JPH0261838B2 - - Google Patents

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ヨン
（temporal subtraction）に関連して使われる整
合フイルタに関する。

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、デイジタル形螢光透視法並びにその
装置が使われている。デイ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
テンシフア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イジタル化して、画像を構成
する画素の強度と対応する大きさを持つデイジタ
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（サブトラクシヨン）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
管の画像が残つ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つ
て導入される幾分かの雑音成分を常に持つてい
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
という前提に立つて、幾つかの相次ぐ画像を積分
することである。然し、長い期間にわたつて積分
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アクト（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ヨンによるＸ線画像、即ち
或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
によつて得られる差像に関し、雑音の影響を減少
する為の再帰式フイルタ（recursive filter）方
式が提案されている。時間的サブトラクシヨンに
おける再帰式フイルタ方式は、最近幾つかの論文
に発表されている。例えば、メジカル・フイジイ
ツクス誌、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
フイルタ方式」、SPIE誌、第314巻、デイジタ
ル・ラジオグラフイ（1981年）第319頁乃至第326
頁所載のR.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イルタ作用……
静脈血管造影撮影法の用途」、SPIE誌、第314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・フレーム平均化デイジタ
ル・サブトラクシヨン装置の研究」、及びSPIE
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
置を用いたデイジタル・サブトラクシヨン装置」
がある。これらの論文に記載されている装置並び
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つていることを前
提としている。一般的に云うと、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
変量によつ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、その後濃度の尖頭値に
達し、次いで血管が再び何等造影剤を含まない血
液によつて占められるまで、低下する。例として
云うと、或る造影剤は15秒又はそれ以上の期間に
わたつ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
画像サブトラクシヨン装置では、２つの再帰式フ
イルタ・チヤンネルが使われている。各々のチヤ
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
のフイルタの間の協働作用の最終的な結果とし
て、帯域フイ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
するデイジタル化したビデオ信号が、再帰式フイ
ルタ・チヤンネルに同時に入力される。各々のチ
ヤ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（すなわち、振幅を分数倍したも
の、例えば振幅を1/2にしたもの）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Ｋの値によつて決定される様
になつている。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1/4、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
くなる様になつている。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
信号と同一であつて、減衰しないまゝの到来した
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10log（２−
Ｋ）／Ｋデシベル（db）に等しいことを証明す
ることが出来る。

従つて、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7.53dbになる。

一方の再帰式フイルタ・チヤンネルでは、ビデ
オ信号が減衰器を介して供給される。この減衰器
がＫ×Ｌ（Ｌは生のビデオ信号の値）の値を加算
器に入力する。加算器の出力が完全フレーム記憶
装置に対する入力になる。完全フレーム記憶装置
の出力が、加算器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。他方の再帰式フイル
タ・チヤンネルは、異なる係数Ｋを使う以外は、
同じ様に作用する。各々の再帰式フイルタ・チヤ
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、正味の差像のデイジ
タル・フレーム・フオーマツトを発生する。これ
をアナログ・ビデオ信号に再び変換して、テレビ
ジヨン・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
再帰式フイルタを使うという考えにより、Ｘ線画
像サブトラクシヨンにおけるそれまで公知の雑音
減少方式に較べて、SNRが目立つて改善された。
然し、上に述べた装置では、雑音の減少は、或る
程度は有用な信号の減少という犠牲を払つて達成
されている。有用な信号とは、Ｘ線造影剤を表わ
す信号である。云い換えれば、２つのチヤンネル
を持つ再帰式フイルタ方式は、画像を表わす信号
を最大限の効率で利用していない。夫々のフイル
タ・チヤンネルで２種類の異なる値のＫを使うこ
とにより、有用な信号が相殺される。現実には、
これは２つのチヤ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つた任意の時
刻に得られたフレームでは、時定数が速い方のフ
イルタは、時間的にずつと前に得られたフレーム
の残りを実際的に全く持つていないが、時定数の
遅いフイルタは、ずつ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つている
ことがある。更に、時定数の遅いフイルタは造影
前マスク画像を表わすデータを理論的には持つて
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
つているだけである。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
が出来ることによつて、従来と異なるＸ線画像サ
ブトラクシヨ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
イ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、整合フイルタ動
作を使う。整合フイルタ動作は、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。テレビジヨ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） この発明の前述の目的並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イルタ方式並びにこの発明
の整合フイルタ方式を詳しく説明する所から明ら
かになろう。

この発明の整合フイ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イルタ方式
を或る程度詳しく説明することが必要である。

再帰式フイルタ方式を用いたＸ線画像サブトラ
クシヨン装置が第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で示してある。身体がＸ線管１１及びＸ線イ
メージ・インテンシフアイヤ１２の間に配置され
る。Ｘ線管がブロツク１３で表わした電源によつ
て付勢される。Ｘ線電源はブロツク１４で示した
普通の制御回路によつて制御される。手動で操作
されるハンド・スイツチ又はペダル・スイツチ１
５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・インテシフアイヤ１２に入力される。イン
テンシフアイヤは、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アイヤの螢光スクリ
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ヨン・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・デイジタル変換器（ADC）１９に結合す
る。ADC１９がカメラ１７のアナログ・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イジタル値に変換する。

一般的に、第１図に示す再帰式フイルタ方式で
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20mA
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レベルよ
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
一番普通のやり方は、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
合間に画素のデイジタルの強度の値に変換を行な
うことであつた。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1000mAと云う
大きな値であつた。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ヨン
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つた後も撮像を
続け、造影剤が血管を出て、沃素化してない血管
と入れ替つた後も暫くの間も続ける。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
きのテレビジヨン・フレームが得られる。1/30秒
の普通のテレビジヨン・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、関心が持たれる血管内の造影剤の
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
い垂直線によつて表わしてある。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
最大値の半分の点を矢印４６，４７で示してあ
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10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図に戻つて説明すると、ADC１９から対
数ルツクアツプ・テーブル１９に対してデイジタ
ル化した画像が出力される。このテーブルで、デ
イ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。対数ルツクアツプ・テーブル
２０の出力が２つの12ビツト母線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
再帰式フイルタ・チヤンネルに対する入力母線で
ある。一方の再帰式フイルタ・チヤンネルがデイ
ジタル加算器２３を含み、これが完全フレーム記
憶装置２４（Ｍ１とも記す）に入力する。生のビ
デオ画像が減衰器２５を介して加算器２３の一方
の入力に供給される。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)に係数Ｋ
を乗ず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の別の入力に帰還される。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）という量を乗ずる。画像フレ
ーム番号をｎで表わしてある。減衰器２５，２７
は運動していて、夫々Ｋ及び１−Ｋ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の振幅を分数（１−
Ｋ）倍したものが加算器２３の一方の入力に印加
され、現在の即ち生のビデオ信号の振幅を分数(K)
倍したものが加算器２３の他方の入力に印加され
る。従つて、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、加算器
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２５，２
７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
号の相対的な重要性がＫの値によつて決定され
る。この帰還過程により、雑音が相殺されるが、
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上に述べた様に加算する
と、その結果生じるのは、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
される任意の１つの信号と同一であつて、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の再帰式フイル
タ・チヤンネルは、減衰器３０，３１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。このチヤンネル
の再帰式フイルタは、Ｋの値がこのチヤンネルで
は異なつていて、違いを表わす為にK′として示
すことを別にすれば、上に述べたチヤンネルと作
用は同一である。第１図に示す再帰式フイルタは
前掲の論文に記載されるものとは若干異なる構成
であるが、これらの論文に図示され且つ記載され
る協働する複数の再帰式フイルタと略同じ様に作
用する。夫々の再帰式フイルタ・チヤンネルの入
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
信号や大きさが異なる。

再帰式フイ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
ータ出力がデイジタル減算器３４の別々の入力に
なつ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ツト導入装置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
ビジヨン・モニタのダイナミツクレンジ全体にわ
たる様にする。第１図で、デイジタル差像データ
は、利得及びオフセツト導入装置３５で処理され
た後、ブロツク３６で示すデイジタル・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
てテレビジヨン・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図は再帰式フイ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K′に対し、
応答がテレビジヨン・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、何れの再帰式フイルタ・チ
ヤンネルにも１個のテレビジヨン・フレームが入
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
合のテレビジヨン画像の明るさの残像を示してい
る。フレーム０で最初のテレビジヨン画像フレー
ムが入つた時、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。従つて、一連のテレビジヨン・フレーム
を再帰式フイ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、
係数がK′であつてK′が係数Ｋ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。

再帰式フイ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10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1/5、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0.1Hz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相当する。相次ぐ画
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つて表
わされる。これが、相次ぐ画像フレームの間で一
定であるものであれば、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イル
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ヨ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。任意の１つの造影時
画像からマスクを減算する。任意の減算によつ
て、或る画像と次の画像とで変化しなかつた物質
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つ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、例示に使つた特定の薬塊曲線が0.1乃至0.2Hz
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、再帰式フイルタ方式では得ら
れないが、以下再帰式フイルタ方式の理論並びに
問題を十分に解明した後で説明するように整合フ
イ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0.2Hz
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
れは一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
ジヨン・スクリーン上で一般的に点となつて現わ
れ、これは薬塊の周波数よりずつと高い周波数に
よつて生ずる。この様な高い周波数は、フイルタ
の応答周波数を薬塊の周波数より高くない様に制
限することによつて、除去することが出来る。

普通の時間的サブトラクシヨンでは、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
ルの再帰式フイルタ方式では、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２４，３
３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イ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。従つて
一連のフレームを加算したことによつて、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、そのまゝ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イルタ
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を使つた第１のチヤ
ンネル及び係数K′を使つた第２のチヤンネルか
らの応答値を示す。信号の値はその範囲の大部分
にわたつて異なるが、周波数ゼロでは相等しく約
30Hzの様なずつと高い周波数でも再び殆んど等し
くなることが判る。従つて、第１図の夫々の再帰
式フイルタ・チヤ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、一層
高い周波数によつ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
に帯域フイルタであり、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イルタ・チヤンネ
ルの協働によつ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
射を何処で行なつ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Ｋ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つて生じた差
信号は比較的小さい。一般的に、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、個別の再帰式フイルタ・チヤンネルからの信
号よりも、常にダイナミツクレンジが小さい。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、従つ
てペデスタル又は直流オフセツトを加えることが
望ましい。これが第１図の利得及びオフセツト導
入装置３５によつて行なわれる。更に、前に述べ
た様に、信号は、テレビジヨン表示装置３８のダ
イナミツクレンジ一杯を埋める様に、幾らかの利
得を与えなければならない。

次に第１図の２重チヤンネル再帰式フイルタ方
式にある固有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イルタで避け
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図に再掲する。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Ｋの値によつて時定数が短くなり、第９図では
K′の値によつて、時定数が比較的長くなつてい
る。第８図で、10秒の時、一方のチヤンネルにあ
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
分かの寄与を持つている。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イルタ・
チヤ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
の重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
して小さな意義も持つているフレームまで戻る期
間内に発生した造影剤の露出によつて、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′を使つた
時定数の一層長いチヤ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、一般的に、この再帰式フイルタ方式以
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ヨンを行つ
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
度を使つた再帰式フイルタ方式では、有用な差信
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。整合フイルタ方式の考えは、再帰式フイル
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ヨンと同様な信号
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10／0.1即ち100になり、こ
れは再帰式フイ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イルタ方式を説明する。
整合フイルタ方式は、雑音や、相次ぐＸ線画像で
一定のまゝ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、投影強度が薬塊の持続時間にわ
たつ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
造影時画像を取得する。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
が或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
寄与を持つている。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イルタ動作に
かける。このフイルタ動作は、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イ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
号がテレビジヨン・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
造影剤によつ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
減算することによつ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相殺して除いた
差像が得られる。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
することによつて得られた差像でも同じことが云
える。相次ぐ画像の変化しない構造並びに雑音
は、或る意味で直流成分に対応しており、加算す
る前に差像にフイルタ関数を適用しなかつた場
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、
変化しつゝあるもの、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。

整合フイルタ動作を行なう為にしなければなら
ないことは、投影された薬塊の強度のグラフを時
間ｔの関数ｈ（ｔ）として表わすことである。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
によつ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１４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
ｈ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。こゝで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、整合フイルタ動作にかける。第１０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（ｔ）で−７より前に、Ｘ線源をオン
に転ずる。ｔ＝−７で、マスク画像Ｍを求める。
テレビジヨン・カメラのターゲツトを読出すこと
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図に整合フイルタ装
置のブロツク図で示されているが、この図から、
マスク画像及び他の全ての画像がテレビジヨン・
カメラ６５によつ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
フアイヤ６７の発光体６６の方を向いている。差
し当つて、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１０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
スク画像の様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像(L)と呼ぶ。整合フイルタ動
作の為、造影前期間の間、第１０図のＬ１及びＬ
２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、更にその後も実施され
る。云い換えれば、ことごとくの生の画像Ｌ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。希望によつては、
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。デイジタ
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。希望によつては、パルス駆動のＸ線露出を使
つ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。
これによつ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Diとして表わさ
れ、その順序又は系列はL₁−Ｍ，L₂−Ｍ，L₃−
Ｍ……Ln−Ｍである。こゝで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、フイ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の関数値
hi（ｔ）を作用させた後の、全ての差像Diの和で
ある。これを式で表わせば フイルタ作用を受けた画像 ＝ΣihiDi (1) こゝでhiは各々のDi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。

フイルタ作用を受けた画像 ＝Σihi（Li−Ｍ） (2) 上の式は次の様に表わすことも出来る。

フイルタ作用を受けた画像 ＝ΣihiLi−（ΣihiM） (3) 後で挙げた２つの同等の式の意味する所は、フ
イルタ作用の工程を２つの加算に分解して整合フ
イルタを生の画像の和（式(3)の第１項）からマス
ク画像の和（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、雑音が不規則であつて、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項によつては
何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ゝでいる
様なものと云う性格を持つている。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
のまゝ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。整合フイルタ動作に
伴うことゝして、画像に対するこの様な一定の寄
与が減算してなくなり、然もこれが、整合フイル
タ装置の直流応答がゼロになる様に保証すること
によつて行なわれることである。

次に第１１図に典型例に示した整合フイルタ関
数hi（ｔ）を考える。これは、第１０図に示した
薬塊又は造影剤の強度のグラフと関係する。第１
１図は整合フイルタ関数ｈ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、薬塊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図のフイルタ関数のグラフ
で同じ時刻に対応する縦軸hi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ｈは
ことごとくの画像フレームに対して異なる値を持
つている。直流成分がゼロに等しい様なフイルタ
関数を作ることは、全てのフイルタ関数の値の和
がゼロになることゝ同等である。フイルタ関数を
薬塊と整合させて、然も、フイルタ関数の値の和
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図に見られる様な薬塊関数
は常にゼロより大きい。第１０図の薬塊関数は画
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ｈ（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イルタ関数で
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つている。第１１図の薬塊関
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。この問題を解決する為、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、薬塊がない時間にわたつて拡がつ
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の負の縦座標によつて表わ
される様なフイルタ関数を夫々乗ずる。直観的
に、これによつ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図のフイ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、薬塊
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。一旦不透
明な媒質が到達すると、薬塊と同じくフイルタの
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プ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、フイ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、フイ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、整合フイルタ過程を実施するハードウエア
は、デイスクに一続きの画像を貯蔵する手段を持
つており、画像にフイルタ関数を適用すること
は、一続きの画像全体を取得した後に行なうこと
が出来る。整合フイルタ作用のハードウエアを後
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
とによつて得られた差像であつても、或いはその
時の減算しない画像であつても、順次表示するこ
とが出来る。勿論、フイルタ関数hi（ｔ）とデイ
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、フイ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、コントラストの強度が最大
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、
これによつて基準点のフレーム番号をマイクロプ
ロセツサに入力することが出来る。このマスクロ
プロセツサが装置で使われて、貯蔵されたフイル
タ関数を貯蔵された画像データを整合させること
が出来る様にする。

こゝでＸ線画像の整合フイルタ動作の根本理念
の説明を一時的に中断して、整合フイルタ動作を
行なうハードウエアを説明する。基本的なハード
ウエアが第１２図に示されている。第１２図の左
下に示すイメージ・インテンシフアイヤ６７は第
１図のインテンシフアイヤ１２と同様であつて、
その発光体６６上の各々の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5mA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つ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つ
ては造影時期間より後の期間にわたつて取得され
たＸ線画像に対応する50個又は更に多くの一続き
のテレビジヨン画像フレームの間、オンにとゞま
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７０を介してアナログ・デイジタル変
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、それを一連のデイ
ジタル数に変換する。デイジタル数の値は、画像
を構成する画素の強度に対応する。典型的には、
デイジタル値は８ビツトの幅を持つている。こう
いう値がルツクアツプ・テーブル（LUT）１０
２によつ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イジタル対
数値が、母線７２を介して処理回路の入力に送ら
れる。便宜的に、この処理回路をデイジタル形ビ
デオ処理装置（DVP）と呼ぶが、これをブロツ
ク７３で表わしてある。DVP７３は万能装置で
あつて、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つていて、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イジタル回路を持つ
と共に、こうして得られた差像に利得及びオフセ
ツトを加える別の回路を持つている。DVPは積
分したものでも積分していなくても、減算しない
デイジタル画像を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
像Ｍを表わすデイジタル・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Di、
又は実際には、こういう画像に対するデイジタ
ル・データを発生する。こういうデイジタル・デ
ータがDVP７３から母線７４に出力され、デイ
ジタル・アナログ変換器（DAC）７５に入力さ
れ、そこでデイジタル画素信号が、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
てブロツク７７で示したビデオ・デイスク記録装
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・デイスク貯蔵装置７７及びADC１００は、
希望によつては、デイジタル貯蔵装置（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321307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
イルタ動作の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・デイスク貯蔵装置７７に逐次的に貯蔵され
ることである。

整合フイルタ動作の別の手順では、希望によ
り、傾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・デイスク貯蔵装置７７又は別のデイジタル貯
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図のハードウエアの全てのタイミング並
びにデータの制御が、ブロツク７８で示したマイ
クロプロセツサをベースとする計算機によつて行
なわれる。マイクロプロセツサの母線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。

マイクロプロセツサが図に示してない適当なイ
ンターフエイスを含む母線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があつて、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
をも持つている。

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
関係するフイ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。種々のフイルタ関数が考え
られる。端末装置８１のキーボード８２を使つ
て、利用者は任意の関数を選択して、マイクロプ
ロセツサ７８からRAM９０にフイルタ関数を装
入することが出来る。前に述べた様に、整合フイ
ルタ装置の経験を積むことにより、フイルタ関数
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、経験によつて、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
することによつて、一般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イルタ関数のい
ろいろな値がRAM９０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。RAM９０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イルタ関数
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イルタ関数の値は、整合フ
イルタの乗算過程を実施する為に、ビデオ・デイ
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。RAM
９０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・
デイスク貯蔵装置７７に結合された別の母線９３
を持つている。前に述べた様に、整合フイルタ過
程が開始される前、RAM９０に貯蔵されたフイ
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、
整合フイ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ヨン・モニタ９５のス
クリーン９４に表示する。差し当つて、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図の薬塊
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を使つて、この番号
をマイクロプロセツサ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
るフイルタ関数（ｔ）と合せる様に、マイクロプ
ロセツサがビデオ・デイスク貯蔵装置７７を駆動
する。この調整が行なわれた後、整合フイルタ過
程を開始することが出来る。整合フイルタ動作
は、マスク画像Ｍ及び生の画像Ｌに、特定の画像
に適用される関数ｈの値を順次乗ずる工程を含
む。この乗算過程はデイジタル形掛算器９６で行
なわれる。この掛算器は関数ｈ（ti）を受取る母
線９７を持つている。こゝでｉ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ビツトのデイジタル・ワードで
表わされ、従つて母線９７は８ビツト母線であつ
てよい。デイジタル形掛算器（MULT）９６に
対する他方の入力母線が、ビデオ・デイスク貯蔵
装置７７に貯蔵されたアナログ・ビデオ差像フレ
ームに対応するデイジタルの画素値を供給する。
ビデオ・デイスク貯蔵装置７７の出力線９９がア
ナログ・デイジタル変換器（ADC）１００に接
続され、こゝでアナログ・ビデオ・フレームデー
タがデイジタル形式の画素に再び変換される。
ADC１００からのデイジタル画素信号出力が８
ビツト母線１０１を介してMULT９６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イルタ関数の値が、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、MULT９６の出力を加算器１
０４の一方の入力に結合する。加算器１０４の出
力母線１０５が完全フレーム・デイジタル記憶装
置１０６の入力になる。フイルタ関数ｈを乗じた
後の最初の差像Di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16ビツトの帰還母線１０８であつて、これが記
憶装置１０６の出力を加算器１０４の別の入力１
０９に結合する。加算器１０４及び記憶装置１０
６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、先づフイ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図に示すフイルタ関数に
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つ
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、テレビジヨン・モニチ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１０
７が母線１１０に結合され、この母線が演算論理
装置（ALU）１３２に入力する。この演算論理
装置は、こゝ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。ALU１３２の出力母線１１１がオフセツト
及び利得導入回路１１２の入力となり、この回路
がそのグレースケールの中心領域がテレビジヨ
ン・モニタのダイナミツクレンジの中心領域に対
応する様に、画像信号にオフセツトを加える。テ
レビジヨン・モニタのダイナミツクレンジ全体が
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に出るデイジ
タル信号出力が、デイジタル・アナログ変換器
（DAC）１１４の入力となり、この変換器が画素
の強度を表わすデイ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
テレビジヨン・モニタ９５に入力され且つそれを
駆動する様にする。ビデオ信号は別のアナログ・
ビデオ・デイスク貯蔵装置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から出力されるデイジタル画素信号は16ビ
ツト・ワードであり、母線１１０は16ビツト母線
である。オフセツト及び利得導入回路１１２で
は、最下位の８ビツトをクリツプし、こうして８
ビツト・ワードをDAC１１４に入力する。８ビ
ツト・ワードは、ビデオ・モニタ９５のダイナミ
ツ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、テレビジヨン・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つて、画像を表示することは
出来ないと思われる。８ビツト・ワードによつて
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ゝ、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。デイジタル化し
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。最初のデイ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
つて若干正又は若干負の値を持つことがあり、他
の或るものは減算過程の残りを持つている。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
値は大体ゼロであつて、或る場合には、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によつて定められた関数の
値を加えることにより、乗数又は係数は或る値を
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
あつても、それに係数の関数ｈ（ｔ）を乗じた時、
或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
差をとつた為に、全ての一定の構造は減算されて
なくなつているから、乗じたのは主に雑音であ
る。従つて、相次ぐ係数の乗算によつて生じた全
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
画像から減算によつ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（ｔ）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（ｔ）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によつて表わされる
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。

フイルタ作用を受けた画像 ＝ΣhiLi−ΣhjMj (4) 式(4)は整合フイルタ手順を示しており、次にこ
れを主に第１３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
つのフイ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。夫々の加算によつ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つの整合フイ
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
選んだテレビジヨン・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１３
１を使う。第１２図のデイジタル形掛算器９６
で、造影前画像データがフイルタ関数hi（ｔ）の
作用を受ける。勿論、このデイジタル・データは
母線１０１を介してデイジタル形掛算器９６に入
力され、フイルタ関数は母線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イルタが造影時画線に適
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。これによつて、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、前の場合と同じく実施され
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、フイル
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ΣhjMjによつて表わされる。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
前の一続きの画像の内で一定であることごとくの
ものを表わす。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、利用者はテレビジヨン・スクリ
ーン９４の観測を続ける。この点では、テレビジ
ヨン・スクリーンには、どちらかと云えば一様な
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
像データの累積を終了する。一続きの造影時画像
に、再び掛算器９６を使つて、フイルタ関数の
夫々の係数を乗ずる。然し、この時、画像の和の
画素データが、加算器１３０を使つた後、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１３２にあるこのデータによつて表わされ
る画像は、勿論平均化された雑音、一続きの画像
の内で一定のまゝであることごとくのもの、並び
に薬塊の強度を表わす重畳された信号成分を含
む。テレビジヨ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、フイ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
フイ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１３１にある。次の工程は、
ALU１３２を使つて、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。これによつて、
大部分の雑音並びに直流成分又は該画像列内の画
像の間で一定のまゝ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１０７，１
３５を介してALU１３２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ALU１３２の出力からの回路
を通じてテレビジヨン・モニタ９５に供給されて
表示される。

前に整合フイルタ関数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。整合フイ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つて、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。マイクロプロセツサ
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
マイクロプロセツサがこのデータを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×印の点によつて示さ
れている。滑らかな曲線１４０は、マイクロプロ
セツサに供給された明るさの測定されたサンプル
によつて決定された、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イルタ動作
は必要でないことに注意されたい。次にマイクロ
プロセツサがｈ（ｔ）の正の値を係数発生器又は
RAM９０に装入すると共に、利用者によつて選
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。

マイクロプロセツ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）＝At^Be^-Ct (5) こゝでパラメータ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
イクロプロセツサによつて選ばれる。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（ｔ）の各々
の画像が、30Hzの標準テレビジヨン・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、或る場合、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（ｔ）を各々の積分された画像と、時刻
（ｔ）に於ける造影剤の投影強度の係数又は関数
ｈ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、薬塊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10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ヨン・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つ
てビデオ・カメラの−タゲツトを消し、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・カメラのターゲツ
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つて、ターゲツトを
消すことが出来る。

整合フイ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。整合フイ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図は再帰式フイルタ作用を従来の方式で使
つたＸ線画像サブトラクシヨン装置のブロツク
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
レビジヨン・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つて得られるフーリエ変
換を示すグラフ、第５図は再帰式フイルタの異な
る２つの係数に対する再帰式フイルタの出力信号
を周波数に対して示すグラフ、第６図は再帰式フ
イ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イルタにある
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K′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１０図はテレビジヨン・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実施例の整合フイルタ方式の時の、整合
フイルタ関数を時間に対して示すグラフ、第１２
図はＸ線画像を取得し、この発明に従つて整合フ
イルタ動作を行い、その結果得られたＸ線画像を
表示する装置のブロツク図、第１３図はこの発明
の別の実施例による整合フイ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、整合フイル
タ装置に使う為にフイルタ関数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、７
３：処理装置、７８：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：対数ルツクアツプ・テーブル、１０４，
１３０：加算器、１０６，１３１：不完全フレー
ム記憶装置、１３２：演算論理装置。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ Ｘ線造影剤が血管に到達する前の期間を造影
   前期間と呼び、造影剤が血管内に存在する期間を
   造影時期間と呼んで、当該血管内に流れるＸ線造
   影剤の量が時間の関数である様な身体の領域にあ
   る血管を映像する映像装置に於て、 前記造影前期間並びに少なくとも造影時期間に
   わたつて一続きのＸ線画像を取得する取得手段６
   ６，６７と、 前記取得手段に結合された入力手段を持ち、前
   記画線が取得されたときにそれぞれ前記画像の
   各々をそれを表わすデータに変換する変換手段６
   ５，７１，１０２と、 前記変換手段の出力手段に結合された入力手段
   を持ち、造影前期間の初めに取得したマスク画像
   フレームを表わすデータと、残りの造影前期間の
   間並びに造影時期間の間に夫々取得したその後の
   画像を表わすデータとの間の差をとる手段７３，
   ７５と、 前記差を取る手段の出力手段に結合された入力
   手段を持ち、前記差をとつた結果得られた差像デ
   ータを貯蔵する貯蔵手段７７と、 複数の入力手段及び該入力手段の１つを前記貯
   蔵手段に結合する手段を持ち、各々の前記差像デ
   ータに、該差像を形成する為の画像を取得した時
   刻に血管内に存在する造影剤の量を表わす係数を
   乗ずる掛算手段９６と、 前記掛算手段の別の入力手段に結合された出力
   手段を持ち、前記係数を記憶する記憶手段９０
   と、 前記記憶手段を制御して、前記差像のそれぞれ
   に対応する前記係数を前記掛算手段に供給させる
   制御手段７８，９２と、 入力手段、出力手段及び該入力手段を前記掛算
   手段の出力手段に結合する手段を持ち、前記の相
   次ぐ乗算によつて得られたデータを加算する加算
   手段１０４，１０６と、 前記加算手段の出力手段に結合され、前記の加
   算されたデータにより表わされる画像を表示する
   テレビジヨン手段９５，１１２，１１４，１３２
   と、を有する映像装置。 ２ Ｘ線造影剤が血管に到達する前の期間を造影
   前期間と呼び、造影剤が血管内に存在する期間を
   造影時期間を呼んで、当該血管内に流れるＸ線造
   影剤の量が時間の関数である様な身体の領域内に
   ある血管を映像する映像装置に於て、 前記造影前期間並びに少なくとも造影時期間に
   わたつて一続きのＸ線画像を取得する取得手段６
   ６，６７と、 前記取得手段に結合され、前記画像の各々をそ
   れを表わすデイジタル・データにそれぞれ変換す
   る変換手段６５，７１，１０２と、 前記変換手段に結合された入力手段を持ち、前
   記デイジタル・データを貯蔵する貯蔵手段７７
   と、 一連の夫々の時刻に血管内の一点に存在する造
   影剤の量を夫々表わす一連の係数を定める手段７
   ８，９２と、 前記係数を定める手段に結合された入力手段を
   持ち、前記一連の係数を受け取つて記憶する記憶
   手段９０と、 複数の入力及び出力手段を持ち、１つの入力が
   前記貯蔵手段の出力に結合され、かつ別の入力が
   前記記憶手段の出力に結合されていて、造影前期
   間中の画像を表わすデータに前記係数を夫々乗ず
   ると共に、造影時期間中の画像を表わすデータに
   前記係数を夫々乗ずる掛算手段９６と、 前記掛算手段の出力手段に結合された入力手段
   を持ち、前記の造影前期間の画像データに対する
   乗算の結果を加算して、その結果得られる一組の
   データを貯蔵する第１の加算貯蔵手段１０４，１
   ０６と、 前記掛算手段の出力手段に結合された入力手段
   を持ち、前記の造影前期間の画像データに対する
   乗算の結果を加算して、その結果得られる一組の
   データを貯蔵する第２の加算貯蔵手段１３０，１
   ３１と、 入力手段に前記第１の加算貯蔵手段からの一組
   のデータ及び前記第２の加算貯蔵手段からの一組
   のデータを受けて、両組のデータ間の差をとつ
   て、血管中の造影剤を表わす最終的な一組のデー
   タを求める演算手段１３２と、 前記演算手段の出力手段に結合されて、前記最
   終的な一組のデータによつて表わされる画像を表
   示するテレビジヨン手段９５と、 を有している影像装置。