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WO2014168148A1 - 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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WO2014168148A1
WO2014168148A1 PCT/JP2014/060203 JP2014060203W WO2014168148A1 WO 2014168148 A1 WO2014168148 A1 WO 2014168148A1 JP 2014060203 W JP2014060203 W JP 2014060203W WO 2014168148 A1 WO2014168148 A1 WO 2014168148A1
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WO
WIPO (PCT)
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image data
blood vessel
time phase
vessel image
pixel value
Prior art date
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Application number
PCT/JP2014/060203
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English (en)
French (fr)
Inventor
大石　悟
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Corp
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Priority to US14/878,662 priority patent/US10702231B2/en
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    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
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    • G06T2207/10116—X-ray image
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    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing
    • G06T2207/30101—Blood vessel; Artery; Vein; Vascular

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.
  • the present invention provides a medical image processing apparatus and an X-ray diagnostic apparatus capable of effectively using each collected X-ray image when X-ray contrast imaging is repeatedly executed at different times such as before and after treatment. With the goal.
  • a medical image processing apparatus includes a blood vessel image generation unit and a pixel value determination unit.
  • the blood vessel image generation unit obtains a temporal change in the concentration of the contrast agent based on at least the X-ray contrast image data, and a pixel corresponding to a time phase in which the concentration of the contrast agent is a specific condition according to a gray scale or a color scale
  • the first blood vessel image data and the second blood vessel image data are obtained by executing image generation processing for generating temporal image data having a value a plurality of times based on X-ray contrast image data collected at different times. get.
  • the pixel value determination unit includes the first blood vessel image data and the second blood vessel image data so that the corresponding pixel values of the time phases match between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data. At least one pixel value or time phase of the blood vessel image data is determined or corrected.
  • the medical image processing apparatus includes a blood vessel image generation unit and a difference image generation unit.
  • the blood vessel image generation unit obtains a temporal change in the concentration of the contrast agent based on at least the X-ray contrast image data, and a pixel corresponding to a time phase in which the concentration of the contrast agent is a specific condition according to a gray scale or a color scale
  • the first blood vessel image data and the second blood vessel image data are obtained by executing image generation processing for generating temporal image data having a value a plurality of times based on X-ray contrast image data collected at different times. get.
  • the difference image generation unit includes a difference image having a pixel value corresponding to a time phase difference in which the concentration of the contrast agent is a specific condition between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data. Generate data.
  • An X-ray diagnostic apparatus includes an image acquisition system, a blood vessel image generation unit, and a pixel value determination 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 the X-ray contrast image data, and a pixel corresponding to a time phase in which the concentration of the contrast agent is a specific condition according to a gray scale or a color scale
  • the first blood vessel image data and the second blood vessel image data are obtained by executing image generation processing for generating temporal image data having a value a plurality of times based on X-ray contrast image data collected at different times. get.
  • the pixel value determination unit includes the first blood vessel image data and the second blood vessel image data so that the corresponding pixel values of the time phases match between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data. At least one pixel value or time phase of the blood vessel image data is determined or corrected.
  • 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 figure which shows the example which determines or correct
  • region correspond between 1st blood-vessel image data and 2nd blood-vessel image data.
  • regions correspond between 1st blood-vessel image data and 2nd blood-vessel image data.
  • the figure which shows the example which makes the color in the time-phase area each designated between 1st blood-vessel image data and 2nd blood-vessel image data correspond.
  • 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, a color scale adjustment unit 24, a color synchronous display processing unit 25, and a time phase difference image creation unit 26.
  • 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 parametric image data is time phase image data in which a color pixel value corresponding to a time phase is assigned to a time phase at each pixel position when the concentration of the contrast agent is a specific condition such as a maximum value.
  • 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 phase that is a 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 pixel composed of an R value, a B value, and a G value in a period Tall from the initial time to the end time of the temporal change in contrast agent concentration acquired as a density profile.
  • a color scale can be created. That is, a color scale can be created by assigning a continuous change in hue 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. 3C shows an example in which a color scale is created by assigning a continuous change in hue 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. Show. That is, it is possible to create a color scale in which a continuous change in hue is periodically repeated.
  • 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. Thereby, it is possible to create a color scale in which the change of the pixel value is repeated with the designated initial pixel value and the designated period 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 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.
  • 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.
  • a plurality of parametric image data corresponding to the plurality of color scales is generated.
  • the generated plurality of parametric image data can be displayed as a moving image in the color scale direction. That is, blood vessel image data can be generated as a moving image according to a plurality of color scales created by changing at least one of the phase and period of change of the pixel value.
  • blood vessel image data can be generated as a moving image according to a plurality of color scales created by changing at least one of the phase and period of change of the pixel value.
  • 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.
  • a plurality of color scales can be created by gradually changing the initial color values in the cycle.
  • 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, regardless of the contrast agent concentration, the luminance value is maximized for pixels that have reached the contrast agent.
  • 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. 7 is a diagram showing an example of a parametric image generated by the parametric image generation unit 21 shown in FIG.
  • the blood vessel into which the contrast medium has been injected is displayed in color, 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.
  • FIG. 7 can be repeatedly photographed at different dates and times in order to observe the temporal change of the subject O.
  • FIG. 7 For example, if a parametric image is generated before and after treatment of the subject O, the progress of treatment of the subject O can be observed.
  • the first blood vessel image data and the second blood vessel image data are generated by executing image generation processing for generating parametric image data, which is temporal image data, a plurality of times based on X-ray contrast image data collected at different times.
  • Blood vessel image data can be acquired. Then, the first blood vessel image and the second blood vessel image can be displayed and compared with each other.
  • first blood vessel image data and the second blood vessel image data are color-coded under different conditions, the corresponding time phases are displayed in different colors. For this reason, there is a risk that comparative interpretation of blood vessel images may be difficult.
  • the color synchronous display processing unit 25 of the parametric image generation unit 21 gives instruction information to the color coding unit 23 and the color scale adjustment unit 24, so that the interval between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data is reached.
  • the pixel values of at least one of the first blood vessel image data and the second blood vessel image data are determined or corrected so that the corresponding time phase pixel values in FIG.
  • the pixel value corresponding to the time phase of the second blood vessel image data is set to the first blood vessel image data. It can be determined according to the pixel value corresponding to the time phase of the blood vessel image data.
  • the first blood vessel image data and the second blood vessel image data are set so that the corresponding pixel values of the time phase match. At least one pixel value of the blood vessel image data can be corrected. In the following description, it is assumed that the first blood vessel image data is generated as the past image data before the second blood vessel image data.
  • the past first blood vessel image data can be manually selected by operating the console 5 during or after the generation of the second blood vessel image data. Specifically, it is possible to search the image memory 16 by operating the console 5 and select parametric image data captured in the past from the same direction under substantially the same conditions as the first blood vessel image data. Alternatively, past time-series X-ray contrast image data or DSA image data may be selected as original data of parametric image data.
  • the color synchronous display processing unit 25 can be provided with a function of automatically selecting past first blood vessel image data. For example, past examination information for the same subject O is searched, parametric image data, time-series DSA image data or time-series X-ray contrast image captured at the same imaging protocol, the same imaging angle and imaging position Data can be acquired automatically.
  • FIG. 8 is a diagram showing an example in which the pixel value of the second blood vessel image data is determined or corrected according to the color scale used for generation of the past first blood vessel image data.
  • FIG. 8A shows an example of the color scale used for generating the first blood vessel image data and the first blood vessel image data taken in the past.
  • FIG. 8B shows an example of the color scale used to generate the newly taken second blood vessel image data and second blood vessel image data.
  • the color coding of the second blood vessel image data can be performed according to the same color scale as the color scale used for the generation of the past first blood vessel image data.
  • a color scale in which a continuous change in hue is assigned in a specified period from the start time phase T1 to the end time phase T2 as shown in FIG. 5C is used.
  • a color scale having a periodic hue change as shown in FIG. 3C and a monotonous color scale as shown in FIGS. 3B and 5B are generated in the first blood vessel image data.
  • the second blood vessel image data can be generated or corrected using a color scale having the same hue change.
  • the color synchronous display processing unit 25 acquires information specifying the color scale used for generation of the first blood vessel image data, and is used for generation of the first blood vessel image data based on the acquired information.
  • the pixel value of the second blood vessel image data can be determined or corrected according to the same color scale as the color scale.
  • the information specifying the color scale used for generation of the first blood vessel image data can be acquired from the supplementary information of the first blood vessel image data.
  • information specifying the color scale used for generation of the first blood vessel image data can be stored in the image memory 16 together with the first blood vessel image data as supplementary information of the first blood vessel image data. . Thereby, when the second blood vessel image data is generated, the color scale used for the generation of the first blood vessel image data can be specified.
  • the corresponding time phases are the same with a very simple display process. Can be displayed in colors. Even when there are three or more blood vessel image data, the time phase and the color in the other blood vessel image data are matched so as to match the relationship between the time phase and the color in the selected one blood vessel image data. The relationship can be adjusted.
  • time-series X-ray contrast image data based on the contrast agent injection start time is not always collected at the same time. Even when the difference in the position of the catheter for injecting the contrast medium is large in the imaging date and time, the arrival time of the contrast medium at the same position changes. Therefore, the arrival time phase of the contrast medium may change between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data due to causes other than treatment even at the same position. In this case, even if the same color scale is used, the same position is displayed in different colors between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data.
  • correcting the time phase to match the colors at the same position is equivalent to correcting the color scale color scheme without changing the time phase. Therefore, by correcting at least one of the time phase and the pixel value of the color scale, the color at the position where there is no change can be matched between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data.
  • the correction of the time phase can be performed in the color coding unit 23.
  • the color scale adjustment unit 24 can correct the color pixel values on the color scale.
  • FIG. 9 is a diagram showing an example in which the color at the designated position or region is matched between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data.
  • FIG. 9 (A) shows an example in which a first blood vessel image before treatment in which a thrombus is depicted and a second blood vessel image after treatment in which the thrombus is removed are displayed in parallel.
  • the first position P1 can be designated by operating the console 5 on the first blood vessel image data before treatment taken in the past. If the first position P1 is a position that does not change before and after the treatment, the first position P1 of the first blood vessel image and the second position P2 of the second blood vessel image corresponding to the first position P1 are obtained. It is desirable to display in the same color.
  • the first time phase T (P1) at the first position P1 designated on the first blood vessel image data and the second position corresponding to the first position P1 on the second blood vessel image data At least one pixel value of the first blood vessel image data and the second blood vessel image data so that the second time phase T (P2) in P2 is a corresponding time phase that should be the same pixel value. Can be corrected.
  • one or both of the time phase and the color scale color scheme corresponding to the time phase can be corrected.
  • the color scale is adjusted so that the color corresponding to the first time phase T (P1) matches the color corresponding to the second time phase T (P2). .
  • FIG. 9B shows a common color scale between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data, and the second time phase T (2) at the second position P2 of the second blood vessel image data.
  • the contrast profile of the contrast agent and the corresponding color scale in the case where correction is performed to match P2) with the first time phase T (P1) at the first position P1 of the first blood vessel image data are shown.
  • the contrast agent concentration profile at the second position P2 of the second blood vessel image data indicated by the dotted line in FIG. 9B can be corrected to the contrast agent concentration profile indicated by the solid line.
  • the correction of the time phase at a certain position visually corresponds to the parallel movement of the contrast agent concentration profile. For this reason, the color at the second position P2 can be matched with the color at the first position P1.
  • FIG. 9C shows an example in which only the color scale is corrected instead of correcting the time phase.
  • the color scale corresponding to the second blood vessel image data is set so that the pixel value corresponding to the second time phase T (P2) matches the pixel value corresponding to the first time phase T (P1). May be corrected.
  • the correction of the color scale is visually equivalent to a parallel movement of a portion where the hue of the color scale continuously changes, as shown in FIG.
  • An area may be specified instead of the position.
  • the color arrangement of the time phase or the color scale may be changed so that the pixel values representing the regions match.
  • the second position P2 or the second area corresponding to the designated first position P1 or the first area can be automatically detected based on the coordinate information, or by operating the console 5 It can also be specified manually.
  • the contour of the blood vessel drawn in color is extracted.
  • the method by is mentioned.
  • a blood vessel contour in a rectangular region with a length of ⁇ having a center at the first position P1 is extracted and extracted by image processing such as edge extraction processing.
  • a rectangular region including the outline of the blood vessel can be searched for in the second blood vessel image data.
  • the center position of the rectangular area with one side length ⁇ detected in the second blood vessel image data can be identified as the second position P2.
  • the second region can be identified by the same method if the first region is small.
  • the first area is wide, it can be divided into a plurality of unit areas, and the same method can be applied to each unit area.
  • the pixel values corresponding to the time phase when the signal intensity indicating the contrast agent concentration becomes the maximum value are set as the first blood vessel image data and the second blood vessel image data.
  • the time phase shift amount between the density profiles can be obtained by other methods. That is, the time phase shift amount between the concentration profiles should be corrected without using the time phase shift amount between the maximum values of the contrast agent concentration profiles as the time phase shift amount.
  • FIG. 10 shows a time phase difference between the concentration profiles using a part of the concentration profile of the contrast agent respectively corresponding to the first position P1 of the first blood vessel image data and the second position P2 of the second blood vessel image data. It is a figure which shows the example which calculates
  • FIG. 10A as in FIG. 9A, the first blood vessel image data in which the first position P1 is designated and the second position P2 corresponding to the first position P1 are specified. It is the figure which displayed the 2nd blood vessel image data in parallel.
  • FIG. 10B shows a comparison between the contrast agent concentration profile at the first position P1 of the first blood vessel image data and the contrast agent concentration profile at the second position P2 of the second blood vessel image data. It is a figure which shows the example of 1.
  • FIG. 10B a concentration profile in an arbitrary time phase range ⁇ T can be extracted by setting a threshold value for the signal strength of the contrast agent concentration profile at the first position P1.
  • a predetermined range centering on the time phase when the signal intensity of the concentration profile exceeds the threshold value can be determined as the time phase range ⁇ T.
  • the threshold value can be determined in advance as, for example, a value that can be regarded as having reached the contrast agent.
  • the contrast agent concentration profile at the second position P2 is shifted in the time phase direction using the shift amount as a parameter, and the shift amount when the cross-correlation coefficient in the extracted time phase range ⁇ T is maximized is obtained. Can do.
  • the shift amount Tshift of the contrast profile of the contrast agent at the second position P2 can be calculated as a time phase difference between the two density profiles.
  • the time difference between the two density profiles may be calculated by an optimization operation that minimizes the index.
  • FIG. 10C is a diagram showing a second example in which the contrast profile of the contrast medium at the first position P1 is compared with the contrast profile of the contrast medium at the second position P2.
  • the contrast medium may reciprocate under the influence of the heartbeat.
  • the concentration profile of the contrast agent may be a wave-like curve having a plurality of maximum values.
  • the cross-correlation coefficient increases or decreases according to the shift amount of the density profile. . For this reason, there is a possibility that an inappropriate amount of time phase shift may be obtained as an optimal solution.
  • the time phase range ⁇ T is determined based on the time phase when the signal strength of the contrast profile of the contrast agent at the first position P1 first exceeds the threshold value, and the time phase corresponding to the first peak of the cross-correlation coefficient
  • the time phase difference calculation method with such optimization operation can calculate the time phase difference and correct the time phase more accurately.
  • the correction on the color scale side as shown in FIG. 9C may be performed according to the obtained time phase difference.
  • the correction of one or both of the time phase and the color scale as described above can be executed for all pixel positions.
  • the color between 1st blood-vessel image data and 2nd blood-vessel image data can be matched. That is, even if the position of the catheter for injecting the contrast agent is different or the timing of X-ray contrast imaging is different, the first blood vessel image and the first color in the same color as long as they are the same site without any change. Two blood vessel images can be displayed. For this reason, comparative interpretation of the first blood vessel image and the second blood vessel image is facilitated.
  • FIG. 11 is a diagram showing an example in which colors at two designated positions or regions are matched between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data.
  • FIG. 11 (A) shows an example in which a first blood vessel image before treatment in which a thrombus is depicted and a second blood vessel image after treatment in which the thrombus is removed are displayed in parallel.
  • FIG. 11A for example, on the first blood vessel image data before treatment taken in the past, another third position P3 is added in addition to the first position P1 by operating the console 5. Can be specified.
  • both the first position P1 and the third position P3 are positions that do not change before and after the treatment, the first position P1 of the first blood vessel image and the second blood vessel corresponding to the first position P1. Not only the second position P2 of the image but also the third position P3 of the first blood vessel image and the fourth position P4 of the second blood vessel image corresponding to the third position P3 are displayed in the same color. It is desirable to make it.
  • the time when the contrast medium reaches the first position P1 and the contrast medium at the second position P2 Even when the time phases at which the contrast agent arrives match, the time phase at which the contrast agent reaches the third position P3 and the time phase at which the contrast agent reaches the fourth position P4 do not match.
  • the third time phase T (P3) at the third position P3 further designated on the first blood vessel image data and the second blood vessel image
  • the first blood vessel image data and the second blood vessel so that the fourth time phase T (P4) at the fourth position P4 corresponding to the third position P3 on the data is different from the corresponding time phase.
  • At least one pixel value of the image data can be corrected.
  • the fourth position P4 can also be manually designated and automatically detected as in the second position P2.
  • the time phase of each position between the first position P1 and the third position P3 corresponds to the time phase of each position between the second position P2 and the fourth position P4.
  • pixel values can be corrected with interpolation processing.
  • the object of the interpolation process is at least one of the phase of the hue that continuously changes in the time phase and the color scale. Interpolation processing is simplified by linear interpolation.
  • each vertical axis indicates the signal intensity S corresponding to the contrast agent concentration
  • each horizontal axis indicates the time phase T.
  • FIG. 11F shows a color scale used for displaying the first blood vessel image data and the second blood vessel image data.
  • FIGS. 11B to 11E show a common color scale between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data, and the second blood vessel image data with time-phase linear interpolation.
  • the change in the concentration profile of the contrast agent in the case of correcting the phase is shown.
  • the density profile on the left side and the color scale on the left side of FIG. 11 (F) correspond to the first blood vessel image data, and the density profile on the right side and the color scale on the right side of FIG. 11 (F) are the second blood vessel. Supports image data.
  • the second time phase T (P2) at the second position P2 of the second blood vessel image data is the first time phase T at the first position P1 of the first blood vessel image data.
  • the correction for shifting each time phase T at all positions of the second blood vessel image data by the shift amount ⁇ T (P2) in the time phase direction is performed so as to be (P1). This visually corresponds to shifting the concentration profile of the contrast agent at each position of the second blood vessel image data by the shift amount ⁇ T (P2) in the time phase direction.
  • FIG. 11B the profile of the first blood vessel image data at the first position P1 is on the left, and the profile of the second blood vessel image data at the second position P2 and the profile after the first correction are on the right. Each is shown by a dotted line and a solid line.
  • FIG. 11C shows the profile at the third position P3 of the first blood vessel image data on the left, the profile at the fourth position P4 of the second blood vessel image data, and the profile after the first correction. They are shown on the right by dotted and solid lines, respectively.
  • ⁇ (P13) is the time difference between T (P3) and T (P1)
  • ⁇ (P24) is the time difference between T (P1) and the result of applying the first correction to T (P4). .
  • the profile at an arbitrary position of the second blood vessel image data is corrected by Expression (3). That is, the time phase data T2 of the second blood vessel image data is corrected to the time phase data T2 ′.
  • T2 ' ⁇ T2- ⁇ T (P2) -T (P1) ⁇ ⁇ ⁇ T (P3) -T (P1) ⁇ / ⁇ T (P4) -T (P2) ⁇ + T (P1) (3)
  • the same display color correction can be performed by correcting a portion where the hue of the color scale changes continuously as shown in FIG. In that case, visually, a portion where the hue of the color scale continuously changes is translated and stretched in the time phase direction.
  • an area may be specified.
  • the first blood vessel image data using a color scale having a periodic hue change as shown in FIG. 3C and a monotonic color scale as shown in FIGS. 3B and 5B.
  • the color scale and time phase synchronization processing as shown in FIG. 9 or FIG. 11 can be similarly executed.
  • the color scale and time phase synchronization processing between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data is a time phase interval to be synchronized with the first blood vessel image data and the second blood vessel image data, respectively. Can also be done by manually specifying
  • the time phase interval to be synchronized can be specified as the start time phase and the end time phase of the continuous change in hue.
  • FIG. 12 is a diagram illustrating an example in which the colors in the time phase sections designated between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data are matched.
  • FIG. 12A shows the initial time phase T11 and the end time phase T12 of the continuous change of the hue of the color scale by selecting the first time-series first DSA image data or the first X-ray contrast image data. The example specified as the period of is shown.
  • FIG. 12B shows the initial time phase T21 and the end time phase T22 of the continuous change of the hue of the color scale by selecting the second DSA image data or the second X-ray contrast image data in time series. An example designated as the second period is shown.
  • the continuous change of the first pixel value assigned to the first period designated for generating the first blood vessel image data is the second value designated for generating the second blood vessel image data.
  • the pixel value of at least one of the first blood vessel image data and the second blood vessel image data can be determined or corrected so as to correspond to a continuous change in the second pixel value assigned to the second period.
  • the pixel value in the initial time phase T11 of the first period is made to coincide with the pixel value in the initial time phase T21 of the second period, and the change period Tscale1 of the first pixel value is set to the second pixel.
  • the change in the first pixel value can be made to correspond to the change in the second pixel value.
  • the pixel value in the end time phase T12 of the first period matches the pixel value in the end time phase T22 of the second period. To be adjusted.
  • each initial time phase T11, T21 is the contrast agent inflow time phase and each end time phase T12, T22 is the maximum value or outflow time phase of the contrast agent, it is selected as the time phase section to be compared.
  • color coding processing can be executed.
  • the change rate of the pixel value with respect to the length of the time phase interval can be matched. As a result, it is possible to display the same portion having no change between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data in the same color.
  • only the initial blood vessel image data and the second time phase T11 and T21 of the pixel value change are selected by selecting time-series DSA image data or time-series X-ray contrast image data, respectively. It is also possible to perform color synchronization processing that designates the blood vessel image data and makes the pixel value change period Tscale1, Tscale2 common between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data.
  • the various color display synchronization processes as described above can be switched by ON / OFF of a synchronization switch provided on the console 5 as an electronic key or a hard key.
  • the target of color display synchronization processing may be blood vessel image data of three frames or more. That is, when an instruction to switch the synchronization switch to the ON state is input to the color synchronization display processing unit 25 by the operation of the console 5, the color synchronization display processing unit 25 converts the plurality of blood vessel image data into the specified processing method. In contrast, when a color display synchronization process is executed and an instruction to switch the synchronization switch to the OFF state is input to the color synchronization display processing unit 25, an independent color display can be executed for each blood vessel image data. Can do.
  • the color synchronization display processing unit 25 follows the changed condition and performs the color display resynchronization process. Can be executed. For example, when the fourth position P4 shown in FIG. 11A and the end time phase T12 shown in FIG. 12 are changed, the synchronous display is again performed using the changed fourth position P4 and end time phase T12 as conditions. The color coding process for can be executed. Then, by such color synchronous display, a plurality of blood vessel image data photographed at different dates and times can be compared, and a change in blood flow can be visually observed as a color change.
  • the time difference image creating unit 26 of the parametric image generating unit 21 is configured such that the contrast agent concentration between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data generated as parametric image data is a specific condition. It has a function of generating difference image data having pixel values corresponding to phase differences. That is, in the time phase difference image creation unit 26, the first two-dimensional time phase map for color-coding the first blood vessel image data and the second two-dimensional for color-coding the second blood vessel image data. Two-dimensional time difference map data can be acquired by subtraction processing between the time phase maps. Then, by color-coding the two-dimensional time difference map data according to a desired color scale, color time difference image data can be generated. That is, time difference image data can be generated as difference image data of two frames of parametric image data.
  • time phase difference image data data at a position where there is no change in the arrival phase of the contrast agent between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data is canceled. Accordingly, only the portion where the contrast agent arrival time phase changes between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data, that is, the portion where the temporal change has occurred is displayed in a color corresponding to the degree of change. The Rukoto. For this reason, the first blood vessel image data and the second blood vessel image data can be quantitatively compared.
  • the color synchronization display processing unit 25 executes time phase correction processing for matching the time phase of the first blood vessel image data with the time phase of the second blood vessel image data. It is desirable. Thereby, it is possible to cope with a difference in blood flow velocity. However, if it is not necessary to correct the expansion / contraction of the time phase section, such as when only the position of the catheter is different, even if the time phase correction processing is not executed as a pre-processing of the subtraction processing, the pixel corresponding to the degree of change with time Time-difference image data having a value can be generated.
  • a comparison switch can be prepared and the necessity of the process can be instructed similarly to the synchronization switch. Even in this case, when the time phase is corrected by changing the condition, the time phase difference image data can be updated following the correction of the time phase.
  • a function as a collection system is provided.
  • the time phase specifying unit 22 and the color coding unit 23 of the parametric image generation unit 21 cooperate to acquire a time phase change of the concentration of the contrast agent based on at least the X-ray contrast image data, and the gray scale or color scale
  • the image generation processing for generating temporal phase image data having pixel values corresponding to the temporal phase in which the concentration of the contrast agent is a specific condition is performed a plurality of times based on X-ray contrast image data collected at different times
  • it functions as a blood vessel image generation unit that acquires the first blood vessel image data and the second blood vessel image data.
  • the first blood vessel image data can be acquired based on, for example, X-ray contrast image data collected before the treatment of the subject O.
  • the second blood vessel image data can be acquired based on, for example, X-ray contrast image data collected after the treatment of the subject O.
  • the color coding unit 23, the color scale adjustment unit 24, and the color synchronous display processing unit 25 cooperate to obtain corresponding temporal pixel values between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data. It functions as a pixel value determination unit that determines or corrects at least one pixel value of the first blood vessel image data and the second blood vessel image data so as to match.
  • the pixel value determination unit may determine or correct the time phase (time) instead of the pixel value of the blood vessel image data.
  • the pixel value determination unit may determine or correct both the pixel value and the time phase (time) of the blood vessel image data. That is, the pixel value determination unit can determine or correct at least one of the pixel value and time phase (time) of the blood vessel image data.
  • the time phase difference image creation unit 26 has a pixel value corresponding to a time phase difference between the first blood vessel image data and the second blood vessel image data, where the concentration of the contrast agent is a specific condition. It functions as a difference image generation unit that generates image data.
  • the color scale adjustment unit 24 of the parametric image generation unit 21 assigns a continuous change in pixel value to a specified period from a 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 a scale.
  • 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, a pixel value determination unit, and a pixel value scale generation unit, X-rays may be generated by other components.
  • the diagnostic apparatus 1 and the medical image processing apparatus 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 a computer to function as a blood vessel image generation unit, a pixel value determination 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. 13 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 first X-ray image data is collected without contrast. 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 apparatus 12 through the A / D converter 11 as first X-ray image data.
  • the first X-ray image data may be collected for one frame or a plurality of frames. If the first X-ray image data of a plurality of frames are collected and the filtering unit 18 adds and averages the first X-ray image data of the plurality of frames, one frame of non-contrast X-ray image data with reduced noise is generated. can do. Then, the first non-contrast X-ray image data acquired in this way is stored in the image memory 16.
  • step S2 the first 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 the contrast agent, imaging of the first X-ray contrast image data is started. And in the predetermined period, imaging
  • the flow of collecting the first X-ray contrast image data is the same as the flow of collecting the first non-contrast X-ray image data.
  • first subtraction unit 17 generates first DSA image data. That is, the time-series first DSA image data is sequentially generated by executing the subtraction processing of the time-series first X-ray contrast image data using the first non-contrast X-ray image data as the mask image data. . The generated time-series first DSA image data is sequentially stored in the image memory 16.
  • the display device 14 can display the first time-series X-ray contrast image or the first DSA image in real time as a live image. Furthermore, the time-series first X-ray contrast image or first DSA image can be displayed on the display device 14 after X-ray imaging. When the first DSA image is displayed later, the first DSA image data can be generated by the subtraction process only for the time phase period designated by the operation of the console 5.
  • step S4 the temporal change of the first contrast agent concentration is acquired by the time phase specifying unit 22. Specifically, time-series first X-ray contrast image data or first 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, in the time phase specifying unit 22, a density profile indicating the temporal change in the concentration of the first contrast agent as shown in FIG. 3A or FIG. 5A is generated 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 first contrast agent for each pixel position based on the contrast profile of the contrast agent.
  • the arrival phase of the first 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 first color scale for color-coding the two-dimensional map of the arrival time phase of the first 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 the color coding of the two-dimensional map of the arrival phase of the first contrast agent based on the first color scale created by the color scale adjusting unit 24 is executed in the color coding unit 23. That is, according to the color scale, the R value, G value, and B value corresponding to the arrival time phase of the first contrast agent are assigned to each pixel as a pixel value. Thereby, the first parametric image data is generated.
  • the luminance value of the pixel having a relatively high concentration of the contrast agent in the arrival phase of the first contrast agent is relatively large, and conversely, the concentration of the contrast agent in the arrival phase of the contrast agent is relatively high.
  • the first parametric image data having a relatively small luminance value can be generated.
  • the first parametric image generated in this way can be displayed on the display device 14.
  • the first parametric image can also be displayed as a moving image by shifting or expanding / contracting the first color scale in the time phase direction. Therefore, the user can confirm a plurality of blood vessels into which the contrast agent flows by observing the first parametric image.
  • a change in the hue of the first color scale is assigned to a short time period, a plurality of blood vessels whose contrast agent arrival time phases are close can be easily distinguished by the difference in color.
  • step S8 When imaging of the first parametric image is completed, treatment or the like can be performed in step S8. Thereafter, the imaging of the second parametric image can be started for the follow-up observation of the subject O at a date and time different from the imaging date and time of the first parametric image.
  • the second non-contrast X-ray image data, the time-series second X-ray contrast image data, and the time-series second image data are processed in the same flow as the imaging of the first parametric image.
  • the two DSA image data, the time change of the second contrast agent concentration, and the two-dimensional map data of the arrival phase of the second contrast agent are acquired.
  • step S14 the color coding unit 23, the color scale adjustment unit 24, and the color synchronous display processing unit 25 create the second color scale corresponding to the first color scale, and the first parametric image and the second parametric image.
  • the necessary time alignment with the parametric image is performed. Specifically, according to the designated condition setting method, the time phases corresponding between the first parametric image and the second parametric image as illustrated in FIG. 8, FIG. 9, FIG. 11 or FIG. One or both of the color scale and the time phase are adjusted so that the pixel values of the two coincide with each other. Therefore, the second parametric image data can be once generated and displayed according to a color scale prepared in advance.
  • step S15 the two-dimensional map data of the arrival time phase of the second contrast agent after the time phase adjustment is given to the color coding unit 23. Then, in the color coding unit 23, color coding processing of the two-dimensional map data of the arrival phase of the second contrast agent after the time phase adjustment is executed according to the second color scale corresponding to the first color scale. . As a result, second parametric image data is generated.
  • the generated second parametric image data is output to the display device 14 together with the first parametric image data.
  • the first parametric image and the second parametric image are displayed in parallel on the display device 14.
  • the pixel values of the corresponding time phases match between the first parametric image and the second parametric image. Therefore, blood vessels that do not change between the first parametric image and the second parametric image are displayed in the same color, and blood vessels that have changed are displayed in different colors. For this reason, the user can observe the change with time due to the difference in color.
  • step S16 the time-difference image creation unit 26 uses the two-dimensional map data of the arrival time phase of the first contrast agent and the two-dimensional map data of the arrival time phase of the second contrast agent after time phase correction. Subtraction processing is executed. As a result, two-dimensional time difference map data in which data exists only in a portion where a substantial change has occurred in the arrival time phase of the contrast agent is acquired. The two-dimensional time difference map data is color-coded in the color coding unit 23 according to a desired color scale. Thus, color time difference image data is generated. The generated time difference image data is displayed on the display device 14. For this reason, the user can perform a quantitative evaluation of the temporal change visually by the color of the time difference image data.
  • 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 and color scale can be adjusted so that a plurality of blood flow image data photographed at different dates and times can be compared with each other.
  • the X-ray diagnostic apparatus 1 and the medical image processing apparatus 12 are designed to improve the time phase discrimination ability by color by reducing the continuous change of the hue in the color scale in the time phase direction.
  • conditions such as the imaging timing, the position of the catheter for injecting the contrast agent, and the blood flow velocity are different in a plurality of parametric images having different imaging dates and times. Even in such a case, it is possible to display a portion that does not change with time due to treatment or the like in the same color. That is, a plurality of parametric images in which the same color effectively represents the same time phase can be displayed in parallel. Thereby, the user can compare a plurality of parametric images with different shooting dates and times. Further, the color display of the time difference image data enables quantitative evaluation of the change with time due to treatment or the like.
  • 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, it is possible to generate time phase image data and time phase difference 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. 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.
  • the change in hue as a change in pixel value in a period shorter than the period from the initial time to the end time of the contrast agent concentration time change
  • a continuous change in luminance value is assigned.
  • 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 pixel value is not limited to a continuous change in hue as described above, but a continuous change in luminance value. Can also be assigned. 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.
  • 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.

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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決定部を備える。血管画像生成部は、Ｘ線造影画像データに基づいて造影剤の濃度の時相変化を取得し、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相に対応する画素値を有する時相画像データを生成する画像生成処理を、互いに異なる時期に収集されたＸ線造影画像データに基づいて複数回実行することによって第１及び第２の血管画像データを取得する。画素値決定部は、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において対応する時相の画素値が一致するように、第１及び第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値又は時相を決定又は補正する。

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
　本発明は、治療前後等の異なる時期にＸ線造影撮影を繰返し実行した場合に、収集された各Ｘ線画像を有効活用することが可能な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決定部を備える。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相変化を取得し、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相に対応する画素値を有する時相画像データを生成する画像生成処理を、互いに異なる時期に収集されたＸ線造影画像データに基づいて複数回実行することによって第１の血管画像データ及び第２の血管画像データを取得する。画素値決定部は、前記第１の血管画像データと前記第２の血管画像データとの間において対応する時相の画素値が一致するように、前記第１の血管画像データ及び前記第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値又は時相を決定又は補正する。
　また、本発明の実施形態に係る医用画像処理装置は、血管画像生成部と差分画像生成部を備える。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相変化を取得し、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相に対応する画素値を有する時相画像データを生成する画像生成処理を、互いに異なる時期に収集されたＸ線造影画像データに基づいて複数回実行することによって第１の血管画像データ及び第２の血管画像データを取得する。差分画像生成部は、前記第１の血管画像データと前記第２の血管画像データとの間における、前記造影剤の濃度が特定の条件となる時相の差に対応する画素値を有する差分画像データを生成する。
　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決定部を備える。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、前記Ｘ線造影画像データに基づいて造影剤の濃度の時相変化を取得し、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相に対応する画素値を有する時相画像データを生成する画像生成処理を、互いに異なる時期に収集されたＸ線造影画像データに基づいて複数回実行することによって第１の血管画像データ及び第２の血管画像データを取得する。画素値決定部は、前記第１の血管画像データと前記第２の血管画像データとの間において対応する時相の画素値が一致するように、前記第１の血管画像データ及び前記第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値又は時相を決定又は補正する。
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。 過去の第１の血管画像データに生成に用いられたカラースケールに従って、第２の血管画像データの画素値を決定又は補正する例を示す図。 指定された位置又は領域におけるカラーを第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において一致させる例を示す図。 第１の血管画像データの第１の位置及び第２の血管画像データの第２の位置にそれぞれ対応する造影剤の濃度プロファイルの一部を用いて濃度プロファイル間における時相差を求める例を示す図。 指定された２つの位置又は領域におけるカラーを第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において一致させる例を示す図。 第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間においてそれぞれ指定された時相区間におけるカラーを一致させる例を示す図。 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、カラースケール調整部２４、カラー同期表示処理部２５及び時相差画像作成部２６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。パラメトリック画像データは、造影剤の濃度が最大値等の特定の条件となるときの各画素位置における時相に、時相に応じたカラーの画素値を割り当てた時相画像データである。
　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相は、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、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。
　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。
　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。
　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。つまり、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。これにより、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５(C)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、透過度を変化させることができる。
　一方、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、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ず、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７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７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。
　図７に示すようなパラメトリック画像は、被検体Ｏの経時変化を観察するために異なる日時において繰返し撮影することができる。例えば、被検体Ｏの治療前と治療後においてパラメトリック画像を生成すれば、被検体Ｏの治療経過を観察することができる。
　つまり、時相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画像生成処理を、互いに異なる時期に収集されたＸ線造影画像データに基づいて複数回実行することによって第１の血管画像データ及び第２の血管画像データを取得することができる。そして、第１の血管画像及び第２の血管画像を表示させ、互いに比較読影することができる。
　但し、第１の血管画像データと第２の血管画像データとが互いに異なる条件でカラーコーディングされていると、対応する時相が異なるカラーで表示されることとなる。このため、血管画像の比較読影が困難となる恐れがある。
　そこで、パラメトリック画像生成部２１のカラー同期表示処理部２５は、カラーコーディング部２３及びカラースケール調整部２４に指示情報を与えることによって、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において対応する時相の画素値が一致するように、第１の血管画像データ及び第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値を決定又は補正するように構成される。
　例えば、第１の血管画像データが過去に取得されており、第２の血管画像データを新たに生成する場合には、第２の血管画像データの時相に対応する画素値を、第１の血管画像データの時相に対応する画素値に合わせて決定することができる。また、第１の血管画像データ及び第２の血管画像データの双方が既に生成されている場合には、対応する時相の画素値が一致するように、第１の血管画像データ及び第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値を補正することができる。以降では、第１の血管画像データが過去の画像データとして第２の血管画像データよりも前に生成されているものとして説明する。
　第２の血管画像データの生成時又は生成後において、過去の第１の血管画像データは、コンソール５の操作によってマニュアルで選択することができる。具体的には、コンソール５の操作によって画像メモリ１６を検索し、過去に同一の方向から略同一の条件で撮影されたパラメトリック画像データを第１の血管画像データとして選択することができる。或いは、過去の時系列のＸ線造影画像データ又はDSA画像データをパラメトリック画像データの元データとして選択するようにしてもよい。
　もちろん、カラー同期表示処理部２５に、過去の第１の血管画像データを自動的に選択する機能を設けることもできる。例えば、同一の被検体Ｏに対する過去の検査情報を検索し、同一の撮影プロトコルや同一の撮影角度及び撮影位置で撮影されたパラメトリック画像データ、時系列のDSA画像データ又は時系列のＸ線造影画像データを自動的に取得することができる。
　第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において、時相とカラーの画素値との関係を一致させる方法としては、様々な方法が挙げられる。異なる複数の方法で時相と画素値との関係を一致させることができるようにする場合には、方法に応じた複数のカラー同期モードを設定することができる。
　図８は、過去の第１の血管画像データに生成に用いられたカラースケールに従って、第２の血管画像データの画素値を決定又は補正する例を示す図である。
　図８(A)は、過去に撮影された第１の血管画像データ及び第１の血管画像データの生成に用いられたカラースケールの一例を示している。また、図８(B)は、新たに撮影された第２の血管画像データ及び第２の血管画像データの生成に用いられたカラースケールの一例を示している。
　図８に示すように、過去の第１の血管画像データに生成に用いられたカラースケールと同一のカラースケールに従って第２の血管画像データのカラーコーディングを行うことができる。図８に示す例では、図５(C)に示すような開始時相T1から終了時相T2までの指定された期間に色相の連続的な変化を割り当てたカラースケールが用いられている。もちろん、図３(C)に示すような周期的な色相の変化を有するカラースケールや図３(B)及び図５(B)に示すような単調なカラースケールが第１の血管画像データに生成に用いられた場合には、同一の色相の変化を有するカラースケールを用いて第２の血管画像データを生成又は補正することができる。
　つまり、カラー同期表示処理部２５は、第１の血管画像データに生成に用いられたカラースケールを特定する情報を取得し、取得した情報に基づいて第１の血管画像データに生成に用いられたカラースケールと同一のカラースケールに従って第２の血管画像データの画素値を決定又は補正することができる。尚、第１の血管画像データに生成に用いられたカラースケールを特定する情報は、第１の血管画像データの付帯情報から取得することができる。逆に言えば、第１の血管画像データに生成に用いられたカラースケールを特定する情報を第１の血管画像データの付帯情報として第１の血管画像データとともに画像メモリ１６に保存することができる。これにより、第２の血管画像データの生成の際に、第１の血管画像データに生成に用いられたカラースケールを特定することができる。
　このように共通のカラースケールを用いて生成された第１の血管画像データ及び第２の血管画像データを表示装置１４に並列表示させると、非常に簡易な表示処理で、対応する時相を同一のカラーで表示させることができる。尚、３つ以上の血管画像データが存在する場合においても、選択された１つの血管画像データにおける時相とカラーとの関係に一致するように、他の血管画像データにおける時相とカラーとの関係を調整することができる。
　但し、治療前後等の異なる日時にＸ線撮影を行う場合、造影剤の注入開始時刻を基準とする時系列のＸ線造影画像データが同一の時期に収集されるとは限らない。また、造影剤を注入するためのカテーテルの位置の相違が撮影日時間において大きい場合においても、同一の位置への造影剤の到達時刻が変化する。従って、同一の位置であっても造影剤の到達時相が、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において治療以外の原因によって変化する可能性がある。この場合、同一のカラースケールを用いても、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において同一の位置が異なる色で表示される。
　そこで、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において時相を対応させる補正を行うこともできる。これにより、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において同一の位置を同一のカラーで表示させることが可能となる。
　尚、同一の位置にけるカラーを一致させるために時相を補正することは、時相を変えずにカラースケールの配色を補正することと等価である。従って、時相及びカラースケールの画素値の少なくとも一方を補正することにより、変化のない位置におけるカラーを第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において一致させることができる。時相の補正は、カラーコーディング部２３において行うことができる。また、カラースケール上のカラーの画素値の補正は、カラースケール調整部２４において行うことができる。
　図９は、指定された位置又は領域におけるカラーを第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において一致させる例を示す図である。
　図９(A)は、血栓が描出された治療前の第１の血管画像と血栓が除去された治療後の第２の血管画像とを並列表示させた例を示す。図９(A)に示すように、例えば、過去に撮影された治療前の第１の血管画像データ上において、コンソール５の操作によって第１の位置P1を指定することができる。第１の位置P1が治療前後において変化のない位置であれば、第１の血管画像の第１の位置P1と、第１の位置P1に対応する第２の血管画像の第２の位置P2を同一のカラーで表示させることが望ましい。
　そこで、第１の血管画像データ上において指定された第１の位置P1における第１の時相T(P1)と、第２の血管画像データ上において第１の位置P1に対応する第２の位置P2における第２の時相T(P2)とが、互いに同一の画素値とするべき対応する時相となるように、第１の血管画像データ及び第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値を補正することができる。
　具体的には、上述したように、時相及び時相に対応するカラースケールの配色の一方又は双方を補正することができる。時相のみを補正する場合には、第１の位置P1における時相が第２の位置P2における時相と一致するように、第１の時相T(P1)及び第２の時相T(P2)の少なくとも一方が補正される。一方、カラースケールのみを変更する場合には、第１の時相T(P1)に対応するカラーが第２の時相T(P2)に対応するカラーと一致するようにカラースケールが調整される。
　図９(B)は、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間においてカラースケールを共通とし、第２の血管画像データの第２の位置P2における第２の時相T(P2)を、第１の血管画像データの第１の位置P1における第１の時相T(P1)と一致させる補正を行った場合における造影剤の濃度プロファイル及び対応するカラースケールを示している。図９(B)の点線で示される第２の血管画像データの第２の位置P2における造影剤濃度プロファイルを、実線で示される造影剤濃度プロファイルに補正することができる。図９(B)に示すように、ある位置における時相の補正は視覚的には造影剤濃度プロファイルの平行移動に相当する。このため、第２の位置P2におけるカラーを第１の位置P1におけるカラーと一致させることができる。
　一方、図９(C)は、時相を補正する代わりにカラースケールのみを補正した場合の例を示している。この場合、第２の時相T(P2)に対応する画素値が、第１の時相T(P1)に対応する画素値と一致するように、第２の血管画像データに対応するカラースケールを補正すればよい。カラースケールの補正は、視覚的には図９(C)に示すように、カラースケールの色相が連続的に変化する部分の平行移動に相当する。
　尚、位置の代わりに領域を指定するようにしてもよい。その場合には、領域を代表する画素値が一致するように時相又はカラースケールの配色を変更すればよい。また、指定された第１の位置P1又は第１の領域に対応する第２の位置P2又は第２の領域は、座標情報に基づいて自動的に検出することもできるし、コンソール５の操作によってマニュアルで指定することもできる。
　マニュアルで指定された第１の位置P1又は第１の領域に対応する第２の位置P2又は第２の領域を自動的に同定する方法としては、カラーで描出された血管の輪郭を抽出することによる方法が挙げられる。具体的には、第１の血管画像データにおいて第１の位置P1を中心とする一片の長さがΔの矩形領域内における血管の輪郭をエッジ抽出処理等の画像処理によって抽出し、抽出された血管の輪郭を含む矩形領域を第２の血管画像データにおいて探索することができる。そして、第２の血管画像データにおいて検出された１辺の長さがΔの矩形領域の中心位置を第２の位置P2として同定することができる。第１の領域に対応する第２の領域を自動的に同定する場合についても第１の領域が小さければ同様な方法で第２の領域を同定することができる。また、第１の領域が広い場合には、複数の単位領域に分割し、単位領域ごとに同様な方法を適用することができる。
　また、図９の(B)及び(C)に示す例では、造影剤の濃度を示す信号強度が最大値となる時の時相に対応する画素値を第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において一致させているが、他の方法で濃度プロファイル間の時相シフト量を求めることができる。すなわち、造影剤の濃度プロファイルの最大値間の時相差を補正すべき時相シフト量とせずに、濃度プロファイル間の時相差を補正すべき時相シフト量とすることができる。
　図１０は、第１の血管画像データの第１の位置P1及び第２の血管画像データの第２の位置P2にそれぞれ対応する造影剤の濃度プロファイルの一部を用いて濃度プロファイル間における時相差を求める例を示す図である。
　図１０(A)は、図９(A)と同様に、第１の位置P1が指定された第１の血管画像データと、第１の位置P1に対応する第２の位置P2が特定された第２の血管画像データとを並列表示させた図である。
　図１０(B)は、第１の血管画像データの第１の位置P1における造影剤の濃度プロファイルと、第２の血管画像データの第２の位置P2における造影剤の濃度プロファイルとを比較した第１の例を示す図である。図１０(B)に示すように、第１の位置P1における造影剤の濃度プロファイルの信号強度に閾値を設定することによって任意の時相範囲ΔTの濃度プロファイルを抽出することができる。
　例えば、濃度プロファイルの信号強度が閾値を超えた時相を中心とする所定の範囲を時相範囲ΔTとして決定することができる。閾値は、例えば、造影剤が到達したとみなせる値として予め決定することができる。
　一方、第２の位置P2における造影剤の濃度プロファイルを、シフト量をパラメータとして時相方向にシフトさせ、抽出された時相範囲ΔTにおける相互相関係数が最大となる時のシフト量を求めることができる。このような最適化演算を行うと、第２の位置P2における造影剤の濃度プロファイルのシフト量Tshiftを、２つの濃度プロファイル間における時相差として算出することができる。
　尚、相互相関係数の代わりに、最小２乗誤差等の乖離量を表す指標を用いた最適化演算を行うようにしてもよい。従って、指標によっては、指標を最小化する最適化演算によって２つの濃度プロファイル間における時相差が算出される場合もある。
　図１０(C)は、第１の位置P1における造影剤の濃度プロファイルと、第２の位置P2における造影剤の濃度プロファイルとを比較した第２の例を示す図である。単位時間当たりの造影剤の注入量に対して血流が速い場合には、造影剤が心拍の影響を受けて往復する可能性がある。そのような場合には、図１０(C)に示すように造影剤の濃度プロファイルが複数の極大値を有する波型のカーブとなることがある。
　図１０(C)に示すような波型の濃度プロファイルに対して相互相関係数を最大化する最適化演算を実行すると、濃度プロファイルのシフト量に応じて相互相関係数が増減することとなる。このため、不適切な時相のシフト量が最適解として得られる恐れがある。
　そこで、第１の位置P1における造影剤の濃度プロファイルの信号強度が最初に閾値を超えた時相に基づいて時相範囲ΔTを決定し、かつ相互相関係数の最初のピークに対応する時相方向のシフト量Tshiftを最適解とすることにより、２つの濃度プロファイル間における適切な時相差を算出することができる。
　このような最適化演算を伴う時相差の算出方法によって、より正確な時相差の算出及び時相の補正を行うことができる。もちろん、求めた時相差に従って、図９(C)に示すようなカラースケール側の補正を行うようにしてもよい。
　そして、上述のような時相及びカラースケールの一方又は双方の補正を、全ての画素位置に対して実行することができる。これにより、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間におけるカラーを対応させることができる。すなわち、造影剤を注入するためのカテーテルの位置が異なる場合やＸ線造影撮影のタイミングが異なる場合であっても、変化のない同一の部位であれば同一のカラーで第１の血管画像及び第２の血管画像を表示させることが可能となる。このため、第１の血管画像と第２の血管画像との比較読影が容易となる。
　但し、第１の血管画像データの撮影時と第２の血管画像データの撮影時との間において被検体Ｏの心拍数が異なる等の理由で血流の速度が異なる場合には、造影剤の流速が変化する。その場合、造影剤の注入位置から離れた位置では、造影剤の流速の相異によって造影剤の到達時相が変化する。従って、図９に示すような補正を行っても、変化のない同一の部位におけるカラーが第１の血管画像と第２の血管画像との間において同一とならない恐れがある。そのような場合には、カラーを一致させる対象として複数の位置又は領域を指定することができる。
　図１１は、指定された２つの位置又は領域におけるカラーを第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において一致させる例を示す図である。
　図１１(A)は、血栓が描出された治療前の第１の血管画像と血栓が除去された治療後の第２の血管画像とを並列表示させた例を示す。図１１(A)に示すように、例えば、過去に撮影された治療前の第１の血管画像データ上において、コンソール５の操作によって第１の位置P1に加えて別の第３の位置P3を指定することができる。
　第１の位置P1及び第３の位置P3がいずれも治療前後において変化のない位置であれば、第１の血管画像の第１の位置P1と、第１の位置P1に対応する第２の血管画像の第２の位置P2のみならず、第１の血管画像の第３の位置P3と、第３の位置P3に対応する第２の血管画像の第４の位置P4についても同一のカラーで表示させることが望ましい。
　しかしながら、第１の血管画像の撮影時と第２の血管画像の撮影時において血流速度が異なると、第１の位置P1に造影剤が到達した時相と、第２の位置P2に造影剤が到達した時相が一致しても、第３の位置P3に造影剤が到達した時相と、第４の位置P4に造影剤が到達した時相が一致しない。
　そこで、第１の位置P1及び第２の位置P2に加え、第１の血管画像データ上において更に指定された第３の位置P3における第３の時相T(P3)と、第２の血管画像データ上において第３の位置P3に対応する第４の位置P4における第４の時相T(P4)とが別の対応する時相となるように、第１の血管画像データ及び第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値を補正することができる。尚、第４の位置P4についても、第２の位置P2と同様に、マニュアル指定及び自動検出が可能である。この場合、第１の位置P1と第３の位置P3との間における各位置の時相と、第２の位置P2と第４の位置P4との間における各位置の時相とが対応するように、補間処理を伴って画素値を補正することができる。
　補間処理の対象は、時相及びカラースケールにおいて連続的に変化する色相の位相の少なくとも一方となる。補間処理は、線形補間とすることが処理の簡易化に繋がる。
　図１１(B) ,(C), (D), (E)において各縦軸は造影剤の濃度に対応する信号強度Sを示し、各横軸は時相Tを示す。また図１１(F)は、第１の血管画像データ及び第２の血管画像データの表示に用いられるカラースケールを示している。
　図１１(B)から(E)は、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間においてカラースケールを共通とし、時相の線形補間を伴って第２の血管画像データの時相を補正する場合における造影剤の濃度プロファイルの変化を示している。尚、左側の濃度プロファイル及び図１１(F)の左側のカラースケールは第１の血管画像データに対応しており、右側の濃度プロファイル及び図１１(F)の右側のカラースケールは第２の血管画像データに対応している。
　まず、第１の補正として、第２の血管画像データの第２の位置P2における第２の時相T(P2)が第１の血管画像データの第１の位置P1における第１の時相T(P1)となるように、第２の血管画像データの全ての位置における各時相Tを時相方向にシフト量ΔT(P2)だけシフトさせる補正が実行される。これは、視覚的には、第２の血管画像データの各位置における造影剤の濃度プロファイルを時相方向にシフト量ΔT(P2)だけシフトさせることに相当する。
　図１１(B)は第１の血管画像データの第１の位置P1におけるプロファイルを左に、第２の血管画像データの第２の位置P2におけるプロファイル及び第１の補正を行ったプロファイルを右にそれぞれ点線と実線で示している。同様に図１１(C)は第１の血管画像データの第３の位置P3におけるプロファイルを左に、第２の血管画像データの第４の位置P4におけるプロファイル及び第１の補正を行ったプロファイルを右にそれぞれ点線と実線で示している。ここでΔ(P13)はT(P3)とT(P1)との時間差、Δ(P24)はT(P4)に第１の補正を適用した結果とT(P1)との時間差を示している。
　次に、第２の補正として、Δ(P13)とΔ(P24)とは狭窄など血管の状態に起因する要因が無ければ一致するはずである。このような要因が無ければこの差異は血流の速度変化によって発生したと考えられるので、T(P4)'(=T(P4)-ΔT(P2))に対しT(P1)を基準としてΔT(P13)/ΔT(P24)をかけることで伸縮補正される。第２の血管画像データの第４の位置P4におけるプロファイルに対し、第２の補正を適用した結果が図１１(D)の右に示されている。
　これらをまとめると、第２の血管画像データの任意の位置におけるプロファイルは式(3)で補正される。つまり、第２の血管画像データの時相データT2は、時相データT2'に補正される。
　T2' = {T2-ΔT(P2)-T(P1)}・{T(P3)-T(P1)}/{T(P4)-T(P2)}+T(P1)　(3)
　このような時相の補間処理を行うと、第１の血管画像データの第１の位置P１における第１の時相T(P1)と第２の血管画像データの第２の位置P2における第２の時相T(P2)が一致し、且つ第１の血管画像データの第３の位置P3における第３の時相T(P3)と第２の血管画像データの第４の位置P4における第４の時相T(P4)が一致する。従って、仮に血流の変化の原因がカテーテルの位置の差異や血流速度に因るものであれば、時相データの補正処理により血流の変化が補正される。
　しかし、血栓が除去されることによって血流の速度が治療前後において変化した場合は、血流の変化は補正されない。このため、図１１(E)に示すように、結果として第１の血管画像データの第５の位置P5における第５の時相T(P5)と第２の血管画像データの第６の位置P6における第６の時相T(P6)の補正後の時相T'(P6)では大きな差異が血流改善の効果として表れる。
　尚、図９に示すようにカラースケールの色相が連続的に変化する部分を補正することによっても同様な表示カラーの補正を行うことができる。その場合、視覚的には、カラースケールの色相が連続的に変化する部分が、時相方向に平行移動及び伸縮変形されることとなる。
　また、上述のように位置を指定する代わりに領域を指定するようにしてもよい。更に、図３(C)に示すような周期的な色相の変化を有するカラースケールや図３(B)及び図５(B)に示すような単調なカラースケールを用いて第１の血管画像データ及び第２の血管画像データを生成する場合においても、同様に図９又は図１１に示すようなカラースケール及び時相の同期処理を実行することができる。
　第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間におけるカラースケール及び時相の同期処理は、第１の血管画像データ及び第２の血管画像データに対してそれぞれ同期させるべき時相区間をマニュアルで直接指定することによっても行うことができる。同期させるべき時相区間は、色相の連続的な変化の開始時相及び終了時相として指定することができる。
　図１２は、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間においてそれぞれ指定された時相区間におけるカラーを一致させる例を示す図である。
　図１２(A)は、時系列の第１のDSA画像データ又は第１のＸ線造影画像データの選択によってカラースケールの色相の連続的な変化の初期時相T11及び終了時相T12を第１の期間として指定した例を示している。一方、図１２(B)は、時系列の第２のDSA画像データ又は第２のＸ線造影画像データの選択によってカラースケールの色相の連続的な変化の初期時相T21及び終了時相T22を第２の期間として指定した例を示している。
　この場合、第１の血管画像データを生成するために指定された第１の期間に割り当てられる第１の画素値の連続的な変化が第２の血管画像データを生成するために指定された第２の期間に割り当てられる第２の画素値の連続的な変化と対応するように、第１の血管画像データ及び第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値を決定又は補正することができる。具体的には、第１の期間の初期時相T11における画素値を第２の期間の初期時相T21における画素値と一致させ、かつ第１の画素値の変化の周期Tscale1を第２の画素値の変化の周期Tscale2と異なる周期に設定することによって、第１の画素値の変化を第２の画素値の変化と対応させることができる。第１の画素値の変化の周期Tscale1及び第２の画素値の変化の周期Tscale2は、第１の期間の終了時相T12における画素値が第２の期間の終了時相T22における画素値と一致するように調整される。
　つまり、マニュアルで時相を指定することにより、第１の血管画像データ用のカラースケールと、第２の血管画像データ用のカラースケールを、互いに時相と画素値との関係が対応するように決定することができる。従って、各初期時相T11, T21を造影剤の流入時相とし、各終了時相T12, T22を造影剤の濃度の最大値又は流出時相とすれば、比較対象となる時相区間に選択的にカラーコーディング処理を実行することが可能となる。しかも、時相区間の長さに対する画素値の変化率を一致させることができる。その結果、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において変化がない同一の部位を同一のカラーで表示させることができる。
　尚、別の方法として、時系列のDSA画像データ又は時系列のＸ線造影画像データの選択によって画素値の変化の各初期時相T11, T21のみをそれぞれ第１の血管画像データ及び第２の血管画像データに対して指定し、画素値の変化の周期Tscale1, Tscale2を第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間で共通にするカラー同期処理を行うこともできる。
　上述したような様々なカラー表示の同期処理は、コンソール５上に電子キー又はハードキーとして設けた同期スイッチのON/OFFによって切換えられるようにすることができる。また、カラー表示の同期処理の対象は、３フレーム以上の血管画像データとすることもできる。すなわち、コンソール５の操作によって、同期スイッチをON状態に切換える指示がカラー同期表示処理部２５に入力された場合には、カラー同期表示処理部２５が指定された処理方法で複数の血管画像データに対してカラー表示の同期処理を実行し、同期スイッチをOFF状態に切換える指示がカラー同期表示処理部２５に入力された場合には、血管画像データ毎に独立したカラー表示を実行できるようにすることができる。
　また、同期スイッチがON状態となっている時に、カラーコーディングに影響のある条件が変更された場合には、カラー同期表示処理部２５が変更された条件に追従してカラー表示の再同期処理を実行するようにすることができる。例えば、図１１(A)に示す第４の位置P4や図１２に示す終了時相T12が変更された場合には、変更後の第４の位置P4や終了時相T12を条件として再度同期表示のためのカラーコーディング処理を実行することができる。そして、このようなカラーの同期表示によって、互いに異なる日時に撮影された複数の血管画像データを比較し、色の変化として視覚的に血流の変化を観察することができる。
　パラメトリック画像生成部２１の時相差画像作成部２６は、パラメトリック画像データとして生成された第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間における、造影剤の濃度が特定の条件となる時相の差に対応する画素値を有する差分画像データを生成する機能を有している。つまり、時相差画像作成部２６では、第１の血管画像データをカラーコーディングするための第１の２次元の時相マップと、第２の血管画像データをカラーコーディングするための第２の２次元の時相マップとの間におけるサブトラクション処理によって２次元の時相差マップデータを取得することができる。そして、２次元の時相差マップデータを所望のカラースケールに従ってカラーコーディングすることによって、カラーの時相差画像データを生成することができる。つまり、２フレームのパラメトリック画像データの差分画像データとして時相差画像データを生成することができる。
　時相差画像データでは、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において造影剤の到達時相に変化がない位置におけるデータがキャンセルされる。従って、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において造影剤の到達時相に変化がある部分、つまり経時変化が生じた部分のみが変化の度合いに応じたカラーで表示されることとなる。このため、定量的に第１の血管画像データと第２の血管画像データとを比較することができる。
　尚、サブトラクション処理に先立って、カラー同期表示処理部２５により、第１の血管画像データの時相と第２の血管画像データの時相を対応させるための時相の補正処理が実行されていることが望ましい。これにより、血流速度の相違等に対応することができる。但し、カテーテルの位置のみが異なる場合など、時相区間の伸縮補正が不要な場合には、時相の補正処理をサブトラクション処理の前処理として実行しなくても、経時変化の度合いに応じた画素値を有する時相差画像データを生成することができる。
　また、時相差画像データの生成処理についても、同期スイッチと同様に比較スイッチを準備して処理の要否を指示することができる。その場合においても、条件の変更によって時相が補正された場合には、時相の補正に追従して時相差画像データを更新させることができる。
　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相変化を取得し、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相に対応する画素値を有する時相画像データを生成する画像生成処理を、互いに異なる時期に収集されたＸ線造影画像データに基づいて複数回実行することによって第１の血管画像データ及び第２の血管画像データを取得する血管画像生成部として機能している。第１の血管画像データは、例えば、被検体Ｏの治療前に収集されたＸ線造影画像データに基づいて取得することができる。一方、第２の血管画像データは、例えば、被検体Ｏの治療後に収集されたＸ線造影画像データに基づいて取得することができる。
　更に、カラーコーディング部２３、カラースケール調整部２４及びカラー同期表示処理部２５が協働して、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間において対応する時相の画素値が一致するように、第１の血管画像データ及び第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値を決定又は補正する画素値決定部として機能している。
　尚、画素値決定部において、血管画像データの画素値に代えて時相(時間)を決定又は補正するようにしてもよい。また、画素値決定部において、血管画像データの画素値及び時相（時間）の双方を決定又は補正するようにしてもよい。つまり、画素値決定部では、血管画像データの画素値及び時相（時間）の少なくとも一方を決定又は補正することができる。
　一方、時相差画像作成部２６は、第１の血管画像データと第２の血管画像データとの間における、造影剤の濃度が特定の条件となる時相の差に対応する画素値を有する差分画像データを生成する差分画像生成部として機能している。
　加えて、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から指定された期間等に画素値の連続的な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、画素値決定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、画素値決定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。ここでは、第１の血管画像データを撮影した後に、第２の血管画像データを撮影し、カラーの同期表示及び時相差画像データの生成を行う場合を例に説明する。
　図１３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、非造影で第１の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、第１の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。
　第１の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。複数フレームの第１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第１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第１の非造影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、第１の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、第１の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、継続的に第１の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、時系列の第１のＸ線造影画像データが順次保存される。尚、第１のＸ線造影画像データの収集の流れは、第１の非造影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により第１のDSA画像データが生成される。すなわち、第１の非造影Ｘ線画像データをマスク画像データとして時系列の第１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、時系列の第１のDSA画像データが順次生成される。生成された時系列の第１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、時系列の第１のＸ線造影画像又は第１の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、時系列の第１のＸ線造影画像又は第１の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。事後的に第１の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第１の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、第１の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第１のＸ線造影画像データ又は第１の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)に示すような第１の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第１の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第１の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により求められた第１の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第１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により作成された第１のカラースケールに基づく第１の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、第１の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、第１のパラメトリック画像データが生成される。
　このとき、第１の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、第１の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第１の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第１の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、第１の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第１の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、第１の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、第１の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。
　第１のパラメトリック画像の撮影が終了すると、ステップＳ８において、治療等を実施することができる。その後、第１のパラメトリック画像の撮影日時と異なる日時において被検体Ｏの経過観察のために第２のパラメトリック画像の撮影を開始することができる。
　その場合には、ステップＳ９からステップＳ１３において、第１のパラメトリック画像の撮影と同様な流れで第２の非造影Ｘ線画像データ、時系列の第２のＸ線造影画像データ、時系列の第２のDSA画像データ、第２の造影剤濃度の時間変化及び第２の造影剤の到達時相の２次元マップデータが取得される。
　そして、ステップＳ１４において、カラーコーディング部２３、カラースケール調整部２４及びカラー同期表示処理部２５により、第１のカラースケールに対応する第２のカラースケールの作成及び第１のパラメトリック画像と第２のパラメトリック画像との間における必要な時相合わせが実行される。具体的には、指定された条件設定方法に従って、図８、図９、図１１又は図１２に例示されるように、第１のパラメトリック画像と第２のパラメトリック画像との間において対応する時相の画素値が一致するように、カラースケール及び時相の一方又は双方が調整される。そのために、予め準備されたカラースケールに従って一旦、第２のパラメトリック画像データを生成及び表示させることもできる。
　次に、ステップＳ１５において、時相調整後の第２の造影剤の到達時相の２次元マップデータがカラーコーディング部２３に与えられる。そして、カラーコーディング部２３では、第１のカラースケールに対応する第２のカラースケールに従って、時相調整後の第２の造影剤の到達時相の２次元マップデータのカラーコーディング処理が実行される。これにより、第２のパラメトリック画像データが生成される。
　生成された第２のパラメトリック画像データは、第１のパラメトリック画像データとともに表示装置１４に出力される。これにより、第１のパラメトリック画像及び第２のパラメトリック画像が表示装置１４に並列表示される。この時、第１のパラメトリック画像と第２のパラメトリック画像との間では、対応する時相の画素値が一致している。従って、第１のパラメトリック画像と第２のパラメトリック画像との間において変化のない血管は同一のカラーで表示され、変化のある血管は異なるカラーで表示される。このため、ユーザは、色の相違により経時変化を観察することができる。
　次に、ステップＳ１６において、時相差画像作成部２６により、時相補正後における第１の造影剤の到達時相の２次元マップデータ及び第２の造影剤の到達時相の２次元マップデータのサブトラクション処理が実行される。この結果、造影剤の到達時相に実質的な変化が生じた部分にのみデータが存在する２次元の時相差マップデータが取得される。そして、２次元の時相差マップデータは、カラーコーディング部２３において所望のカラースケールに従ってカラーコーディングされる。これにより、カラーの時相差画像データが生成される。生成された時相差画像データは表示装置１４に表示される。このため、ユーザは、時相差画像データの色によって視覚的に経時変化の定量的な評価を行うことができる。
　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、かつ異なる日時に撮影された複数の血流画像データを互いに比較できるように、時相及びカラースケールを調整できるようにしたものである。加えて、Ｘ線診断装置１及び医用画像処理装置１２は、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、撮影日時が異なる複数のパラメトリック画像において、撮影タイミング、造影剤を注入するためのカテーテルの位置及び血流速度等の条件が異なる場合であっても、治療等による経時変化のない部位を同一のカラーで表示させることができる。すなわち、同一の色が実効的に同一の時相を表す複数のパラメトリック画像を並列表示させることができる。これにより、ユーザは、撮影日時が異なる複数のパラメトリック画像を互いに比較することが可能となる。更に、時相差画像データのカラー表示によって、治療等による経時変化の定量的な評価を行うこともできる。
　しかも、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時相画像データ及び時相差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時相画像データ又は時相差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時相画像データ又は時相差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。

Claims (14)

  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相変化を取得し、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相に対応する画素値を有する時相画像データを生成する画像生成処理を、互いに異なる時期に収集されたＸ線造影画像データに基づいて複数回実行することによって第１の血管画像データ及び第２の血管画像データを取得する血管画像生成部と、
    　前記第１の血管画像データと前記第２の血管画像データとの間において対応する時相の画素値が一致するように、前記第１の血管画像データ及び前記第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値又は時相を決定又は補正する画素値決定部と、
    を備える医用画像処理装置。
  2. 　前記血管画像生成部は、前記第１の血管画像データを前記被検体の治療前に収集されたＸ線造影画像データに基づいて取得し、前記第２の血管画像データを前記被検体の治療後に収集されたＸ線造影画像データに基づいて取得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. 　前記画素値決定部は、前記第１の血管画像データに生成に用いられたグレースケール又はカラースケールを特定する情報を取得し、取得した前記情報に基づいて前記第１の血管画像データに生成に用いられた前記グレースケール又は前記カラースケールと同一のグレースケール又はカラースケールに従って、前記第２の血管画像データの画素値を決定又は補正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. 　前記画素値決定部は、前記第１の血管画像データ上において指定された第１の領域又は第１の位置における第１の時相と、前記第２の血管画像データ上において前記第１の領域又は前記第１の位置に対応する第２の領域又は第２の位置における第２の時相とが前記対応する時相となるように、前記第１の血管画像データ及び前記第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値又は時相を補正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. 　前記画素値決定部は、前記第１の血管画像データ上において更に指定された第３の領域又は第３の位置における第３の時相と、前記第２の血管画像データ上において前記第３の領域又は前記第３の位置に対応する第４の領域又は第４の位置における第４の時相とが別の前記対応する時相となり、かつ前記第１の領域又は前記第１の位置と前記第３の領域又は前記第３の位置との間における時相と、前記第２の領域又は前記第２の位置と前記第４の領域又は前記第４の位置との間における時相とが対応するように、補間処理を伴って前記第１の血管画像データ及び前記第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値又は時相を補正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。
  6. 　前記造影剤の濃度の時相変化の初期時相から終了時相までの期間から指定された期間に画素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画素値スケール生成部を更に備え、
    　前記画素値決定部は、前記第１の血管画像データを生成するために指定された第１の期間に割り当てられる第１の画素値の連続的な変化が、前記第２の血管画像データを生成するために指定された第２の期間に割り当てられる第２の画素値の連続的な変化と対応するように、前記第１の血管画像データ及び前記第２の血管画像データの少なくとも一方の、画素値又は時相の少なくとも一方を補正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。
  7. 　前記画素値決定部は、前記第１の期間の初期時相における画素値を前記第２の期間の初期時相における画素値と一致させ、かつ前記第１の画素値の変化の周期を前記第２の画素値の変化の周期と異なる周期に設定することによって、前記第１の画素値の変化を前記第２の画素値の変化と対応させるように構成される請求項６記載の医用画像処理装置。
  8. 　前記第１の血管画像データと前記第２の血管画像データとの間における、前記造影剤の濃度が特定の条件となる時相の差に対応する画素値を有する差分画像データを生成する差分画像生成部を更に備える請求項１記載の医用画像処理装置。
  9. 　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相変化を取得し、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相に対応する画素値を有する時相画像データを生成する画像生成処理を、互いに異なる時期に収集されたＸ線造影画像データに基づいて複数回実行することによって第１の血管画像データ及び第２の血管画像データを取得する血管画像生成部と、
    　前記第１の血管画像データと前記第２の血管画像データとの間における、前記造影剤の濃度が特定の条件となる時相の差に対応する画素値を有する差分画像データを生成する差分画像生成部と、
    を備える医用画像処理装置。
  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時相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時相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時相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６記載の医用画像処理装置。
  14. 　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、
    　前記Ｘ線造影画像データに基づいて造影剤の濃度の時相変化を取得し、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相に対応する画素値を有する時相画像データを生成する画像生成処理を、互いに異なる時期に収集されたＸ線造影画像データに基づいて複数回実行することによって第１の血管画像データ及び第２の血管画像データを取得する血管画像生成部と、
    　前記第１の血管画像データと前記第２の血管画像データとの間において対応する時相の画素値が一致するように、前記第１の血管画像データ及び前記第２の血管画像データの少なくとも一方の画素値又は時相を決定又は補正する画素値決定部と、
    を備えるＸ線診断装置。
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