time phase T2 can be specified by selecting from time-series X-ray contrast images or DSA images.
  • color change by assigning a change in pixel value longer than one cycle, such as a change in pixel value for a plurality of cycles as shown in FIG. 3C, to a specified period as shown in FIG. 5C.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of a color scheme of the color scale shown in FIG.
  • three orthogonal axes indicate the R value, G value, and B value, respectively.
  • the R value, G value, and B value corresponding to each time phase within the period specified along the sides of the color triangle can be determined. That is, as illustrated in FIG. 4, in the start time phase T1, both the G value and the B value are zero and the R value is the maximum value, and in the intermediate time phase between the start time phase T1 and the end time phase T2, Coloring can be performed such that both the value and the B value are zero and the G value is the maximum value, and in the end phase T2, the R value and the G value are both zero and the B value is the maximum value.
  • a color scale in which the hue that exhibits the maximum value between the start time phase T1 and the end time phase T2 changes among red, green, and blue can be created. In other words, it is possible to create a color scale that changes from red to green through blue within a specified period.
  • a pixel value different from the change of the pixel value in the designated period can be assigned to a period other than the designated period.
  • the hue can be changed within and outside a specified period.
  • the transmittance can be assigned to a period other than the designated period.
  • the color scale is changed so that the transparency changes from the maximum value to zero in the time phase before the start time phase T1, and the transparency changes from zero to the maximum value in the time phase after the end time phase T2.
  • the transmittance can be changed within a predetermined range in the time phase outside the designated period. In this case, the color values such as the R value and the B value may not be changed outside the designated period.
  • At least one of the pixel value including the R value, the G value, and the B value and the transparency can be changed within the designated period.
  • the color scale after the change as shown in FIG. 3 (C) and FIG. 5 (C) can be dynamically changed.
  • a plurality of color scales can be created by changing at least one of the phase and period of the change in the pixel value of the color scale as shown in FIG. 3C or FIG.
  • Changing the phase of the change in the pixel value corresponds to shifting the color scale in the time phase direction.
  • changing the change period of the pixel value corresponds to expanding or contracting the color scale in the time phase direction.
  • FIG. 7 is a diagram showing an example of a plurality of color scales created to dynamically change the color scale shown in FIG. 3C
  • FIG. 8 shows the color scale shown in FIG. It is a figure which shows an example of the several color scale produced in order to change dynamically.
  • a plurality of color scales may be created by shifting the color scale in the pixel value changing direction.
  • a plurality of color scales may be created by shifting the color scale shown in 5 (C) in the change direction of the pixel value.
  • a plurality of frames of parametric image data corresponding to the plurality of color scales are generated.
  • the generated plurality of frames of parametric image data can be displayed as a moving image in the color scale direction.
  • Parametric image data can be generated as a moving image to which changes are assigned.
  • a plurality of color scales may be created by changing not only the phase of pixel value change but also the cycle of pixel value change.
  • blood vessel image data can be generated as a moving image in accordance with a plurality of color scales created by changing at least one of the phase and period of change in pixel values for at least one period.
  • parametric image data as blood vessel image data is displayed as a moving image, it is possible to display a moving image in which blood and contrast medium displayed in color flow.
  • parametric image data can be generated as a moving image having a frame interval different from the frame interval of the X-ray contrast image data using a plurality of color scales.
  • the frame interval for switching the color scale to a different color scale can be set to a desired interval suitable for diagnosis regardless of the frame interval of the X-ray contrast image data. Therefore, the moving speed of the collar for making the blood appear to flow can be set to a desired speed.
  • the color corresponding to each time phase can be changed with time. In this case, even in the same time phase, the color changes between red, green and blue.
  • the colors of the start time phase T1 and the end time phase T2 can be gradually changed to white, or the transmittance can be changed.
  • Color values including R value, G value, and B value can be changed to values other than the maximum value. That is, when parametric image data is generated using the above-described color scale, the luminance value of a pixel whose contrast agent concentration profile value has not become zero by the low-pass filter process or the like becomes the maximum. That is, depending on the concentration of the contrast medium, the luminance value is maximized for the pixel that the contrast medium has reached.
  • the luminance value of the parametric image data can be changed so that the concentration of the contrast agent can be grasped.
  • parametric image data having a luminance value corresponding to the concentration of the contrast agent when the concentration of the contrast agent becomes a specific condition such as a maximum value can be generated as blood vessel image data.
  • the coefficient k is set to a value between zero and 1 corresponding to the concentration of the contrast agent.
  • the coefficient k can be determined by, for example, Expression (2).
  • k P (x, y) / P 0 (2)
  • P (x, y) is the maximum value of the contrast agent concentration profile at the position (x, y) acquired as the image signal value of the X-ray contrast image data or DSA image data.
  • P 0 is a constant.
  • the coefficient k becomes a value proportional to the value P (x, y) of the contrast profile of the contrast agent. Accordingly, the luminance values (R, G, B) of the parametric image data can also be set to luminance values proportional to the contrast agent concentration profile value P (x, y). In addition, it is possible to sufficiently reduce the luminance value of a pixel having a contrast agent concentration at a noise level or a pixel in which noise actually occurs.
  • the constant P 0 can be the maximum value in the spatial direction of the concentration profile value P (x, y) of the contrast agent or an arbitrary value determined empirically. However, if the constant P 0 is set to a value smaller than the maximum value of the contrast agent concentration profile value P (x, y), the coefficient k may be larger than 1 by the calculation of the equation (2). is there. In such a case, the coefficient k may be set to 1.
  • the parametric image data generated by the parametric image generation unit 21 can be displayed on the display device 14 in the same manner as the X-ray contrast image data and the DSA image data. Moreover, parametric image data can be preserve
  • FIG. 9 is a diagram showing an example of a parametric image generated by the parametric image generation unit 21 shown in FIG.
  • the parametric image is a color image of the blood vessel into which the contrast medium has been injected, and the brightness value is zero in an area where no contrast medium is present.
  • the blood vessel is depicted as a region where the color changes according to the arrival time of the contrast agent. For this reason, it is possible to observe how the blood flows together with the contrast agent depending on the color.
  • a function as a collection system is provided.
  • the time phase specifying unit 22 and the color coding unit 23 of the parametric image generating unit 21 cooperate to acquire a temporal change in the concentration of the contrast agent based on at least the X-ray contrast image data, and according to the color scale, It functions as a blood vessel image generation unit that generates blood vessel image data having a pixel value corresponding to a time when the density is a specific condition.
  • the color scale adjustment unit 24 of the parametric image generation unit 21 assigns a change in the pixel value for at least one period to a period shorter than the period from the initial time to the end time of the contrast agent concentration change over time. It functions as a pixel value scale generator for creating
  • the X-ray diagnostic apparatus 1 and the medical image processing apparatus 12 have the same functions as an image acquisition system, a blood vessel image generation unit, and a pixel value scale generation unit, the X-ray diagnostic apparatus 1 and the medical use may be provided depending on other components.
  • the image processing device 12 can be configured.
  • the medical image processing apparatus 12 can be configured by causing a computer to read a medical image processing program that causes the computer to function as a blood vessel image generation unit and a pixel value scale generation unit.
  • the medical image processing program can be recorded on an information recording medium and distributed as a program product so that a general-purpose computer can be used as the medical image processing apparatus 12.
  • FIG. 10 is a flowchart showing the operation of the X-ray diagnostic apparatus 1 shown in FIG. 1 and the processing in the medical image processing apparatus 12.
  • step S1 non-contrast X-ray image data is collected. Specifically, the imaging system 2 moves to a predetermined position under the control of the control system 3, and X-rays are emitted from the X-ray tube 6 toward the subject O set on the bed 10. X-rays transmitted through the subject O are collected as X-ray projection data by the X-ray detector 7. The X-ray projection data collected by the X-ray detector 7 is output to the medical image processing device 12 through the A / D converter 11 as X-ray image data.
  • X-ray image data may be collected for one frame or a plurality of frames. If multiple frames of X-ray image data are collected and the filtering unit 18 adds and averages the plurality of frames of X-ray image data, one frame of non-contrast X-ray image data with reduced noise can be generated. The non-contrast X-ray image data acquired in this way is stored in the image memory 16.
  • step S2 X-ray contrast image data is continuously collected.
  • the contrast medium injection device 15 operates under the control of the control system 3 and the contrast medium is injected into the subject O. Then, when a preset time has elapsed from the start of the injection of contrast medium, imaging of X-ray contrast image data is started. Then, X-ray contrast image data is continuously captured in a predetermined period. As a result, time-series X-ray contrast image data is sequentially stored in the image memory 16.
  • the flow of collecting X-ray contrast image data is the same as the flow of collecting non-contrast X-ray image data.
  • step S 3 DSA image data is generated by the subtraction unit 17.
  • time-series DSA image data is sequentially generated by executing subtraction processing of time-series X-ray contrast image data using non-contrast X-ray image data as mask image data.
  • the generated time-series DSA image data is sequentially stored in the image memory 16.
  • the display device 14 can display a time-series X-ray contrast image or DSA image in real time as a live image. Furthermore, a time-series X-ray contrast image or DSA image can be displayed on the display device 14 after X-ray imaging. When a DSA image is displayed afterwards, DSA image data can be generated by subtraction processing only for a time phase period designated by the operation of the console 5.
  • step S4 the temporal change of the contrast agent concentration is acquired by the time phase specifying unit 22. Specifically, time-series X-ray contrast image data or DSA image data in the time phase period designated by the operation of the console 5 is taken into the time phase specifying unit 22. Then, the time phase specifying unit 22 generates a density profile indicating temporal changes in the density of the contrast agent as shown in FIG. 3A or 5A for each pixel position.
  • the filtering unit 18 can execute one or both of the low-pass filter processing and the moving average processing in one or both of the spatial direction and the temporal direction. Thereby, a smooth contrast agent concentration profile with reduced noise can be generated.
  • the time phase specifying unit 22 can also generate a contrast agent concentration profile having a data interval shorter than the sampling interval by interpolation processing, calculation of the center of gravity, or curve fitting.
  • step S5 the time phase specifying unit 22 identifies the arrival time phase of the contrast medium for each pixel position based on the contrast profile of the contrast medium.
  • the arrival phase of the contrast agent can be identified for each pixel position by data processing such as peak detection processing or threshold processing for the contrast agent concentration profile.
  • time phase is specified by data processing such as peak detection processing and threshold processing, interpolation processing, center of gravity calculation, or continuous density profile acquisition by curve fitting is executed only for the period near the specified time phase. You may make it do. In that case, the arrival time phase of the true contrast agent is detected again by data processing such as peak detection processing and threshold processing on the acquired continuous density profile.
  • a color scale for color-coding the two-dimensional map of the arrival time phase of the contrast agent obtained by the time phase specifying unit 22 is created in the color scale adjusting unit 24.
  • the color scale adjustment unit 24 is not limited to a general color scale in which the hue continuously changes from the initial time phase to the final time phase at a constant change rate as shown in FIGS. 3 (B) and 5 (B). As shown in FIGS. 3C and 5C, a color scale in which the change rate of the hue of the normal color scale is increased can be created.
  • a cycle Tscale in which the hue changes is specified by operating the console 5, and the hue within one cycle Tscale is specified.
  • a color scale can be created by changing. Alternatively, these necessary conditions may be set in advance as default values. Further, the hue at the start time phase within one cycle Tscale can be arbitrarily designated. Furthermore, when the hue in the initial time phase of the concentration change of the contrast agent is not started from the hue of the start time phase within one cycle Tscale, it is necessary to specify the hue corresponding to the initial time phase.
  • a color scale when creating a color scale having a continuous change in hue different from that outside the specified time phase period within the specified time phase period, A color scale can be created by designating the start time phase T1 and the end time phase T2 to which a specific change is assigned by operating the console 5.
  • the start time phase T1 and the end time phase T2 can be specified by displaying a time-series X-ray contrast image or DSA image on the display device 14 and selecting the image by operating the console 5.
  • step S 7 color coding of the two-dimensional map of the arrival phase of the contrast agent based on the color scale created by the color scale adjustment unit 24 is executed in the color coding unit 23. That is, according to the color scale, R value, G value, and B value corresponding to the arrival time phase of the contrast agent are assigned to each pixel as a pixel value. Thereby, parametric image data is generated.
  • pixels having a relatively high contrast agent concentration in the contrast agent arrival time phase have relatively high luminance values, and conversely, pixels having a relatively small contrast agent concentration in the contrast agent arrival time phase. Can generate parametric image data having a relatively small luminance value.
  • the parametric image generated in this way can be displayed on the display device 14.
  • a parametric image can also be displayed as a moving image by shifting or expanding / contracting the color scale in the time phase direction. For this reason, the user can confirm the several blood vessel into which a contrast agent flows by observing a parametric image.
  • a change in the hue of the color scale is assigned to a time period that is short, a plurality of blood vessels that are close to the arrival time of the contrast agent can be easily distinguished by the difference in color.
  • the X-ray diagnostic apparatus 1 and the medical image processing apparatus 12 described above perform color coding of a color blood flow image data by color-coding a specific time phase such as the arrival time phase of a contrast medium with a color scale corresponding to the time phase. And the time phase discrimination ability by color is improved by reducing the continuous change of hue on the color scale in the time phase direction.
  • the period of the hue change in the color scale can be set short according to the time difference to be identified.
  • blood vessel image data may be generated using a gray scale. That is, blood vessel image data having pixel values corresponding to the time when the concentration of the contrast agent is a specific condition according to the gray scale or the color scale can be generated. Further, a gray scale or a color scale can be created by assigning a change in pixel value to a period shorter than the period from the initial time to the end time of the temporal change in the concentration of the contrast agent.
  • a luminance value is used instead of a hue change as a pixel value change in a period shorter than the period from the initial time to the end time of the contrast agent concentration temporal change. Of continuous changes. Even in that case, the luminance value can be made a value corresponding to the concentration of the contrast agent by multiplying the luminance value by a coefficient k corresponding to the concentration of the contrast agent.
  • a continuous change in luminance value can also be assigned as a change in pixel value, as well as a continuous change in hue as described above.
  • the luminance value can be made a value corresponding to the concentration of the contrast agent by multiplying the luminance value by a coefficient k corresponding to the concentration of the contrast agent.
  • the change in the pixel value assigned to the period shorter than the period from the initial time to the end time of the concentration change of the contrast agent is represented by the continuous change of the hue and the continuous change of the luminance value of the color. Or it can be a continuous change in the gray luminance value.
  • the X-ray diagnostic apparatus 1 in which the X-ray tube 6 and the X-ray detector 7 are fixed to both ends of the C-type arm 8 is illustrated, but the same applies to X-ray diagnostic apparatuses having other structures.
  • Parametric image data can be generated.
  • Examples of X-ray diagnostic apparatuses having other structures include an X-ray diagnostic apparatus having a plurality of arms and a moving mechanism for moving an arbitrary arm along an axis in an arbitrary direction such as an arc axis or a linear axis.
  • the first arm that holds the X-ray tube 6 and the second arm that holds the X-ray detector 7 are used. It is practical to provide drive mechanisms such as an expansion / contraction mechanism, a rotation mechanism, a joint mechanism, and a link mechanism.
  • the parametric image is blood vessel image data having pixel values corresponding to the time when the concentration of the contrast agent is a specific condition based on the X-ray contrast image data captured by the X-ray diagnostic apparatus 1.
  • parametric image data can also be generated based on blood vessel image data collected by another image diagnostic apparatus (modality).
  • magnetic resonance imaging Magnetic Resonance Imaging
  • MRA magnetic resonance angiography
  • non-contrast MRA image data blood flow dynamics information can be obtained as a temporal change in contrast agent concentration.
  • a spin labeling pulse such as an ASL (Arterial spin labeling) pulse or an imaging method such as the time of flight (TOF) method
  • TOF time of flight
  • blood flow dynamics information can be obtained as a temporal change in contrast agent concentration. Also, blood flow dynamics information can be obtained as a change in the concentration of the contrast agent over time by executing an ultrasound contrast scan using an ultrasound diagnostic apparatus.
  • the blood flow appears as a time change of the pixel value corresponding to the blood vessel.
  • the temporal change in pixel values corresponding to blood vessels is calculated based on the blood vessel image data collected by the image diagnostic apparatus.
  • the medical image processing apparatus is provided with a blood vessel image generation unit that acquires and generates blood vessel image data having a pixel value corresponding to a time when the pixel value corresponding to the blood vessel becomes a specific condition according to the gray scale or the color scale.
  • pixel value scale generation for creating a gray scale or a color scale by assigning a change in pixel value for at least one cycle to a period shorter than the period from the initial time to the end time of the time change of the pixel value corresponding to the blood vessel Is provided in the medical image processing apparatus.

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Abstract

　実施形態に係る医用画像処理装置は、血管画像生成部と画素値スケール生成部を備える。血管画像生成部は、少なくともＸ線造影画像データに基づいて造影剤の濃度の時間変化を取得し、グレースケール又はカラースケールに従って前記造影剤の濃度が特定の条件となる時間に対応する画素値を有する血管画像データを生成する。画素値スケール生成部は、前記造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に少なくとも１周期分の画素値の変化を割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成する。

Description

医用画像処理装置及びＸ線診断装置
　本発明の実施形態は、医用画像処理装置及びＸ線診断装置に関する。
　Ｘ線診断装置における血管撮像法の１つとしてディジタルサブトラクションアンギオグラフィ(DSA: Digital Subtraction Angiography)が知られている。DSAは、被検体への造影剤注入前後におけるＸ線画像データの差分(subtraction)画像データを診断用に収集する技術である。すなわち、造影剤の注入前においてＸ線画像データが差分画像データを生成するためのマスク(mask)画像データとして収集される。一方、造影剤を投与することによってＸ線造影(contrast)画像データが収集される。そして、Ｘ線造影画像データとマスク画像データとの間における差分処理によってDSA画像データが診断用に生成される。
　このようなDSA画像データを生成すれば、血管の観察に不要な陰影が除去された画像データを取得することができる。すなわち、造影剤によって染影された血管が選択的に描出された診断画像データを得ることができる。このため、血管の診断に有用な画像を表示させることができる。
米国特許第８０５０４７４号明細書
　Ｘ線診断装置により収集される血管画像として代表的なDSA画像を収集しても、脳動静脈奇形(Cerebral arteriovenous malformation)や硬膜動静脈瘻(Dural arteriovenous fistula)等の診断を行う場合には、診断に有用な血管画像が収集されない場合がある。具体的には、造影剤が疾患部に流入する血管の特定や血管の区別が困難となる場合が多い。
　そこで、本発明は、造影剤が疾患部に流入する血管を、より明瞭に識別することが可能な血管画像を取得できる医用画像処理装置及びＸ線診断装置を提供することを目的とする。
　本発明の実施形態に係る医用画像処理装置は、血管画像生成部と画素値スケール生成部を備える。血管画像生成部は、少なくともＸ線造影画像データに基づいて造影剤の濃度の時間変化を取得し、グレースケール又はカラースケールに従って前記造影剤の濃度が特定の条件となる時間に対応する画素値を有する血管画像データを生成する。画素値スケール生成部は、前記造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に少なくとも１周期分の画素値の変化を割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成する。
　また、本発明の実施形態に係る医用画像処理装置は、血管画像生成部と画素値スケール生成部を備える。血管画像生成部は、画像診断装置で収集された血管画像データに基づいて血管に対応する画素値の時間変化を取得し、グレースケール又はカラースケールに従って前記血管に対応する画素値が特定の条件となる時間に対応する画素値を有する血管画像データを生成する。画素値スケール生成部は、前記血管に対応する画素値の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に少なくとも１周期分の画素値の変化を割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成する。
　また、本発明の実施形態に係るＸ線診断装置は、画像収集系、血管画像生成部及び画素値スケール生成部を備える。画像収集系は、被検体から少なくともＸ線造影画像データを収集する。血管画像生成部は、少なくとも前記Ｘ線造影画像データに基づいて造影剤の濃度の時間変化を取得し、グレースケール又はカラースケールに従って前記造影剤の濃度が特定の条件となる時間に対応する画素値を有する血管画像データを生成する。画素値スケール生成部は、前記造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に少なくとも１周期分の画素値の変化を割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成する。
本発明の実施形態に係るＸ線診断装置及び医用画像処理装置の構成図。 造影剤の濃度プロファイルに基づいて血管への造影剤の流入時刻又は到達時刻を同定する方法を示す図。 造影剤の濃度プロファイルの最大値に対応する時相に割り当てられるカラースケールの第１の例を示す図。 図３(C)に示すカラースケールの配色例を示す図。 造影剤の濃度プロファイルの最大値に対応する時相に割り当てられるカラースケールの第２の例を示す図。 図５(C)に示すカラースケールの配色例を示す図。 図３(C)に示すカラースケールを動的に変化させるために作成される複数のカラースケールの一例を示す図。 図５(C)に示すカラースケールを動的に変化させるために作成される複数のカラースケールの一例を示す図。 図１に示すパラメトリック画像生成部において生成されるパラメトリック画像の例を示す図。 図１に示すＸ線診断装置の動作及び医用画像処理装置における処理を示すフローチャート。
実施形態
　本発明の実施形態に係る医用画像処理装置及びＸ線診断装置について添付図面を参照して説明する。
　図１は本発明の実施形態に係るＸ線診断装置及び医用画像処理装置の構成図である。
　Ｘ線診断装置１は、撮影系２、制御系３、データ処理系４及びコンソール５を備えている。撮影系２は、Ｘ線管６、Ｘ線検出器７、Ｃ型アーム８、土台９及び寝台１０を有する。また、データ処理系４は、A/D (analog to digital)変換器１１、医用画像処理装置１２、D/A (digital to analog)変換器１３及び表示装置１４を有する。尚、A/D変換器１１は、Ｘ線検出器７と一体化される場合もある。
　Ｘ線管６及びＸ線検出器７は、寝台１０を挟んで対向配置するようにＣ型アーム８の両端に固定される。Ｃ型アーム８は、土台９によって保持される。土台９は、モータ９Ａ及び回転機構９Ｂを備え、モータ９Ａ及び回転機構９Ｂの駆動により、Ｃ型アーム８とともにＸ線管６及びＸ線検出器７を所望の位置にプロペラのように高速に回転させることができる。
　Ｘ線検出器７としては、平面検出器(FPD: flat panel detector)やイメージインテンシファイアテレビ(I.I.-TV: image intensifier TV)を用いることができる。また、Ｘ線検出器７の出力側は、データ処理系４のA/D変換器１１と接続される。
　制御系３は、撮影系２を構成する各構成要素に制御信号を出力することによって撮影系２を駆動制御する装置である。制御系３は入力装置としてのコンソール５と接続され、制御系３への撮像条件等の指示情報は、コンソール５から入力することができる。
　そして、撮影系２は、制御系３による制御下において回転可能なＸ線管６から寝台１０にセットされた被検体Ｏに向けて互いに異なる角度でＸ線を順次曝射し、複数の方向から被検体Ｏを透過したＸ線をＸ線検出器７によりＸ線投影データとして順次収集できるように構成される。Ｘ線検出器７により収集されたＸ線投影データは、Ｘ線画像データとしてA/D変換器１１に出力される。
　また、寝台１０にセットされた被検体Ｏの近傍には、被検体Ｏに造影剤を注入するための造影剤注入装置１５が設けられる。そして、造影剤注入装置１５から被検体Ｏに造影剤を注入することによって、被検体ＯのＸ線造影撮影を行うことができる。造影剤注入装置１５についても、制御系３により制御することができる。
　次に医用画像処理装置１２の構成及び機能について説明する。
　医用画像処理装置１２の入力側には、A/D変換器１１の出力側に接続される。また、医用画像処理装置１２の出力側には、D/A変換器１３を介して表示装置１４が接続される。また、医用画像処理装置１２は、コンソール５と接続される。そして、医用画像処理装置１２には、コンソール５の操作によってデータ処理に必要な指示情報を入力することができる。
　尚、図１に例示されるようなＸ線診断装置１に内蔵された医用画像処理装置１２とは別に、独立したシステムとして同様な医用画像処理装置をネットワークを介してＸ線診断装置１と接続してもよい。
　医用画像処理装置１２は、画像メモリ１６、サブトラクション部１７、フィルタリング部１８、アフィン変換部１９、階調変換部２０及びパラメトリック画像生成部２１を有する。パラメトリック画像生成部２１は、更に、時相特定部２２、カラーコーディング部２３及びカラースケール調整部２４を有する。
　このような機能を有する医用画像処理装置１２は、コンピュータに医用画像処理プログラムを読込ませることによって構築することができる。但し、医用画像処理装置１２を構成するために回路を用いてもよい。
　画像メモリ１６は、撮影系２によって収集されたＸ線画像データを保存するための記憶装置である。従って、非造影でＸ線撮影を行えば、非造影のＸ線画像データが画像メモリ１６に保存され、造影剤を被検体Ｏに注入してＸ線撮影を行えば、Ｘ線造影画像データが画像メモリ１６に保存される。
　サブトラクション部１７は、画像メモリ１６から読み込んだ非造影のＸ線画像データと、時系列のＸ線造影画像データとの差分（サブトラクション）処理によって造影血管が描出された時系列のDSA画像データを生成する機能を有する。
　フィルタリング部１８は、高周波強調フィルタ、ローパスフィルタ及び平滑化フィルタ等の所望のフィルタ処理を任意のデータに対して実行する機能を有する。
　アフィン変換部１９は、コンソール５から入力される指示情報に従ってＸ線画像データの拡大、縮小、回転移動及び平行移動等のアフィン変換処理を実行する機能を有する。
　階調変換部２０は、LUT（Look Up Table）を参照して、Ｘ線画像データの階調変換を行う機能を有する。
　パラメトリック画像生成部２１は、時系列のDSA画像データ又はＸ線造影画像データに基づいて造影剤の濃度の時間変化を取得する機能と、造影剤の濃度が特定の条件となる時間に対応する画素値を有するパラメトリック画像データを血管画像データとして生成する機能を有する。
　そのために、時相特定部２２は、造影剤の濃度の時間変化を表すプロファイルに基づいて、造影剤の濃度が特定の条件となる時相を特定する機能を有している。また、カラーコーディング部２３は、時相特定部２２により特定された時相に対応するカラーを割り当てる機能を有している。カラースケール調整部２４は、カラーコーディング部２３におけるカラーコーディングに用いられるカラースケールを決定する機能を有する。
　カラーを割り当てるための特定の条件は、着目する血管に造影剤が流入又は到達した時点に対応する造影剤の濃度や逆に着目する血管から造影剤が流出した時点に対応する造影剤の濃度など、診断目的に応じて決定することができる。例えば、特定の条件となる時間は、造影剤の濃度が最大値、最大値の所定の割合又は閾値となる時間とすることができる。
　図２は、造影剤の濃度プロファイルに基づいて血管への造影剤の流入時刻又は到達時刻を同定する方法を示す図である。
　図２において横軸は、時相方向を示し、縦軸は、造影剤の濃度を表すDSA画像データ又は造影画像データの画像信号の強度を示す。図２に示すように時系列のDSA画像データ又は造影画像データの血管領域に対応するピクセル（画素）に着目すると、時間的に信号強度が変化するカーブとして造影剤の濃度変化プロファイルを取得することができる。
　典型的な濃度変化プロファイルは、造影剤の流入に伴って値が次第に増加し、造影剤の流出に伴って値が次第に減少するカーブとなる。従って、濃度変化プロファイルの値に対してカーブの立ち上がりを検出するための閾値THを設定すれば、造影剤の濃度が閾値THに達した時相Tthとして、着目する血管への造影剤の流入開始時相を同定することが可能となる。
　但し、ノイズが大きい場合には、造影剤の流入開始時相が誤って同定される恐れがある。そこで、ノイズの影響が抑制されるように、造影剤の濃度プロファイルの最大値の５パーセントから１０パーセントの範囲の所定の割合を閾値としてもよい。或いは、造影剤が血管に到達した時相として、図２に示すように造影剤の濃度が最大値MAXとなった時相Tmaxや最大値MAXの５０パーセントに達した時相Tmax/2を濃度プロファイルから検出するようにしてもよい。以降では、主として造影剤の到達時相を同定する場合を例に説明する。
　図２に示すような造影剤の濃度プロファイルに基づく時相の特定を全ての画素に対して実行し、特定された時相に応じたカラーを割り当てると、造影剤の到達時刻等に応じたカラーで各血管が描出されたパラメトリック画像データを生成することができる。
　但し、移動平均化処理によって複数の画素を代表する画素について造影剤の濃度の時間変化を求めるようにしてもよい。つまり、平滑化処理を伴って、造影剤の濃度変化を求める対象となる画像データのマトリクスサイズを縮小することができる。また、ローパスフィルタ処理によってノイズを除去した画像データに基づいて造影剤の濃度変化を求めるようにしてもよい。これは、空間方向における造影剤の濃度プロファイルに対する移動平均化処理及びローパスフィルタ処理ということもできる。
　移動平均化処理及びローパスフィルタ処理は、空間方向に限らず、時間方向に実行することもできる。移動平均化処理及びローパスフィルタ処理を時間方向に実行する場合には、時間方向における造影剤の濃度プロファイルに対して処理が実行されることとなる。
　従って、時間方向及び空間方向の少なくとも一方における移動平均処理後の造影剤の濃度の時間変化に基づいて、パラメトリック画像データを生成することができる。また、時間方向及び空間方向の少なくとも一方におけるローパスフィルタ処理後の造影剤の濃度の時間変化に基づいて、パラメトリック画像データを生成することができる。これにより、ノイズが除去された平滑なパラメトリック画像データを生成することが可能となる。
　また、Ｘ線造影画像データの撮影間隔に相当する造影剤の濃度のサンプリング間隔よりも短いデータ間隔を有する造影剤の濃度の時間変化に基づいて、パラメトリック画像データを生成することもできる。造影剤の濃度のサンプリング間隔よりも短いデータ間隔を有する造影剤の濃度の時間変化は、補間処理、特定の関数を用いたカーブフィッティング処理又は重心算出処理等の任意の処理によって取得することができる。これにより、より高精度に各画素における造影剤の到達時刻等を同定することが可能となる。特に、移動平均化処理及びローパスフィルタ処理の少なくとも一方を行う場合は一層効果的である。
　図３は、造影剤の濃度プロファイルの最大値に対応する時相に割り当てられるカラースケールの第１の例を示す図である。
　図３(A)は２次元の各位置(xi, yj)(i=1, 2, 3, ..., m;j=1, 2, 3, ..., n)における造影剤の濃度プロファイル及び濃度プロファイルの最大値MAXに基づいて特定された造影剤の到達時相Tmax(xi,yj)を示している。造影剤の注入位置に近い位置では相対的に早く造影剤が到達する。従って、特定される時相も相対的に早い時相となる。一方、造影剤の注入位置から離れた位置では、造影剤の到達時刻が相対的に遅くなる。従って、特定される時相も相対的に遅い時相となる。
　図３(B)は、図３(A)に示すように特定された時相に割り当てられるカラースケールの例を示す。図３(B)に示すように、濃度プロファイルとして取得された造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間Tallに、R値、B値及びG値で構成されるカラーの１周期分の画素値の変化を割り当てることによって、カラースケールを作成することができる。すなわち、１周期分の色相の連続的な変化を、造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間Tallに割り当てることによって、カラースケールを作成することができる。
　そして、図３(B)に示すようなカラースケールに従って、造影剤の到達時相を表す２次元の時相マップをカラーコーディングすることができる。そうすると、造影剤の到達時相に応じて異なる色で血管が描出されたパラメトリック画像データを生成することができる。
　但し、図３(A)に示すように、画素位置(xi, yj)間において造影剤の到達時相Tmax(xi,yj)の相違がカラースケールの範囲に対して相対的に小さい場合には、画素位置(xi, yj)間における色の変化も僅かとなる。このため、色の相違によって血管を区別することが困難となる場合がある。
　特に、硬膜動静脈瘻や脳動静脈奇形の診断を目的としてＸ線撮影を行う場合には、動脈と静脈との間における血液の流れを観察することが重要となる。従って、造影剤の到達時刻の差が小さい複数の血管を区別することが必要となる場合が多い。
　そこで、複数の血管において造影剤の到達時刻の差が小さい場合であっても、色の相違として血管を区別できるように、カラースケール調整部２４においてカラースケールを変更することができる。図３(C)は、造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間Tallに、画素値の変化として色相の連続的な１周期分の変化を複数回割り当てることによってカラースケールを作成した例を示す。つまり、色相の連続的な変化が周期的に繰返されるカラースケールを作成することができる。
　このようにカラースケールを作成すると、造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間Tallに、１周期分の画素値の変化よりも長い画素値の変化を割り当てたカラースケールが得られる。尚、図３(C)には、１周期分の画素値の変化を複数回割り当てることによってカラースケールを作成した例が示されているが、全体としての画素値の変化が１周期分の画素値の変化の整数倍とならないカラースケールを作成してもよい。
　図３(C)に示すようなカラースケールは、コンソール５の操作によって濃度プロファイルの初期時相に対応する画素値、画素値の変化の周期Tscale及び周期Tscale内における初期の画素値を指定することによって作成することができる。これにより、指定された初期の画素値及び指定された周期Tscaleで１周期分の画素値の変化が繰返されるカラースケールを作成することができる。そして、同じ周期Tscale内において図３(B)に示すような配色を行うことができる。具体的には、１周期Tscale内において最大値を呈する色相が赤、緑及び青の間で変化するカラースケールを作成することができる。
　図４は、図３(C)に示すカラースケールの配色例を示す図である。
　図４において直交する３軸は、それぞれR値、G値及びB値を示す。図４に示すようなR値の最大値、G値の最大値及びB値の最大値を頂点とする色三角形の辺に沿って、周期Tscale内の各時相に対応するR値、G値及びB値を決定することができる。すなわち、相対時刻がゼロ及びTscaleの時には、G値及びB値がいずれもゼロでR値が最大値、相対時刻がTscale/3の時には、R値及びB値がいずれもゼロでG値が最大値、相対時刻が2Tscale/3の時には、R値及びG値がいずれもゼロでB値が最大値となるように配色を行うことができる。
　このような配色を行うと、時相が遅くなるにつれて、色が赤から緑を経由して青に変化し、再び赤に戻るパラメトリック画像データを生成することができる。尚、赤、緑及び青の間の色については、例えば、R値、G値及びB値が線形に変化するように時相に割り当てることができる。或いは、色三角形の中心と辺上の点を結ぶ線分の角度が線形に変化するようにR値、G値及びB値を時相に割り当てることもできる。
　このような配色によって作成されたカラースケールに従ってパラメトリック画像データを生成すると、造影剤の到達時刻の差が僅かであっても、色の相違として血管を区別することが可能となる。すなわち、造影剤の到達時刻を詳細に把握することができる。
　尚、人間が注意を引く色は赤である。従って、図４に例示されるように、造影剤の到達時刻が最も早い初期時相の色を赤に設定することが視認性の向上に繋がる。すなわち、カラースケールの初期時相に対応するカラー値をR値の最大値とすることが効果的である。また、別の例として、注目する時相が赤になるように初期時相を調整することも有用である。
　図５は、造影剤の濃度プロファイルの最大値に対応する時相に割り当てられるカラースケールの第２の例を示す図である。
　図５(A)は図３(A)と同様に、２次元の各位置(xi, yj)(i=1, 2, 3, ..., m;j=1, 2, 3, ..., n)における造影剤の濃度プロファイル及び濃度プロファイルの最大値MAXに基づいて特定された造影剤の到達時相Tmax(xi,yj)を示している。
　そして、造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間Tallにカラーの画素値の変化を割り当てた図５(B)に示すようなカラースケールを図５(C)に示すカラースケールに変更することができる。図５(C)に示すカラースケールは、指定された期間に画素値の変化として色相の連続的な１周期分の変化を割り当てることによって作成されたものである。画素値の変化を割り当てる期間は、開始時相T1及び終了時相T2を指定することによって決定することができる。開始時相T1及び終了時相T2の指定は、時系列のＸ線造影画像又はDSA画像から選択することによって行うことができる。
　尚、図５(C)に示すように指定された期間に、図３(C)に示すような複数周期分の画素値の変化等の１周期よりも長い画素値の変化を割り当てることによってカラースケールを作成することもできる。つまり、指定された期間に、少なくとも１周期分の画素値の変化を割り当てることによってカラースケールを作成することができる。
　図６は、図５(C)に示すカラースケールの配色例を示す図である。
　図６において直交する３軸は、それぞれR値、G値及びB値を示す。図４と同様に色三角形の辺に沿って指定された期間内の各時相に対応するR値、G値及びB値を決定することができる。すなわち、図４に例示されるように、開始時相T1ではG値及びB値がいずれもゼロでR値が最大値、開始時相T1と終了時相T2との間における中間時相ではR値及びB値がいずれもゼロでG値が最大値、終了時相T2ではR値及びG値がいずれもゼロでB値が最大値となるように配色を行うことができる。
　図６に示すような配色を行うと、開始時相T1と終了時相T2との間において最大値を呈する色相が赤、緑及び青の間で変化するカラースケールを作成することができる。つまり、指定された期間内において色から赤から緑を経て青に変化するカラースケールを作成することができる。
　指定された期間以外の期間には、指定された期間における画素値の変化と異なる画素値を割り当てることができる。例えば、指定された期間の内外において色相が変わるようにすることができる。より具体的な例としては、開始時相T1以前の時相では、白から赤へと変化し、終了時相T2以降の時相では、青から白へと変化するようにカラースケールを作成することができる。
　また、指定された期間以外の期間には、指定された期間における透過度と異なる透過度を割り当てることもできる。具体例として、開始時相T1以前の時相では、透過度が最大値からゼロに変化し、終了時相T2以降の時相では、透過度がゼロから最大値に変化するようにカラースケールを作成することができる。つまり、指定された期間外の時相において透過度を所定の範囲で変化させることができる。この場合、R値及びB値等のカラー値については、指定された期間外において変化させなくてもよい。
　このように、指定された期間外の時相範囲については、R値、G値及びB値を含む画素値及び透過度の少なくとも一方を、指定された期間内と変えることができる。
　図３(C)及び図５(C)に示すような変更後のカラースケールは、動的に変化させることもできる。具体的には、図３(C)又は図５(C)に示すようなカラースケールの画素値の変化の位相及び周期の少なくとも一方を変化させることによって複数のカラースケールを作成することができる。画素値の変化の位相を変化させることは、カラースケールを時相方向にシフトさせることに相当する。一方、画素値に変化の周期を変化させることは、カラースケールを時相方向に伸縮させることに相当する。
　図７は、図３(C)に示すカラースケールを動的に変化させるために作成される複数のカラースケールの一例を示す図であり、図８は、図５(C)に示すカラースケールを動的に変化させるために作成される複数のカラースケールの一例を示す図である。
　図７(A)及び図８(A)は２次元の各位置(xi, yj)(i=1, 2, 3, ..., m;j=1, 2, 3, ..., n)における造影剤の濃度プロファイル及び濃度プロファイルの最大値MAXに基づいて特定された造影剤の到達時相Tmax(xi,yj)を示している。従って、図７(A)及び図８(A)に示す各グラフの横軸は時相を示し、縦軸は造影剤の濃度に対応する相対信号強度を示す。
　図３(C)に示すような１周期分の画素値の変化を複数回割り当てたカラースケールを動的に変化させる場合には、図７(B)に示すように図３(C)に示すカラースケールを画素値の変化方向にシフトさせることにより複数のカラースケールを作成すればよい。同様に、図５(C)に示すような指定された期間に１周期分の画素値の変化を割り当てたカラースケールを動的に変化させる場合においても、図８(B)に示すように図５(C)に示すカラースケールを画素値の変化方向にシフトさせることにより複数のカラースケールを作成すればよい。
　このように配色が異なる複数のカラースケールを用いてパラメトリック画像データのカラーコーディングを行うと、複数のカラースケールに対応する複数フレームのパラメトリック画像データが生成される。そして、生成された複数フレームのパラメトリック画像データをカラースケール方向に動画として表示させることが可能となる。
　例えば、図８(B)に示す例であれば、複数のカラースケールを用いて、造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に互いに異なる複数の画素値の変化を割り当てた動画としてパラメトリック画像データを生成することができる。また、上述したように、画素値の変化の位相に限らず、画素値の変化の周期を変えることによって複数のカラースケールを作成するようにしてもよい。
　このように、少なくとも１周期分の画素値の変化の位相及び周期の少なくとも一方を変化させることによって作成された複数のカラースケールに従って動画として血管画像データを生成することができる。血管画像データとしてのパラメトリック画像データを動画として表示させると、カラーで表示された血液及び造影剤が流れるような動画を表示させることができる。
　尚、複数のカラースケールを用いて、Ｘ線造影画像データのフレーム間隔と異なるフレーム間隔を有する動画としてパラメトリック画像データを生成することができる。つまり、カラースケールを異なるカラースケールに切換えるためのフレーム間隔は、Ｘ線造影画像データのフレーム間隔とは無関係に、診断に適した所望の間隔に設定することができる。従って、血液が流れるように見せるためのカラーの移動速度を、所望の速度に設定することができる。
　このため、造影剤及び血流の流れを一層容易に把握することが可能となる。特に、人間の目は赤に対する視認性が高いので、注目する開始時相T1から終了時相T2まで赤が移動するような動画像を作成すると注目領域の血流動態が理解し易い。
　具体例として、図８(B)に示すように指定された期間において色を変化させる場合であれば、各時相に対応する色を時間的に変化させることができる。この場合、同一の時相であっても、色が赤、緑及び青の間で変化することとなる。尚、指定された期間外については、開始時相T1及び終了時相T2の各色からそれぞれ徐々に白に変化させたり、透過度を変化させたりすることができる。
　一方、図７(B)に示すように周期的にカラー値を変化させたカラースケールの場合には、上述したように周期内における初期のカラー値を徐々に変化させることによって、複数のカラースケールを作成することができる。
　R値、G値及びB値を含むカラー値は、最大値以外の値に変更することもできる。すなわち、上述したカラースケールによってパラメトリック画像データを生成すると、ローパスフィルタ処理等によって造影剤の濃度プロファイルの値がゼロとならなかった画素の輝度値は最大となる。つまり、造影剤の濃度に依らす、造影剤が到達した画素については、輝度値が最大となる。
　そこで、造影剤の濃度が把握できるように、パラメトリック画像データの輝度値を変更することができる。換言すれば、造影剤の濃度が最大値等の特定の条件となるときの造影剤の濃度に応じた輝度値を有するパラメトリック画像データを血管画像データとして生成することができる。
　具体的には、輝度値の変更前における最大のR値、G値及びB値をそれぞれR0, G0, B0とすると、式(1)に示すように係数kを乗じることによって輝度値の変更後におけるR値、G値及びB値を決定することができる。
　(R, G, B)＝(kR0, kG0, kB0)　　(1)
　式(1)において係数kは、造影剤の濃度に対応するゼロ以上１以下の値に設定される。係数kは、例えば、式(2)により決定することができる。
　k=P(x,y)/P0　　(2)
　但し、式(2)においてP(x, y)は、Ｘ線造影画像データ又はDSA画像データの画像信号値として取得される位置(x, y)における造影剤の濃度プロファイルの最大値等の特定の条件に対応する値であり、P0は、定数である。
　式(2)により係数kを設定すると、係数kは、造影剤の濃度プロファイルの値P(x, y)に比例する値となる。従って、パラメトリック画像データの輝度値(R, G, B)についても、造影剤の濃度プロファイルの値P(x, y)に比例する輝度値にすることができる。また、造影剤の濃度がノイズレベルである画素や、実際にノイズが生じている画素における輝度値を十分に小さくすることができる。
　尚、定数P0は、造影剤の濃度プロファイルの値P(x, y)の空間方向における最大値或いは経験的に決定した任意の値とすることができる。但し、定数P0を、造影剤の濃度プロファイルの値P(x, y)の最大値よりも小さい値に設定すると、式(2)の計算によって係数kが１よりも大きい値となる場合がある。そのような場合には、係数kを１に設定すればよい。
　そして、式(1)によって値が調整された画素値を各画素位置(x, y)に割り当てると、造影剤の到達時相及び濃度に応じたカラー及び輝度で血管が描出されたパラメトリック画像データを生成することができる。尚、式(1)に示す輝度値の調整は、カラーコーディング部２３におけるカラーコーディングの際に実行することができる。
　このように、パラメトリック画像生成部２１において生成されたパラメトリック画像データは、Ｘ線造影画像データやDSA画像データと同様に、表示装置１４に表示させることができる。また、必要に応じて、画像メモリ１６にパラメトリック画像データを保存することができる。
　図９は、図１に示すパラメトリック画像生成部２１において生成されるパラメトリック画像の例を示す図である。
　図９に示すように、パラメトリック画像は、造影剤が注入された血管がカラーで表示され、造影剤が存在しない領域では輝度値がゼロの画像となる。また、血管は、造影剤の到達時刻に応じて色が変化する領域として描出される。このため、色によって造影剤とともに血液が流れる様子を観察することができる。
　以上のような機能及び構成を有するＸ線診断装置１及び医用画像処理装置１２では、撮影系２と制御系３が協働することによって、被検体Ｏから少なくともＸ線造影画像データを収集する画像収集系としての機能が備えられる。また、パラメトリック画像生成部２１の時相特定部２２及びカラーコーディング部２３が協働して、少なくともＸ線造影画像データに基づいて造影剤の濃度の時間変化を取得し、カラースケールに従って造影剤の濃度が特定の条件となる時間に対応する画素値を有する血管画像データを生成する血管画像生成部として機能している。更に、パラメトリック画像生成部２１のカラースケール調整部２４が造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に少なくとも１周期分の画素値の変化を割り当てることによってカラースケールを作成する画素値スケール生成部として機能している。
　但し、同様な画像収集系、血管画像生成部及び画素値スケール生成部としての機能がＸ線診断装置１及び医用画像処理装置１２に備えられれば、他の構成要素によってＸ線診断装置１及び医用画像処理装置１２を構成することができる。例えば、コンピュータを血管画像生成部及び画素値スケール生成部として機能させる医用画像処理プログラムをコンピュータに読み込ませることによって医用画像処理装置１２を構成することができる。その場合、医用画像処理プログラムは、汎用コンピュータを医用画像処理装置１２として利用できるように情報記録媒体に記録してプログラムプロダクトとして流通させることができる。
　次にＸ線診断装置１及び医用画像処理装置１２の動作および作用について説明する。
　図１０は、図１に示すＸ線診断装置１の動作及び医用画像処理装置１２における処理を示すフローチャートである。
　まずステップＳ１において、非造影でＸ線画像データが収集される。具体的には、制御系３による制御下において撮影系２が所定の位置に移動し、寝台１０にセットされた被検体Ｏに向けてＸ線管６からＸ線が曝射される。そして、被検体Ｏを透過したＸ線がＸ線検出器７によりＸ線投影データとして収集される。Ｘ線検出器７により収集されたＸ線投影データは、Ｘ線画像データとしてA/D変換器１１を通じて医用画像処理装置１２に出力される。
　Ｘ線画像データは、１フレーム分収集してもよいし、複数フレーム分収集してもよい。複数フレームのＸ線画像データを収集し、フィルタリング部１８において複数フレームのＸ線画像データを加算平均すれば、ノイズが低減された１フレームの非造影Ｘ線画像データを生成することができる。そして、このように取得された非造影Ｘ線画像データは、画像メモリ１６に保存される。
　次に、ステップＳ２において、Ｘ線造影画像データが連続収集される。そのために、制御系３による制御下において造影剤注入装置１５が動作し、被検体Ｏに造影剤が注入される。そして、造影剤の注入開始から予め設定された時間が経過すると、Ｘ線造影画像データの撮影が開始される。そして、予め決められた期間において、継続的にＸ線造影画像データの撮影が行われる。これにより、画像メモリ１６には、時系列のＸ線造影画像データが順次保存される。尚、Ｘ線造影画像データの収集の流れは、非造影Ｘ線画像データの収集の流れと同様である。
　次に、ステップＳ３において、サブトラクション部１７によりDSA画像データが生成される。すなわち、非造影Ｘ線画像データをマスク画像データとして時系列のＸ線造影画像データのサブトラクション処理を実行することによって、時系列のDSA画像データが順次生成される。生成された時系列のDSA画像データは、画像メモリ１６に順次保存される。
　また、表示装置１４には、時系列のＸ線造影画像又はDSA画像をライブ像としてリアルタイム表示させることができる。更に、時系列のＸ線造影画像又はDSA画像をＸ線撮影後に事後的に表示装置１４に表示させることもできる。事後的にDSA画像を表示させる場合には、コンソール５の操作によって指定された時相期間についてのみサブトラクション処理によるDSA画像データの生成を行うようにすることができる。
　次に、ステップＳ４において、時相特定部２２により、造影剤濃度の時間変化が取得される。具体的には、コンソール５の操作によって指定された時相期間における時系列のＸ線造影画像データ又はDSA画像データが時相特定部２２に取り込まれる。そして、時相特定部２２において図３(A)又は図５(A)に示すような造影剤の濃度の時間変化を示す濃度プロファイルが画素位置ごとに生成される。
　尚、造影剤の濃度プロファイルの生成の前処理又は後処理として、フィルタリング部１８において空間方向及び時間方向の一方又は双方にローパスフィルタ処理及び移動平均処理の一方又は双方を実行することができる。これにより、ノイズが低減された平滑な造影剤の濃度プロファイルを生成することができる。併せて、時相特定部２２において、補間処理、重心の計算又はカーブフィッティングによってサンプリング間隔よりもデータ間隔が短い造影剤の濃度プロファイルを生成することもできる。
　次に、ステップＳ５において、時相特定部２２により、造影剤の濃度プロファイルに基づいて造影剤の到達時相が画素位置ごとに同定される。具体的には、造影剤の濃度プロファイルに対するピーク検出処理や閾値処理等のデータ処理によって造影剤の到達時相を画素位置ごとに同定することができる。
　尚、ピーク検出処理や閾値処理等のデータ処理によって時相が特定された後に、特定された時相近傍の期間についてのみ補間処理、重心の計算又はカーブフィッティングによる連続的な濃度プロファイルの取得を実行するようにしてもよい。その場合には、取得された連続的な濃度プロファイルに対して再度、ピーク検出処理や閾値処理等のデータ処理によって、真の造影剤の到達時相が検出される。
　次に、ステップＳ６において、時相特定部２２により求められた造影剤の到達時相の２次元マップをカラーコーディングするためのカラースケールがカラースケール調整部２４において作成される。カラースケール調整部２４では、図３(B)及び図５(B)に示すような一定の変化率で色相が初期時相から最終時相まで連続的に変化する一般的なカラースケールに限らず、図３(C)及び図５(C)に示すように、通常のカラースケールの色相の変化率を増加させたカラースケールを作成することができる。
　図３(C)に示すような、色相が連続的かつ周期的に変化するカラースケールを作成する場合には、コンソール５の操作によって色相が変化する周期Tscaleを特定し、１周期Tscale内における色相を変化させることによってカラースケールを作成することができる。或いは、デフォルト値として、これらの必要な条件を予め設定してもよい。また、１周期Tscale内の開始時相における色相を任意に指定することができる。更に、造影剤の濃度変化の初期時相における色相を、１周期Tscale内の開始時相の色相から開始しない場合には、初期時相に対応する色相の指定が必要である。
　一方、図５(C)に示すような、指定された時相期間内において、指定された時相期間外と異なる色相の連続的な変化を有するカラースケールを作成する場合には、色相の連続的な変化が割り当てられる開始時相T1及び終了時相T2をコンソール５の操作によって指定することによって、カラースケールを作成することができる。開始時相T1及び終了時相T2の指定は、時系列のＸ線造影画像又はDSA画像を表示装置１４に表示させ、コンソール５の操作によって画像を選択することによって行うことができる。
　次に、ステップＳ７において、カラースケール調整部２４により作成されたカラースケールに基づく造影剤の到達時相の２次元マップのカラーコーディングがカラーコーディング部２３において実行される。すなわち、カラースケールに従って、造影剤の到達時相に対応するR値、G値及びB値が各画素に画素値として割り当てられる。これにより、パラメトリック画像データが生成される。
　このとき、造影剤の到達時相における造影剤の濃度に対応する係数をR値、G値及びB値に乗じることが望ましい。これにより、造影剤の到達時相における造影剤の濃度が相対的に高い画素については輝度値が相対的に大きく、逆に、造影剤の到達時相における造影剤の濃度が相対的に小さい画素については輝度値が相対的に小さいパラメトリック画像データを生成することができる。
　そして、このようにして生成されたパラメトリック画像は表示装置１４に表示させることができる。尚、カラースケールを時相方向にシフト又は伸縮することによってパラメトリック画像を動画として表示することもできる。このため、ユーザは、パラメトリック画像を観察することによって、造影剤が流れ込む複数の血管を確認することができる。特に、カラースケールの色相の変化が短い時相期間に割り当てられているため、造影剤の到達時相が近い複数の血管を色の違いによって容易に区別することができる。
　つまり以上のようなＸ線診断装置１及び医用画像処理装置１２は、造影剤の到達時相等の特定の時相を、時相に応じたカラースケールでカラーコーディングすることによってカラーの血流画像データを生成し、かつカラースケールにおける色相の連続変化を時相方向に縮めることによってカラーによる時相識別能を向上させるようにしたものである。
　このため、Ｘ線診断装置１及び医用画像処理装置１２によれば、隣接する血管の間において造影剤の流入時相、到達時相又は流出時相の差が僅かであっても、色相の違いとして血管を容易に区別することが可能となる。
　特に、脳動静脈奇形又は硬膜動静脈瘻の診断では、動脈と静脈との間における疾患部への血流の流れを観察することが重要である。従って、造影剤が流れ込む複数の血管を区別することが必要となる。しかしながら、DSA画像は、グレースケールで表示されるため、造影血管の区別が困難となる。
　これに対して、Ｘ線診断装置１及び医用画像処理装置１２では、カラースケールにおける色相変化の周期を識別すべき時相差に合わせて短く設定することができる。その結果、着目する複数の血管に殆ど同時に造影剤が流入しても血管ごとに色が変わるため、血管の区別を容易に行うことが可能となる。
　以上、特定の実施形態について記載したが、記載された実施形態は一例に過ぎず、発明の範囲を限定するものではない。ここに記載された新規な方法及び装置は、様々な他の様式で具現化することができる。また、ここに記載された方法及び装置の様式において、発明の要旨から逸脱しない範囲で、種々の省略、置換及び変更を行うことができる。添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。
　例えば、上述した実施形態では、カラースケールを用いてカラーのパラメトリック画像データとして血管画像データを生成する例について説明したが、グレースケールを用いて血管画像データを生成するようにしてもよい。すなわち、グレースケール又はカラースケールに従って造影剤の濃度が特定の条件となる時間に対応する画素値を有する血管画像データを生成することができる。また、造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に画素値の変化を割り当てることによってグレースケール又はカラースケールを作成することができる。
　グレースケールを用いて血流画像データを生成する場合には、造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に画素値の変化として色相の変化の代わりに輝度値の連続的な変化が割り当てられることとなる。その場合であっても、造影剤の濃度に応じた係数kを輝度値に乗じることによって輝度値を造影剤の濃度に応じた値にすることができる。
　同様に、カラースケールを用いて血流画像データを生成する場合においても、画素値の変化として上述したように色相の連続的な変化に限らず、輝度値の連続的な変化を割り当てることもできる。その場合においても、造影剤の濃度に応じた係数kを輝度値に乗じることによって輝度値を造影剤の濃度に応じた値にすることができる。
　以上のように、造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に割り当てられる画素値の変化を、色相の連続的な変化、カラーの輝度値の連続的な変化又はグレーの輝度値の連続的な変化とすることができる。
　また、上述した実施形態では、Ｘ線管６及びＸ線検出器７をＣ型アーム８の両端に固定したＸ線診断装置１を例示したが、他の構造を有するＸ線診断装置においても同様にパラメトリック画像データを生成することができる。他の構造を有するＸ線診断装置の例としては、複数のアームを備えたＸ線診断装置や任意のアームを円弧軸や直線軸等の任意方向の軸に沿って移動させる移動機構を備えたＸ線診断装置の他、Ｘ線管６及びＸ線検出器７をそれぞれ独立したアームに固定するＸ線診断装置が挙げられる。尚、Ｘ線管６及びＸ線検出器７をそれぞれ独立したアームに固定する場合には、Ｘ線管６を保持する第１のアームと、Ｘ線検出器７を保持する第２のアームに、それぞれ伸縮機構、回転機構、関節機構、リンク機構等の駆動機構を設けることが実用的である。
　更に、上述した実施形態では、Ｘ線診断装置１において撮影されたＸ線造影画像データに基づいて造影剤の濃度が特定の条件となる時間に対応する画素値を有する血管画像データであるパラメトリック画像データを生成する場合の例について説明したが、他の画像診断装置（モダリティ）によって収集された血管画像データに基づいてパラメトリック画像データを生成することもできる。
　例えば、磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging）装置を用いれば、造影撮影又は非造影撮影によって磁気共鳴血管 (MRA: magnetic resonance angiography)画像データ又は非造影MRA画像データを収集することができる。造影MRA画像データであれば、造影剤の濃度の時間変化として血流動態情報を得ることができる。一方、非造影MRA画像データであれば、ASL(Arterial spin labeling)パルス等のスピンラベリングパルスの印加又はタイムオブフライト(TOF: time of flight)法等の撮像法によって強調された画像値の変化として血流動態情報を得ることができる。
　一方、Ｘ線CT (computed tomography)装置を用いて４次元(4D: four dimensional) Ｘ線CT造影画像データを収集すれば、造影剤の濃度の時間変化として血流動態情報を得ることができる。また、超音波診断装置を用いて超音波造影スキャンを実行することによっても、造影剤の濃度の時間変化として血流動態情報を得ることができる。
　画像診断装置によって造影血管画像データが収集された場合であっても、非造影血管画像データが収集された場合であっても、血液の流れは、血管に対応する画素値の時間変化として現れる。
　従って、任意の画像診断装置で収集された血管画像データに基づいてパラメトリック画像データを生成する場合には、画像診断装置で収集された血管画像データに基づいて血管に対応する画素値の時間変化を取得し、グレースケール又はカラースケールに従って血管に対応する画素値が特定の条件となる時間に対応する画素値を有する血管画像データを生成する血管画像生成部が医用画像処理装置に設けられる。また、血管に対応する画素値の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に少なくとも１周期分の画素値の変化を割り当てることによってグレースケール又はカラースケールを作成する画素値スケール生成部が医用画像処理装置に設けられる。

Claims (20)

  1. 　少なくともＸ線造影画像データに基づいて造影剤の濃度の時間変化を取得し、グレースケール又はカラースケールに従って前記造影剤の濃度が特定の条件となる時間に対応する画素値を有する血管画像データを生成する血管画像生成部と、
    　前記造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に少なくとも１周期分の画素値の変化を割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成する画素値スケール生成部と、
    を備える医用画像処理装置。
  2. 　前記画素値スケール生成部は、前記造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間に、前記１周期分の画素値の変化よりも長い画素値の変化を割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成するように構成される請求項１記載の医用画像処理装置。
  3. 　前記画素値スケール生成部は、前記造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間に、前記１周期分の画素値の変化を複数回割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成するように構成される請求項１記載の医用画像処理装置。
  4. 　前記画素値スケール生成部は、前記グレースケール又は前記カラースケールを前記画素値の変化方向にシフトさせることにより複数のグレースケール又は複数のカラースケールを作成するように構成される請求項１記載の医用画像処理装置。
  5. 　前記画素値スケール生成部は、前記少なくとも１周期分の画素値の変化の位相及び周期の少なくとも一方を変化させることによって複数のグレースケール又は複数のカラースケールを作成するように構成され、
    　前記血管画像生成部は、前記複数のグレースケール又は前記複数のカラースケールに従って動画として前記血管画像データを生成するように構成される請求項１記載の医用画像処理装置。
  6. 　前記血管画像生成部は、前記複数のグレースケール又は前記複数のカラースケールを用いて、前記造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に互いに異なる複数の画素値の変化を割り当てた動画として前記血管画像データを生成するように構成される請求項４記載の医用画像処理装置。
  7. 　前記血管画像生成部は、前記複数のグレースケール又は前記複数のカラースケールを用いて、前記Ｘ線造影画像データのフレーム間隔と異なるフレーム間隔を有する動画として前記血管画像データを生成するように構成される請求項４記載の医用画像処理装置。
  8. 　前記画素値スケール生成部は、指定された期間に前記少なくとも１周期分の画素値の変化を割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成するように構成される請求項１記載の医用画像処理装置。
  9. 　前記画素値スケール生成部は、指定された初期の画素値及び指定された周期で前記１周期分の画素値の変化が繰返されるグレースケール又はカラースケールを作成するように構成される請求項３記載の医用画像処理装置。
  10. 　前記血管画像生成部は、前記造影剤の濃度が前記特定の条件となるときの前記造影剤の濃度に応じた輝度値を有する血管画像データを生成するように構成される請求項１記載の医用画像処理装置。
  11. 　前記血管画像生成部は、前記造影剤の濃度が最大値、前記最大値の所定の割合又は閾値となる時間を前記特定の条件となる時間として前記血管画像データを生成するように構成される請求項１記載の医用画像処理装置。
  12. 　前記血管画像生成部は、前記造影剤の濃度のサンプリング間隔よりも短いデータ間隔を有する造影剤の濃度の時間変化に基づいて、前記造影剤の濃度が特定の条件となる時間に対応する前記画素値を有する前記血管画像データを生成するように構成される請求項１記載の医用画像処理装置。
  13. 　前記血管画像生成部は、前記造影剤の濃度のサンプリング間隔よりも短いデータ間隔を有する前記造影剤の濃度の時間変化を、補間処理、カーブフィッティング処理又は重心算出処理によって取得するように構成される請求項１２記載の医用画像処理装置。
  14. 　前記血管画像生成部は、時間方向及び空間方向の少なくとも一方における移動平均処理後の前記造影剤の濃度の時間変化に基づいて、前記造影剤の濃度が特定の条件となる時間に対応する前記画素値を有する前記血管画像データを生成するように構成される請求項１記載の医用画像処理装置。
  15. 　前記血管画像生成部は、時間方向及び空間方向の少なくとも一方におけるローパスフィルタ処理後の前記造影剤の濃度の時間変化に基づいて、前記造影剤の濃度が特定の条件となる時間に対応する前記画素値を有する前記血管画像データを生成するように構成される請求項１記載の医用画像処理装置。
  16. 　前記画素値スケール生成部は、前記指定された期間以外の期間に前記画素値の変化と異なる画素値を割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成するように構成される請求項８記載の医用画像処理装置。
  17. 　前記画素値スケール生成部は、前記指定された期間における透過度と異なる透過度を前記指定された期間以外の期間に割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成するように構成される請求項８記載の医用画像処理装置。
  18. 　前記画素値スケール生成部は、前記画素値の変化として、色相の連続的な変化、カラーの輝度値の連続的な変化又はグレーの輝度値の連続的な変化を割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成するように構成される請求項１記載の医用画像処理装置。
  19. 　画像診断装置で収集された血管画像データに基づいて血管に対応する画素値の時間変化を取得し、グレースケール又はカラースケールに従って前記血管に対応する画素値が特定の条件となる時間に対応する画素値を有する血管画像データを生成する血管画像生成部と、
    　前記血管に対応する画素値の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に少なくとも１周期分の画素値の変化を割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成する画素値スケール生成部と、
    を備える医用画像処理装置。
  20. 　被検体から少なくともＸ線造影画像データを収集する画像収集系と、
    　少なくとも前記Ｘ線造影画像データに基づいて造影剤の濃度の時間変化を取得し、グレースケール又はカラースケールに従って前記造影剤の濃度が特定の条件となる時間に対応する画素値を有する血管画像データを生成する血管画像生成部と、
    　前記造影剤の濃度の時間変化の初期時刻から終了時刻までの期間よりも短い期間に少なくとも１周期分の画素値の変化を割り当てることによって前記グレースケール又は前記カラースケールを作成する画素値スケール生成部と、
    を備えるＸ線診断装置。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111544019A (zh) * 2020-04-10 2020-08-18 北京东软医疗设备有限公司 确定造影剂注入时间的方法、装置及系统

Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6101048B2 (ja) * 2012-02-20 2017-03-22 キヤノン株式会社 画像処理装置及び画像処理方法
JP6338849B2 (ja) * 2013-12-11 2018-06-06 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 画像解析装置、及び、ｘ線診断装置
JP6537797B2 (ja) * 2014-09-29 2019-07-03 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置及びｘ線診断装置
JP6664873B2 (ja) * 2014-11-21 2020-03-13 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 画像処理装置、ｘ線診断装置、及び、画像処理プログラム
JP6707320B2 (ja) * 2015-06-01 2020-06-10 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 画像処理装置およびｘ線診断装置
JP2017074123A (ja) * 2015-10-13 2017-04-20 東芝メディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置及びｘ線診断装置
JP6758951B2 (ja) 2016-06-28 2020-09-23 国立大学法人東北大学 Ｘ線診断装置、画像処理装置、及び画像診断支援方法
US11030748B2 (en) * 2016-10-28 2021-06-08 Koninklijke Philips N.V. Automatic CT detection and visualization of active bleeding and blood extravasation
US10939885B2 (en) 2016-12-15 2021-03-09 Koninklijke Philips N.V. Visualizing vascular structures
JP6951082B2 (ja) * 2017-02-21 2021-10-20 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置及び医用画像処理プログラム
US11793478B2 (en) * 2017-03-28 2023-10-24 Canon Medical Systems Corporation Medical image processing apparatus, medical image processing method, and X-ray diagnostic apparatus
JP7066476B2 (ja) * 2017-03-28 2022-05-13 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置、医用画像処理方法及びｘ線診断装置
US10568587B2 (en) 2017-03-28 2020-02-25 Canon Medical Systems Corporation X-ray diagnostic apparatus, image processing apparatus, and image processing method
US11751835B2 (en) * 2017-09-14 2023-09-12 Shimadzu Corporation Radiographic imaging apparatus
EP3505059A1 (en) 2017-12-28 2019-07-03 Leica Instruments (Singapore) Pte. Ltd. Apparatus and method for measuring blood flow direction using a fluorophore
CN108158607A (zh) * 2017-12-28 2018-06-15 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 一种超声造影检查提示方法、装置及超声设备

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH04682A (ja) * 1990-04-18 1992-01-06 Hitachi Medical Corp 画像表示装置および画像記録装置
US20090110252A1 (en) * 2007-10-29 2009-04-30 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System for visualizing regions of Interest in medical images
JP2009268693A (ja) * 2008-05-07 2009-11-19 Toshiba Corp Ｘ線撮影装置、画像処理装置および画像処理プログラム
US20130077839A1 (en) * 2011-09-22 2013-03-28 Siemens Corporation Temporal Difference Encoding for Angiographic Image Sequences

Family Cites Families (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0614746B2 (ja) * 1984-09-13 1994-02-23 株式会社東芝 Ｘ線画像処理装置
JP4229489B2 (ja) * 1998-06-19 2009-02-25 株式会社東芝 医用画像表示装置
JP2000126170A (ja) * 1998-10-28 2000-05-09 Shimadzu Corp Ｘ線ｃｔ装置
JP3495710B2 (ja) * 2001-02-01 2004-02-09 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 血流イメージング装置および超音波診断装置
JP4099437B2 (ja) * 2003-08-19 2008-06-11 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 血流イメージング装置および超音波診断装置
JP4980723B2 (ja) * 2004-11-10 2012-07-18 株式会社日立メディコ 画像生成方法及び画像生成装置
JP2007144139A (ja) * 2005-11-02 2007-06-14 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び画像処理装置
US9198639B2 (en) * 2005-11-10 2015-12-01 Bracco Suisse S.A. Detection of immobilized contrast agent in medical imaging applications based on flow dynamics analysis
WO2014002095A2 (en) * 2012-06-26 2014-01-03 Sync-Rx, Ltd. Flow-related image processing in luminal organs
DE102007014133B4 (de) * 2007-03-23 2015-10-29 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Visualisierung einer Sequenz tomographischer Volumendatensätze der medizinischen Bildgebung
US8150127B2 (en) * 2008-05-28 2012-04-03 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method for automatically synchronizing the review of two DSA scenes
DE102008039111B4 (de) * 2008-06-06 2012-01-12 Gerresheimer Regensburg Gmbh Stechvorrichtung für eine Blutprobenentnahme und Verfahren zum Entnehmen einer Blutprobe
DE102008040803A1 (de) * 2008-07-28 2010-02-04 Carl Zeiss Surgical Gmbh Verfahren zur quantitativen Darstellung des Blutflusses
JP5395396B2 (ja) * 2008-10-15 2014-01-22 株式会社東芝 超音波診断装置、医用画像処理装置、及び医用画像処理プログラム
CN102216960B (zh) * 2008-11-17 2014-01-08 皇家飞利浦电子股份有限公司 新形成的脉管系统的可视化和量化
JP5753489B2 (ja) * 2009-04-10 2015-07-22 株式会社日立メディコ 超音波診断装置、および、超音波診断装置の作動方法
CN102573652A (zh) * 2010-08-11 2012-07-11 株式会社东芝 医用图像诊断装置、图像处理装置及方法
CN103025247B (zh) * 2010-08-31 2014-12-03 株式会社日立医疗器械 超声波诊断装置以及超声波图像显示方法
JP6173751B2 (ja) * 2013-04-09 2017-08-02 東芝メディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置、ｘ線診断装置及び医用画像処理プログラム

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH04682A (ja) * 1990-04-18 1992-01-06 Hitachi Medical Corp 画像表示装置および画像記録装置
US20090110252A1 (en) * 2007-10-29 2009-04-30 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System for visualizing regions of Interest in medical images
JP2009268693A (ja) * 2008-05-07 2009-11-19 Toshiba Corp Ｘ線撮影装置、画像処理装置および画像処理プログラム
US20130077839A1 (en) * 2011-09-22 2013-03-28 Siemens Corporation Temporal Difference Encoding for Angiographic Image Sequences

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN111544019A (zh) * 2020-04-10 2020-08-18 北京东软医疗设备有限公司 确定造影剂注入时间的方法、装置及系统

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Publication number Publication date
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