JPH0214683A - Ｘ線画像サブトラクションによる映像方法 - Google Patents

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】 （発明の背景） この発明はＸ線画像の時間的サブトラクション（ｔｅｍ
ｐｏｒａｌ　　５ｕｂｔｒａｃｔｌｏｎ　）に関連して
使われる整合フィルタに関する。

血管の中でのＸ線造影剤の流れを目に見える様にする為
に、ディジタル形螢光透視法並びにその装置が使われて
いる。ディジタル形螢光透視法の１つの方式では、身体
を介してＸ線ビームを投射し、その結果得られたＸ線画
像をイメージ・インテンシファイヤで光像に変換し、ビ
デオ・カメラを用いて光像をアナログ・ビデオ信号に変
換し、このビデオ信号をディジタル化して、画像を構成
する画素の強度と対応する大きさを持つディジタル値の
マトリクスを形成する。時間的映像法では、静脈注射し
た、Ｘ線に不透明な媒質（造影剤）が血管に到達する前
（造影前）に、関心のある血管を含む解剖学的な領域の
画像を作る。この画像が典型的にはマスク画像として貯
蔵される。Ｘ線造影剤が血管に流れ始めた時（造影時）
、一連の生の画像を得る。この後、相次ぐ生の画像から
マスク像を減算して、一連の差像を発生する。減算（サ
ブトラクション）の目的は、マスク像でも生の画像でも
変わらない骨及び軟らかい組織の様な全ての画像成分を
相殺して、造影剤を含む血管の画像が残って表示される
様にすることである。公知の様に、造影前のマスク画像
及び造影時の画像は、Ｘ線装置と、画像を表わす信号を
発生して処理する為に使われる電子回路部品とによって
導入される幾分かの雑音成分を常に持っている。

雑音の影響を少なくする為に使われる１つの方法は、雑
音は不規則な現象であるから、相殺するという前提に立
って、幾つかの相次ぐ画像を積分することである。然し
、長い期間にわたって積分しても完全に満足し得る訳で
はない。これは、検査する身体が積分期間の間に動く確
率が一層大きくなり、この場合動きによるアーチファク
ト（偽像）が可視像に現われるからである。

時間的サブトラクションによるＸ線画像、即ち成る時刻
に求めたマスク画像を、その少し後に求めた造影剤の像
を持つ生の画像から減算することによって得られる差像
に関し、雑音の影響を減少する為の再帰式フィルタ（ｒ
ｅｃｕｒｓｉｖｅ　ｆ’［１ｔｅｒ）方式が提案されて
いる。時間的サブトラクションにおける再帰式フィルタ
方式は、最近幾つかの論文に発表されている。例えば、
メジカル・フィジイックス誌、第８巻第４号、１９８１
年７月１８日号、第４６５頁乃至第４６９頁所載のＲ，
Ａ、クルーガの論文「計算機を用いた螢光透視法を利用
する時間領域フィルタ方法Ｊ、５ＰＩＥ誌、第３１４巻
、ディジタル・ラジオグラフィ（１９８１年）第３１９
頁乃至第３２６頁所載のＲ６クルーガ他の論文［計算機
を用いた螢光透視法を利用する時間領域フィルタ作用・
・・静脈血管造影撮影法の用途Ｊ、５ＰＩＥ誌、第３１
４巻第１８４頁乃至第１９０頁（１９８１年）所載のＲ
，Ｇ、グールド他の論文「ビデオ・フレーム平均化ディ
ジタル・サブトラクション装置の研究」、及び５ＰＩＥ
誌、第２７３巻第１２５頁乃至第１３２頁（１９８１年
）所載のＲ，Ｇ、　　グールド他の論文「縦続形ビデオ
処理装置を用いたディジタル・サブトラクション装置」
がある。これらの論文に記載されている装置４しびに方
法は、関心のある血管内の造影剤の濃度が時間と共に変
化する様子が予め判っていることを前提としている。−
膜内に云うと、時間に対する濃度のグラフは、大まかに
云えばガウス分布曲線と似た曲線になるが、更に具体的
に云えば、ガンマ変量によってモデル化するのが普通で
ある。造影剤が関心のある血管に初めて到達した時に、
造影剤の濃度は比較的低いが、その後〆農度の尖頭値に
達し、次いで血管が再び同等造影剤を含まない血液によ
って占められるまで、低下する。例として云うと、成る
造影剤は１５秒又はそれ以上の期間にわたって存在する
ことがあるが、このグラフ上で最大値の半分になる２点
の間に存在する関心のある期間は、５乃至１０秒の期間
であることがある。前に引用した最初の２つの論文に記
載されるＸ線画像サブトラクション装置では、２つの再
帰式フィルタ・チャンネルが使われている。各々のチャ
ンネルが造影剤又は薬塊（ｂｏｌｕｓ　）の流れ特性を
時間領域から周波数領域に実効的に変換し、２つのフィ
ルタの間の協働作用の最終的な結果として、帯域フィル
タとしての効果を生じ、その出力信号中で雑音と変化し
ない造影前及び造影時構造が相殺され、造影剤を含む血
管の画像が残る。

一続きの各々の造影前画像及び造影時画像に対するディ
ジタル化したビデオ信号が、再帰式フィルタ・チャンネ
ルに同時に人力される。各々のチャンネルが完全フレー
ム記憶装置を持ち、この記憶装置で、それまでの全ての
画像フレームの和の分数振幅部分（所定の一部分）が、
１フレームを構成する生の即ち現在のビデオ信号の分数
振幅部分（所定の一部分）に加算されて、ｎフレーム前
の信号の相対的な重要性が、係数にの値によって決定さ
れる様になっている。例えば、Ｋが０．５に等しく、（
１−Ｋ）が０．５に等しければ、記憶装置からの出力信
号は、現在の信号の１／２）その前のフレーム信号の１
７４、その前のフレームの１／８、更にその前のフレー
ムの１／６等で構成され、現在の即ち生の信号より７又
は８フレーム前の信号の重みが殆んどなくなる様になっ
ている。この様な同一の多数の信号を加算すると、Ｋと
（１−Ｋ）の和が常に１であるから、その結果は、加算
される任意の１つの信号と同一であって、減衰しないま
＼の到来した生のビデオ信号と同じ大きさを持つ信号に
なる。然し、フレーム毎に独立しているビデオ信号中に
存在する不規則な雑音を加算すると、それは相殺される
傾向があり、或いは何れにしても、周期的なビデオ信号
の様に強められることがない。この方式による信号対雑
音比の改善は１０１ｏｇ　　（２−Ｋ）　／にデシベル
（ｄｂ）に等しいことを証明することが出来る。

従って、Ｋの値が０．５であれば、分数の値は３になり
、この対数は４．　７ｄｂの信号対雑音比の改善を表わ
すことになる。同じく、Ｋが０．３という様に更に小さ
ければ、信号対雑音比（ＳＮＲ）の改善は約７．５３ｄ
ｂになる。

一方の再帰式フィルタ・チャンネルでは、ビデオ信号が
減衰器を介して供給される。この減衰器がＫＸＬ　（Ｌ
は生のビデオ信号の値）の値を加算器に人力する。加算
器の出力が完全フレーム記憶装置に対する人力になる。

完全フレーム記憶装置の出力かく加′ｊＩｉｉに対する
別の入力となり、このループで、貯蔵された又は累積さ
れたビデオ信号は（１−Ｋ）が乗ぜられる。他方の再帰
式フィルタ・チャンネルは、異なる係数Ｋを使う以外は
、同じ様に作用する。各々の再帰式フィルタ・チャンネ
ルにある共通のフレームに対する両方の記憶装置の内容
を次に減算して、正味の差像のディジタル・フレーム・
フォーマットを発生する。これをアナログ・ビデオ信号
に再び変換して、テレビジョン・モニタで表示する。

雑音を排除する通過帯域を達成する為に２つの再帰式フ
ィルタを使うという考えにより、Ｘ線画像サブトラクシ
ョンにおけるそれまで公知の雑音減少方式に較べて、Ｓ
ＮＲが目立って改善された。

然し、上に述べた装置では、雑音の減少は、成る稈度は
有用な信号の減少という犠牲を払って達成されている。

引用な信号とは、Ｘ線造影剤を表わす信号である。云い
換えれば、２つのチャンネルを持つ再帰式フィルタ方式
は、画像を表わす信号を最大限の効率で利用していない
。夫々のフィルタ・チャンネルで２種類の異なる値のＫ
を使うことにより、侍用な信号が相殺される。現実には
、これは２つのチャンネルが異なる時定数を持つことを
意味する。即ち、薬塊期間、云い換えれば、造影剤が血
管内に存在する期間に沿った任意の時刻に得られたフレ
ームでは、時定数が速い方のフィルタは、時間的にずっ
と前に得られたフレームの残りを実際的に全く持ってい
ないが、時定数の遅いフィルタは、ずっと前に得られた
フレームから持ちこした信号を依然としてかなり持って
いることがある。更に、時定数の遅いフィルタは造影前
マスク画像を表わすデータを理論的には持っている筈で
あるが、′実際には、造影剤がＸ線ビームを横切り始め
た後に発生された幾らかの信号を持っているだけである
。この為、２つの画像を減算した時、幾分かの造影剤信
号が相殺され、造影剤信号全体としては減少して望まし
くない。

（発明の概要） この発明の主な目的は、信号対雑音比、即ち、血管画像
中の雑音に対して血管内にあるＸ線造影剤に対応する信
号の比を強めることが出来ると同時に、造影剤を表わす
信号を最大の値に保つことが出来ることによって、従来
と異なるＸ線画像サブトラクシジン方法と装置を提供す
ることである。

この発明のそれに伴う目的は、マスクを表わす信号を造
影剤を表わす信号で減算した時、減算される信号には造
影剤の寄与も幾分かある為に、有用な差信号が実質的に
減少するという再帰式フィルタ方式の欠点を克服するこ
とである。

簡単に云うと、この発明では、整合フィルタ動作を使う
。整合フィルタ動作は、血管内にある造影剤の濃度が時
間の関数であるという認識に基づいている。テレビジョ
ンのフレーム時間に対応する任意の時刻ｔに於ける差像
には、濃度が時間と共に変化する様子に対応する係数を
重みとしてかける。この様に重みをかけたフレームの和
が最終的な差像を表わす。この和を形成する時、信号が
最大であるもとの差像には一番強い重みをかけて、こう
して得られる信号対雑音比を最大にする。

（好ましい実施例の説明） この発明の前述のＬｌ的、１トびにその他の更に具体的
な目的がどの様に達成されるかは、次に図面について現
在の再帰式フィルタ方式並びにこの発明の整合フィルタ
方式を詳しく説明する所から明らかになろう。

この発明の整合フィルタ方式の有利さを示す為には、公
知であるが進歩した再帰式フィルタ方式を成る程度詳し
く説明することか必要である。

再帰式フィルタ方式を用いたＸ線画像サブトラクシ」ン
装置が第１図に概略的に示されている。

血管造影撮影法による検査を受ける身体を楕円形１０で
示しである。身体がＸ線管１１及びＸ線イメージ・イン
テンシファイヤ１２の間に配置される。Ｘ線管がブロッ
ク１３で表わした電源によって付勢される。Ｘ線電源は
ブロック１４で示した普通の制御回路によって制御され
る。手動で操作されるハンド・スイッチ又はペダル・ス
イッチ１５を利用者が操作して、Ｘ線管を付勢すること
が出来る。Ｘ線管１１が付勢されると、身体１０を介し
てビームを投射し、出て来るＸ線画像がイメージ・イン
テシファイヤ１２に人力される。インテンシファイヤは
、Ｘ線画像を電子像に変換し、次に縮小した光像に変換
する点で普通のものであり、この光像がインテンシファ
イヤの螢光スクリーン１６に現われる。こうして得られ
た光像がビデオ・カメラ又はテレビジョン・カメラ１７
に入力される。ケーブル１８がビデオ・カメラをアナロ
グ・ディジタル変換器（ＡＤＣ）１９に結合する。ＡＤ
Ｃ１９がカメラ１７のアナログφビデオ信号出力を、Ｘ
線画像を構成する画素の強度に対応する大きさを持つデ
ィジタル値に変換する。

−膜内に、第１図に示ず再帰式フィルタ方式では、Ｘ線
管の陽極と陰極の間に５５乃至１００ｋＶの電圧を印加
し、管に流れる電子電流を５乃至２０ｔｎＡの値にして
、Ｘ線露出が行なわれる。云い換えれば、Ｘ線管の印加
電圧及び電流に対応するＸ線エネルギ及び強度が、普通
の螢光透視法のしベルより幾分高い。一連の露出の間、
Ｘ線管が連続的に付勢される。第１図に示す装置が提案
される前の一番曽通のやり方は、Ｘ線管をオン及びオフ
にパルス駆動し、ビデオ・カメラを読出して、露出の合
間に画素のディジタルの強度の値に変換を行なうことで
あった。例として云うと、Ｘ線管パルス駆動方式を使う
時、Ｘ線管には６５乃至１２０ｋＶの範囲内の電圧が印
加され、管電流は１ｏ　ｏ　ＯｍＡと云う大きな値であ
った。この為、第１図の装置で実施される方法は、Ｘ線
管の温度定格に達したり或いはそれを越える惧れは一層
少ないと思われる。

公知のように、画像の時間的サブトラクションでは、関
心のある血管を含む解剖学的な領域の１つのマスク像又
は一連のマスク像を撮影する。マスク像は、静脈に注射
した沃素化化合物の様なＸ線造影剤が関心のある領域に
到達する前に作られる。典型的には、造影剤は注射して
から２０秒までの時間の内に、関心のある領域に到達す
る。造影剤が関心のある領域中の血管に入った後も撮像
を続け、造影剤が血管を出て、沃素化してない血管と入
れ替った後も汚くの間も続ける。この為、造影前の画像
とそれに続く造影時の画像を含む一続きのテレビジョン
・フレームが得られる。１／３０秒の普通のテレビジョ
ン・フレーム時間が用いられる。典型的には、この一続
きのフレームは合計２０個の画像を含むことがある。

第２図には、関心が持たれる曲管内の造影剤の投影強度
又はｌ農度を時間に対して示す典型的なグラフが示され
ている。時刻ｔ−０に、Ｘ線造影剤が注射され、Ｘ線管
が付勢され又はオンに転じたと考える。造影前マスク画
像は、４５に示す様な短い垂直線によって表わしである
。時刻ｔ１　に、造影剤が関心のある血管部分又は領域
に入り始める。その濃度を表わすグラフは急な昇り勾配
で上昇し、下がる時はそれ程急速ではない。時刻ｔ２に
、造影剤が実質的にこの領域から出る。濃度曲線の最大
値の゛部分の点を矢印４６．４７で示しである。典型的
には、この最大値の半分の点の間の経過時間は５乃至１
０秒程度である。然し、この時間は、腎臓、頚動脈、及
び冠動脈の様な異なる血管に対して異なることがある。

第１図に戻って説明すると、ＡＤＣ１９から対数ルック
アップ・テーブル１９に対してディジタルイヒした画像
が出力される。このテーブルで、ディジタル画像信号が
処理される前に、対応する対数値に変換される。対数ル
ックアップ・テーブル２０の出力が２つの１２ビット母
線２１．２２に供給される。これらの母線はこの装置で
使う２つの「１１帰式フィルタ・チャンネルに対する人
力母線である。一方の再帰式フィルタφチャンネルがデ
イ７τタル＋Ｊｌ’ｌ算器２３を含み、これが完全フレ
ーム記憶装置２４　（Ｍｌとも記す）に人力する。生の
ビデオ画像が減衰器２５を介して加算器２３の一方の人
力に供給される。この減衰器は符号ＫＬで表わしてあり
、これは生の画像の画素値（Ｌ）に係ｆｉＫを乗するこ
とを表わしている。フレーム記憶装置２４の出力２６が
別の減衰器２７を介して加算器２３の別の人力に帰還さ
れる。減衰器２７の中の数式で表わす様に、これは貯蔵
された画像画素データＳに（１−Ｋ）という口を乗する
。画像フレーム番号をｎで表わしである。減衰器２５゜
２７は連動していて、夫々Ｋ及び１−にの伝達定数又は
係数を導入する。即ち、記憶装置から貯蔵されていたビ
デオ信号出力２６の振幅の分数部分（１−Ｋ）が加算器
２３の一方の人力に印加され、現在の即ち生のビデオ信
号の振幅の分数部分Ｋが加算器２３の他方の入力に印加
される。従って、Ｋの値を大きくすると、加算器２３に
印加される生のビデオ信号の割合が増加し、貯蔵されて
いたビデオ信号の加算器に印加される割合が減少する。

逆に、Ｋを小さくすると、加′！５器に印加される生の
信号が小さくなり、貯蔵されていた信号の割合が一層大
きくなる。

加算器２３、記憶装置２４及び減衰器２５，２７が無限
記憶システムを構成し、それまでの全ての画像フレーム
又はフレーム信号の和の分数振幅部分が現在の又は生の
ビデオ信号の分数振幅部分に加算され、生のフレームよ
りｎフレーム前の信号のｉｌ］対的な！′Ｉ′！要性が
Ｋの値によって決定される。

この帰還過程により、雑音が相殺されるが１．その理由
は前に述べた通りである。画像フレームを表わす一続き
の信号を」二に述べた様に加算すると、その結果束じる
のは、Ｋと（１−Ｋ）の和が常に１であり、１でなけれ
ばならない為に、加算されるｆモ意の１つの信号と同一
であって、減衰していない生の信号と同じ大きさを持つ
１つの信号すなわち一組の画像データである。然し、不
規則な雑音がビデオ信号中に存在してフレーム毎に変わ
る場合、それを加算すると、雑音は相殺される傾向があ
り、或いは何れにせよ、周期的なフレーム・ビデオ・デ
ータの様に強められることはない。

第１図に示した他方の又は第２の再帰式フィルタ・チャ
ンネルは、減衰Ｗ３０．３１加算器３２及び別の完全フ
レーム記憶装置３３（これは符号Ｍ２でも表わす）で構
成される。このチャンネルの再帰式フィルタは、Ｋの値
がこのチャンネルでは異なっていて、違いを表わす為に
に′として示すことを別にすれば、上に述べたチャンネ
ルと作用は同一である。第１図に示す再帰式フィルタは
前掲の論文に記載されるものとは若干界なる構成である
が、これらの論文に図示され且つ記載される協働する１
（数の再帰式フィルタと略同じ様に作用する。夫々の再
帰式フィルタ・チャンネルの入力減衰器２５．３０には
同じビデオ情報が同時に入力されるが、夫々の出力母線
２８．２９の出力信号は大きさが異なる。

再帰式フィルタの動作理論を詳しく説明する前に、第１
図では記憶装置２４．３３からの画像データ出力がディ
ジタル減算器３４の別々の人力になっていることに注意
されたい。記憶装置２４゜３３から出て来る同じフレー
ムの対応する画素が減算され、その結果減算器３４から
得られる差像データが利得及びオフセット導入装置３５
に入力される。この装置で、大きさが比較的小さい差信
号を変更して、差像を表示する為に使われるテレビジョ
ン・モニタのダイナミックレンジ全体にわたる様にする
。第１図で、ディジタル差像データは、利得及びオフセ
ット導入装置３５で処理された後、ブロック３６で示す
ディジタル・アナログ変換器（ＤＡＣ）に供給される。

ＤＡＣ３６からのアナログ・ビデオ出力信号がケーブル
３７を介してテレビジョン・モニタ３８に供給され、そ
のスクリーン３９に、４０に示す様な血管を限定する造
影剤の画像が表示される。

第３図は再帰式フィルタのインパルス応答を示す。値の
相違なる２つの係数Ｋ及びに′に対し、応答がテレビジ
ョン・フレームで表わした時間に対して示されている。

インパルス応答を説明する便宜上、第３図では、何れの
再帰式フィルタ・チャンネルにも１個のテレビジョン・
フレームが人力されたと仮定する。第３図の曲線は、本
質的に、１つの明るい像だけが記憶装置に送込まれ、反
復的に（１−Ｋ）の作用を受けて表示された場合のテレ
ビジョン画像の明るさの残像を示している。

フレーム０で最初のテレビジョン画像フレームが入った
時、画像の強度又は明るさは最大であることが判る。こ
の後、相次ぐフレーム時間に関係する各々の反復サイク
ルで、記憶装置内の明るさ又は画像の強度が指数関数的
に低下する。第３図に示した６番目のフレームでは、そ
の係数をＫで表わした曲線では、明るさが殆んどゼロま
で減少する。従って、一連のテレビジョン・フレームを
再帰式フィルタに入力するという動作状態では、現在の
又は生のフレームが記憶装置内で最も大きな重みを持ち
、その前や更にその前のフレームという様に戻るにつれ
て、フレームの重みが連続的に減少することは明らかで
ある。第３図は、係数かに′であってに′が係数により
も小さい場合のフレームの重みの減少する様子をも示し
ている。

再帰式フィルタの根本の原理を更によく理解される様に
、第２図で関心のある血管を流れる薬塊内のＸ線に不透
明な媒質の濃度がどの様な時間の関数であるかに注意さ
れたい。フーリエ解析により、第２図に示した時間領域
のグラフを第４図に示す周波数領域に変換することが出
来る。第４図は、時間領域のグラフの周波数成分に対し
、記憶装置２４．３３の一方からの出力で実質的に構成
された信号の振幅を示すグラフである。即ち、第２図で
は、最大値の半分の所の曲線の幅が典型的には５乃至１
０秒である。公知の様に、時間領域で表わした曲線の幅
の逆数をとると、周波数領域に於けるその大きさが定量
的に表わされる。今の場合、これは１／１０乃至１１５
、即ち０，１乃至０．２Ｈｚである。こういう点が第４
図の周波数軸に示されている。そこで、この解析で、信
号すなわち投影された流れる造影剤の周波数成分が、主
に０８ＩＨｚ乃至０．２Ｈｚの範囲内にあることが判る
。第４図で、周波数ゼロに於ける信号がゼロではないが
、これは曲線が直流成分を持つことに事目当する。ＦＤ
次ぐ画像の間で動いたり変化したりしないものがあれば
、これは周波数ゼロに於ける正の大きさと他の全ての周
波数に於けるゼロの大きさとによって表わされる。これ
が、相次ぐ画像フレームの間で一定であるものがあれば
、それを相殺する又は減算して除去して、造影剤の流れ
による変数だけが残る、ということの根拠になる。減算
過程により、画像の間で変化しない構造は全て除去され
る。云い換えれば、減算過程は、周波数ゼロの所でゼロ
応答を持つ、すなわち直流に対してはゼロ応答を持つ。

背景を除去する全ての減算手段又はフィルタ手段の条件
は、直流に対してゼロ応答を持つことである。

第４図のフーリエ変換のグラフで、非常に高い周波数成
分又は高調波に対しては、信号の振幅が非常に小さく、
これは背景情報及び雑音に対応する周波数であることに
注意されたい。

次に時間的サブトラクションの性質をもう一度考える。

造影前マスク画像をとり、１つ又は多くの相次ぐ造影時
画像をとる。を下意の１つの造影時画像からマスクを減
算する。任意の減算によって、成る画像と次の画像とで
変化しなかった物質又は構造は相殺される。この場合、
身体又は物体の中で一定である構造は時間領域で計算さ
れた差像では全て相殺されるが、周波数領域でも相殺す
るとみなすことが出来る。減算過程により、画像の中で
一定である軟らかい組織、骨及びその他のものが相殺さ
れて消えたと仮定する。動かない物体の背後にある物に
よって生じる信号を考える。その背後又はその前に流れ
る不透明な媒質（造影剤）がなければ、常に同じ信号の
値が得られる。云い換えれば、動かない構造のフーリエ
解析では、時間に対する信号のグラフは一定の信号にな
り、周波数の関数であるフーリエ解析では、唯一の周波
数の値はゼロである。この為、第４図のフーリエ変換は
、造影剤の薬塊の、関心のある周波数が、周波数の高い
全ての寄与因子からも、並びに正確に周波数ゼロである
動かない又は一定の物体からも、識別されることを示し
ている。達成しようとする望ましい状態が第６図に示さ
れている。この場合、周波数ゼロでは装置の応答がなく
、例示に使った特定の薬塊曲線が０．　１乃至０．２Ｈ
ｚの範囲内にある様な関心のある周波数領域で最大の応
答を持ち、この範囲より外側の周波数に対しては装置の
応答が減少するか又は全くない。本当に理想的な応答は
、再帰式フィルタ方式では得られないが、以下再帰式フ
ィルタ方式の理論並びに聞届を十分に解明した後で説明
するように整合フィルタ方式では得られる。

第４図で、関心のある周波数帯０．１Ｈｚ乃至０．２Ｈ
２で高い応答があることに注意されたい。

更に、応答を高周波範囲で一層大きくしようとすれば、
これは−層多くの雑音を画像に入れることに相当するこ
とに注意されたい。高周波数雑音は、テレビジョン番ス
クリーン上で一般的に点となって現われ、これは薬塊の
周波数よりずっと高い周波数によって生ずる。この様な
高い周波数は、フィルタの応答周波数を薬塊の周波数よ
り高くない様に制限することによって、除去することが
出来る。

普通の時間的サブトラクションでは、造影前マスク画像
を造影時画像から減算して、造影剤の画像以外の全ての
ものが実質的に相殺された画像を発生する。この減算過
程は、第１図の２チヤンネルの再帰式フィルタ方式では
、それ程明確ではない。一番最近の画像フレームが記憶
装置２４，３３のいずれでも最大の重みを持ち、それよ
り前の画像が次第に重みが小さくなることは、前に第３
図について説明した通りである。この為、造影剤の薬塊
が現われ始めると、記憶装置にあるマスク画像の寄与が
小さくなり、造影剤の画像が支配的になり始める。然し
、３０個の画像から成る一続きの画像を取得してフィル
タ作用にかけたと仮定する。周波数ゼロに於ける応答が
ゼロである限り、これ以上の減算は不要である。３０個
の画像フレームを加算したものが最終的な画像になる。

従って一連のフレームを加算したことによって、それは
マスク画像から造影時画像を直接的に減算した結果では
ないけれども、そのま〜１種の差像になる。

第５図は相異なる係数を用いた再帰式フィルタの周波数
応答値を周波数に対して示したグラフである。このグラ
フは、係数Ｋを使った第１のチャンネル及び係数に′を
使った第２のチャンネルからの応答値を示す。信号の値
はその範囲の大部分にわたって異なるが、周波数ゼロで
は相等しく約３０Ｈｚの様なずっと高い周波数でも再び
殆んど等しくなることが判る。従って、第１図の夫々の
再帰式フィルタ・チャンネルからの出力信号の減算が減
算器３４で行なわれると、相次ぐ画像の間で変わらない
画像区域を表わす画素が相殺され、−層高い周波数によ
って表わされる雑音も、この減算の結果、相殺されてな
くなる。差信号は、動いていて小さな周波数範囲を持つ
造影剤を表わす信号である。この為、第１図の信号処理
装置は本質的に帯域フィルタであり、これは夫々相異な
る時定数を持つ２つの別々の再帰式フィルタ・チャンネ
ルの協働によって特徴づけられる結果として、独特のも
のであると云える。

第２図に示す様な時間に対する造影剤の濃度の形は、ど
の血管であるか、並びに造影剤の静脈注射を何処で行な
ったかに応じて異なることを承知されたい。即ち、第４
図のフーリエ変換で関心がある周波数範囲は若干異なる
ことがあり、関心のある周波数帯を強調する為の係数に
も幾分異なることがある。然し、何れにせよ、相異なる
係数に対する、第５図に示す様な減算によって生じた差
信号は比較的小さい。−膜内に、係数の一方の値は約０
．００７で他方は約０．０３にすることが出来、この時
、記憶装置２４．３３から出て来る信号の外観の違いは
比較的小さいことがある。差像信号は、個別の再帰式フ
ィルタ・チャンネルからの信号よりも、常にダイナミッ
クレンジが小さい。第１図の減算器３４からの平均出力
レベルは、造影剤が存在しなければゼロである。ゼロは
表示装置のグレースケールの中間灰色領域に対応し、従
ってペデスタル又は直流オフセットを加えることが望ま
しい。これが第１図の利得及びオフセット導入装置３５
によって行なわれる。更に、前に述べた様に、信号は、
テレビジョン表示装置３８のダイナミックレンジ−杯を
埋める様に、幾らかの利得を与えなければならない。

次に第１図の２重チャンネル再帰式フィルタ方式にある
開存の効率の制約を説明し、この効率の悪さと云う制約
をこの発明の整合フィルタで避けるやり形を説明する。

この説明の根拠として、例としての造影剤の濃度対時間
のグラフを第７図に両温する。これは実際に投影された
Ｘ線画像に現われる濃度である。

最大値の半分の点はやはり造影剤の流れ始めから約５秒
及び１０秒の所である。第８図及び第９図は、装置のイ
ンパルス応答を示す。第８図では係数にの値によって時
定数が短くなり、第９図ではに′の値によって、時定数
が比較的長くなっている。第８図で、１０秒の時、一方
のチャンネルにある記憶装置の現在の到来ビデオ・フレ
ームの重みは振幅５０を持ち、フレーム５１から５２に
逆のぼると、画像データに対する寄与が次第に小さくな
ることが判る。実際に、記憶装置にある画像フレームは
それまでの全ての重みをかけたフレームの和である。然
し、第８図では、５乃至１０秒の期間内にある全てのフ
レームが、Ｘ線造影剤からの幾分かの寄与を持っている
。第９図では、１０秒の時刻に、時定数が一層遅い他方
の再帰式フィルタ・チャンネルにある記憶装置の合計信
号の大きさは、それまでの全てのフレームの和であるが
、Ｋ′曲線による重みがかけられている。例えば、１０
秒の時のビデオ・フレームは５３で示す値を重みとする
が、５秒の時のフレームは５４に示す値の市みをかける
という風である。この為、第９図では、関心のある５乃
至１０秒の期間の間に、フレーム時間で表わした５秒の
時のフレーム５４から、点５５で示す所にあるフレーム
の様な依然として小さな意義を持っているフレームまで
戻る期間内に発生した造影前の露出によって、画像に幾
らかの小さな寄与がある。重要な点は、この例で関心の
ある５乃至１０秒の期間の間、Ｋ′を使った時定数の一
層長いチャンネルで実質的な量の造影時の寄与がある為
、第９図に関連した記憶装置にある画像に対する造影前
の寄与分よりも一層多くが減算されて、この減算の結果
、造影剤の値の間の差が発生されることである。この為
、この差が一層小さくなり、減算器３４からの出力信号
も一層小さくなるが、これは望ましくない。

比較の為に云うと、−膜内に、この再帰式フィルタ方式
以前にごく普通に行なわれていた様に、造影前画像と造
影時画像との時間的サブトラクションを行った場合、差
信号は比較の為に１０の値とし、雑音レベルは典型的に
１と割当てることが出来る。この為、信号対雑音比は約
１０である。同じＸ線露出強度を使った再帰式フィルタ
方式では、何州な差信号は同じ目盛で５の値を持ち、雑
音レベルが約０．　１の値を持つことがあり、信号対雑
音比は５０になる。整合フィルタ方式の考えは、再帰式
フィルタ方式と同様な雑音の減少が得られる様にしなが
ら、普通の時間的サブトラクションと同様な信号レベル
が維持されるようにすることである。この結果、信号対
雑音比は１０１０．　１即ち１００になり、これは再帰
式フィルタ方式の場合に較べて著しい改善である。

次にこの発明の整合フィルタ方式を説明する。

整合フィルタ方式は、雑音や、相次ぐＸ線画像で一定の
ま＼でいる骨及び軟らかい組織の様なその他の全てのも
のを相殺することが出来ると共に、残る信号により、投
影強度が桑株の持続時間にわたって時間と共に変化する
Ｘ線造影剤だけを表わすようにすることである。一連の
造影前画像及びＪａ影詩画像を取得する。これらの画像
の内のコントラストが最大である画像に一番大きな重み
をかけ、そして造影剤又は不透明な媒質による強度が実
際の画像で減少するにつれて、加算される時間内にある
画像に割当てられる重みを、Ｘ線に対して不透明な媒質
から生じた信号に比例して減少させる。基本的には、取
得された最初の造影前画像が成る意味でマスクとして作
用する。１つの様式では、この後の造影前画像を順次マ
スクから減算し、その結果得られた差像をそれまでの画
像に加算して、完全フレーム記憶装置に貯蔵する。同様
に、造影時画像からマスクを減算して、それを貯蔵する
。典型的には、約５０個の差像から成る一続きの差像を
求める。その内の早期のものは造影剤による信号の寄与
がなく、後期のものはこの様な寄与を持っている。特定
の一続きの差像の全てが得られた後、これらの差像を整
合フィルタ動作にかける。このフィルタ動作は、血管内
にある造影剤の投影量又は濃度を時間に対して表わす曲
線の大きさに関係した夫々の係数として、造影前差像及
び造影時差像にフィルタ関数を作用させる。

これらの係数が夫々の差像フレームに対する実際の重み
係数である。重みをかけた差像の和、或いは更に具体的
に云えば、差像の画素の和を表わす信号がテレビジョン
・モニタ又は表示装置を駆動する信号を構成する。この
表示装置で、その内部が造影剤によって限定された血管
が表示される。

後続の夫々の生の造影前画像からマスク画像を減算する
ことによって得られた造影前差像により、変化しないも
のをことごとくトロ殺して除いた差像がｉｉｌられる。

この後の一連の造影時画像の夫々から最初の造影前画像
即ちマスク画像を減算することによって得られた差像で
も同じことが云える。

トロ次ぐ画像の変化しない構造・Ｉしびに雑音は、成る
意味で１１１流成分に対応しており、加算する前に差像
にフィルタ関数を適用しなかった場合、この）−直流成
分が差像信号の和の中に存在する。この直流成分を減算
して除く措置を講じて、変化しっ＼あるもの、即ち、Ｘ
線に不透明な媒質による信号だけが残る様にする。

整合フィルタ動作を行なう為にしなければならないこと
は、投影された桑株の強度のグラフを時間ｔの関数ｈ（
ｔ）として表わす二とである。これは例えば、造影剤が
関心のある領域中にある血管に到達してから、造影剤が
この血管から出て行くまでの期間内に一連のＸ線画像を
撮影することによって行なうことが出来る。こういうこ
とを何人かの患者に対して行ない、その結果を平均する
ことが出来る。この様にすれば、時間の関数としての造
影剤の投影強度をグラフに描くことが出来る。後で第１
４図について詳しく説明する様に、一連の比較的雑音の
多い画像から１人の患者に対して、このグラフを評価す
ることも出来る。関数り又は係数又は乗数の値は、薬塊
のグラフの大きさが時間と共に変化するので、画像フレ
ーム毎に異なることに注意されたい。

別の代表的な投影された造影剤の薬塊のグラフが第１０
図に示されている。ニーでＸ線管が身体の関心のある領
域を介してビームを投射していて、Ｘ線管が螢光透視法
のレベル、即ち、典型的には１００ｋＶ未満の印加電圧
及び約５ｍＡの管電流で動作していると仮定する。一続
きの画像を取得して、整合フィルタ動作にかける。第１
０図で、Ｘ線に対して不透明な媒質を注射したが、まだ
関心のある血管に到達していないと仮定する。この時、
時間軸（１）で−７より前に、Ｘ線源をオンに転する。

ｔ−−７で、マスク画像Ｍを求める。テレビジョン・カ
メラのターゲットを読出すことにより、このマスク画像
Ｍを表わすアナログ・ビデオ信号が得られる。第１２図
に整合フィルタ装置のブロック図が示されているが、こ
の図から、マスク画像及び他の全ての画像がテレビジョ
ン・カメラ６５によって得られることが判る。このカメ
ラは、Ｘ線ビームが通過する身体領域の可視像を発光体
上に発生するＸ線イメージ・インテンシファイヤ６７の
発光体６６の方を向いている。差し当って、考える任意
の画像を表わすアナログ・ビデオ信号が、この後で第１
０図について詳しく説明する様に、少なくとも一続きの
差像を得るまで、第１２図の装置に貯蔵されると仮定す
る。マスク画像の後に得られた造影前画像及び造影時画
像を便宜的に生の画１ｔ（Ｌ）と呼ぶ。整合フィルタ動
作の為、造影前期間の間、第１０図のＬｌ及びＬ２で示
す様な一連の生の画像を取得する。好ましい動作様式で
は、生の画像Ｌ１をマスクＭから減算し、その結果得ら
れた差像を、後で詳しく説明する第１２図の装置の適当
な貯蔵装置に、アナログ信号形式で貯蔵する。同様に、
生の画像Ｌ２を表わす信号をマスクＭ２から減算して貯
蔵する。

この手順が、時間的に第１０図で、造影前期間全体並び
に造影時期間も、史にその後も実施される。

云い変えれば、ことごとくの生の画像りをマスクＭから
差し引き、これらの差像をアナログ・ビデオ信号形式で
貯蔵する。実際的には、差像は毎秒約５個の割合で得ら
れる。酢望によっては、毎秒３０フレームという更に高
い速度にすることも出来る。画像は連続的なＸ線露出を
用いて発生することが出来、この場合、ビデオ・カメラ
を毎秒３０ビデオ・フレームで連続的に読取る。ディジ
タル形ビデオ処理装置に於ける積分を利用して、隣接し
たビデオ・フレームを加算して、貯蔵装置に対する画像
速度を下げることが出来る。例えば、相次ぐ６個のビデ
オ・フレームずつ加算し、正味の画像速度を毎秒５個の
画像にすることが出来る。

希望によっては、パルス駆動のＸ線露出を使って発生す
ることも出来る。大体、毎秒５個の画像というサンプリ
ング速度が必要なものである。これによって薬塊の期間
にわたり、約５０個の差像が得られる。

これまで第１０図について説明したことを記号で云い表
わせば、各々の差像がり、として表わされ、その順序又
は系列はＬｌ−Ｍ、Ｌ＝−Ｍ、Ｌ３−Ｍ・・・Ｌｎ−Ｍ
である。ニーでｎは、この順序で撮影され且つ使われる
ｎ番目すなわち最後の画像であることを表わし、Ｌは現
在の又は生の画像であり、Ｍはマスクである。

前に述べた様に、フィルタ作用を受けた画像は、差像が
得られた時の薬塊曲線の夫々め関数値り。

（１）を作用させた後の、全ての差像り、の和である。

これを式で表わせば フィルタ作用を受けた画像 一ΣＶｉ　ｂｌＤｌ　　　　（１） ニーでり、は各々のＤｌ　に対して異なる値を持ち、即
ち異なる係数であることに注意されたい。

この式は次の様に別の形に表わすことが出来る。

フィルタ作用を受けた画像 一ΣＶｉ　ｔｌ　　（Ｌｌ　−Ｍ）　　　　（２）上の
式は次の様に表わすことも出来る。

フィルタ作用を受けた画像 ＝ΣＶｉ　ｂ＋　　Ｌ＋　−（ＥＶｉｈ　ＩＭ）　　　
　（３）後で挙げた２つの同等の式の意味する所は、フ
ィルタ作用の工程を２つの加算に分解して整合フィルタ
を生の画像の和（式（３）の第１項）からマスク像の和
（式（３）の第２項）を差し引いたものとして表わすこ
とが出来ることを示している。

式（２）では、雑音が不規則であって、各々の画像フレ
ームの間で異なる為、第１項でかなりの雑音の減少が得
られる。式（３）では、第２項で、雑音は各フレームで
同一であるから、式（３）の第２項によっては同等雑音
の減少は生じない。この為、式（３）のマスク像、即ち
、第２項は、直流成分であるか、或いは一連の造影前画
像及び造影時画像の各々に共通であるという点で、画像
の間で一定のま＼でいる様なものと云う性格を持ってい
る。これは、一続きの画像の内の全ての減算していない
画像に共通で一定である骨及び軟らかい組織の様な構造
と同様である。式（２）では、一続きの全ての画像で一
定のま〜であるか又は動かないのは、骨および組織ばか
りでなく、マスク像自体の一定雑音パターンであること
は明らかである。整合フィルタ動作に伴うこと＼して、
画像に対するこの様な一定の寄与が減算しでなくなり、
然もこれが、整合フィルタ装置の直流応答がゼロになる
様に保証することによって行なわれることである。

次に第１１図に典型例を示した整合フィルタ関数り、（
ｔ）を考える。これは、第１０図に示した桑株又は造影
剤の強度のグラフと関係する。第１１図は整合フィルタ
関数りの時間に対するグラフの内、横軸より上にある部
分が、薬塊曲線と対応する形であることを示している。

これがどういうことであるかと云うと、桑株が関心のあ
る領域に到達した後の一続きの画像内の任意の時刻ｔに
得られた画像は、第１１図のフィルタ関数のグラフで同
じ時刻に対応する縦軸り、の値を重みとしてかけるとい
うことである。云い換えれば、関数りはことごとくの画
像フレームに対して異なる値を持っている。直流成分が
ゼロに等しい様なフィルタ関数を作ることは、全てのフ
ィルタ関数の値の和がゼロになること一同等である。フ
ィルタ関数を桑株と整合させて、然も、フィルタ関数の
値の和がゼロに等しくなる様に保証するにはどうするか
を考える。

第１０図及び第１１図に見られる様な集塊関数は渚にゼ
ロより大きい。第１０図の集塊関数は画像フレームの時
刻に投射されたＸ線ビーム中にあるＸ線造影剤の量を表
わす。画像から全ての背景情報を除く為にり、（ｔ）が
ゼロに等しくなければならないということがなければ、
第１１図で横軸より上即ち正であるものと同様なフィル
タ関数で満足出来よう。然し、例えば雑音、軟らかい組
織及び骨の為、マスク及び生の造影前画像は造影時画像
と同じ背景を持っている。第１１図の集塊関数は常にゼ
ロより大きい。関数が常にゼロより大きいか又はゼロに
等しければ、その値の和はゼロに等しくなり得ない。こ
の間通を解決する為、破線の曲線６８．６９で囲まれる
様な負に向う関数を使う。こういう曲線６８．６９は、
マスク画像が存在するが、桑株がない時間にわたって拡
がっている。横軸より下方にある曲線６８．６９の下の
面積又は負の領域は、互いに相等しい。云い換えれば、
造影前画像と造影時画像より後の画像とには、曲線６８
．６９の負の縦座標によって表わされる様なフィルタ関
数を夫々乗する。直観的に、これによって全ての信号が
完全に相殺される様に思われよう。そうはならない。そ
の理由は、第１１図のフィルタ関数が負である時間の間
に存在する画像を表わす信号には、Ｘ線に不透明な媒質
がないからである。実際、ｈ（ｔ）が負である所では、
ｈ（ｔ）にはゼロを乗じ、同様に、桑株が到達するまで
の全ての時刻に、Ｘ線に不透明な媒質の為に存在する信
号はゼロである。−旦不透明な媒質が到達すると、桑株
と同じくフィルタの値も正になり、その為、薬塊又は造
影剤信号にはどんな場合も、ｈ（ｔ）の正の値が乗ぜら
れる。負に向う両方のローブが互いに等しいことは必要
ではないが、負に向う部分の合計面積が正に向う部分の
面積に略等しいことが必要である。云い換えれば、正及
び負の両方を含めて、使われる全ての係数の和が実質的
にゼロに等しくなければならない。

こうすれば、フィルタの直流応答がゼロであること、或
いはそれと同じことであるが、一続きの画像内の全ての
静止構造が最終的な画像で除去されることが保証される
。利用者は、患者の動きの様な事態に応じて、造影前画
像又は造影時画像に、フィルタの負に向う部分を一層多
く割当てるように選択をすることが出来る。前に述べた
様に、整合フィルタ過程を実施するハードウェアは、デ
ィスクに一続きの画像を貯蔵する手段を持っており、画
像にフィルタ関数を適用することは、一続きの画像全体
を皐得した後に行なうことが出来る。整合フィルタ作用
のハードウェアを後で第１２図について説明する所から
明らかになるが、画像は、マスク像から生の画像を減算
することによって得られた差像であっても、或いはその
時の減算しない画像であっても、順次表示することが出
来る。

勿論、フィルタ関数１１１（ｔ）とディスクに貯蔵され
た画像とを整合させることが必要である。例えば、フィ
ルタ関数の尖頭値とコントラストの強度が最大である画
像とを対応させれば、他の画像を整合させることが出来
る。然し、一続きの画像を表示することにより基準点を
得ることが出来る。

例えば、この基準点は、造影剤が現われる最初の画像に
してもよいし、或いは造影剤の強度が尖頭値になる様な
画像にしてもよい。フレームには例えば通し番号０乃至
５０を定めることにより、利用者が、コントラス斗の強
度が最大であるフレームを基準点として選んだ場合、こ
のフレームを確実に同定することが出来る。利用者用の
操作卓は後で第１２図について説明するが、これによっ
て基準点のフレーム番号をマイクロプロセッサに入力す
ることが出来る。このマイクロプロセッサが装置で使わ
れて、貯蔵されたフィルタ関数を貯蔵された画像データ
と整合させることが出来る様にする。

ニーでＸｗＡ画像の整合フィルタ動作の根本理念の説明
を一時的に中断して、整合フィルタ動作を行なうハード
ウェアを説明する。基本的なハードウェアが第１２図に
示されている。第１２図の左下に示すイメージ・インテ
ンシファイヤ６７は第１図のインテンシファイヤ１２と
同様であって、その発光体６６上に各々のＸ線画像を光
像に変換したものを発生する。第１２図はＸ線管は示し
ていない。然し、Ｘ線管が螢光透視法に用いられる電流
及び電圧レベル、例えば５鯖及び１００ｋＶ未満の印加
電圧で普通の様に運転されると仮定する。Ｘ線ビームが
、最初のマスク画像Ｍをとる少し前の時間から始まって
連続的に投射され、造影前期間、少なくとも造影時期間
並びに場合によっては造影時期間より後の期間にわたっ
て取得されたＸ線画像に対応する５０個又は更に多くの
一続きのテレビジョン画像フレームの間、オンにと望ま
る。何れにせよ、テレビ・カメラ６５が画像を対応する
アナログ・ビデオ信号に変換し、この信号がケーブル７
０を介してアナログφディジタル変換器（ＡＤＣ）７１
に送られる。ＡＤＣ７１がアナログ・ビデオ波形を標本
化し、それを一連のディジタル数に変換する。ディジタ
ル数の値は、画像を構成する画素の強度に対応する。典
型的には、ディジタル値は８ビツトの幅を持っている。

こういう値がル・ツクアップ畢テーブル（ＬＵＴ）１０
２によって対応する対数値に変換される。Ｘ線画像を構
成する画素の強度に対応するディジタル対数値が、母線
７２を介して処理回路の人力に送られる。便宜的に、こ
の処理回路をディジタル形ビデオ処理装置（ＤＶＰ）と
呼ぶが、これをブロック７３で表わしである。ＤＶＰ７
３は万能装置であって、種々の形でデータを操作するこ
とが出来る。更に、これは少なくとも２つの完全ビデオ
・フレーム記憶装置を持っていて、これらの記憶装置は
、隣接するビデオ・フレームを一方又は両方の記憶装置
に積分して装入することが出来る様に構成されている。

更にＤＶＰは一方の記憶装置を他方の記憶装置から又は
到来する生のビデオ信号から減算することが出来るディ
ジタル回路を持つと共に、こうして得られた差像に利得
及びオフセットを加える別の回路を持っている。ＤＶＰ
は積分したものでも積分していなくても、減算しないデ
ィジタル画像をＤＡＣを使つてビデオ信号に変換するこ
とも出来る。１つの動作様式では、一続きの画像内で得
られる最初の画像であるマスク画＊Ｍを表わすディジタ
ル・データをＤＶＰ７３の記憶装置に貯蔵する。次に、
該一続きの内のこの後の全ての生の造影前画像及び造影
時画像から順次マスク画像の値を減算して、一連の差像
Ｄ１、又は実際には、こういう画像に対するディジタル
・データを発生する。こういうディジタル・データがＤ
ＶＰ７３から母線７４に出力され、ディジタル・アナロ
グ変換″２Ｓ：　（ＤＡＣ）７５に人力され、そこでデ
ィジタル画素信号が、個々の差像を表わすアナログ・ビ
デオ信号に再び変換される。

夫々の差像を表わすデータがケーブル７６を介してブロ
ック７７で示したビデオ・デイクス記録装置又は貯蔵装
置に入力される。記憶装置７２の出力がＡＤＣ１００に
送られる。ＤＡＣ７５、ビデオ・ディスク貯蔵装置７７
及びＡＤＣ１００は、希望によっては、ディジタル貯蔵
装置（図に示してない）に置き換えることが出来る。こ
ういう機能を遂行する種々の変換器及び演算論理装置を
含む処理装置が、１９８１年１１月１３日に出願された
係属中の米国特許出願通し番号第３２１．３０７号に記
載されている。これまで説明したことの要点は、整合フ
ィルタ動作の１つの様式では、造影前及び造影時の一続
きの差像がアナログ・ビデオ信号形式でビデオ・ディス
ク貯蔵装置７７に逐次的に貯蔵されることである。

整合フィルタ動作の別の手順では、希望により、減算過
程を予め行なうことなく、マスク画像とその後の生の造
影前画像及び造影時画像をビデオ・ディスク貯蔵装置７
７又は別のディジタル貯蔵装置に直接的に供給すること
が出来る。この場合、差像ではなく、もとの画像が貯蔵
される。

第１２図のハードウェアの全てのタイミング並びにデー
タの制御が、ブロック７８で示したマイクロプロセッサ
をベースとする計算機によって行なわれる。マイクロプ
ロセッサの母線７９がこれまで説明した種々の構成要素
に結合され、それらに対して同期信号並びに制御信号を
供給する。

マイクロプロセッサが図に示してない適当なインターフ
ェイスを含む母線８０を介して利用者端末装置８１に適
当に結合される。この端末装置にキーボード８２があっ
て、利用者の装置との対話が出来る。端末装置はビデオ
表示スクリーン８３をも持っている。

第１２図の装置は係数又は関数発生器を含む。

この関数発生器は、対応する画像フレーム時刻に関係す
るフィルタ関数の夫々の値ｈ（ｔ）が貯蔵されている即
時呼出し記憶装置（ＲＡＭ）９０にすることが好ましい
。種々のフィルタ関数が考えられる。端末装置８１のキ
ーボード８２を使って、利用者は任意の関数を選択して
、マイクロプロセッサ７８からＲＡＭ　　９０にフィル
タ関数を装入することが出来る。前に述べた様に、整合
フィルタ装置の経験を積むことにより、フィルタ関数を
修正して、薬塊強度と時間とのグラフと一層よく合う様
にすべきであると判るかも知れない。例えば、経験によ
って、身体の異なる器官にある血管に対する薬塊の動き
は、いろいろな患者について、投影した造影剤の強度を
時間に対してグラフに描き、その後このグラフを算術平
均値から若干ずれた平均的な患者を表わすものになる様
に補正することによって、−膜化した薬塊曲線と現在考
えられているものとは、幾分異なるものになるかも知れ
ない。何れにせよ、一続きのフレームの内の夫々の画像
フレームに対するフィルタ関数のいろいろすｆＪがＲＡ
Ｍ　　９０に貯蔵され、これは関数ｈ（ｔ）に対応する
係数の発生器とみなすことが出来る。ＲＡＭ　　９０が
アドレス入力母線９１を持ち、これは５０個程度又は更
に多くのフィルタ関数の値ｈ（ｔ）を順次アドレスする
のに十分である。１つの動作様式では、夫々の画像フレ
ームが得られる時刻に対応するフィルタ関数の値は、整
合フィルタの乗算過程を実施する為に、ビデオ・ディス
ク貯蔵装置７７からのこういうフレームの出力と調和又
は同期させなければならない。この目的の為、順序制御
器９２が設けられている。ＲＡＭ９０に接続されたアド
レス母線９１を持つ他に、制御器は、装置の出力を制御
する為に、ビデオ・ディスク貯蔵装置７７に結合された
別の母線９３を持っている。前に述べた様に、整合フィ
ルタ過程が開始される前、ＲＡＭ　　９０に貯蔵された
フィルタ関数は、それに関係する差像フレームと同期さ
せなければならない。やはり前に述べた様に、整合フィ
ルタ過程を開始する前に、第１の様式又は好ましい様式
では、貯蔵された差像を第１２図の一番右に示したテレ
ビジョン・モニタ９５のスクリーン９４に表示する。差
し当って、こういう表示を行なうことが出来ると仮定す
ると、利用者は、それに対応する画像が例えば第１０図
の集塊曲線の尖頭値という様な造影剤の最大値を示す様
な基準点又は画像番号をみつけることが出来る。次に利
用者はキーボード８２を使って、この番号をマイクロプ
ロセッサ７８に入力すると、対応する画像番号をこの特
定の差像フレームに適用されるフィルタ関数　（１）と
合せる様に、マイクロプロセッサがビデオ・ディスク貯
蔵装置７７を駆動する。この調整が行なわれた後、整合
フィルタ過程を開始することが出来る。整合フィルタ動
作は、マスク画像Ｍ及び生の画像りに、特定の画像に適
用される関数りの値を順次乗する工程を含む。この乗算
過程はディジタル形掛算器９６で行なわれる。この掛算
器は関数ｈ（ｔ＋）を受取る母線９７を持っている。こ
＼で１はＲＡＭ９０内のアドレスされた位置からの画像
番号である。実施例では、関数が８ビツトのディジタル
・ワードで表わされ、従って母線９７は８ビツト母線で
あってよい。ディジタル形掛算器（ＭＵ　Ｌ　Ｔ）９６
に対する他方の人力母線が、ビデオ・ディスク貯蔵装置
７７に貯蔵されたアナログ・ビデオ差像フレームに対応
するディジタルの画素値を供給する。ビデオ・ディスク
貯蔵装置７７の出力線９９がアナログ・ディジタル変換
器（ＡＤＣ）１００に接続され、ニーでアナログ・ビデ
オ令フレームデータがディジタル形式の画素に再び変換
される。ＡＤＣ１００からのディジタル画素信号出力が
８ビツト母線１０１を介してＭＵＬＴ　　９６に供給さ
れ、そこで差像の画素データには、通過する特定のフレ
ームに適用されるフィルタ関数の値が、同期して乗ぜら
れる。好ましくは１６ビツトの幅を持つ母線１０３が、
ＭＵＬＴ　　９６の出力を加算器１０４の一方の入力に
結合する。加算器１０４の出力器ｍ１ｏｓが完全フレー
ム・ディジタル記憶装置１０６の入力になる。フィルタ
関数りを乗じた後の最初の差像り、が加算器１０４を通
過してフレーム記憶装置１０６に入る。記憶装置１０６
の出力母線１０７が２つの方向に接続される。一方は１
６ビツトの帰還母線１０８であって、これが記憶装置１
０６の出力を加算器１０４の別の人力１０９に結合する
。加算器１０４及び記憶装置１０６が協働して、掛算器
９６からの現在の差像を、フレーム記憶装置１０６に貯
蔵されているこれまでの画像の和に加算する。云い換え
れば、一続きの各々の差像は、先づフィルタ関数の作用
を受け、次に該一続きの内の全ての画像と加算され、最
終的な和がフレーム記憶装置１０６に得られる様にする
。相次ぐ画像を加算する過程の結果、投影された造影剤
の量に対応する信号は、雑音信号が存在しても、それに
較べて実質的に増加する。前に述べた様に、第１１図に
示すフィルタ関数により、画像を累積したものの直流成
分がゼロに減少する。これは、一連の画像の間で変化し
なかったものはことごとくなくなり、画素の値で表わし
た全ての信号が保存されることを意味する。

フレーム記憶装置１０６にある加算された画像が、テレ
ビジョンφモニタ９５のスクリーン９４に表示される。

フレーム記憶装置の出力母線１０７が母線１１０に結合
され、この母線が演算論理装置ｉ￥（ＡＬＵ）１３２に
入力する。この演算論理装置は、ニーで説明している動
作様式では単に画像データを通過させるものとみなすこ
とが出来る。

ＡＬＵ　　１３２の出力母線１１１がオフセット及び利
得導入回路１１２の人力となり、この回路がそのグレー
スケールの中心領域がテレビジョン等モニタのダイナミ
ックレンジの中心領域に対応する様に、画像信号にオフ
セットを加える。テレビジョン・モニタのダイナミック
レンジ全体が使われる様に保証する為、利得を導入する
。何れにせよ、回路１１２から母線１１３に出るディジ
タル信号出力が、ディジタル・アナログ変換器（ＤＡＣ
）１１４の入力となり、この変換器が画素の強度を表わ
すディジタル信号を再びアナログ・ビデオ信号に変換し
て、ケーブル１１５を介してテレビジョン・モニタ９５
に人力され且つそれを駆動する様にする。ビデオ信号は
別のアナログ・ビデオ・ディスク貯蔵装置１１６にも貯
蔵することが出来る。この貯蔵装置は、将来モニタ９５
で表示する為、血管画像情報を利用出来る様にする。

実例では、表示する為に完全フレーム記憶装置１０６か
ら出力されるディジタル画素信号は１６ビツト・ワード
であり、母線１１０は１６ビツト母線である。オフセッ
ト及び利得導入回路１１２では、最下位の８ビツトをク
リップし、こうして８ビツト・ワードをＤＡＣ１１４に
人力する。

８ビツト・ワードは、ビデオ・モニタ９５のダイナミッ
クレンジ全体を埋めるのに十分である。勿論、業者であ
れば判る様に、テレビジョン・モニタは、１６ビツト・
ワードで達成し得る様なグレースケールの範囲にわたっ
て、画像を表示することは出来ないと思われる。８ビツ
ト・ワードによってグレースケールの２５６段階が得ら
れるが、これは目が知覚し得る段階の数を越えている。

造影剤を表わす信号を残したま＼、雑音を減少し、且つ
一連の画像で一定であるか或いは変化しないものをこと
ごとく最終的な画像で除去するのにこの装置が効力を持
つ点を次に説明する。再び第１０図及び第１１図を考え
る。ディジタル化したマスク画像を一連の生の造影前画
像から減算する時、任意の１つの生の画像とマスクの間
の差は小さい。最初のディジタル差像がフレーム記憶装
置１０６に入る時、その幾つかの画像は雑音によって若
干正又は若干負の値を持つことがあり、他の成るものは
減算過程の残りを持っている。数多くの生の造影前画像
及びマスク画像を減算して、記憶装置に入れると、雑音
並びに画像で一定であるものは、少なくとも一様な陰影
であるから、明るさの平均値が実質的にゼロである。こ
の後の生の造影時差像を完全フレーム記憶装置にある和
に加算する時、平均化過程が続けられて、薬塊時間の間
に信号に対して雑音が持つ寄与は、依然として平均値が
略ゼロである。前に述べた様に、勿論、差像は何処でで
もゼロになることはない。これは常に雑音レベルがつい
てまわる。即ち、この値は大体ゼロであって、成る場合
には、個別の画素の値はゼロであるが、画像全体は一様
にゼロではない。この為、第１１図の関数のグラフに示
す破線の曲線６８．６９によって定められた関数の値を
加えることにより、乗数又は係数は成る値を持つが、そ
れはゼロの平均値に作用するので、加算されるものも減
算されるものもなく、薬塊による信号の減少は起らない
。造影前差像を、その平均値はゼロであるが、その画素
の値は種々のレベルである様なフレームとしてみれば、
どんな値であっても、それに係数の関数ｈ（ｔ）を乗じ
た時、成る真実の値が得られ、修正されたフレームが生
ずることが判る。これは、造影前フレームで一定である
ものである。マスク画像と生の画像の間の差をとった為
に、全ての一定の構造は減算されてなくなっているから
、乗じたのは主に雑音である。

従って、相次ぐ係数の乗算によって生じた全ての造影前
及び造影時画像を加算すれば、これは造影前、造影時及
び造影時の後の雑音を最終的な画像から減算によって除
去するのに十分である。

第１１図の場合、造影時画像データには、対応する時刻
（１）に取得された造影時画像と整合し又はそれと関係
する時刻（１）に於けるｈに比例する係数が乗ぜられる
。造影前画像及び造影後画像には、夫々曲線６８．６９
によって表わされる様な関数に相当する値を持つ係数が
乗ぜられ、これらの係数は、全ての係数の和が略ゼロに
等しくなる様に選ばれている。

フィルタ作用を受けた画像 一Σｈ、Ｌ、　　−Σｈ、Ｍ、　　　　（４）式（４）
は整合フィルタ手順を示しており、次にこれを主に第１
３図について説明する。この図に関連した手順は、造影
剤が到達する前に発生する１つのフィルタ作用を受けた
画像をこの式の１項として発生すると共に、造影剤が到
達した後に発生される別の画像を別の項として発生する
ことである。夫々の加算によって得られた画像を互いに
減算して、一定であるもの又は直流成分の強度を実質的
に減少した差像を発生する。２つの整合フィルタ関数の
グラフ又は曲線１２０，１２１は同一である。この場合
、任意にフレーム−２４として選んだテレビジョン・フ
レーム番号に対応する時刻ｔから、一続きの造影前画像
又は基本的にはマスク画像が始まる。この様な一続きの
フレームが例えば毎秒５フレームの割合で得られる。こ
の様式では、別の加算器１３０及び別の記憶装置１３１
を使う。第１２図のディジタル形掛算器９６で、造影前
画像データがフィルタ関数ｈ＋（ｔ）の作用を受ける。

勿論、このディジタル・データは母線１０１を介してデ
ィジタル形掛算器９６に人力され、フィルタ関数は母線
９７を介して入力されるが、これは前に説明した実施例
と同じである。造影前画像に使うフィルタが造影時画像
に適用するものと同じであることは必要ではない。然し
、造影前画像に適用される係数の和が、造影時画像に使
われる係数の和と等しいことが重要である。これによっ
て、この後の減算をした時、この過程の直流周波数応答
がゼロになることが保証される。この累積的な加算過程
が、フレーム記憶装置１０６の出力から加算器１０４の
入力１０９への相次ぐ帰還により、前の場合と同じ〈実
施される。最終的に例えばフレーム記憶装置１０６を埋
める画像は、この段階では差像ではなく、フィルタ関数
の作用を受けた造影前マスク画像及び生の画像の和であ
る。フレーム記憶装置の内容は式（４）の第２項Σｈｊ
ＭＩによって表わされる。

云い換えれば、記憶装置の内容は、造影剤の薬塊が到達
する前の一続ざの画像の内で一定であることごとくのち
のを表わす。雑音は、一連の画像の間で平均化される為
、幾分減少している。

この様式では、利用者はテレビジョン・スクリーン９４
の観測を続ける。この点では、テレビジョン・スクリー
ンには、どちらかと云えば−様な明るい灰色の背景が現
われる。第１３図の例では、約２４個の画像フレームの
後、或いは大体時刻０に、薬塊がＸ線ビームの視野内に
ある血管に到達する。この時、表示スクリーンの強度変
化が目につき、利用者はキーボード８２のキーを押して
、一方の完全フレーム記憶装置１０６にある画像データ
の累算を終了する。一続きの造影時画像に、再び掛算器
９６を使って、フィルタ関数の夫々の係数を乗する。然
し、この時、画像の和の画素データが、加算器１３０を
使った後、完全フレーム記憶装置１３１に累算される。

フレーム記憶装置１３１にあるこのデータによって表わ
される画像は、勿論平均化された雑音、一続きの画像の
内で一定のま＼であることごとくのちの、並びに薬塊の
強度を表わす重畳された信号成分を含む。テレビジョン
表示スクリーンで造影剤が消えるのが目につくまで、造
影時フレームを得る。この消滅は、第１３図の例では、
時刻０からフレーム数約２４の時である。この時利用者
は、適当なキーボードを作動することにより、造影時過
程を終了する。

この点で、フィルタ関数の作用を受けた造影前画像の和
がフレーム記憶装置１０６にあり、同じフィルタ関数の
作用を受けた一続きの造影時画像がフレーム記憶装置１
３１にある。次の工程は、ＡＬＵ　　１３２を使って、
一続きの造影時薬塊画像から一続きの造影前マスク画像
を表わす対応する画素信号を減算することである。これ
によって、大部分の雑音並びに直流成分又は該画像列内
の画像の′間で一定のま＼でいるものが取除かれる。記
憶装置１０６及び１３１の内容を母線１０７．１３５を
介してＡＬＵ　　１３２に供給して減算を行なわせる。

残りの信号は、薬塊の強度そのものを表わし、この信号
がＡＬＵ　　１３２の出力からの回路を通じてテレビジ
ョン・モニタ９５に供給されて表示される。

前に整合フィルタ関数ｈ（ｔ）を発生する２番目の方式
について述べたが、次にこれを第１４図について説明す
る。整合フィルタ作用をかけた画像を発生する為に使わ
れるデータを使って、薬塊関数のグラフｈ（ｔ）をも導
き出すのが潜在的に有利である。これは、最初に血管の
表示される造影時画像の内の関心が持たれる領域、点又
は小さな区域を選択する。この点の明るさは投影された
造影剤の強度に比例する。マイクロプロセッサは、取得
して貯蔵する各々の画像内のこの同じ点の明るさを決定
する様にプログラムされる。勿論、この点の明るさは、
造影時期間又は薬塊期間の間に得られる相次ぐ画像で互
いに異なる。次にマイクロプロセッサがこのデータをｈ
　（ｔ　）を表わす滑らかな曲線に当てはめることが出
来る。

第１４図では、各々の画像フレームの前述の点に於ける
明るさが、夫々のＸ印の点によって示されている。滑ら
かな曲ｆｉ１４．０は、マイクロプロセッサに供給され
た明るさの７１１１定されたサンプルによって決定され
た、明るさに関係する薬塊グラフｈ（ｔ）を表わす。関
心のある点は、比較的雑音のあるもとの画像の中で確認
することが出来るので、この点を選ぶのに事前の整合フ
ィルタ動作は必要でないことに注意されたい。次にマイ
クロプロセッサがｈ（ｔ）の正の値を係数発生器又はＲ
ＡＭ　　９０に装入すると共に、利用者によって選択さ
れた前述の負の値があれば、この負の値をも係数発生器
９０に装入する。

マイクロプロセッサが決定することを要求される関数の
１例は、次の様なガンマ変量である。

ｈ（ｔ）−ＡｔＩ３ｅ−ｃｔ　　　　　　（５）こ＼で
パラメータＡ、　　Ｂ、　　Ｃはｈ（ｔ）が測定された
明るさのサンプルと最もよく合う様に、マイクロプロセ
ッサによって選ばれる。Ａはこの式を表わす曲線１４０
の大体最大の明るさであり、Ｂは立上り時間に関係し、
Ｃは減衰時間に関係する。

以上の説明の何箇所かで、造影前画像、造影時画像及び
造影後画像について、時刻（１）の各々の画像が％３０
Ｈ２の標準テレビジョン・フレーム速度で連続的に得ら
れる単独のビデオ・フレームで構成されるものとして述
べた。前に述べた様に、一続きの画像を取得する間、Ｘ
線源は連続的に付勢することが出来る。然し、成る場合
、１５゜１０又は７．５フレームと云う様な幾つかの相
次ぐフレームにわたる画像データを積分することが望ま
しい。時刻（１）を各々の積分された画像と、時刻（１
）に於ける造影剤の投影強度の係数又は関数りに関係づ
けることが出来る。例えば１５゜１０又は７．５個のビ
デオ・フレームを積分する場合、それぞれ１／２．１／
３又は１／４秒毎に、造影前画像、造影時画像及び造影
後画像が取得されることは明らかである。これでも許容
し得る。

それは、画像取得期間が、桑株投影強度のグラフの最大
値の半分の点の縦座標の間の典型的な時間が約５乃至１
０秒であるのに較べれば、依然として短く、比較的短い
Ｘ線露出時間の内に５０個又は更に多くの積分画像から
成る一続きの画像が依然として得られるからである。

Ｘ線源を連続的に付勢する連続的なビデオ様式又は積分
ビデオ様式で動作する他に、パルス式Ｘ線ビーム様式で
動作することも出来る。この場合、Ｘ線源を循環的にオ
ン及びオフにパルス駆動して、個々のフレームを求める
。積分を希望しない時、画像列内の夫々の画像は、Ｘ線
源がオンである各々のテレビジョン・フレーム時間に取
得することが出来、パルスの間のフレーム時間を使って
ビデオ・カメラの一タゲットを消し、それまでの露出に
よる残留信号があれば、それを除去する。公知の様に、
この消去作用は、ビデオ信号を読出していない間に、ビ
デオ・カメラのターゲットを電子ビームで走査する。積
分を希望する時、幾つかの相次ぐビデオ・フレームを加
算して、一続きの個別の画像を作る。積分されるこの一
連の画像の間のフレーム時間を使って、ターゲットを消
すことが出来る。

整合フィルタ方式を詳しく説明したが、以上の説明はこ
の発明を制約するものではなく、例示するものにすぎな
い。整合フィルタ方式は種々の形で実施することが出来
、これらは本発明の範囲内に包含されるものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は再帰式フィルタ作用を従来の方式で使ったＸ線
画像サブトラクション装置のブロック図、第２図は血管
内の造影剤の濃度又は投影濃度を時間に対して示す典型
的なグラフ、第３図はテレビジョン・フレーム時間で表
わした時間に対する異なる２つの再帰的係数を用いた装
置の応答を示すグラフ、第４図は第１図に示す様な時間
領域から第４図に示す様な周波数領域に造影剤の投影強
度を変換することによって得られるフーリエ変換を示す
グラフ、第５図は再帰式フィルタの異なる２つの係数に
対する再帰式フィルタの出力信号を周波数に対して示す
グラフ、第６図は再帰式フィルタの理想的な出力信号応
答を周波数に対して示すグラフ、第７図は造影剤の投影
強度又は濃度を時間に対して示す典型的なグラフ、第８
図は特定の係数Ｋに対する一方の再帰式フィルタにある
現在の画像にそれまでの画像が寄与する経過又は重みを
表わすグラフ、第９図は別の係数に′に対し、現在の画
像にそれまでの画像が寄与する重みを示すグラフ、第１
０図はテレビジョン−フレームで表わした時間に対し、
血管内の造影剤の投影強度又は濃度の典型的なグラフ、
第１１図はこの発明の１実施例の整合フィルタ方式の時
の、整合フィルタ関数を時間に対して示すグラフ、第１
２図はＸ線画像を取得し、この発明に従って整合フィル
タ動作を行い、その結果得られたＸ線画像を表示する装
置のブロック図、第１３図はこの発明の別の実施例によ
る整合フィルタ動作を示すグラフ、第１４図は減算しな
い一続きの画像の内の関心のある選ばれた領域の明るさ
又は強度が画像毎に変化する様子を示すグラフであり、
整合フィルタ装置に使う為にフィルタ関数ｈ（ｔ）を決
定する１つの方法を説明するものである。 主な符号の説明 ６５：ビデオ・カメラ ７３：処理装置 ７８二マイクロ処理装置 ９０：関数発生器 ９２：順序制御器 ９６；掛算器 １０２：対数ルックアップ・テーブル １０４゜ ：加算器 １０６゜ ：完全フレーム記憶装置 ：演算論理装置

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）Ｘ線造影剤の薬塊が血管に到達する前の期間を造影
   前期間と呼び、造影剤が血管の中を流れる期間を造影時
   期間と呼び、造影時期間に続いて、造影剤が血管から出
   た期間を造影後期間と呼び、Ｘ線源が、付勢された時に
   、身体を介してビームを投射してＸ線画像を発生し、ビ
   デオ・カメラを含む手段が画像を表わすデータを発生す
   る様に作用する様にして、身体の血管を映像する方法に
   於て、 前記造影前期間の間、初期マスクＸ線画像並びに一続き
   の別の造影前画像を取得し、初期マスク画像データを表
   わす対数データと夫々の別の造影前画像データを表わす
   対数データとの間の差をとって、その結果得られた一続
   きの造影前差像データを貯蔵し、 造影剤が血管内に到達した時、更に一続きの造影時画像
   及び造影後画像の取得を開始して、初期マスク画像を表
   わす対数データと造影時画像並びに造影後画像を表わす
   対数データとの間の差をとって、その結果得られた一続
   きの差像データを貯蔵し、 前記一続きの造影前差像データ、造影時差像データ及び
   造影後差像データに夫々の係数を乗じ、造影時差像デー
   タに乗する係数は、造影時差像と実質的に整合した時刻
   に於ける造影剤の薬塊の投影強度に比例しており、最大
   の造影剤を含む対応する造影時画像に対しては選ばれた
   １つの係数が適用され、造影前差像並びに造影後差像に
   適用する係数は、全ての係数の和が略ゼロに等しくなる
   様に選ばれており、係数と差像データとの乗算により得
   られた一続きの結果を加算して、血管内の造影剤を表わ
   す一組のデータを発生する各過程から成る方法。 ２）特許請求の範囲１）に記載した血管を映像する方法
   に於て、造影剤を注射した１つ又は更に多くの特性的な
   人体の血管内に造影剤が典型的に存在する期間にわたり
   、血管内の或る点の造影剤の投影強度を時間に対して測
   定することによって、前記係数が決定され、その後任意
   の時刻に於ける強度に比例する係数を使って、対応する
   時刻に取得された画像を表わすデータに乗する方法。 ３）特許請求の範囲１）に記載した血管を映像する方法
   に於て、前記マスク画像、造影前画像、造影時画像及び
   造影後画像を表わすデータを取得する間、前記Ｘ線源が
   連続的に付勢される方法。 ４）特許請求の範囲３）に記載した血管を映像する方法
   に於て、各々の画像が、各ビデオ・フレーム時間に対応
   する期間内に取得される方法。 ５）特許請求の範囲３）に記載した血管を映像する方法
   に於て、複数個の相次ぐビデオ・フレームに対応するデ
   ータを積分することにより、前記一続きの取得された画
   像の内の各々１つの画像が順次発生される方法。 ６）特許請求の範囲１）乃至５）のいずれか１項に記載
   した血管を映像する方法に於て、前記Ｘ線源の付勢のた
   め、陽極電圧が５５乃至１００キロボルトの範囲内であ
   り、電流が５乃至２０ミリアンペアの範囲内である方法
   。 ７）特許請求の範囲１）に記載した血管を映像する方法
   に於て、前記Ｘ線源がオン及びオフにパルス式に駆動さ
   れ、前記一続きの各々の画像が前記Ｘ線源がオンである
   間に取得される方法。 ８）特許請求の範囲１）に記載した血管を映像する方法
   に於て、前記Ｘ線源が繰返しオン及びオフにパルス駆動
   され、そして幾つかの相次ぐオン時間の間に取得された
   データを積分することにより、前記一続きの画像の内の
   各々の画像を表わすデータが発生される方法。 ９）Ｘ線造影剤の薬塊が血管に到達する前の期間を造影
   前期間と呼び、造影剤が血管の中を流れる期間を造影時
   期間と呼び、造影時期間に続いて造影剤が血管を出た期
   間を造影後期間と呼び、Ｘ線源が、付勢された時、身体
   を介してビームを投射してＸ線画像を発生し、ビデオ・
   カメラを含む手段が画像を表わすデータを発生する様に
   して、身体内の血管を映像する方法に於て、 造影前期間の初めから開始して造影時期間にわたって継
   続する一続きのＸ線画像を取得して、該画像を表わすデ
   ータを対数データに変換し、血管の画像内の一点に於け
   る造影剤の投影強度が時間の関数として変化する形式に
   して、造影時画像を表わすデータに、造影時画像と実質
   的に整合した時刻に於ける造影剤の投影強度に比例する
   夫々の係数を乗じて、コントラストの最大値を持つ造影
   時画像に対しては、最大の係数という様な選ばれた１つ
   の係数が適用される様にし、 夫々の乗算結果を加算してその結果得られたデータを貯
   蔵し、 造影前画像並びに造影後画像がある場合、これらの夫々
   の画像を表わすデータに夫々の係数を乗じ、該係数は、
   造影前画像並びに造影後画像に適用された係数の和と、
   造影時画像に適用された係数の和との間の差が略ゼロに
   等しくなる様に選ばれており、 夫々の乗算結果を加算して、その結果得られたデータを
   貯蔵し、 造影前画像データ並びに造影後画像データの乗算後に得
   られた和と、造影時画像データの乗算後に得られた和と
   の間の差をとって、血管内にある造影剤の画像を表わす
   一組のデータを発生する各過程から成る方法。 １０）特許請求の範囲９）に記載した血管を映像する方
   法に於て、造影剤を注射した１つ又は更に多くの特性的
   な人体の血管内に造影剤が典型的に存在する期間にわた
   り、血管内の或る点の造影剤の投影強度を時間に対して
   測定することによって、前記係数が決定され、任意の時
   刻に於ける強度に比例する係数を使って、対応する時刻
   に取得された画像を表わすデータに乗する方法。 １１）特許請求の範囲９）に記載した血管を映像する方
   法に於て、前記造影前画像、造影時画像及び造影後画像
   を表わすデータを取得する間、前記Ｘ線源を連続的に付
   勢する方法。 １２）特許請求の範囲１１）に記載した血管を映像する
   方法に於て、各々の画像が各ビデオ・フレーム時間に対
   応する期間の間に取得される方法。 １３）特許請求の範囲１１）に記載した血管を映像する
   方法に於て、複数個の相次ぐビデオ・フレームに対応す
   るデータを積分することにより、一続きの画像の内の各
   々１つの取得画像が発生される方法。 １４）特許請求の範囲９）乃至１３）のいずれか１項に
   記載した血管を映像する方法に於て、前記Ｘ線源の付勢
   のため、陽極電圧が５５乃至１００キロボルトの範囲内
   であり、電流が５乃至２０ミリアンペアの範囲内である
   方法。 １５）特許請求の範囲９）に記載した血管を映像する方
   法に於て、Ｘ線源がオン及びオフにパルス駆動され、一
   続きの各々の画像が前記Ｘ線源がオンである間に取得さ
   れる方法。１６）特許請求の範囲９）に記載した血管を
   映像する方法に於て、前記Ｘ線源が繰返しオン及びオフ
   にパルス駆動され、そして幾つかの相次ぐオン時間の間
   に取得されたデータを積分することにより、一続きの画
   像の内の各々１つの画像を表わすデータが発生される方
   法。 １７）Ｘ線造影剤の薬塊が血管に到達する前の期間を造
   影前期間と呼び、造影剤が血管の中を流れる期間を造影
   時期間と呼び、該造影時期間に続いて造影剤が血管を出
   た期間を造影後期間と呼び、Ｘ線源が、付勢された時、
   身体を介してビームを投射してＸ線画像を発生し、ビデ
   オ・カメラを含む手段が画像を表わすデータを発生する
   様に作用することによって、身体内の血管を映像する方
   法に於て、 造影前期間並びに少なくとも造影時期間にわたって一続
   きのＸ線画像フレームを取得し、該画像フレームを表わ
   すデータを、夫々一続きの画像を表わす対応する対数デ
   ータに変換し、 造影剤の投影強度が時刻の関数として変化する形にして
   、一続きの造影前画像、造影時画像並びに造影後画像が
   ある場合その造影後画像を表わす夫々のデータに一連の
   係数を乗じ、造影時画像データに乗する係数は、造影時
   画像と実質的に整合した時刻に於ける造影剤の投影強度
   に比例していて、コントラストの最大値を持つ造影時画
   像データに対しては最大の係数の様な選ばれた１つの係
   数を適用し、造影前画像データ並びに造影後画像データ
   に乗する係数は、全ての係数の和が略ゼロに等しくなる
   様に選ばれ、 係数と画像データとの一続きの乗算の結果を加算して、
   血管内にある造影剤の画像を表わす一組のデータを発生
   する各過程から成る方法。 １８）特許請求の範囲１７）に記載した血管を映像する
   方法に於て、造影剤を注射した１つ又は更に多くの特性
   的な人体の血管内に造影剤が典型的に存在する期間にわ
   たり、血管内の或る点に於ける造影剤の投影強度を時間
   に対して測定することにより、前記係数を決定し、次に
   任意の時刻に於ける強度に比例する係数を使って、対応
   する時刻に取得された画像を表わすデータに乗する方法
   。 １９）特許請求の範囲１７）に記載した血管を映像する
   方法に於て、前記造影前画像、造影時画像及び造影後画
   像を表わすデータを取得する間、前記Ｘ線源を連続的に
   付勢する方法。 ２０）特許請求の範囲１７）に記載した血管を映像する
   方法に於て、各々の画像が各ビデオ・フレーム時間に対
   応する期間の間に取得される方法。 ２１）特許請求の範囲１７）に記載した血管を映像する
   方法に於て、複数個の相次ぐビデオ・フレームに対応す
   るデータを積分することにより、一続きの画像の内の各
   々１つの取得画像が発生される方法。 ２２）特許請求の範囲１７）乃至２１）のいずれか１項
   に記載した血管を映像する方法に於て、前記Ｘ線源の付
   勢のため、陽極電圧が５５乃至１００キロボルトの範囲
   内であり、電流が５乃至２０ミリアンペアの範囲である
   方法。 ２３）特許請求の範囲１７）に記載した血管を映像する
   方法に於て、Ｘ線源がオン及びオフにパルス駆動され、
   前記一続きの各々の画像がＸ線源がオンである間に取得
   される方法。 ２４）特許請求の範囲１７）に記載した血管を映像する
   方法に於て、前記Ｘ線源が繰返しオン及びオフにパルス
   駆動され、そして幾つかの相次ぐオン時間の間に取得さ
   れたデータを積分することにより、前記一続きの画像の
   内の各々１つの画像を表わすデータが発生される方法。 ２５）Ｘ線造影剤の薬塊が血管に到達する前の期間を造
   影前期間と呼び、造影剤が血管の中を流れる期間を造影
   時期間と呼び、造影時期間に続いて造影剤が血管を出た
   期間を造影後期間と呼び、Ｘ線源が、付勢された時、身
   体を介してビームを投射してＸ線画像を発生し、ビデオ
   ・カメラを含む手段が画像を表わすデータを発生する様
   に作用することによって、身体内の血管を映像する方法
   に於て、 前記造影前期間の間、初期マスクＸ線画像並びに一続き
   の別の造影前画像を取得し、初期マスク画像データを表
   わす対数データと夫々の別の画像データを表わす対数デ
   ータとの間の差をとって、その結果得られた一続きの造
   影前差像データを貯蔵し、 造影剤が血管に到達した時、更に一続きの造影時画像及
   び造影後画像の取得を開始すると共に、初期マスク画像
   を表わす対数データと造影時画像及び造影後画像を表わ
   す対数データとの間の差をとって、その結果得られた一
   続きの差像データを貯蔵し、 造影剤が血管内を流れている間に得られた相次ぐ造影時
   画像内の対応する点を選んで、各々の画像内で前記点に
   於ける強度を決定して、該強度を相次ぐ時刻に於ける強
   度に比例する係数に変換し、一続きの造影前差像データ
   、造影時差像データ及び造影後差像データに夫々の係数
   を乗じ、造影時差像データに乗する係数は、造影時画像
   を取得する時刻に対応する係数であり、造影前差像デー
   タ並びに造影後差像データに乗する係数は、全ての係数
   の和が略ゼロに等しくなる様に選び、係数と差像データ
   との一連の乗算の結果を加算して、血管内にある造影剤
   を表わす一組のデータを発生する各過程から成る方法。 ２６）Ｘ線造影剤の薬塊が血管に到達する前の期間を造
   影前期間と呼び、造影剤が血管の中を流れる期間を造影
   時期間と呼び、造影時期間に続いて造影剤が血管を出た
   期間を造影後期間と呼び、Ｘ線源が、付勢された時、身
   体を介してビームを投射してＸ線画像を発生し、ビデオ
   ・カメラを含む一手段が画像を表わすデータを発生する
   様に作用することによって、身体内の血管を映像する方
   法に於て、 造影前期間の初めから開始して造影時期間にわたって継
   続するＸ線画像を取得し、該画像を表わすデータを対数
   データに変換し、 造影剤が血管の中を流れている間に得られた相次ぐ造影
   時画像内の対応する点を選択して、各々の造影時画像の
   前記点に於ける強度を決定して、該強度を夫々の時刻に
   於ける強度に比例する係数に変換し、 造影時画像を表わすデータに、該造影時画像を取得した
   夫々の時刻に対応する係数を乗じ、夫々の乗算の結果を
   加算して、その結果得られたデータを貯蔵し、 造影前画像並びに造影後画像がある場合、夫々の画像を
   表わすデータに夫々の係数を乗じ、該係数は、造影前画
   像及び造影後画像に適用される係数の和と、造影時画像
   に適用される係数の和との間の差が略ゼロに等しくなる
   様に選び、 夫々の乗算の結果を加算して、その結果得られたデータ
   を貯蔵し、 前記造影前画像データ並びに造影後画像データの乗算後
   に得られた和と、前記造影時画像の乗算後に得られた和
   との間の差をとって、血管内にある造影剤を表わす一組
   のデータを発生する各過程から成る方法。 ２７）Ｘ線造影剤の薬塊が血管に到達する前の期間を造
   影前期間と呼び、造影剤が血管の中を流れる期間を造影
   時期間と呼び、造影時期間に続いて造影剤が血管を出た
   期間を造影後期間と呼び、Ｘ線源が、付勢された時、身
   体を介してビームを投射してＸ線画像を発生し、ビデオ
   ・カメラを含む手段が画像を表わすデータを発生する様
   に作用することによって、身体内の血管を映像する方法
   に於て、 前記造影前期間並びに少なくとも造影時期間にわたって
   一続きのＸ線画像フレームを取得し、該画像フレームを
   表わすデータを、一続きの夫々の画像を表わす対応する
   対数データに変換し、前記造影剤が血管の中を流れる間
   に得られた相次ぐ造影時画像内の対応する点を選択して
   、各々の造影時画像の前記点に於ける強度を決定して該
   強度を夫々の時刻に於ける強度に比例する係数に変換し
   、 一続きの造影前画像、造影時画像及び造影後画像がある
   場合その造影後画線を夫々表わすデータに一連の係数を
   夫々乗じ、前記造影時画像に乗ずる係数は、該造影時画
   像を取得した時刻と略対応する時刻に於ける強度に比例
   する係数であり、造影前画像データ並びに造影後画像デ
   ータに乗ずる係数は、全て係数の和が略ゼロに等しくな
   る様に選び、 係数と画像データとの一連の乗算の結果を加算して、血
   管内にある造影剤の画像を表わす一組のデータを発生す
   る各過程から成る方法。