CN100473344C - X射线血管摄影装置 - Google Patents
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Abstract
本发明的X射线血管摄影装置包括：C形臂(60)；自由旋转地支持C形臂的支持机构(63、64)；驱动C形臂的旋转的旋转驱动部件(22)；安装在C形臂上的X射线管(12)；以与X射线管相对的方向安装在C形臂上的X射线检测器(14)；控制X射线检测器(14)和旋转驱动部件(22)使得对比度图像的角度采样间距比掩模图像的角度采样间距宽的旋转控制部件(23)。
Description
技术领域
本发明涉及根据造影前后的图像产生血管的3维图像的X射线血管摄影装置。
背景技术
头部的血管走行非常复杂。特别在动脉瘤的某些病历中，为了确定能够确认动脉瘤的网络的最优观察角度，另外为了掌握网络和圆顶(dome)的关系、动脉瘤和主血管/接近的细血管等的关系，而大多摄影3D-DSA(3维数字差分血管图形)。
在3D-DSA中，通过一边使X射线管等围绕患者旋转，一边循环进行摄影，在造影剂的注入前和后分别收集摄影方向不同的多个图像。一般，将没有对在造影剂注入前收集到的血管进行造影的2维投影图像称为掩模(mask)图像，将对在造影剂注入后收集到的血管进行了造影的2维投影数据称为对比度(contrast)图像。通过统一摄影方向而对注入前后的图像进行减法运算，而主要抽出造影了的血管部分。另外，是通过对抽出了血管部分的图像进行3维重构处理而生成血管的精细3维图像的方法。将该3维图像称为3D-DSA像。3D-DSA收集和作为其基础的技术的旋转DSA是对相同角度之间进行减法运算而进行观察或者重构的技术，因此必须以相同的角度采样间距收集掩模图像和对比度图像。
提出了以下的方法：使用X射线血管摄影装置，收集400～500帧等的多个投影图像，通过根据该多个投影图像重构3维图像，而提高软组织的识别性。但是，为了收集400帧以上的投影图像，在X射线检测器侧的收集率的限制下，必须缓慢地使臂旋转。
但是，如果缓慢地旋转，则使用造影剂量必然增加。因此，在对血管系统的疾病进行诊断时，在临床上减少投影图像数地进行摄影，软组织的识别性必然恶化。可以参考特开2004-171283号公报。
发明内容
本发明的目的在于：在根据造影前后的图像生成血管的3维图像的X射线血管摄影装置中，同时产生3维的血管图像和高精细的组织的3维图像。
本发明的X射线血管摄影装置具备：C形臂；自由旋转地支持C形臂的支持机构；驱动C形臂的旋转的旋转驱动部件；安装在C形臂上的X射线管；以与X射线管相对的方向被安装在C形臂上的X射线检测器；控制X射线检测器和旋转驱动部件使得对比度图像的角度采样间距比掩模图像的角度采样间距宽的旋转控制部件。
根据以下的具体说明和实施例可以了解本发明的其他优点和特征。但本发明并不只限于此，在实施阶段可以有各种变形。
附图说明
图1是本实施例的X射线血管摄影装置的结构图。
图2是图1的X射线摄影机构的外观图。
图3是表示本实施例的处理步骤的图。
图4是图3的摄影步骤S11的第一摄影模式的补足说明图。
图5是图3的摄影步骤S11的第二摄影模式的补足说明图。
图6是表示图3的3维非血管像的重构步骤S17的详细处理步骤的图。
图7是表示图1的射线束硬化修正部件所保持的修正值例子的图。
图8是表示图1的散射线修正部件所保持的修正值例子的图。
图9是本实施例的变形例子的X射线计算机断层摄影装置的结构图。
具体实施方式
以下，参考附图，根据理想的实施例说明本发明的X射线血管摄影装置。
如图1所示，X射线血管摄影装置具有X射线摄影机构10。X射线摄影机构10如图2所示，具有X射线管12和X射线检测器14。X射线检测器14包括图像放大器(image intensifier)15和TV照相机(TV camera)16。或者X射线检测器14由具有排列为矩阵状的半导体检测元件的平板显示器(FPD：平面型X射线检测器)构成。X射线管12与检测器14一起以相互相对的方向被安装在C形臂60上。卧台的顶板50上的被检体P被配置在X射线管12和X射线检测器14之间。C形臂60被支持在从天井基底63吊下的支柱64上。C形臂60能够相对于垂直的3轴A、B、C旋转。旋转驱动部件22被容纳在支柱64的内部。旋转驱动部件22具有用于使C形臂60按照箭头A、B分别进行旋转的2个动力源。
X射线血管摄影装置具备X射线摄影机构10、系统控制器20、照相机控制器21、旋转控制器23、第一图像存储器24、第二图像存储器25、感度修正部件26、对应图像选择部件19、减法部件27、体厚度统一部件28、散射线修正部件29、射线束硬化(beamhardening)修正部件30、进行高频强调滤波等的滤波部件31、进行图像放大移动等的仿射变换部件32、图像合成部件33、三维重构部件34、三维图像处理部件35、D/A变换部件36、显示部件37。第一图像存储器24被设计为存储与在造影之前摄影了的多个掩模图像有关的数据。第二图像存储器25被设计为存储与在造影之后摄影了的多个对比度图像有关的数据。对应图像选择部件26针对在造影后摄影了的摄影方向不同的多个对比度图像各个，选择在相同或者最接近的摄影方向上摄影了的造影前的掩模图像。减法部件27通过在相同或最接近的摄影角度之间对多个对比度图像、由对应图像选择部件26选择出的多个掩模图像进行差分(减法)运算，来产生摄影角度不同的多个差分图像。三维重构部件34根据多个差分图像对血管的三维图像进行重构。另外，三维重构部件34根据多个掩模图像，重构具有骨和软组织的非血管的三维图像。体厚度统一部件28根据由三维重构部件34重构了的骨和软组织等的非血管的三维图像，对各个掩模图像的每个像素，分别使其X射线轨迹上的骨区域的厚度和软组织的区域的厚度统一。
射线束硬化修正部件30根据推测出的软组织的厚度、或软组织的厚度和骨区域的厚度，对掩模图像进行射线束硬化修正。散射线修正部件29根据软组织的厚度、或软组织的厚度和骨区域的厚度，对原来的或受到射线束硬化修正后的掩模图像进行散射线修正。三维重构部件34根据受到了射线束硬化修正和散射线修正后的多个掩模图像，重构高精细的非血管三维图像。图像合成部件33对由三维重构部件34产生的血管的三维图像和非血管的三维图像进行合成。在合成了的三维图像中，区别地管理血管的图像信息和非血管的图像信息。合成后的三维图像被送到三维图像处理部件35，通过考虑到阴面消去的表面描绘处理等，产生用于显示的2D合成图像。单独地或者与合成图像的断面图像一起地，经由D/A变换机36将合成图像显示在显示部件37上。
接着，参考图3说明本实施例的动作。C形臂60能够通过驱动部件22的电动机高速地螺旋地进行旋转。通过该旋转，能够短时间地围绕被检体旋转180度或以上的角度。
在摄影步骤S11中，在注入造影剂之前，收集掩模图像数据。系统控制器20根据来自未图示的注射器的控制信号，判断造影剂注入前后。
如图4所示例的那样，C形臂60以一定速度从开始位置到结束位置进行旋转。在开始位置和结束位置之间例如有210度。在C形臂60旋转的期间，以一定的角度间隔循环进行摄影。由照相机控制器21以一定的周期从X射线检测器14循环读出掩模图像的数据。作为该掩模图像摄影期间的摄影条件，例如是帧速率为30f/sec，C形臂60的旋转速度为15度/sec，掩模图像的角度采样间距为0.5度，摄影张数为420帧。与各个摄影角度的数据相关联地将420张(帧)的掩模图像IM的数据存储在第一图像存储器24中。另外，在掩模图像的摄影结束后，C形臂60以最高速度返回(return)到基准位置。
另外，可以省略返回。即，用于收集对比度数据的C形臂60的旋转也可以是与用于收集掩模数据的C形臂60的旋转相反的方向。
在注入造影剂之后，经过了适当的待机时间后，开始对比度图像数据的收集步骤。C形臂60以一定速度从开始位置到结束位置旋转与掩模图像摄影期间一样的210度。在C形臂60旋转的期间，以一定的角度间隔循环进行摄影。由照相机控制器21以一定的周期从X射线检测器14循环读出对比度图像的数据。作为对比度图像摄影期间的摄影条件，例如是帧速率为30f/sec，C形臂60的旋转速度为30度/sec，对比度图像的角度采样间距为1度，摄影张数为210帧。与各个摄影角度的数据相关联地将210张(帧)对比度图像IC的数据存储在第一图像存储器24中。
这样，对比度图像数据的摄影条件与掩模图像数据的摄影条件相比，帧速率被设置为相等，C形臂60的旋转速度被设置为2倍。其结果是对比度图像的角度采样间距被放大为掩模图像的角度采样间距的2倍。另外，摄影范围(210度)是一样的，因此摄影预定张数的对比度图像所需要的时间(7秒)为摄影预定张数的掩模图像所需要的时间(14秒)的一半。另外，对比度图像的摄影张数是210帧，为掩模图像的摄影张数(420)的一半。
另外，图4所示的摄影模式可以被切换为图5所示的摄影模式。在图5所示的摄影模式中，对比度图像摄影步骤的摄影条件与对比度图像摄影步骤的摄影条件相比，C形臂60的旋转速度是相等的，对比度图像的帧速率降低为掩模图像的帧速率的1/2。其结果是与图4的摄影模式一样，对比度图像的角度采样间距为掩模图像的角度采样间距的2倍，对比度图像的摄影张数是210帧，为掩模图像的摄影张数(420)的一半。摄影预定张数的对比度图像所需要的时间(14秒)与摄影预定张数的掩模图像所需要的时间(14秒)相等。
在摄影结束后，在对应图像选择部件19中，相对于210张对比度图像(ICN)的各个，从420张中选择摄影角度相同的210张掩模图像(IMn)(S12)。在相同的摄影角度之间对210张对比度图像(ICN)、选择出的210张掩模图像(IMn)进行减法运算(S13)。根据在S13中产生的210张差分图像，在三维重构部件34中重构三维图像(S14)。该三维图像除去没有造影的骨、软组织等主要的非血管部位而作为造影部位主要表示血管形态，因此被称为血管三维图像，与后述的主要表示骨和软组织的形态的非血管三维图像相区别。
另外，作为重构方法的一个例子，在此如果表示由Feldkamp等提出的滤波背投影法的情况，则针对210张DSA图像，例如实施Shepp & Logan、Ramachandran那样的适当的卷积滤波。接着通过进行逆投影计算，而得到重构数据。在此，重构区域被定义为与X射线管12射向全部方向的X射线束内接的圆筒。在该圆筒内，例如在被投影到检测器14的一个检测元件的宽度上的重构区域中心部分的长度d上三维地离散，需要得到离散点的数据的重构图像。其中，在此表示了离散间隔的一个例子，但由于装置等的不同它也有不同的情况，因此也可以使用基本上根据装置定义的离散间隔。
重构了的图像被转送到三维图像显示部件，通过例如体数据描绘等方法三维地显示(S15)。
与该三维血管像的生成和显示处理S12～S15的处理并行地，或在该处理的前后，进行高精细的三维非血管像的生成和显示处理S16～S18。根据收集到的全部420张掩模图像(IMn)进行三维非血管像的生成。首先，在感度修正部件26中，对420张掩模图像(IMn)进行感度修正(S16)。通过从各个掩模图像(IMn)减去通过预先摄影均匀的人体模型(phantom)而取得并保持在感度修正部件26内的存储部件中的表示与检测器14有关的检测面内的感度空间分布的投影图像，来进行感度修正处理。另外，为了方便，将进行了感度修正后的420张掩模图像表示为P(θ，i，j)。θ表示摄影时的旋转角，(i，j)表示二维位置。根据该进行了感度修正后的420张掩模图像P(θ，i，j)，重构三维的非血管图像(S17)。在该高精细的三维的非血管图像的重构中，进行射线束硬化修正和散射线修正。
图6表示高精细的三维的非血管图像的重构处理S17的详细处理步骤。首先，根据进行了感度修正后的全部420张、或从它们中与旋转角度相关地以一定间隔离散地抽出的例如210张或100张左右的掩模图像P(θ，i，j)，在三维重构部件34中重构预备的三维的非血管图像(S17-1)。该预备的三维非血管图像并不是具有读图该图像自身等的观察目的的图像，而是用于进行后述的体厚度统一的图像，因此如上所述，也可以使用全部420张的一部分进行重构，还可以使用比后述的S17-5的重构处理还少的重构矩阵。
接着，在体厚度统一部件28中，对预备的三维非血管图像实施阈值处理，将骨部分与软组织部分、背景区域分离，然后对每个掩模图像，进而对各掩模图像的每个像素，计算X射线轨迹上的骨部分的厚度B(θ，i，j)、软组织的厚度T(θ，i，j)(S17-2)。
接着，厚度数据B(θ，i，j)、T(θ，i，j)、掩模图像P(θ，i，j)被发送到射线束硬化修正部件30。在射线束硬化修正部件30中，首先根据计算结果，参考二维的修正表，对每个掩模图像，进而对各掩模图像的每个像素，如下这样修正其像素值(S17-3)。
PC(θ，i，j)＝P(θ，i，j)+C(B，T) (1)
在此，PC(θ，i，j)是进行了射线束硬化修正后的掩模图像，C(B，T)是与骨部分的厚度和软组织的厚度对应的修正值。B(θ，i，j)、T(θ，i，j)分别是骨、软组织的厚度，对这些厚度的每个决定修正值。预先通过试验求出该修正表，并保存在射线束硬化修正部件30的存储部件中。图7对骨部分的厚度B(在图7中，示例了B0(骨厚度0)、B1(骨厚度1cm)、B2(骨厚度2cm)的3种类)的每个，示例了软组织的厚度T和修正值C的对应关系。将该曲线的离散值作为修正表保存。在修正表中，构成为将骨部分的厚度B和软组织的厚度T作为输入，将修正值C作为输出。实际上，根据与计算出的骨部分的厚度B和软组织的厚度T近似的多个修正值候选，通过补插而计算出修正值。
接着，将进行了射线束硬化修正后的掩模图像PC(θ，i，j)与计算出的厚度数据B(θ，i，j)、T(θ，i，j)一起发送到散射线修正部件29，进行散射线修正(S17-4)。在散射线的修正中，还是利用骨和软组织的厚度，参考二维的修正表，对每个掩模图像，进而对各掩模图像的每个像素，如下这样修正其像素值。
Pa(θ，i，j)＝PC(θ，i，j)×S(B，T) (2)
在此，Pa(θ，i，j)表示进行了射线束硬化修正以及散射线修正后的掩模图像，S(B，T)表示根据散射线的含有率γ决定的散射线修正系数(1-γ)，它是由骨部分的厚度B、软组织的厚度T决定的(在假设了周围部分的骨、软组织的厚度大致一定的情况下)。也通过试验求出该修正表，并保存在散射线修正部件29的存储部件中。图8对骨部分的厚度B(示例了B0(骨厚度0)、B1(骨厚度1cm)、B2(骨厚度2cm)的3种类)的每个，示例了软组织的厚度T和修正值S的对应关系。将该曲线的离散值作为修正表保存。在修正表中，构成为将骨部分的厚度B和软组织的厚度T作为输入，将散射线修正系数S作为输出。实际上，根据与计算出的骨部分的厚度B和软组织的厚度T近似的多个散射线修正系数候选，通过补插而计算出散射线修正系数S。另外，在此表示了使用了重构图像的射线束硬化修正法、散射线修正法的例子。但是，本发明并不只限于此，例如也可以使用只根据投影数据修正例如一方或两方的方法。在这样的方法中，由于一次也不需要进行非血管图像的重构，所以有能够缩短计算时间的优点。另一方面，在这样的方法中，一般是将与投影数据有关的吸收物质假设为软组织来进行修正的方法，但也有在头部等骨的相关性大的部分中不能适当进行修正的缺点。
根据实施了射线束硬化修正以及散射线修正后的420张掩模图像Pa(θ，i，j)，在三维重构部件34中重构高精细的三维非血管图像(S17-5)。重构了的高精细的三维非血管图像被转送到图像合成部件33。另外，转送图像在附带信息中明确表示出是进行图像合成的对象图像，在附带信息中有该信息的情况下，在图像合成部件33中，将在S17中重构了的三维非血管图像与在S14中重构了的三维血管图像进行合成(S19)。在三维图像处理部件35中用体数据描绘等方法将合成了的图像构成为二维图像，并显示在显示部件37上(S20)。另外，也同时将合成了的三维图像的断面图(轴向、纵向、横向图像等)显示在显示部件37上(S20)。在对非血管三维图像和血管三维图像进行合成显示时，使显示各个不同的体数据的颜色变化，容易理解地显示非血管系统和血管的位置关系，同时也通过按下切换开关来单独地显示各个。切换开关可以切换合成显示、血管显示、非血管显示的3个模式，该开关独立地存在三维图像处理像用和断面图用的开关。另外，合成显示时控制血管像和非血管像的加权的滑块(slider)也独立地存在三维图像处理像用和断面图用的开关。其作用是例如在中心对双方显示滑块，如果移动到左侧，则非血管部分的加权1～0地变化，非血管部分的显示逐渐变薄。相反如果移动到右侧，则血管部分的加权1～0地变化，血管部分的显示逐渐变薄。另外，可以分别地变更各个体数据的显示条件(颜色、光学参数、窗口等级/窗口宽度等)。进而，可以对各个体数据分别进行切取(cutting)等处理。
这样，在对比度图像收集期间，以粗的角度采样间距收集对比度图像，在掩模图像收集期间，以细的角度采样间距收集掩模图像，使用这2种图像，分别进行2种重构。一个是只使用掩模图像的非血管图像的重构，另一个是使用了掩模图像和对比度图像的基于DSA的血管图像的重构。由此，在能够进行血管构造的观察的同时，能够取得高精细的非血管图像，而提高软组织的识别性。另外，在现有的提高软组织的识别性的方法中，是同时描绘出血管信息和软组织、骨组织等的方法，由于因心脏的泵血功能而产生的造影剂的流量变化、造影剂的注入定时等的原因，而受到伪像的很大影响，但在本发明中，由于分别重构血管信息和非血管信息，所以非血管信息不受到因血管造成的伪像的影响，其结果是与现有方法相比，血管部分和非血管部分的画质都提高了。另外，在检测器的图像读出速率相当有限的现在，在现有方法中，为了细致地描绘出非血管信息，就需要长时间的摄影，但实际上如果持续这样长的时间流过造影剂，则患者有很大负担。其结果是在需要血管信息的情况下，需要在短时间进行收集，无法高精度地描绘出非血管信息。但是，在本发明中，在摄影时，在非血管信息摄影时花费长时间，在血管信息摄影时在短时间内快速收集图像，所以在能够进行血管构造观察的同时，能够同时高精细地取得非血管图像。最终通过对这些图像进行合成，而能够融合双方的信息。
另外，本实施例的变形包含适用于X射线计算机断层摄影装置。如图9所示，架台100具有X射线管101和X射线检测器103。X射线管101和X射线检测器103被安装在能够围绕旋转轴RA进行旋转地被支持的圆环状的框架102上。X射线检测器103与X射线管101相对。框架102通过架台驱动部件107的驱动，例如以0.4秒/圈的高速连续地旋转。从高电压产生装置109经由汇电环108向X射线管101施加管电压，提供灯丝电流。由此，从X射线管101产生X射线。X射线检测器103检测透过了被检体的X射线。
一般被称为DAS(data acquisition system)的数据收集电路104将从X射线检测器103在每个信道中输出的信号变换为电压信号并放大，进而变换为数字信号。该数据(原始数据)经由非接触数据传送装置105，被发送到容纳在架台100的外部的控制台内的前处理装置106，在此实施感度修正等修正处理，作为重构处理之前的阶段的所谓投影数据存储在存储装置112中。存储装置112与根据投影数据重构断层像的重构装置114、显示断层像的显示装置116连接，并且经由数据/控制总线与扫描控制器110连接。
扫描控制器110在注入造影剂之前的掩模投影数据收集期间、注入造影剂后的对比度投影数据收集期间，变更扫描条件的一部分。对比度投影数据收集期间的X射线管101和X射线检测器102的旋转速度被设置为与掩模投影数据收集期间的旋转速度一样。对比度投影数据收集期间的X射线检测器102的数据读出周期被放大为掩模投影数据收集期间的该周期的例如2倍。其结果是在对比度投影数据收集期间中收集投影数据的角度采样间距(也称为视野间距：viewpitch)被放大为掩模投影数据收集期间的该间距的2倍。换一种说法，在对比度投影数据收集期间中收集投影数据的采样点(也称为视野点：view point)的个数降低为掩模投影数据收集期间的该个数的1/2倍。另外，典型的是在对比度投影数据收集期间和掩模投影数据收集期间中产生连续X射线。但是，也可以是对比度投影数据收集期间产生脉冲X射线，掩模投影数据收集期间产生连续X射线。
本发明并不只限于此，说明书的记载并不限定本发明的保护范围。因此，在实施阶段，在不脱离本发明的宗旨的范围内，可以有各种变形，并且这些变形也包含在本发明中。
Claims (14)
1.一种X射线血管摄影装置，其特征在于包括：
C形臂；
自由旋转地支持上述C形臂的支持机构；
驱动上述C形臂的旋转的旋转驱动部件；
安装在上述C形臂的一端上的X射线管；
以与上述X射线管相对的方向安装在上述C形臂的另一端上的X射线检测器；
控制部件，控制上述X射线检测器使得上述X射线检测器的帧速率在摄影多个掩模图像的掩模图像摄影期间和摄影多个对比度图像的对比度图像摄影期间中相等，并且控制上述旋转驱动部件使得上述C形臂的旋转速度在上述对比度图像摄影期间中比上述掩模图像摄影期间快。
2.根据权利要求1所述的X射线血管摄影装置，其特征在于还包括：
重构部件，根据上述对比度图像和上述掩模图像的差分图像，重构第一三维图像，根据上述掩模图像，重构第二三维图像。
3.根据权利要求1所述的X射线血管摄影装置，其特征在于还包括：
图像产生部件，根据上述多个对比度图像重构第一三维图像，根据上述多个掩模图像的一部分重构第二三维图像，根据上述多个掩模图像的剩余部分重构第三三维图像，通过从上述第一三维图像减去上述第二三维图像来产生第四三维图像，通过将上述第二三维图像和上述第三三维图像相加来产生第五三维图像。
4.根据权利要求1所述的X射线血管摄影装置，其特征在于还包括：
图像产生部件，根据上述多个对比度图像重构第一三维图像，根据上述多个掩模图像的一部分重构第二三维图像，根据上述多个掩模图像重构第三三维图像，通过从上述第一三维图像减去上述第二三维图像来产生第四三维图像。
5.根据权利要求2所述的X射线血管摄影装置，其特征在于还包括：
图像产生部件，产生上述第一三维图像和上述第二三维图像的合成图像，产生因上述第一三维图像产生的断层面和因上述第二三维图像产生的断层面的合成图像。
6.根据权利要求5所述的X射线血管摄影装置，其特征在于还包括：
显示部件，依照操作者的指示，切换地显示上述第一三维图像和上述第二三维图像和上述合成图像。
7.根据权利要求5所述的X射线血管摄影装置，其特征在于：
上述图像产生部件具有使上述第一三维图像和上述第二三维图像的合成的比例变化的功能。
8.根据权利要求6所述的X射线血管摄影装置，其特征在于：
上述图像产生部件在上述合成图像中，以不同的颜色系统显示第一、第二三维图像。
9.根据权利要求2所述的X射线血管摄影装置，其特征在于：
上述重构部件包括：
修正装置，根据上述掩模图像，进行射线束硬化修正和散射线修正和环形伪像修正的至少一个；
根据进行了上述修正后的掩模图像，重构第三三维图像的装置。
10.根据权利要求2所述的X射线血管摄影装置，其特征在于：
上述重构部件包括修正装置，
上述修正装置包括：
使用上述掩模图像的一部分数据重构第四三维图像的装置；
根据上述第四三维图像，通过阈值处理，分别统一骨区域和软组织区域的厚度的装置；
根据上述统一了的骨区域的厚度和软组织区域的厚度，对上述掩模图像进行射线束硬化修正和散射线修正的至少一个的装置；
根据上述进行了修正的掩模图像，重构第三三维图像的装置。
11.根据权利要求10所述的X射线血管摄影装置，其特征在于：
上述第四三维图像是分辨率比上述第二三维图像低的图像。
12.根据权利要求10所述的X射线血管摄影装置，其特征在于：
上述使用掩模图像的一部分数据重构第四三维图像的装置是使用掩模图像的一部分帧、或掩模图像的缩小了的图像的任意一个、或双方进行重构的装置。
13.根据权利要求1所述的X射线血管摄影装置，其特征在于：
上述对比度图像的角度采样间距是上述掩模图像的角度采样间距的2倍或超过它。
14.一种X射线血管摄影装置，其特征在于包括：
C形臂；
自由旋转地支持上述C形臂的支持机构；
驱动上述C形臂的旋转的旋转驱动部件；
安装在上述C形臂的一端上的X射线管；
以与上述X射线管相对的方向安装在上述C形臂的另一端上的X射线检测器；
控制上述X射线检测器和上述旋转驱动部件使得多个对比度图像的角度采样间距比多个掩模图像的角度采样间距宽的控制部件。
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