CN1100515C - 数字式血管造影仪 - Google Patents

Abstract

一种数字式血管造影仪，其工作是在病人注入对比剂后转换电压，加聚焦电压时拾取显形图像，加散焦电压时拾取隐形图像，该两图像相减求得相减图像(血管图像)，上述工作过程可连续不断地进行。因此缩短了两图像拾取步骤间的时间间隔，该间隔期间无需注用对比剂，减少了病人在此间隔期移动的可能性，从而减少了两图像间的错位，抑制了在相减图像中出现人为干扰。

Description

数字式血管造影仪

技术领域

本发明涉及拾取隐形图像(mask images)和显影图像(liveimages)的数字式血管造影仪，该仪器通过将这些隐形图像和显形图像相减以获得相减图像(subtraction images)。

背景技术

以往，用这类数字式血管造影仪器进行血管造影是按下面顺序进行的。首先，在不注入病人对比剂(contrast material)的情况下拾取隐形图像并将该隐形图像存入存贮器。接着，在注入对比剂后，拾取显形图像存入存贮器。在后继的处理中，对存贮在存贮器中的隐形图像和显形图像进行减法处理以获取相减图像(血管图像)。

通过在X射线管/图像增强器和病人之间沿着或围绕病人体轴移动位置可拾取多个位置上的隐形和显形图像。然后将隐形和显形图像相减就可获取这些位置处的多个相减图像。这些隐形和显形图像的拾取是在两个分开的步骤中进行的，而其相减图像是在后继处理中获取的。

具体来说，先改变未注对比剂的病人与X射线管等之间的位置关系拾取多个预定位置处的隐形图像。这些隐形图像存入存贮器。接着在注入病人对比剂后沿拾取隐形图像的相同位置移动病人和X射线管等的位置拾取显形图像。这些显形图像也存入存贮器。之后，将所存贮的每个位置处的隐形和显形图像相减以获取每个位置处的相减图像。

具有上述方式的已有仪器有如下缺点。

按照已有仪器，先拾取和存贮隐形图像，然后给病人注入对比剂后拾取和存贮显形图像。而相减图像是在后继的处理中进行的，因此这种处理过程效率低。

由于在隐形和显形图像拾取之间需对病人注入对比剂，所以在这间隔期间病人容易移动，病人的移动会给病人与X射线管等之间的位置关系带来偏差。这导致在隐形和显形图像之间出现错位。因此在相减图像中会出现伪差。

尤其是，在改变病人和X射线管等之间的位置对多个位置处进行血管造影时，各位置上的隐形和显形图像是在两个分开的步骤中进行的，这样在拾取某个位置的隐形图像之后和拾取该位置的显形图像之前至少会出现一间隔时间，该时间间隔为改变病人和X射线管等之间位置关系所需时间同注入病人对比剂所需时间之和。从同一位置的隐形图像拾取到显形图像拾取这种间隔期间病人可能会移动。

另外，每个显形图像必须通过沿隐形图像拾取的相同位置改变病人和X射管等之间的位置关系来拾取，且必须在已拾取隐形图像的同一位置上拾取显形图像。这样会由于机构移动位置关系时的机械精度问题而在两个图像拾取位置间出现对不准的问题。这会导致相减图像易受人为因素的影响。

因此，这种已有仪器以细小间隔确定多个成像位置用以移动病人和X射线管等之间的位置关系对这些成像位置进行血管造影。在细小间隔确定的每个位置上拾取多个隐形和显形图像。在后继的过程中，搜索和恢复一个隐形图像和一个匹配或相互重合的显形图像。对这对图像进行减法以获取减少人为因素的相减图像。

然而，以细小间隔确定的每个位置上拾取多个隐形和显形图像情况下，拾取大量图像对医学检查是没有必要的，由于拾取这些不必要的图像，照射病人的X射线受到浪费，而且病人受到的X射线造成不应有的增加。

发明内容

本发明鉴于上述已有技术状态完成的，其目的在于提供一种具有优良处理能力的数字式血管造影仪器，该仪器可抑制因隐形和显形图像之间的错位而在相减图像中出现的人为因素。并且不包含医学检查无须的图像拾取，使病人免除过量的X射线照射。

为完成上述目的，本发明的第一个方面的数字式血管造影仪，它拾取预定部位的隐形图像和显形图像，在所述隐形和显形图像之间相减获取相减图像，所述仪器包含：

(a)包含X射线管和图像增强器、用X射线照射病人的X射线透视装置，它用于拾取所述病人的X射线透视图像；

(b)将所述X射线透视图像变换成数字数据的信号变换装置；

(c)存贮已变换成数字数据的所述X射线透视图像作为拾取图像的图像存贮装置；其特征在于，所述仪器还包含：

(d)可在加聚焦电压给所述图像增强器的聚焦调节电极的位置和加散焦电压给所述聚焦调节电极的位置之间进行转换的电压转换装置；

(e)在隐形图像和显形图像之间相减、求取相减图像的计算装置，所述隐形图像是所述散焦电压加给所述聚焦调节电极时拾取到的图像，和所述显形图像是所述聚焦电压加给所述聚焦调节电极时拾取到的图像；和

(f)控制所述X射线透视装置和其它装置的控制装置，它用于将所述散焦电压或所述聚焦电压加给所述聚焦调节电极，当所述散焦电压加给所述聚焦调节电极时拾取注有对比剂病人预定部位的所述隐形图像，当所述聚焦电压加给所述聚焦调节电极时拾取注有对比剂病人预定部位的所述显形图像，在所述图像存贮装置中至少存贮所述隐形图像或所述显形图像，此后，当所述散焦电压加给所述聚焦调节电极时将所述电压转换装置转换到加所述聚焦电压给所述聚焦调节电极的位置，当所述聚焦电压加给所述聚焦调节电极时将所述电压转换装置转换到加所述散焦电压给所述聚焦调节电极的位置，当从所述散焦电压转换到所述聚焦电压时拾取所述预定部位的所述显形图像，当从所述聚焦电压转换到所述散焦电压时拾取所述隐形图像，并将所述隐形图像或先拾取的所述显形图像和所述显形图像或后拾取的所述隐形图像加给所述计算装置求取所述预定部位的所述相减图像。

该仪器中，控制装置控制电压转换装置按预定规则在加去聚焦电压给聚焦调节电极的位置和加聚焦电压给所述电极的位置间进行转接。在各位置上，控制装置控制X射线透视装置和信号变换装置用去聚焦电压拾取注有对比剂病人某预定位置处的隐形图像，并用聚焦电压拾取显形图像。

隐形和显形图像无论哪一个都可先拾取，也即无论是去焦电压还是聚焦电压都可先加给聚焦调节电极。至少先拾取的图像可存入图像存贮装置。后拾取的图像也可存入该图像存贮装置。控制装置将先拾取并存入图像存贮装置中的图像(隐形或显形图像)和后拾取(或后拾取并存入图像存贮装置中的显形或隐形图像)的图像(显形或隐形图像)加给计算装置。对该对稳形和显形图像相减以获取该位置处的相减图像。

当去焦电压加给图像增强器(intensifier)的聚焦调节电极时，可拾取一散焦图像。通过对该位置设置适合的散焦程度，可消除该位置图像、如血管的高频分量。于是，通过拾取注有对比剂病人的图像，用适当的散焦程度可获取无高频分量的血管等的图像。另一方面，将聚焦电压加给聚焦调节电极，从注有对比剂病人拾取的聚焦图像中仍保留着高频分量。从注有对比剂病人拾取的散焦和聚焦图像，分别用作隐形和显形图像。这些图像经过减法获得一个(血管的)相减图像。

本发明根据上述原理将两电压转接到聚焦调节电极从注有对比剂病人拾取的隐形和显形图像获取相减图像。在隐形和显形图像拾取之间不需要给病人注对比剂的时间。通过对加给聚焦调节电极的电压进行转换就可简单地拾取隐形和显形图像。其结果缩短了两图像拾取步骤间的时间间隔。这减少了病人在间隔期间移动的可能性，隐形和显形图像间产生的错位或偏差减少，抑制了在所获取的相减图像中出现的人为干扰。

在一个很短的时间中拾取隐形和显形图像并立即对两图像相减以获取相减图像。于是，能够实时地获取相减图像，这种处理具有极好的效率。

离焦(散焦)程度随病人要成像的位置而变化。如，头部有相对细弱的血管。离焦程度设置得低就可分离(remove)该区域的血管图像。胸部、下腹部等有像动脉那样的相对粗壮的血管，若不将离焦度(程度)设置得高于某种程度是不可能分离这类血管的图像的。儿童和成人之间血管的厚度也有差别。离焦度在拾取成人图像时最好比拾取儿童图像时要高。

因此，最好是，电压转换装置可在加聚焦电压给聚焦调节电极的位置和加多种去焦(散焦)电压给该电极的位置间进行转换，当拾取隐形图像时，可操作控制装置按照如预定位置和要成像的病人等成像条件去选择一个(种)去焦电压加给聚焦调节电极。这样通过电压转换装置选择适当的去焦电压可获得不同病人(成人和儿童)的最好的隐形图像。

本发明的第二个方面，提供这样一种数字式血管造影仪，它通过移动X射线管/图像增强器和病人之间的位置关系拾取某病人的多个预定位置处的隐形和显形图像，并根据每个位置上的隐形和显形图像之间的相减而获取每个位置上的相减图像，该仪器包含：

(a)包含X射线管和图像增强器的X射线透视装置，它用于用X射线照射病人并拾取病人的X射线透视图像；

(b)将X射线透视图像变换为数字数据的信号变换装置；

(c)存贮变换为数字数据的X射线透视图像(图像拾取)的图像存贮装置；

(d)可在聚焦电压加给图像增强器的聚焦调节电极的位置和去焦(散焦)电压加给该电极的位置间进行转接的电压转换装置；

(e)根据去焦电压加给聚焦调节电极时拾取的每个隐形图像和聚焦电压加给该电极时拾取的每个显形图像之间的相减而获取相减图像的计算装置；

(f)移动病人和X射线管/图像增强器之间的位置关系的位置移动装置；

(g)控制X射线透视装置和其它装置的控制装置，该控制装置用以改变注有对比剂的病人和X射线管/图像增强器之间的位置关系，每当位置关系达到病人的某个预定位置处时，将去焦电压(或聚焦电压)加给聚焦调节电极，拾取隐形(或显形)图像，在图像存贮装置中至少存贮隐形(或显形)图像，此后，将电压转换装置转接到将聚焦电压(或去焦电压)加给聚焦调节电极的位置，拾取预定位置的显形(或隐形)图像，并将该隐形和显形图像加给计算装置以获取每个预定位置的相减图像。

该仪器是建立在与上述本发明第一方面相同的原理基础上的。这就是改变注有对比剂病人和X射线透视装置的X射线管/图像增强器之间的位置关系。每当位置关系到达病人的一预定位置时，则按预定顺序拾取一对图像(一隐形和一显形图像)。对该对图像相减获取该位置的相减图像。这就是说，一旦注有对比剂的病人和X射线管等之间的位置关系发生变化，并拾取各位置的隐形和显形图像。这些隐形和显形图像经减法处理获取该位置的相减图像。在病人和X射线管等之间位置关系方面所作的变动次数可减少到已有仪器所需变动次数的一半。在处理过程中无需给病人注入对比剂。这样抑制了在每个相减图像中出现人为干扰，并提供极高的效率。

在每个位置上拾取隐形和显形图像期间连续地改变病人和X射线管等之间的位置关系时，该对图像的拾取会稍有位置差。然而，在病人和X射线管之间的相对变动大大低于拾取每个图像的速度。所以拾取每个图像时出现的错位是很轻微的。此外，相减的图像之一是模糊图像。所以由位移产生的轻微错位会被这种模糊吸收掉。因此，拾取该对图像时产生的轻度错位对实际使用不会出现什么问题。

最好在拾取每个位置的该对图像时暂停病人和X射线管等之间的位置关系的变动。也就是说采取阶式变动病人和X射线管等之间的位置关系以消除拾取每个位置的图像对之间的错位。

该仪器仅选择为诊断用途所需位置进行成像，而不会拾取像在已有仪器中那些不需要的图像。此外，使病人免除X射线的超量照射。

如前面所述，离焦(散焦)度随病人要成像的位置而变化。因此，在本发明第二个方面的仪器中，最好是，电压转换装置可在加聚焦电压给聚焦调节电极的位置和加多种离焦(去焦)电压给该电极的位置间进行转换，当拾取各位置的隐形图像时，可操作控制装置按照像位置和要成像的病人等的成像条件选择一种离焦电压加给聚焦调节电极。这样能获得良好的隐形图像，以保证在相当宽的位置范围内，包括那些需要改变离焦度的位置，获得良好的相减图像。

附图中所示几个较佳实施例是用于说明本发明，然而应当知道，本发明并不限于这些具体结构和实施。

附图说明

图1为本发明第一实施例数字式血管造影仪的正视图；

图2表示第一实施例中X射线透视装置和躺在顶板上的病人之间位置关系的侧视图；

图3是表示第一实施例中的控制单元的控制顺序的时序图；

图4为修改过的电压转换器的视图；

图5为第一实施例中控制单元的不同控制顺序的时序图；

图6为第一实施例中控制单元的进一步控制顺序的时序图；

图7为修改后的图像处理器的方框图；

图8为另一修改后的图像处理器的方框图；

图9为进一步修改的图像处理器的方框图；

图10表示X射线从两个方向照射病人位置结构的侧简视图；

图11表示本发明第二实施例仪器概略结构的正视图；

图12表示第二实施例中控制单元的控制顺序的时序图；

图13表示第二实施例中控制单元的不同控制顺序的时序图；和

图14表示病人和X射线透视装置之间沿病人体轴相应移动变化的视图。

具体实施方式

下面参照附图说明本发明较佳实施例。

第一实施例

参看图1、2等描述第一实施例中的仪器。第一实施例对应于第一方面所限定的发明，其构成可获得预定位置的相减图像。

图1中，标号1为安装在地板上的基座。基座1有一水平可移动安装其上的顶板2，用以支撑躺在其上的病人M。顶板2用安装在基座1中的电动机3驱动其作水平运动。电动机3由包含在下面要描述的图像处理器30中的控制单元31控制。

标号10为配置在基座1旁的X射线透视装置。X射线透视装置10包括一X射线管11和一图像增强器12。X射线管11和图像增强器12安装在C形臂13的相对两端。且相互穿过躺在顶板2上的病人M相对放置。该C形臂13由电动机19驱动可围绕病人M的体轴在图2中箭头YJ方向中运动。于是，可用脉冲X射线从所选方向对病人M进行照射。该电动机19可由下面描述的控制单元31进行控制。

高压产生器14连接于X射线管11。当电源(X射线管电压和X射线管电流)从高压产生器14加给X射线管11时，X射线管11产生脉冲X射线。X射线管11辐射脉冲X射线的时间由下面要描述的控制单元31经高压产生器14进行控制。

X射线管11的脉冲X射线用准直仪15瞄准照射顶板2上的病人M。所发射的X射线经病人M进入图像增强器12。入射到图像增强器12上的X射线受到衰减，它用包含在聚焦调节电极16的电极透镜系统对其放大，且作为可视光图像输出。所输出的光图像通过光学系统17发送给视频摄像机18。该视频摄像机18将光图像变换成X射线透视图像的视频信号加给图像处理器30。

图像增强器12的聚焦调节电极16通过起电压转换装置作用的电压转换器40接收聚焦电压VF或去焦(离焦)电压VD。电压转换器40的转换操作由下面要描述的控制单元31进行控制。

加给图像处理器30的X射线透视图像的视频信号(模拟信号)在控制单元31的控制下由起信号变换装置作用的A/D(模拟-数字)变换器32变换成数字数据。该图像处理器30包含：起图像存贮装置作用的图像存贮器34，用以存贮拾取的图像；起计算装置作用的计算单元35，用以计算相减图像；和起控制装置作用的控制单元31。图像处理器30在控制单元31的控制下对A/D变换器32提供的以数字数据表示的X射线透视图像(拾取图像)进行处理并计算相减图像。相减图像由D/A(数字-模拟)变换器33变换成模拟信号以便在监视器50上显示。

控制单元31，根据来自未图示的控制面板的指令，控制电动机3去水平移动躺在顶板2上的病人M到要病人M成像的相对于X射线透视装置10的X射线管11和图像增强器12有关的部位。控制单元31也控制电动机19去调节照射病人M的X射线的方向。在这些调节完成后，控制单元31根据接收到的来自手动开关60的处理起动指令控制高压产生器14、电压开关40、A/D变换器32、图像存贮器34、计算单元35和D/A变换器33，去计算上述成像位置上的具有调节后X射线照射方向上的相减图像并使该相减图像显示在监视器50上。要注意的是病人M是在处理手动开关60的起动指令之前被注射对比剂。拾取注有对比剂病人的稳形和显形图像将在下面描述。

控制单元31的控制描述将参照图3所示时序图进行。

当手动开关60按下，“ON”信号作为触发信号加给控制单元31。控制单元31响应该“ON”信号去操作电压转换器40将去焦电压VD加给聚焦调节电极16。电压转换器40完成操作后，控制单元31使高压产生器14将电源加给X射线管11，所以X射线管11发射脉冲X射线。

利用这些脉冲X射线拾取的图像D是一种离焦(去焦、或散焦)模糊图像。用适当的离焦程度可获取如注有对比剂病人的血管的位置图像，这种图像可不包含高频分量。以这种方式拾取的图像可消除高频分量，它可用作隐形图像D。这种隐形图像D存贮在图像存贮器34中，一旦该隐形图像D存入图像存贮器34，则图像存贮器34置于写禁止状态。

接着，操作电压转换器40将聚焦电压VF加给聚焦调节电极16。一旦电压转换器40完成操作，控制单元31使高压产生器14将电源加给X射线管11，于是X射线管11发射脉冲X射线。

利用这些脉冲X射线拾取的图像F处于聚焦状态，它可以是注有对比剂病人的血管图像，该图像保留着高频分量。以这种方式拾取的图像其中具有高频分量，可用作显形图像F。控制单元31将这显形图像F加给计算单元35。控制单元31同步读出来自图像存贮器34的隐形图像D，并将该隐形图像D加给计算单元35。计算单元35在隐形图像D和显形图像F之间进行减法。产生对应于显形图像F的相减图像S，该图像S中只去除了低频分量，而包含骨头或软组织的边缘和血管。控制单元31将该相减图像S显示在监视器50上，从而结束图像处理。

如上所述，通过操作电压转换器40去转换电压VD和VF加给聚焦调节电极16。在各自状态下拾取注有对比剂病人的图像(隐形图像D和显形图像F)，获取相减图像S。不像已有仪器那样在隐形和显形图像拾取之间需要给病人注入对比剂的时间。本发明可连续拾取隐形和显形图像。因此缩短了两图像拾取步骤之间的间隔时间，从而减少了该间隔期中病人M移动的可能性。也减少了隐形和显形图像间的错位或偏差，从而抑制了所获取相减图像中出现的人为干扰。隐形图像D和显形图像F的拾取是连续的。一旦拾取显形图像F就计算出相减图像S。所以相减图像S的获取是实时的，从而处理有极高的效率。进而，所获取的相减图像包含骨骼或软组织的边缘和血管，从而可用作外科手术的优良的定位图像。

拾取隐形图像D的离焦度，即加给聚焦调节电极的离焦电压VD的值要适合于消除血管等图像。离焦度随要成像的病人的部位(位置)而变。如，头部的血管相当细弱，消除该区域的血管成像要求离焦度低。胸部、腹部等有动脉等相当粗厚的血管，若不将离焦度设置得高于某个程度是不可能消除那些血管的。儿童和成人之间的血管粗厚程度也不一样，所以成人拾取图像时的离焦度最好比儿童拾取时的高。

具体来说，当使用IA-12LM系列(由Shimadz公司制造)的12英寸图像增强器作为图像增强器12时，是通过在所有部位(位置)上设置聚焦电压VF为AC 600V，和对头部成像设置离焦电压VD约为AC500V及对胸部和腹部成像设置离焦电压VD为AC350-400V来获取各部位上的优质隐形、显形和相减图像D、F和S的。当病人M为儿童时，通过稍增加上面的离焦电压VD使离焦度稍低些来获得优质隐形等图像。

当离焦电压VD设置得比要成像的各部位最佳电压更高时，则隐形图像中仍有血管图像。结果在相减图像中会失去血管图像。因此，对各部位需要将最佳离焦电压VD加给聚焦调节电极16。在图1所示结构中，使用一种离焦电压VD以致仅对特定部位获取相减图像S。于是，根据要成像的部位和其它成像条件，可改变经图1所示的电压转换器40所加的离焦电压VD，或如图4所示可根据被成像位置和其他成像条件选择使用多种离焦电压VD1-VDn。这样通过电压转换器40简单选择最佳离焦电压就可适应各部位和成像条件的要求。如本发明第四方面的所述电压转换装置可在加所述聚焦电压给所述聚焦调节电极的位置和加多种离焦电压给该电极的位置间进行转换，它涉及离焦电压VD通过图1中的电压转换器40和图4中所示电压转换器40的结构的可变特征。

如上所述，隐形和显形两图像D和F的拾取是在病人M注入对比剂后进行的，因此，任一图像都可先拾取。结果，如图5时序图所示，电压转换器40可控制先加聚焦电压VF给聚焦调节电极16拾取显形图像F。该显形图像存贮在图像存贮器34中。接着，可控制电压转换器40加离焦电压VD拾取隐形图像D。对显形图像F(从图像存贮器34读出)和隐形图像D执行减法获取相减图像S。

如图6时序图所示，也可先拾取一个隐形图像D并存入图像存贮器34中。然后可连续地拾取同一部位的多个显形图像。对该隐形图像D和各显形图像F1、F2、……Fn(“n”为不小于2的自然数)相减，获取同一部位的多个相减图像S1、S2、……Sn。例如，在给病人M注入对比剂后立即拾取隐形图像D，再拾取显形图像F1、F2……Fn，来显示对比剂在血管中传播(spread)的状态。于是，显形图像F1、F2、……Fn使得能够观察到对比剂在血管中传播时随时间出现的变化。

当对隐形和显形图像D、F进行减法获取相减图像S时，隐形图像D可乘以系数“K”，如S＝F-K·D(0≤K≤1)。结果，在相减图像S中骨骼和软组织的边缘更明亮(显著)，着重描绘出相减图像S上的血管图像的位置信息。这样，相减图像S将更有效地用作定位图像。

在上述第一实施例中，所获取的相减图像S显示在监视器50上。如图7所示，所获取的相减图像S在显示在监视器50上的同时也可存入图像存贮器34中的某个存贮单元SA(不同于存贮先拾取的图像的存贮单元FA)中。这样的结构允许相减图像S进行后继数据处理，或在监视器50上再显示。可选择的是，该相减图像S可存贮在图像处理器中或与图像存贮器34分开的外部存贮器中。图6中所示获取的相减图像S1、S2、……Sn也可存贮在存贮器中。

在第一实施例和图6所示修改实施例中，后拾取的图像(图6所示的显形图像F1-Fn)加给计算单元35计算相减图像S。如图8所示，后拾取的图像与其加给计算单元35计算相减图像S的同时，可存贮在图像存贮器34(或其它存贮器)中的存贮单元BA(不同于存贮先拾取图像的存贮单元FA)中。该结构允许存贮在存贮器34中的各图像进行后继数据处理(如，将隐形图像D经滤波处理消除高频分量后再计算相减图像S，或需要时计算相减图像S)。各图像(隐形和显形图像)，可在监视器50上显示。如图8中虚线所示，该结构当然可包含图7中修改例的特征，将由计算单元35测定的相减图像S存入图像存贮器34中的存贮单元SA(不同于存贮单元FA和FB)中。

如图9所示，后拾取的图像可存贮到图像存贮器34中的存贮单元BA(不同于存贮先拾取图像的存贮单元FA)中，而不加给计算单元35。在后继的处理中，各图像(隐形和显形图像D、F)可加给计算单元35，经减法计算出相减图像S，并将其显示在监视器50上，如上所述，拾取注有对比剂病人的隐形和显形图像D、F，这样，可连续地拾取这些图像。即使相减图像在后续处理中获取，该结构比已有仪器提供更强的处理能力，在这种修改中，后续处理中确定的相减图像S可存贮在图像存贮器34中的存贮单元SA(不同于存贮单元FA和BA)中，以免除再次计算整个相减图像S的麻烦。

在第一实施例和其修改中，是用具有一组X射线管11和图像增强器12的X射线透视装置10在一个方向中发射X射线照射某个部位来拾取图像的。如图10所示，可在病人M周围安排两组X射线管11和图像增强器12，用从两个方向中发射的X射线照射某个部位。然后，根据各方向中拾取的图像相减获取相减图像。也就是说，X射线管11a发射X射线，而图像增强器12a拾取隐形和显形图像。将这两个隐形和显形图像相减得出在一个方向中的相减图像。X射线管11b发射X射线而图像增强器12b拾取隐形和显形图像。相减这两个隐形和显形图像就可得出另一方向中的相减图像。于是，可获取大量的预定部位的诊断信息。毋庸置言，三组或更多组X射线管11和图像增强器12可设置在病人M周围以获取各个方向中的相减图像。

第二实施例

第二实施例中的仪器将参照图11、12等进行描述。第二实施例对应于第二方面所限定的本发明。其构成可随病人和X射线透视装置的X射线管/图像增强器之间的位置关系的变化而获取多个部位(位置)的相减图像。

第二实施例的仪器结构(构成)与第一实施例中的基本相同(见图1和2)，不同之处在于控制单元31的控制方面。取图11所示构成来描述这方面情况，例如，病人和X射线透视装置10的X射线管11及图像增强器12之间的位置关系的变动沿病人M的身体轴线(简称为体轴)进行的情况，这种情况下，图1和图2中水平移动顶板2的电动机3对应于本发明第二方面中的位置移动装置。

控制单元31，根据来自未图示的控制板的指令，控制电动机3水平移动躺在顶板2上的且已注有对比剂的病人M，给病人M要成像的起始部位相对于X射线透视装置的X射线管11及图像增强器12的相对位置定位。控制单元31也控制电动机19调整照射病人M的X射线方向。在这种情况下，控制单元31根据接收到的来自手动开关60的处理起动指令，控制高压产生器14、电压转换器40、A/D变换器32、图像存贮器34、计算单元35、D/A变换器33和电动机3如下，例如，随着变动病人M和X射线透视装置10的X射线管11及图像增强器12之间的沿病人M体轴的位置关系的同时，通过控制板，计算多个预定成像部位的相减图像，并使这些相减图像显示在监视器50上。

控制单元31的控制将参照图12所示时序图进行。

当按下手动开关60，“ON”信号作为触发信号加给控制单元31。控制单元31响应该“ON”信号去驱动电动机3以固定速率(如200mm/sec.)水平移动顶板2，开始沿病人M的体轴变动注有对比剂的病人M和X射线透视装置10的X射线管11及图像增强器12之间的位置关系。当上述位置关系到达要成像的第一部位时，控制单元31控制电压转换器40将离焦电压VD加给聚焦调节电极16。一当电压转换器40完成操作，控制单元31控制高压产生器14给X射线管11加电源，因此X射线管11发射脉冲X射线。结果，拾取一离焦的模糊图像并存入图像存贮器34。该离焦图像为第一部位的隐形图像D1。一旦存入该隐形图像D1，图像存贮器34置为写禁止状态。

接着，操作电压转换器40将聚焦电压VF加给聚焦调节电极16。一旦该转换操作完成，控制单元31控制高压产生器14将电源加给X射线管11，由此，X射线管11发射脉冲X射线以拾取聚焦图像，该聚焦图像为第一部位的显形图像F1。控制单元31将该显形图像F1加给计算单元35。控制单元31从图像存贮器34同步读出隐形图像D1并将其加给计算单元35。计算单元35在隐形和显形图像D1、F1之间执行减法。这种减法给出第一部位的相减图像S1。所获得的相减图像S1显示在监视器50上。在读出隐形图像D1后，图像存贮器34恢复写允许状态。

当病人M要成像的第二个部位到达与X射线透视装置的X射线管11和图像增强器12相对的位置处时，如上所述，控制单元31操作电压转换器40将离焦电压VD加给聚焦调节电极16。结果拾取第二部位的隐形图像D2并存入图像存贮器34(此时处于写允许状态)。接着，操作电压转换器40将聚焦电压VF加给聚焦调节电极16，由此拾取第二部位的显形图像F2。控制单元31控制计算单元35在显形图像F2和从图像存贮器34读出的第二部位的隐形图像D2之间相减。该减法给出第二部位的相减图像S2。所获取的相减图像S2显示在监视器50上。在存入隐形图像D2后，图像存贮器34置于写禁止状态。读出隐形图像D2后，图像存贮器34恢复写允许状态。于是，只有每个部位先拾取的隐形图像存在图像存贮器34中。不同部位设置的间隔为几十至几百毫米。顶板2以固定速率作水平移动。因此可确定从第(i)部位(“i”为自然数)至第(i+1)部位所需时间。

此后，以上述相同顺序获得第三部位的相减图像S3、第四部位的相减图像S4、和第n部位的相减图像Sn(“n”为不小于2的自然数)。这些相减图像连续地显示在监视器50上。当停止按压手动开关60(加“OFF”信号给控制单元31)时，结束处理过程。

在上述控制顺序中，隐形图像Di是各部位中先拾取的。然而，显形图像Fi也可先拾取。

各部位的相减图像Si可按Si＝Fi-K·Di(0≤K≤1)计算。这样可在各部位的相减图像S1-Sn中加亮骨骼和软组织的边缘，以便着重描绘相减图像S1-Sn上血管图像的位置信息。

如上所述，变动注有对比剂病人和X射线透视装置10的X射线管11及图像增强器12之间的位置关系。每当位置关系到达要成像的一预定位置时，按预定顺序拾取一对图像(隐形和显形图像Di、Fi)。根据该对图像之间的相减获取各部位的相减图像Si。这样，在注有对比剂病人M和X射线管11等之间仅变动一次位置关系，在病人M和X射线管11等之间位置关系变动的数量可减少到已有仪器所需变动数量的一半。在处理过程中无需对病人注射对比剂，因此，缩短了插入拾取隐形图像Di和显形图像Si两步骤间的时间，便于获取各部分的相减图像。这样减少了病人M在间隔期间的运动。在所获取的各部位的相减图像中几乎没有人为干扰。处理也具有极高的效率。

如图12中时序图可见，即使在各部位拾取图像(脉冲X射线照射)期间也水平移动顶板2。X射线的脉宽很小为毫秒量级，而顶板2的水平移动很慢为200mm/sec.。这样，对实际应用，顶板水平移动引起的各像模糊可忽略不计。

顶板2在各部位的拾取隐形和显形图像Di、Fi步骤之间有水平移动。于是，两图像的拾取稍有错位。结果在由这两图像Di和Fi导出的相减图像Si中会出现人为干扰。然而，顶板2的水平移动如上所述是以低速进行的，而各图像的拾取是以高速进行的。于是，各图像拾取时出现的错位很轻微。作为举例，视频摄像机18以每秒30帧的速率拾取图像，拾取一帧图像为1/30秒。另一方向，顶板2的水平移动速度为200mm/sec.，图像Di和Fi的拾取位置间的移动为7mm。此外，相减的两图像之一是模糊图像(Di)。这种因移位产生的图像的轻微错位会被这模糊吸收。因此，拾取图像Di和Fi时出现的移位对于实用而言不存在问题。这些部位不像在已有仪器中需要以精细的间隔测定以确保记录各个部位。仅仅选择为诊断成像所需部位，而不拾取不必要的图像。从而防止病人M受到过量X射线的照射。

按照图13时序图所示，在拾取各部位的图像对Di和Fi期间，控制单元31可暂停顶板2的水平移动。这样会完全排除每个部位拾取图像(照射脉冲X射线)期间因水平移动板2而带来的如给图像模糊的缺陷和每个部位上拾取隐形和显形图像Di和Fi时产生的位移。这样能确保改进每个部位上获取的相减图像Si的质量。

在图13中所示时序图中，当按下手动开关60且病人和X射线管11等之间的位置关系到达第一部位时，控制单元31停止顶板2的水平运动，并在这种状态下操作电压转换器40去转接所加的电压，发射脉冲X射线拾取第一部位的隐形图像D1。该隐形图像D1存贮在图像存贮器34中。接着，拾取同一部位的显形图像求得相减图像S1。当发射脉冲X射线拾取显形图像结束后，控制单元31恢复顶板2的水平运动。当到达第二部位时，控制单元31停止顶板2。当顶板2停止水平运动时，通过操作电压转换器40拾取第二部位的隐形图像D2并存入图像存贮器34。接着拾取第二部位的显形图像F2，直到获取相减图像S2。接着再移动顶板2，一个接一个对部位成像直到不再按压手动开关60为止，从而获取多个部位的相减图像S1-Sn。在图13的控制顺序中，也可先拾取每个部位的显形图像Fi。

在图12和13的控制顺序中，一当中止按压手动开关60就结束处理过程。然而，当已获取所有预定部位的相减图像时，也可自动结束处理过程。例如，假定用间隔100mm从胸部至腹部确定各部位。按压手动开关60仅用作触发起动处理过程。当按压手动开关60时，则顶板2水平移动将第一部位置于与X射线管11等相对的位置中。当第一部位到达与X射线管11等相对的位置时，则拾取第一隐形和显形图像D1、F1，获取第一相减图像S1。然后如图11所示，顶板2以固定速率(200mm/sec.)从第一部位向左水平移动。每当后继部位到达与X射线管11等(每隔0.5秒)相对的位置时，就拾取那部位的隐形和显形图像Di、Fi直到获取相减图像Si。当获取到最后部位的相减图像Sm(“m”为选定的部位数)后，处理过程自动结束。用这种控制，可自动地获取预定部位的相减图像S1-Sm，且在整个处理过程中无需不断地按压手动开关60。

可将通过电压转换器40所加的离聚电压设置成可变(为变量)。或如图4所示，可选择地使用多种离焦电压VD1-VDn。这样可对付相当宽区域的部位，包括那些具有不同最佳离焦电压的部位(如，从头部至腹部的区域)。在病人M的水平移动情况下，对不同部位可选择不同的最佳离焦电压。这一特性使仪器具有很高的实用性。

在上述结构中，各部位的先拾取的图像(隐形图像D1-Dn)都存入图像存贮器34。例如，各部位先拾取的图像通过改写可连续不断地存入图像存贮器34。就是说，为了获取每个部位的相减图像，各部位先拾取的图像存入图像存贮器34，保留该先拾取图像直到拾取后面的图像为止。一旦各部位获取了相减图像，那么该部位先拾取的图像无需再保留在图像存贮器34中。因此，图像存贮器34可用缓冲存贮器，用来仅暂时存贮各部位先拾取的图像。各连续部位先拾取的图像可通过改写存入图像存贮器34中。这样，可减少图像存贮器34的存贮容量只要足够存贮一幅拾取图像即可。

按照第一实施例的图7所示修改例，各部位所获取的相减图像S1-Sn可连续地存贮在图像存贮器34中的预定存贮单元(SA)中。按照图8所示修改例，各部位的隐形和显形图像D1-Dn、F1-Fn，按拾取的顺序存贮在图像存贮器34的预定存贮单元(FA和BA)中。进而，各部位拾取的隐形和显形图像D1-Dn、F1-Fn，和各部位获取的相减图像S1-Sn等都可存入图像存贮器34等中。

按照图9所示修改例，为变动一次病人M和X射线管11等之间的位置关系，就将各部位的隐形和显形图像D1-Dn、F1-Fn存入图像存贮器34的预定存贮单元(FA和BA)中。在后续的处理中，所存贮的隐形和显形图像D1-Dn、F1-Fn相减获取各部位的相减图像S1-Sn。按照这种构成，病人M和X射线管11等之间的位置关系也仅变动一次，且在处理过程中无需对病人M注入对比剂，所以比已有仪器具有更好的处理效率。当计算相减图像S1-Sn时，可简单地从图像存贮器34的各存贮单元FA和BA连续地读出。不像在已有仪器中那样，需要搜索隐形和显形图像以便对于某个部位相互匹配。因而这种后续处理可节省时间。

在后续处理中，减法可在一汇集多个隐形图像的图像(该汇集图像为各隐形图像的和除以求和图像的数目)和各显形图像之间进行。该汇集图像由邻接该隐形图像的各隐形图像导出，与要减的显形图像形成对。例如假定隐形图像D1-D10和显形图像F1-F10是从10个部位上拾取的，且假定相减图像S4是第四个部位上获得的。在这种情况下，相减是在由隐形图像D2-D6导出的汇集图像(integrated image)和第四个显形图像F4之间进行的。为了获得第五个部位的第五个相减图像S5，相减是在由隐形图像D3-D7导出的汇集图像和第五个显形图像F5之间执行的。用这种方法获得的相减图像有极高的信噪比。

第二实施例也可作如图10所示的变化，以便从两个或更多个方向发射X射线来获取每个部位的相减图像。

在前面所述的结构中，病人M(顶板2)相对于固定的X射线透视装置10可水平移动。然而如图14所示，也可将病人M(顶板2)固定，而使X射线透视装置10相对于病人M移动。

在前述的结构中，病人M和X射线管11等之间的位置关系可沿病人M体轴(身体轴线)变化。第二实施例可修改成使这种位置关系围绕病人M体轴变化。在这种情况下，图2所示电动机19以固定速率转动在箭头YJ的方向中移动X射线管11和图像增强管12，从而获取预定部位的相减图像S1-Sn。电动机19相当于位置移动装置。病人M和X射线管11等之间的位置关系除了这里所述方向中变动外还可在任何其它方向中变动，从而获取多个部位的相减图像S1-Sn。

在不脱离本发明精神实质范围内，可以任何具体形式实施本发明，因此，所附权利要求书应当作为表明本发明范围的限定，而不是前面所作的说明。

Claims (20)

1.一种数字式血管造影仪，它拾取预定部位的隐形图像和显形图像，在所述隐形和显形图像之间相减获取相减图像，所述仪器包含：

(a)包含X射线管和图像增强器、用X射线照射病人的X射线透视装置，它用于拾取所述病人的X射线透视图像；

(b)将所述X射线透视图像变换成数字数据的信号变换装置；

(c)存贮已变换成数字数据的所述X射线透视图像作为拾取图像的图像存贮装置；其特征在于，所述仪器还包含：

(d)可在加聚焦电压给所述图像增强器的聚焦调节电极的位置和加散焦电压给所述聚焦调节电极的位置之间进行转换的电压转换装置；

(e)在隐形图像和显形图像之间相减、求取相减图像的计算装置，所述隐形图像是所述散焦电压加给所述聚焦调节电极时拾取到的图像，和所述显形图像是所述聚焦电压加给所述聚焦调节电极时拾取到的图像；和

(f)控制所述X射线透视装置和其它装置的控制装置，它用于将所述散焦电压或所述聚焦电压加给所述聚焦调节电极，当所述散焦电压加给所述聚焦调节电极时拾取注有对比剂病人预定部位的所述隐形图像，当所述聚焦电压加给所述聚焦调节电极时拾取注有对比剂病人预定部位的所述显形图像，在所述图像存贮装置中至少存贮所述隐形图像或所述显形图像，此后，当所述散焦电压加给所述聚焦调节电极时将所述电压转换装置转换到加所述聚焦电压给所述聚焦调节电极的位置，当所述聚焦电压加给所述聚焦调节电极时将所述电压转换装置转换到加所述散焦电压给所述聚焦调节电极的位置，当从所述散焦电压转换到所述聚焦电压时拾取所述预定部位的所述显形图像，当从所述聚焦电压转换到所述散焦电压时拾取所述隐形图像，并将所述隐形图像或先拾取的所述显形图像和所述显形图像或后拾取的所述隐形图像加给所述计算装置求取所述预定部位的所述相减图像。

2.如权利要求1所述的数字式血管造影仪，其特征在于，还包含变动所述病人和所述X射线管/图像增强器之间位置关系的位置变动装置，其中，所述控制装置还用于变动所述注有对比剂病人和所述X射线管/图像增强器之间的位置关系。

3.如权利要求1所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述控制装置可控制所述X射线透视装置和每个其它装置，先拾起所述预定部位的所述隐形图像，在所述图像存贮装置中至少存贮所述隐形图像，此后拾取所述预定部位的多个显形图像，且控制所述计算装置在所述隐形图像和各个所述显形图像之间相减，由此求得所述预定部位的多个相减图像。

4.如权利要求1所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述电压转换装置可在加所述聚焦电压给所述聚焦调节电极的位置和加多种散焦电压给该电极的位置之间进行转换，所述控制装置当拾取所述隐形图像时根据要成像的所述部位和病人的成像条件控制选择所述散焦电压的某一个加给所述聚焦调节电极。

5.如权利要求1所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述计算装置可通过从所述显形图像中减去乘以满足0≤K≤1的系数“K”的所述隐形图像来求取所述相减图像。

6.如权利要求1所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述控制装置可控制在所述图像存贮装置中存贮所述相减图像。

7.如权利要求3所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述控制装置可控制在所述图像存贮装置中存贮所述相减图像。

8.如权利要求1所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述控制装置可控制在所述图像存贮装置中存贮所述后拾取的图像以及所述先拾取的图像。

9.如权利要求3所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述控制装置可控制在所述图像存贮装置中存贮后拾取的所述显形图像以及先拾取的所述隐形图像。

10.如权利要求1所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述X射线透视装置可包含多组所述X射线管和所述图像增强器，所述控制装置可控制所述X射线透视装置和每个其它装置从多个方向求取所述预定部位的各相减图像。

11.如权利要求2所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述位置变动装置至少可沿所述病人的体轴变动所述位置关系。

12.如权利要求2所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述位置变动装置至少可围绕所述病人体轴变动所述位置关系。

13.如权利要求2所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述位置变动装置在拾取各预定部位的所述隐形图像和所述显形图像时可暂停变动所述位置关系。

14.如权利要求2所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述电压转换装置可在加所述聚焦电压给所述聚焦调节电极的位置和加多种散焦电压给该电极的位置间进行转换，所述控制装置在拾取各预定部位的所述隐形图像时，根据像所述预定部位和所述要成像的病人等成像条件控制选择某种所述散焦电压加给所述聚焦调节电极。

15.如权利要求2所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述计算装置可通过从所述显形图像中减去所述隐形图像乘以系数K求取所述相减图像，所述系数K满足0≤K≤1的条件。

16.如权利要求2所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述控制装置可控制在所述图像存贮装置中存贮各预定部位的所述相减图像。

17.如权利要求2所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述控制装置可控制在所述图像存贮装置中存贮各预定部位后拾取的所述图像以及先拾取的所述图像。

18.如权利要求2所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述控制装置可控制用改写的方法在所述图像存贮装置中存贮所述图像。

19.如权利要求2所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述X射线透视装置可包含多组所述X射线管和所述图像增强器，所述控制装置可控制所述X射线透视装置和每个其它装置从多个方向求出每个预定部位的相减图像。

20.如权利要求17所述的数字式血管造影仪，其特征在于，所述各预定部位的所述相减图像可从各预定部位的所述显形图像中减去该预定部位和与其邻接的多个部位的多个隐形图像的汇集图像求得。

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