在运用此种数字血管造影设备取得一个部位的相减影像的通常的实践 中，首先不对病人注入造影剂拍摄X射线照相影像(掩蔽影像mask image)， 然后在注入造影剂后，从相同的部位拍摄X射线照相影像(活影像live image)。然后，从活影像中减去掩蔽影像。
沿病人体轴改变病人和包括X射线管和影像拍摄系统(例如影像增强 器和电视摄像机等)的X射线荧光检查器件之间的位置关系等，可从多个 部位获得相减影像。因此，也可在注入造影剂前后的两个分离的步骤中， 对每个部位拍摄掩蔽影像和活影像。
具有以上结构的通常的设备有以下缺点。
依据通常的设备，在拍摄掩蔽影像或活影像时，病人每次都受到X射 线辐射。即，为了拍摄每个部位的影像，要进行两次X射线辐射。因此， 产生的问题在于不能减少病人在X射线辐射中的曝光量。
此外，因为是在注入造影剂前后两个分离的步骤中拍摄两个影像的， 所以通常的设备在拍摄每个部位的掩蔽影像和活影像之间包含很长的时间 间隔。在此间隔中，注入造影剂后，病人很可能会移动，从而引起掩蔽影 像和活影像之间的滑移或偏移，获得的相减影像易产生人为缺陷。在通过 改变X射线荧光检查器件和病人之间的位置关系从多个部位获得相减影像 的情况下，掩蔽影像和活影像之间这样的滑移更加明显。这是由用于改变X 射线荧光检查器件和病人之间位置关系的装置的机械误差引起的。这些机 械误差使同一部位掩蔽影像和活影像的固定、各自的控制、对准都发生困 难。

本发明已针对上述已有技术的情况，其目的在于提供一种数字血管造 影设备，它可减少病人在X射线辐射中的曝光量而获得相减影像，并且完 全消除了掩蔽影像和活影像之间的滑移或偏移。
依据本发明由用于获得病人选定部位相减影像的数字血管造影设备来 实现上述目的，该设备包括：
X射线荧光检查器件，用于以X射线辐射每个选定的部位并拍摄其X 射线影像；
数据转换器件，用于把X射线影像转换成数字数据；
高频去除器件，用于从注入造影剂的病人每个选定部位拍摄到的X射 线影像(以后叫做基础影像)中除去高频分量，并把它转换成数字数据； 以及
计算部件，用于使基础影像和从基础影像中除去高频分量获得的影像 相减而获得相减影像。
本发明具有以下功能。
X射线荧光检查器件拍摄注入造影剂的病人某个选定部位的X射线影 像。数据转换器件把X射线影像转换成数字数据以获得基础影像。基础影 像包括骨骼、内脏等器官的背景影像以及其中有造影剂流动的血管的影像。 血管影像是具有剧烈密度变化的复杂影像，即它是包含大量高频分量的影 像。另一方面，背景影像是比血管影像更宽阔更普通的影像(其密度变化 较平缓)，即它是包含大量低频分量的影像。该基础影像用作活影像。高频 去除器件对基础影像进行适当的频率处理，以从中除去高频分量。得到的 影像没有包含大量高频分量的血管影像，而只包括背景影像。该影像用作 掩蔽影像。控制部件从活影像(基础影像)中减去掩蔽影像(相应于除去 高频分量的基础影像)，以获得抽出血管影像的相减影像。
依据本发明，最好把病人在获得相减影像而遭受X射线辐射曝光量减 少到已有技术中曝光量的一半。通过根据从单个X射线辐射步骤中拍摄的X 射线影像获得的掩蔽影像和活影像而获得相减影像可实现以上要求。
此外，因为是从单个X射线辐射步骤拍摄的X射线影像获得两个影像， 所以本发明完全消除了掩蔽影像和活影像之间的滑移和偏移。结果，相减 影像不会产生这些影像的滑移引起的人为缺陷。
本发明中的高频去除器件不限于某种特定的类型。例如，该器件可通 过空间-频率转换识别形成基础影像的频率分量，除去超出某个预定阈值电 平的高频分量，在频率一空间转换后输出其中已除去高频分量的频率分量。 换一种方法，高频去除器件也可通过滤波处理从基础影像中除去高频分量。
从基础影像中除去高频分量的处理通常引起时滞。在此情况下，最好 通过延迟电路(用于造成相应于该时滞的延迟)把基础影像加到计算部件。 此结构补偿了加到计算部件时基础影像和没有高频分量的影像之间的时 滞。换一种方法，也可把基础影像暂时存储在第一存储器中，而把没有高 频分量的影像存储在第二存储器中，计算部件使用时从两个存储器中同步 读出这两个影像。
由计算部件提供的相减影像显示在电视监视器等显示器件上。此外， 第一存储器中的基础影像也可显示在另一个显示器件上，而第二存储器中 的影像显示在又一个显示器件上。由计算部件提供的相减影像最好也存储 在第三存储器中，可根据需要读出和显示。
它的优点在于可在基础影像用作计算部件的活影像前增强其中的高频 分量。于是，计算部件将提供增强的相减影像(不包含血管的影像)。本发 明的数字血管造影设备可包括高频增强器件，它可增大通过空间-频率转换 获得的基础影像的频率分量中的高频分量，然后对其进行频率一空间转换。
依据本发明的设备还可包括积分器，用于获得由X射线荧光检查器件 拍摄的多个基础影像的平均影像。当从基础影像的平均影像中除去高频分 量后，计算部件把平均影像与通过从平均影像中除去高频分量产生的影像 相减。得到的相减影像具有很高的信噪比(S/N比)。
例如，积分器可包括：分级转换器，用于对通过N次(N是2或更大的 自然数)影像拍摄后连续获得的基础影像的密度进行分级转换，以把密度 减小到1/N；加法器，用于在其一个输入端接收由分级转换器进行分级转换 后的基础影像；以及存储器，用于存储和修正由加法器连续输出的相加影 像，并把相加影像中的最后一个影像加到加法器的另一个输入端。
换一种方法，积分器也可包括：加法器，用于在其一个输入端接收通 过N次(N是2或更大的自然数)影像拍摄连续获得的基础影像；存储器， 用于存储和修正从加法器连续输出的相加影像，并把相加影像中的最后一 个影像加到加法器的另一个输入端；以及除法器，用于把存储器中最后一 个相加影像的密度分隔成1/N。
附图说明
为了描述本发明，在附图中示出了几个目前较佳的形式，然而可理解 本发明不限于示出的精确装置和工具。
图1是本发明第一实施例的数字血管造影设备的整个正视图；
图2是X射线荧光检查器件的侧视图；
图3是第一实施例中影像处理器的方框图；
图4是在给定部位获得相减影像的操作说明图；
图5是沿病人体轴在多个部位获得相减影像的操作说明图；
图6是从多个影像拍摄方向在给定部位获得相减影像的操作说明图；
图7是本发明第二实施例中影像处理器的方框图；
图8是第二实施例的变化的方框图；
图9是第二实施例的另一个变化的方框图；
图10是本发明第三实施例中影像处理器的方框图；
图11是本发明第四实施例中影像处理器的方框图；
图12A和12B是示出第四实施例中积分处理器例子的方框图。

以下参考附图将详细描述本发明的较佳实施例。
<第一实施例>
图1是本发明第一实施例中数字血管造影设备的整个正视图。图2是 示出X射线荧光检查器件的侧视图。图3是影像处理器的方框图。
第一实施例包括床1、X射线荧光检查器件2、影像处理器3、监视器4、 控制部件5和控制面板6。
床1包括装在地板上的底座11和用于支撑躺在其上的病人M的顶板 12。由电动机13驱动顶板12水平移动，从而可沿病人M的体轴改变X射 线荧光检查器件2和顶板12上病人M之间的位置关系。可由控制部件5控 制电动机13。
X射线荧光检查器件2包括X射线管21和由C形臂23支撑的影像拍摄 系统22。由固定于床1附近的器件柱24的上部支撑C形臂23。由电动机 25驱动C形臂23，使它可沿图2中箭头所指的方向移动。因此，X射线管 21和影像拍摄系统22可绕病人M的体轴移动，以调节拍摄X射线荧光影像 的方向。可由控制部件5控制电动机25。
X射线管21和影像拍摄系统22连在C形臂23的相对两端，跨越躺在 顶板12上的病人M互相相对。X射线管21对病人M的选定部位发射X射线， 影像拍摄系统22接收穿过病人M传输的X射线，从而拍摄该部位的X射线 影像。当有预定的功率(X射线管电压和X射线管电流)从X射线高压发生 器26加到X射线管21时，X射线管21发射X射线。在控制部件5的控制 下，从高压发生器26把预定的功率加到X射线管21。影像拍摄系统22包 括影像增强器和电视摄像机。拍摄到的X射线影像加到影像处理器3。
如图3所示，影像处理器3包括用作数据转换器件的A/D(模拟数字) 转换器31，用作高频去除器件的频率特性转换器电路32，延迟电路33，计 算部件34，分级转换器电路35，D/A(数字-模拟)转换器36。
当拍摄注入造影剂的病人M选定部位的X射线影像时，影像的影像信 号(模拟信号)从影像拍摄系统22传输到A/D转换器31，以被转换成数字 数据而形成基础影像。把该基础影像包括反映骨骼和类似器官的低频分量， 以及反映包含造影剂的血管的高频分量。基础影像用作活影像。该基础影 像(活影像)加到频率特性转换器电路32和延迟电路33。频率特性转换器 电路32通过以下描述的处理从基础影像中除去反映血管和类似器官的高频 分量，以获得掩蔽影像。计算部件34把通过延迟电路33提供的活影像和 通过频率特性转换器电路32提供的掩蔽影像相减，并把得到的相减影像加 到分级转换器电路35。为了增强显示于监视器5上的相减影像，分级转换 器电路35调节形成相减影像的像素的密度(分别通过把预定的密度加到所 有的像素密度或从中减去)。把具有转换的分级的相减影像加到D/A转换器 36，在其中进行了D/A转换后把它显示于监视器4上。延迟电路33对相应 于频率特性转换器电路32所取的处理时间的时滞提供补偿。因此，活影像 和掩蔽影像同步地加到计算部件34。可在控制部件5的控制下操作影像处 理器3的这些分量。
如上所述，频率特性转换器电路32从基础影像(活影像)中通过除去 反映血管和类似器官的高频分量来获得掩蔽影像。在此处理中，例如，通 过空间-频率转换来识别形成基础影像的高频分量，除去超出某预定阈值频 率的频率分量(即高频分量)，使剩下的频率分量经过频率一空间转换，以 获得掩蔽影像。像空间-频率转换一样，该实施例可运用FFT(快速Fourier 变换)、卡南洛维变换、DCT(离散余弦变换)和哈达玛变换等已有的任何 一种处理。频率-空间转换可以是空间-频率转换的逆转换(即反FFT、反卡 南洛维变换、反DCT或反哈达玛变换)。预定的阈值频率可以是根据经验而 确定的适用于除去血管影像的任何频率。
市场上已出售专门设计成以高速(大约1/30秒)进行例如DCT和反DCT 等操作的芯片。使用了这种专用芯片，可在基础影像拍摄后极短的时间内 (几乎实时地)把相减影像显示在监视器4上。
通过使基础影像经过仿形加工法(例如滤波处理，以除去高频分量)， 可获得没有形成血管影像的高频分量的掩蔽影像。
控制部件5根据指令和通过控制面板6的输入命令控制许多元件的驱 动和操作。控制部件5包括应用执行程序以进行以下描述的操作的CPU(中 央处理部件)等。
操作者使用控制面板6输入要观察的部位、此时的条件、起动指令等 等。
以下描述采用上述结构的设备的操作。此首先，描述获得病人M一个 部位的相减影像的操作。
根据由操作者通过控制面板6确定的要观察的部位和此时的条件(例 如影像拍摄的方向)，控制部件5驱动电动机13，以使支撑病人M的顶板 12水平移动。结果，选定的部位(即胸部)位于X射线管21和影像拍摄系 统22之间的某个影像拍摄位置。然后，控制部件5驱动电动机25，使X 射线管21和影像拍摄系统22绕病人M的体轴(即选定的部位)移动，以 调节影像拍摄的方向。图4示出该状态。在图4中，如此调节影像拍摄方 向，使X射线从下面辐射选定的部位SB，以获得其X射线影像。
其次，对病人M注入造影剂。然而，最好在注入造影剂后进行以上的 位置调节。无论如何，在以下描述的影像拍摄以前对病人M注射造影剂。 当造影剂扩散到选定的部位SB时，操作者通过控制面板6发出处理开始的 指令，以执行以下的影像拍摄操作。
根据开始处理的指令，控制部件5控制X射线高压发生器26对X射线 管21提供预定的功率。X射线管21发射X射线，以拍摄其中扩散有造影剂 的选定部位SB的X射线影像。然后，控制部件5控制影像处理器3的许多 元件以获得基础影像(活影像)，从基础影像中得到掩蔽影像，并把活影像 与掩蔽影像相减，使监视器4显示相减影像。
如上所述，依据本实施例，为了获得给定部位的相减影像，对病人M 辐射一次X射线就够了。病人在X射线辐射中遭受的曝光量是已有技术中 曝光量的一半。此外，因为是从一帧中的基础影像获得掩蔽影像和活影像 的，所以完全消除了病人移动引起的掩蔽影像和活影像之间的滑移。
以下描述图5所示获得从病人M的胸部到腹部的区域SR内多个部位的 相减影像的操作。通过沿病人M的体轴改变病人M和X射线荧光检查器件2 之间的位置关系可实行该操作。在此实施例中，支撑病人M的顶板12可相 对于固定的X射线荧光检查器件2水平移动。然而，为了方便演示摄像状 态，图5示出固定顶板12上的病人M，而X射线荧光检查器件2(X射线管 21和影像拍摄系统22)可相对其移动。
因此，控制部件5在影像拍摄位置放置第一选定部位(在图5中要观 察的区域SR的左边部分)，并调节影像拍摄方向。然后，在以下描述的影 像拍摄前对病人M注入造影剂。
当造影剂扩散到选定的部位(区域SR)时，以及根据开始操作的指令， 以与以上所述从一个选定部位SB获得相减影像相同的顺序从第一选定部位 获得相减影像。然后，在图5中顶板12以匀速向左移动。当随后的选定部 位到达影像拍摄位置后，连续从这些部位获得相减影像。
如上所述，通过沿病人的体轴改变病人和X射线荧光检查器件之间的 位置关系，可从多个连续部位获得相减影像。因此，病人在X射线辐射中 遭受的曝光量也是已有技术中曝光量的一半，并完全消除了病人移动或类 似动作引起每个部位的掩蔽影像和活影像之间的滑移。
可把该实施例改变成使顶板12固定，而X射线荧光检查器件2可沿顶 板12上病人M的体轴移动，从而沿病人M的体轴改变病人M和X射线荧光 检查器件2之间的位置关系。
当病人M的给定部位(如胸部)位于图6所示的影像拍摄位置时，X 射线管21和影像拍摄系统22可绕病人M的该部位(即绕体轴)旋转，以 从不同的影像拍摄方向获得相减影像。因此，如同上述操作，病人在X射 线辐射中遭受的曝光量是已有技术中曝光量的一半，在一对掩蔽影像和活 影像之间没有滑移或偏移，从而在每个影像拍摄方向提供相减影像。
<第二实施例>
图7是包含在第二实施例的设备中的影像处理器的方框图。
在第二实施例中，把基础影像(活影像)存入第一存储器41，把频率特 性转换器电路32提供的掩蔽影像存入第二存储器42。由此结构，可从第一 和第二存储器41和42中同步地读出活影像和掩蔽影像，并可把它们同步 地加到计算部件34。因此，在第二实施例中不需要延迟电路33。
在从多个选定部位获得相减影像或沿多个影像拍摄方向从一给定部位 获得相减影像的情况下，把来自不同部位或不同方向的多个活影像存入第 一存储器41，并把来自不同部位或不同方向的多个掩蔽影像存入第二存储 器42。例如，当一系列影像拍摄操作后，可选出来自所需部位或方向的相 减影像显示在监视器4上。
第一和第二存储器41和42可以是易失性存储器或磁盘等永久性存储 介质。在后一种情况下，可在以后显示相减影像。
在图8所示变化的结构中，例如可把掩蔽影像和活影像显示在监视器4 上。如图8的虚线所示，可配置两个附加的监视器4。这样，掩蔽影像、活 影像和相减影像可在各个监视器4上作比较显示。
如图9所示，可把相减影像存入第三存储器43。然后，可在监视器4 上重复显示每个相减影像而不必再计算。第三存储器43可以是永久性存储 介质，从而可在以后显示相减影像而不必再计算。
第二实施例和其变化可适用于以下描述的第三和第四实施例中。
<第三实施例>
图10是包含在第三实施例的设备中的影像处理器的方框图。
第三实施例的特征是用于增强基础影像(活影像)的高频分量的第二 频率特性转换器电路51。
例如通过增加由空间-频率转换获得的每个基础影像的频率分量中的 高频分量，然后使这些频率分量经过频率-空间转换，可实现对基础影像的 高频分量进行增强的处理。构成的第二频率特性转换器电路51用以实行这 样的处理。
该结构使相减影像具有增强的血管影像。
第三实施例的特征也适用于以下描述的第四实施例。
<第四实施例>
图11是包含在第四实施例的设备中的影像处理器的方框图。
第四实施例的特征是用于从多个影像拍摄步骤获得的基础影像中获得 平均影像的积分处理器61。
如图12A所示，积分处理器61可以包括第二分级转换器电路71、加法 器72和存储器73。换一种方法，如图12B所示，积分处理器61也可包括 加法器72、存储器73和除法器74。
例如，假定从通过执行N次影像拍摄获得的基础影像中得到平均影像 的情况。在如图12A所示的结构中，第二分级转换器电路71连续接收基础 影像的密度(即基础影像中的像素密度)，并经分级转换使密度减少到1/N。 加法器72连续把转换后的密度加到存在存储器73中的影像上。然而，当 提供了第一基础影像时，在存储器73中什么也没存。
在图12B所示的结构中，加法器72连续接收基础影像，并把这些影像 加到存在存储器73中的影像中(当提供了第一基础影像时，存储器73中 什么也没存)。最后，除法器74把通过执行N次影像拍摄获得并存在存储 器73中的全部基础影像被N除。
通过如上所述确定执行了N次影像拍摄后获得的基础影像的平均影 像，可改善基础影像的信噪比。在本发明中，因为是从基础影像获得掩蔽 影像和活影像的，所以也可一起改善掩蔽影像和活影像的信噪比。
当从单个影像拍摄方向获得给定部位的相减影像时，只要从单个方向 辐射该部位来拍摄N次基础影像。使用通常的设备，为了改善掩蔽影像和 活影像的S/N比，可分别拍摄多次(N次)掩蔽影像和活影像，从中获得平 均影像。于是，因为是分别拍摄掩蔽影像和活影像的，所以病人在X射线 辐射中遭受的曝光量是N次的两倍。在此实施例中，病人在X射线辐射中 遭受的曝光量只有已有技术中遭受曝光量的一半。
当沿病人的体轴改变病人和X射线荧光检查器件之间的位置关系来从 多个选定的部位获得相减影像时，可从该部位前后的邻近部位拍摄的多个 基础影像而得到每个部位的平均影像。当通过使X射线管和影像拍摄系统 绕给定部位旋转而从多个影像拍摄方向获得相减影像时，同样可从该方向 前后的邻近方向拍摄的多个基础影像中得到该部位每个方向的平均影像。 在这些情况下，病人在X射线辐射遭受的曝光量也是已有技术(当以相同 的次序使用通常的设备获得平均影像时)中的一半。
本发明可以其它特殊形式来实施而不背离其精神或必要特征，并且相 应地，在指定本发明的范围时应参考附加的权利要求，而不是参考上述的 说明。