JPS58216038A - デジタルサブトラクシヨンアンギオグラフ装置 - 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】 本発明はデジタル　サブトラフシト／　アンギオグシフ
装置に関する。

人間の血管の異常の有無を診断するため、血管に造影剤
を注入し、これが血管に拡散する前後に撮影した２つの
Ｘ線透視画像をサブトラクシロン（減算）してその差分
をとり２つのＸ線透視画像間の差分として血管のみをコ
ンピュータによる演算で抽出し血管造影像を得るデジタ
ル　サブトラクシロン　アンギオグラフィけよく知られ
ている。

このデジタル　サブトラクシロン　アンギオグ２フィの
手法を用イタデジタル　サブトラクション　アンギオグ
ラフ装置は、注入した造影剤が血管中に拡散する前後に
とった２つのＸ線透視画像の情報をコンピュータによっ
て減、痒し合い、その部分として、拡散し７た拡散造影
剤の量１種類等に対応した強度で表示される造影像から
血管の形状を知るもので、血管を詳細Ｋ　１１１ｉｉ像
化し、まｆＣ令影剤も比較的少量で済むという特徴があ
ることもまたよく知られている。

第１図は従来のデジタル　サプトラクションアンギオグ
ラフ装置を示すブロック図である。

第１図の点線内に示す部分がデジタル　サブトラクシロ
ン　　アンギオグラフ（Ｄｉｇｉｔａｌ　８ｕｂｔｒａ
ｃｔｉｏｎＡｎｇｉｏｇｒａｐｈ、以下ＤＳＡと略称す
る）装置を示す部分であり、操作信号発生器１１．イン
タフェース１２．対数増幅器１３．Ａ／Ｄコンバータ１
４゜マイクロプロセッサ１５．Ｘ線制御信号発生器１６
、フレームメモリ（１）１７．フレームメモリ（２）１
８゜およびビデオディスプレイモニタ１９を含んで構成
され、このほかにとのＤ８Ａ装置と組合せて使用するＸ
線透視画像撮影関係の機器、すなわち、Ｘ線制御器１１
１．高圧発生器１１２．Ｘ線管１１３゜イメージインテ
ンシファイア１１４およびテレビカメラ１１５等を備え
、ベッド２００上の患者３００の診断血管部位のＸ線透
視画像を撮影する。

いま、第１図に示すＤＳＡ装置如所望の動作を行わせる
ために操作信号発生器１１を介して所望の操作信号１１
０１を出力させるものとする。この操作信号発生器１１
Ｉｆｉ血管造影像をＸ線透視によって得る場合必要とす
るＸ線照射パラメータや、患者３００の臨床的条件から
判断される各種臨床的パラメータ等を入力するための操
作スイッチ、ボテンシｑメータ等と組合せた回転つまみ
等の操作機器を備λた操作パネルを有いオペレ、−タコ
ンソール（図示せず）Ｋ装備され、これらの操作機器に
よって入力される所望のパラメータを、内蔵する増幅器
、Ａ／Ｄコンバータ等により所定のデジタル遺に変換し
た後出力レジスタを介して操作制御信号１１０１として
マイクロプロセッサ１５に′送出する。マイクロプロセ
ッサ１５は、この操作制御イ８号１１０１人力すると、
内蔵する制御曲用プログラムの制御のもとＫこの操作制
御信号１１０１を解読し、これが指定するＸ線透視パラ
メータを設定せしめるＸ線透視パラメータ制御信号１５
０１を出力しＸ線制御信号発生器１６に送出する。

Ｘ線制御信号発生器１６は、このＸ線透視パラメータ制
御信号１５０１を受けると、その指定するパラメータに
対応したＸ線制御信号１６０１を発生しこれをＸ線制御
器１１１に送出する。Ｘ線制御信号１６０１はＸ線の照
射野２強度、照射時間、連続もしくは断続照射等の設定
を制御するための信号であり、Ｘ線制御器１１１はこの
Ｘ線制御信号１６０１の内容に対応するＸ線設定信号１
１１１を出力し、Ｘ線発生用の高電圧を発生する高圧発
生器１１２の動作のオン・オフ、電圧レベル等を制御し
てその出力信号１１２１をＸ線′＃１１３に供給すると
ともに、またＸ線’ｔ　１１３から出力するＸ線の絞り
、すなわち照射野の設定等をＸ線管１１３の照射野設定
機構（図示せず）に行わしめ、患者３００の所定の部位
を所望の透視パラメータで照射し、これをＸ線表示器と
してのイメージインテンシファイア１１４で表示しテレ
ビカメラ１１５を介してＸ線透視両縁信号１１５１とし
てインタフェース１２に送出する。

デジタル　サブトラクション　アンギオグラフは１通常
このようにして撮影するＸ線透視画鐵を、血管に造血剤
が拡散する前後に撮影し、この画像の差分をザプストラ
クション演算によって求めて所望の血管造影像を得るも
のである。

さて、インタフェース１２に入力したＸ線透視画像信号
１１５１は、このインタフェース１２のインタフェース
回路を介して伝送路損失の等化、ノベルバランス、イン
ピーダンスなどのインタフェ−スを行なって、これをＤ
ＳＡ人カイｄ号１２０１として対数増幅器１３に送出す
る。

対数増幅器１３は、入力するＤ８Ａ入力信号１２０１の
レベル変化範囲がＸ線透視画像の特徴゛として非常に広
いので、増幅すべきダイナミックレンジをＤ８Ａ処理に
適する所定の範囲に設定し増幅するための対数増幅特性
を持たせてあり、これによって所定の対数増幅を受けた
ＤＳＡ入力信号１２０１け対数増幅器出力信号１３０１
としてん巾コンバータ１４に送出される。

Ａ／Ｄコンバータ１４は、この対数増幅器出力信号１３
０１を受けると仁れをデジタル信号に変換したのちＡ／
Ｄコンバータ出力信号１４ｏ１としてマイクロプロセッ
サ１５に送出する。

マイクロプロセッサ１５１ｄ、入出力レジスタ。

コーグ、およびデコーダ等を含むデジタルコンビ二一タ
であり、内蔵する制御用プログラムの制御のもと忙この
ＤＳＡ装置の動作を制御するシステ１　　ム制御を行う
。

ＤＳＡ処理においては１通常、患者３００１７Ｃ血管造
影剤を注入し、これが診断すべき血管に拡散される前後
における２枚のＸ線透視画像信号１１５１を前記のイン
タフェース１２．対数増幅６１３およびＡ／Ｄコンバー
タ１４等を介して連続してマイクロプロセッサ１５に入
力し、このうち造影剤が血管に拡散する前に撮影した画
像情報を内蔵プログラムの制御のもとにコーダ、出方レ
ジスタ等を介して出力し、これをパスライン１５ｏ２を
介してフレームメモリｔｌ１１７に送出し、原画像、い
わゆるマスク画１象情報として記憶させる。また、診断
すべき部位の血管に造影剤が拡散した状態で撮影した画
像情報は、マイクロプロセッサ１５の内蔵プログラムの
制御のもとにフレームメモリ（１）１７に記憶させてい
るマスク画像情報とサブトラクシ冒ンしたうえ、これを
パスライン１５０３を介してフレームメモリ（２）１８
に記憶させておく。

フレームメモリ（２）１８の自答はサブトラクシ目ンさ
れた像であるが、さらに見易くするため通常はさらに制
御部ｌによりこれに画像の久方対変化量の直線性を改善
するいわゆるｒ補正や、明暗の程、度を強調するための
いわゆるエンハンス処理等を施し、これを画像表示信号
１５０４としてビデオディスプレイモニタ１９に送出す
る。

ビデオディスプレイモニタ１９は、入カレジスタ、デコ
ーダおよびビデオディスプレイ信号発生回路等により、
入力した画像表示信号１５０４をＣＲＴを用いた表示面
にデジタル　サプストラクシロンアンギオグラフとして
表示するり しかしながら、従来のこの種のＤ８Ａ処理においては、
人体の心臓鼓動や腸内ガスの移動、もしくけ啄作動作等
の体動による影響を受け、血管に注入した造影剤が血管
中に拡散する前後の時間でとった２枚のＸ線透視画像間
に含まれる血管の位置にはずれを生じ、従ってこの２つ
の画像間の差分をとっても血管を詳細かつ鮮明に表示す
る画像は得られないという欠点がある。

従来、この問題を解決する手段として、ＤＳＡによる血
管診断を受ける患者に予め注意を与え体を極力不動の状
態に保持させているが、心臓の鼓動や胃のぜん動運動等
は停止させることは不可能であり、また膣中のガスにつ
いても布やスポンジ等で腹部を圧迫したり、あるいは撮
影目標部位から予めガスを移動させる処＃を講じたりし
ているが、それでもこのような体動による影、響を完全
に除去することは本質的に不可能である。

ＤＳＡの手法を用いて得られる臨床的価値は、血管中に
注入する造影剤を出来る限り最小限度にしたうえでどれ
程細い血管まで識別できるかという点にあるが、体動に
よる影響を受けた２枚のＸ線透視画像の差分け、正しい
差分が完全に行われず画像が劣化し、甚だしいときには
血管の識別がつかなくなりＤＳＡの効果も得られなくな
ってしまう。

体動に基づくこのようガ従来のＤＳＡの欠点に対して、
従来からいろいろな対策が講じられており、通常法に述
べる３つの方法が一般的に行われている。

第１の方法は、リマスキング（Ｒｅｍａｓｋ　ｉｎｇ）
と称して造影剤拡散前後において撮影する１２枚のＸ線
透視画像の組を数多くと９．この中から所望の２枚の画
像を選択する方法である。この方法によれば所望の２枚
の画像が得られる可能性はあるものの多数のＸ線透視画
像を連続してとる必要があり、患者如対しては当然Ｘ線
照射量を多く与え石こととなるうえ、必らずしも充分な
効果は得がたく。

特に呼吸一時停止不能の小児や重症患者、および腹部ガ
スの多い救急患者等には良好なり８Ａの効果が得られな
いという欠点がある。

第２の方法は、血管の脈動を避けるために１造影剤拡散
前後にとる２枚の画像のうち１時間的に前に撮影される
いわゆるマスク（Ｍａｓｋ）と称する画像を、連続的に
１脈動周期以上の時間多数連続して撮影し、これらの平
均画像を利用すること罠よって２枚の画像間の血管のず
れの影響を改善しようとするものである。これは、ずれ
を平均化することによって、その分だけ改善ができるも
のの、本質的に空間分解能の劣化を招き、従って画質も
劣化し血管の識別性もあるレベル以上にはできないとい
う欠点がある。

第３の方法は、デエアル　エネルギー　サブトラクシｖ
＊　ｙ　（Ｄｕａｌ　Ｅｎｅｒｇｙ　５ｕｂｔｒａｃｔ
ｉｏｎ）と称する方法で、これは通常のサブトラクシロ
ン、すなわち時間的サブトラクシロンに対してエネルギ
ー的ザブトラクシ百ンを行うものであり、時間サブトラ
クションに比して画像ずれが起りにくいという特徴があ
るが、内容的にはコンビニータトモグラフィのスキャナ
と原理を共通にし１診断すべき血管部位の機械的走査に
よる撮影を前提とするものであるため本質的に時間分解
能と空間分解能とが劣シ、臨床的応用には適さないとい
う欠点がある。

本発明の目的は上述した欠点を除去し、デジタル　サブ
トラクション　アンギオグラフ装置において、予め臨床
データによって設定できる体動ずれ方向成分ごとの疑似
体動信号を造影剤拡散後に撮影したＸ線透視画像に連続
的に加えなから体動によるずれを補正しつつ、これと造
影剤拡散前のＸ線透視画像とのサブトラクシ冒ン処理を
特定の高速度の繰返しで実行し表示するとともに、この
表示内容を観察しながら体動による血管造影像のずれが
なくなるまで前記疑似体動信号を必要な体動領域にわた
って印加するという手段を備えることにより、体動によ
ろずｈを除去し、従って血管の識別能を大幅に改善した
高ｎｔ度の鮮明な血庁造影像を得ることができて臨床的
価値を著しく向上させ、また廊者に加える負担も大幅に
減少させることができる操作容易なデジタル　サブトラ
クシロン　アンギオグラフ装置を提供することにある。

本発明の装置は、人体の血ａに注入された造影剤が血管
に拡散する前後に撮影した２つのＸ線透視画像間の差分
をとり血管のみを造影撮像するデジタル　サブトラクシ
召ン　アンギオグラフ装置において、人体の体動によっ
て発生する前記２つのＸ線透視画像間の血管のずれに対
応する疑似体動信号を発生する疑似体動信号発生部と、
この疑似体動信号発生部の発生する疑似体動信号を入力
し前記２つのＸ線透視画像間の体動によるずれを補正し
つつこの２つのＸ線透視画像間の差分紫予め特定する高
速の繰返し回数で演算しその結果全差分演算処理信号と
して出力する高速演算処理部と、この高速演算処理部の
出力する差分演算処理信号をストアしたうえこｈを血管
造影忙よる画像表示信号として出力する画像メモリ部と
、この画像メモリ部の出力する画１象表示信号を表示す
るモニタ表示部と、このモニタ表示部に表糸される前記
画像表示信号に基づき前記疑似体動信号発生部から出力
する前記疑似体動信号によって補正される体動領域の範
囲を指定する体動領域指定信号を発生する体動領域指定
信号発生部と、予め内蔵するプログラムの制御のもとに
前記高速演算処理部に前記２つのＸ線透視画像の情報な
らびに疑似体動信号および前記体動領域指定信号を入力
し体動による血管の空間的ずれを除去した前記差分演算
処理信号を前記画像メモリ部を介して前記モニタ表示部
に出力表示せしめる制御部とを備えて構成される。

次に本発明の一実施例の図面を参照して本発明の詳細な
説明する。

第２図は本発明の一実施例を示すブロック図である・第
２図に示す一点鎖線の中が不発Ｆ！ＡＫ関連する部分で
あシ、この部分を除いた点線で示す部分、およびそれ以
外の部分はいずれも第１図に示す従来のＤＳＡ装置の図
面と対憶する同一の記号で示してあり、これらに関する
詳細な説明は省略する。なお、第１図におけるマイクロ
プロセッサ１５の機能けすべて第２図の制御部２１に含
めである。

第２図に示す一点鎖線内の本発明に関連する部分は、制
御部２１．疑似体動信号発生部２２．高速演算処理部２
３２画像メモリ部２４．モニタ表示部２５およびライト
ペン２６を含んで構成される０本実施例におけるライト
ベン２６Ｆｉ体動領域指定信号発生部を構成するもので
ある。

制御部２１け、第１図におけるマイクロプロセッサ１５
と同じ機能を含むとともに、内蔵する制御用プログラム
はマイクロプロセッサ１５の制御内容のほかに、第２図
の一点鎖線内に示す各機器の動作を制御する内容を備え
ている。

第１図によって説明した如く、従来のＤ８Ａ処理におい
ては、血管造影剤が血管中に拡散する前後において体動
による血管の空間的位置ずれが生じ、このためサブトラ
クション処理し穴画慣が不鮮明なものとなってしまう。

そこで１本実施例においてはこのずれの問題を次のよう
な手段によ！７はは完全に除去したものとしている。

すなわち、血管シＣ市影剤２）′：拡散し７た状態で掃
影したＸ線透睨画１象留報は、これをフレームメモリ（
１１１７に記憶させであるマスク画像情：服と直接サブ
トラクションさ、ビることなく、その１寸υレームメモ
リ（２１１８Ｉｆ？：スト了しておき、その後、７１／
−ムメモリ（１）１７のマスクｉ面１′象１青４とのサ
ブトラクシ冒ン処↓」を行う前１て、疑似体動信号−１
生部２２から体動のずれに向応する画像ずれの（１基正
用データを疑似体動信号としてパスライン２２０１を介
して制御部２１に送出し、制御部２１の内蔵するプログ
ラムの制御のもとに、この疑似体動信号と７レームメモ
Ｕ　（２１１８から読出した血管造影剤拡散後のＸ線透
視画１象情報とをパスライン２１０１を介して高速ｒＸ
Ｊ！Ｌ処理部２３に送出し、血管造影剤拡散後のＸ線透
視１隊情報に疑似体動信号による補正を施した後、フレ
ームメモリ（１１１７から読出しパスライン２１０１を
介して高速演算処理部２３に入力したマスク画像情報と
のサブトラクシロン演算を行なわしめ１体動によるずれ
を修正した所望の画像表示データを得て、これを］（ス
テライン２３０１画像メモリ部２４およびパスライン２
４０１を介してモニタ表示部２５に表示するものである
。

このようにして、体動による血管のずれを修正する処理
内容をさらに詳述すると次のとおりである０ 第３図は体動による血管の位置ずれを補正するために造
影剤拡散後のＸ線透視画像に加うべき体動補正ベクトル
分類図である。

フレームメモリ＜２）１８に記憶さたているＸ線透視画
像情報、すなわち、造影剤が血管中に拡散した後で撮影
したＸ線透視画像の血管の体動による空間的位置ずれは
、対象とする血管部位の撮影面における画像の平行移動
、　Ｘ、１ｊｌｆｉｌ１３とイメージインテンシファイ
ア１１４とを結ぶ直線方向にシフトする画像の倍率変化
、患者３０００前後・左右および上下方向の体軸のまわ
りの回転体動による３つのねじれを含む３種類の位置ず
れ成分よりなり。

通常は平行移動による位置ずれ成分が最も影響が大きく
、はは平行移動量の修正によって画像のずれは修正でき
ることが多いが１時には倍率変化およびねじれが単独も
しくは複合の形で平行移動に重畳する。体動を受けたＸ
線透視画像に加うべき補正は上述した３種類の位置ずれ
成分のそれぞれと逆方向のベクトル量を補正量として加
えればよいわけである。

第３図（Ａｌは平行移動によるずれを補正するために加
える平行移動補正ベクトル図である。

平行移動をうけたＸ線透視画像面をａとすると、この画
像面ａはこの画像面の中心Ｏを基準として矢印に示す如
く任意の方向にシフトしてやればシフト方向と反対め印
加ベクトルによって補正できる。第３図（Ａｌの矢印は
説明のために代表シフト方向のみを図示しであるが、実
際には矢印方向以外にも任意忙シフトできるものであり
、本実施例においては、疑似体動信号発生部２２に設け
た操作パネルのトラックボールによって任意の大きさ。

方向の平行移動補正ベクトルを入力できるようにしてあ
り、このトラックボールのニュートラルの　。

位１ｄから偏位させる移動方向と偏位時間とによって任
意に加減できる。この場合、平行移動すべき体動領域の
指定は、モニタ表示部２５忙表示されている表示画像？
観察しながらライトペン２６により関心領域を指定する
ことによって行なう。体動は殆んどがＸ線透視画像の１
部または全部をいずれかの方向へある量だけ平行移動し
ていることが多く、これで殆んどの画像のずれは除去で
きることが多い。体動のずれを補正してサブトラクシロ
ンした表示画像は血管以外は輝度がゼロ、すなわち背景
レベルとして表示されることとなり、造影された血管の
みが拡散され念造影剤の濃度と血管の太さとに対応した
輝度で表示される。

体動のずれが補正されないままでサブトラクシロンされ
た表示画像は、恰もテＶビ受像機におけるゴースト像の
如く陰影に独特の特徴をもった表示画像として表示され
るので、補正されているか否かの判断はモニタ表示部２
５を目視することにより容易に行うことができる。この
ようにして、暗部が一様に拡がっている領域で識別でき
る微少な輝度の領域は造影された血管ということがわか
り、逆に血管らしく識別できる輝度の領域がなければ、
もともと血管が初めから閉そくされているか造影剤の濃
度が充分でないかいずれかの状態と判断することができ
る。

第３図ＣＢ＋け体動による位置すれかＸ線管１１３とイ
メージインテンシファイヤ１１４とを結ぶ線上で生じ、
このため表示画像く倍率変化をもたらす場合の倍率補正
ベクトル図である。

第３回置に示すような平行移動補正ベクトルを加えても
補正できない場合や、はじめからこの方向のシフトがあ
った場合にも使用するものである。

Ｘ線透視画像面ａが、Ｘ線管１１３とイメージインテン
シファイヤ１１４とを結ぶ線上で移動している場合、第
３図（Ａ）の点Ｏと同じ画像の中心点０を基準とし１画
像ａが図の点線に示す如（、Ｘ線照射野Ｃの中でａ′も
しくはａ“の位置にずれ、このために表示画像は撮影倍
率の変化した大きさの異る像となる。これを補正するた
めにはａ′の方向にずれたときＫけａ“の方向に、逆の
場合には上記方向とは逆の補正ベクトルを加えればよい
。

本実施例においては疑似体動信号発生部２２の操作パネ
ルに設けたポテンショメータの回転つまみの操作によっ
てこの補正量を入力している。この場合の補正体動領域
の指定も第３回置の場合と同じようにライトペン２６に
よってモニタ表示部２５の表示画像の一部もしくは全体
を指定するとと忙よって行うことができる。

人体の体動け、上述した第３図（Ａ）および但）に示す
平行移動および倍率変化のほかに人間の身体の３軸方向
、すなわち前後方向、左右方向および上下方向のねじれ
がある。

いま第３図（Ｃ１に示す如く、前後方向をｘｘ’　、左
右方向をＹＹ’　、および上下方向をＺＺ′として表す
と、身体の中心Ｐを原点とする直角座標で示し±３軸方
向でのねじれはそれぞれ第３図Ｃ）中に回転矢印で示す
ことができる。

このようなねじれを補正するためには、３軸方向のいず
れか忙加わるねじれとは逆方向のねじれ補正用ベクトル
を加えればよい。これらのねじれ補正用ベクトルも、疑
似体動信号発生部２２の操作パネルに設けた３個のねじ
れ補正用つまみと、これに直結したポテンショメータを
介して入力している。オた。補正体動領域の指定はライ
トペン２６とモニタ表示部２５とにより行う。

′　疑似体動信号発生部２２は、上述した第３図の（３
）、（Ｂｉｂよび（ｑで説明した３種類の体動を疑似す
る補正用ベクトル入力をトラックボール、回転つまみに
結合したポテンショメータを介して入力したアナログ量
をアナログマルチプレクサを介して次次に切替９つ入力
し、そのあとＡ／Ｄコンノく一部によってデジタル化し
所定のビット数の〕くラレル信号の疑似体動信号として
出力する。この場合、マルチプレクサの切替による入力
の制御、および出力の制御は制御部２１の内蔵するプロ
グラムの制御を受けつつ専用の人、出力制御回路によっ
て処理される。

第４図は疑似体動信号発生部２２の部分を詳細に示すブ
ロック図である。

疑似体動信号発生部２２は、所望の平行移動を（水平）
および（垂直）成分に分解して出力するトラックボール
２２１．（−ｉぞれポテンショメータと回転つまみで構
成される（＠率）回転つまみ２２２、ねじれの左右、上
下および前後の疑似体動信号を発生する（ねじれ−左右
）、（ねじ九−上下）および（ねじれ前後）の回転つま
み２２３ａ。

２２３ｂおよび２２３Ｃ１アナログマルチプレクサ２２
４、Ａ／Ｄコンバータ２２５．入力制御回路２２６゜お
よび出力制御回路２２７を備えて構成される・トラック
ボール２２１．（倍率）回転つまみ２２２゜（ねじれ−
左右）、（ねじれ−上下）、および（ねじｈ−前後）回
転つまみ２２３ａ、２２３ｂおよび２２３Ｃに組合され
た各ポテンショメータＰ０１゜Ｐ０２＋　Ｐａｌ　Ｐ３
　ｒ　Ｐ４およびＰｒ、等には疑似信号発生部２２の内
蔵する電源回路（図示せず）からそれぞれ基準電圧を供
給され、これらのトラックボールまたは回転つまみの操
作方向１時間または回転角度に対応した電圧をアナログ
マルチプレクサ２２４に送出する。アナログマルチプレ
クサ２°２４Ｈ，入力制御回路２２６から受ける入力制
御信号２２６１により、入力する信号をトラックボール
２２１２回転つまみ２２２および２２３ａ＋　ｂ＋　ｃ
の操作による入力順で切替えて出力する。この切替を制
御する入力制御信号２２６１け、パスライン２２０１を
介してＦｊＩＪ御部２裏部２１力制御指令信号を入力制
御回路２２６が受け、制御部２１のプログラムの制御の
もとに入力制御回路２２６の入力Ｖジスタ、論理回路、
出力レジスタ等を介して入力制御信号として出力される
。

アナログマルチプレクサ２２４の出力信号２２４１けＡ
／Ｄコンバータ２２５によってデジタル化され。

このデジタル化した出力信号２２５１は出力制御回路２
２７に送出され、入力制御回路２２６を介して制御部２
１から受ける出力制御信号２２６２の制御のモトに入カ
レジスタ、論理回路、コーダ等を介して所定のビット数
のパラレル疑似体動信号としてパスライン２２０１を介
し２制御部２１１Ｃ送出される。

次に、このようにして入力される疑似体動信号による体
動補正演算のアルゴリズムについて説明する。

第５図は高速演算処理部２３による体動補正を含むサブ
ストラクション演算のアルゴリズムの原理を説明するた
め、ピクセル（画素）を用いて示し、だ補正サブトラク
シロン演算原理図である。

第５図（Ａｌ、　（Ｂｌおよび（Ｃ１けいずれも同一の
表示面Ｑの中にピクセルと呼ぶ画素より成るＸ線透視画
俊のうち（Ａ）はマスク画像、（Ｂ）は造影剤が崩管に
拡散した後で撮影した画像、（Ｃ）は画像の）から画像
（イ）をサブトラクシランして得られる画像である、第
５図（ＡＩ、　ＣＢ＋および（Ｃ）の画像は、点Ｃを原
点とし横軸けＩ　（１＝１．２．・−ｎ　）、縦軸Ｆｉ
ｊ（ｊ＝１２・・・ｍ）なる座標上にピクセルを表示す
るものとし、ｉ′およびｊ′で示す直交線分群はｉおよ
びｊの直角平面座標の１部を示シフ、第５回収）の点ｑ
Ａ＜＋、ｊ＞は横軸がｌ、縦軸がｊである位置に表示さ
れるピクセルとする。＠５図（Ｂｌおよび（Ｃ１に示す
点ｑＢ（ｉ、ｊ）およびｑＣ（１，Ｊ）はそれぞれ第５
図（５）と同一の表示面Ｑ上に示されるべき、点ｑＡ（
ｉ、ｊ）に対応する点を示すものである。

上述した如くピクセルｑＡ（ｉ、ｊ）、ｑＢ（ｉ、ｊ）
およびｑｃ（ｉ、ｊ）がそれぞれ第５図（５）、（Ｂ）
および（Ｑ上で示されるべき座標位置を（ｉ、ｊ）とし
、この位置における画像の階調度をそれぞれＮＡ（ｉ。

Ｊ　）　；ＮＢ（Ｉ　ｒ　Ｊ　）およびＮｃ（Ｌｊ）と
する。

第５図（Ｂ）のピクセルから第５図（５）のマスクのピ
クセルをサブトラクシロンして第５図（Ｃ）をつくる場
合には、次の（１）式が成立する。

？ＩＪｃ（ｉ、ｊ）＝ＮＢ（ｉ、ｊ）　−ＮＡ（ｉ、ｊ
）・・・・−（１）この（１）式で示される演算をすべ
てのピクセルについて高速演算処理部２３に行わしめる
ことによりサブトラクシロンが完了する。もし第５図（
５）と第５図（Ｂ）の画像が全く同じ画像であるとすれ
ばＮｃ（ｉ、ｊ）＝０となり一様の輝度ゼロの画像とな
る。血管に造影剤が入っていてしかも体動によるずれが
ないとすればＮ。（ｉ、ｊ）＞０　　となる部分が血管
の部分であり、この部分が暗い背景レベルの中に白く浮
上って見える。第５図（５）と第５図（Ｂ）の画像間に
体動によるずれがあわば、第５図（Ｑは前述したように
、ずれの程度で異る極めて不鮮明な画像となりこれに対
応した体動補正を加えることによって血管のみを鮮明に
、暗い背景レベルの中に表示することができる・ 第３図によって説明した体動の各成分についての補正は
次の如く、第５図（Ｂｌにおけるピクセルの階調度を変
化させるものである。

すなわち第３回置の平行移動の場合は、疑似体動信号発
生部２２の操作パネルのトラックボールの操作により、
次の（２）式に示すり、ｊｙを与える。

Ｎｃ（ｉ　、　ｊ　）−ＮＢ（１−ｉｘ、　ｊ−ｊｙ）
−ＮＡ（ｔ　＊　ｊ　）　−（２１（２）式においてＩ
ｙ、Ｊｙはピクセルｑ　ｓ　（ｉｌ　Ｊ　）の階調度Ｎ
Ｂ（ｉ、Ｊ）の体動によるずれに対応する変化分であり
、この演算を高速演算処理部２３に行わしめる。

次に第３図（Ｂ）の如く、体動による倍率変化を生じた
場合の補正は、第５図（Ｂ）Ｋ示される、たとえばピク
セルｑＢ（１，ｊ）をライトベン２６によって指示し、
このピクセルｑＢ（ｉ、ｊ）を中心として画像が拡大ま
たは縮少するような動作を、篩速演算処理部２３の演算
によって画像に与える。この補正は平行移動による補正
を行なった後、さらに追加して行うものであり、この場
合は（１）式に対応する画像間の階調度を示す式として
１次の（３）式が成立する。

Ｎｃ（ｉ−ｉ、ｊ−ｊｏ）＝ＮＢ（ｉ−ｔｏ−ｉｘ、ｊ
　Ｉｏ刊、）動に対する補正分であり、またｉ。および
ｊ。は、倍率変化の中心となるピクセルの座標で、すな
わちライトベン２６によって指定されたピクセルの座標
（ｉｏ、）’（１）を示す。

また、ライトベン２６によって倍率変化させる体動領域
は通常円として指定するが、この体動領域半径の補正前
の大きさをｒ。、補正後の大きさをｒ′とする°と、変
化すべき倍率は次の（４）式のηで示される。

η＝ｒ／ｒｏ　・・・・・・拳・・・・・・・Ｔ（４）
また明らかにｒ。とｒとは次の（５）式およ゛び（６）
式で示される。

（＋　　１０　）　＋　（Ｊ　　Ｊｏ　）２−ｒｏ”°
°°°°°°°゛°°゛（５）（Ｉ　　Ｉ　ｏ　　ｌｘ
　）　＋　（Ｊ　　Ｊ　６　Ｊ　ｙ　）２−”２’・・
　（６）従って、Ｉｏとｊｏとが設定されれば、すべて
の＜　ｉ、ｙ＞の組について（５）式からｒｏが得られ
、（４）式による所望のηに対するｒが（６）式から求
まり、さらにｉｘとｊｙをそれぞれＯからｒｉで変化さ
せた演算を（３）弐について行なって平行移動と倍率変
化に対する補正演算を高速演算処理部２３が行なった画
像としての第５図ｆＣ）のサブストラクション画像が得
られることとなる。

第３図ｆＣ）に示すねじれに３いての補正演算は次の如
く行う。

オす、第３図（Ｃ１のＹ　Ｙ’軸方向、すなわち人体の
左右方向の直線を軸としたねじれの補正について考えて
みる。

第６図は人体のねじれとずれの関係とを・示すねじｈ対
ずれ関係図である。

第６図（５）は左右方向のある直線ｊ　＝ｊ、を軸とし
たねじれを第４図の回転つまみ２２３ａで角度θｊ。

だけ与え几場合のねじれ対ずれ関係図である。この場合
直線ｊ。は図面に垂直方向であり、このようなねじれが
加わった場合には、線分の妥スク画像ではＬｌであった
ものが、ねじれ後の画像はＬ１２に変化し、たとえばマ
スク画像Ｌｌ上の他の水平方向の直線ｊの位置けｊ６ｊ
０にずれて撮影され、ｉ方向の座標は変らない。従って
、マスク画像Ｌｌ上の線分ｊｊｏけ、ねじれ後の画像で
は線分ｊａｊｏｊｏに変化する。

第６図（５）から容易に次の（力式、従って（８）式が
導かれる。

ｊｏ、Ｊ　Ｏ＝（ｊＪ　Ｏ）　ｓｅｃθｊ０　　・・・
・・・（７）０ Ｎｃ（Ｌｊ　Ｊｏ）＝ＮＢ（ｉ、（ｊ−ｊｏ）ｓｅｃθ
ｊｏ）−Ｎｃ（ｉ　、　ｊ−ｊｏ）　　・・・・・・・
・・（８）次に第４図の回転つまみ２２３ｂで、第３図
（Ｃ）の２Ｚ′方向、すなわち上下方向のある直線ｉ＝
１゜を軸としてねじれ角θＩｏを加えた場合のねじれ対
ずれ関係図を第６図（ロ）に示す。直線１ｏけ図面に垂
直方向である。

この場合は１体動のないマスク画像が線分Ｌ２とし、こ
れが体動によるねじれ角θ！０を受けて直線ｉｏを軸と
してねじられ線分Ｌ２がＬ２／に偏位したとすると、線
分Ｌ２上にある他の上下方向の直線ｉの位置けｉｏ、に
偏位した位置で撮影される。この場０ 合はｊ方向座標は変らす１方向の座標のみ変化し。

第６図（５）と同様に第６図ＣＢ）からも次の（９）式
従って（１０）式が容易に導かれる。

ｉ６．−ｊ。＝（１−ｉｏ）ｓｅｃ９Ｈｏ−・−・−（
ｇ）０ Ｎｃ（ｉ−ｉｏ、　ｊ）　＝ＮＢ（（１−ｉｏ）ｓｅｃ
θＬｏ、ｊ）−ＮＡ（ｔ−ｔｏ、ｊ）・・・・・・・・
−（１０）左右方向および上下方向のほかに前後方向を
軸としたねじれがあり、この疑似体動信号は第４図の回
転つまみ２２３Ｃの操作によって入力し、第３図（Ｃ１
のＸＸ′方向を軸とするねじれを与えるものであるＯ 第６図（Ｃ１は前後方向のねじｈとずれの関係図である
。線分Ｌ３で示されるマスク画像上のある点くｉｏ、ｊ
ｏ）を通り図面に垂直な直線を軸として反時計方向にね
じれ角θを与えたとする。１＝ｉｏＴｈよびｊ＝ｊ、で
示される線分Ｌ８およびＬ４ＦｉそれぞれＬ１２および
Ｌ１２と偏位し、新座標系を形成するが、この新座標上
の任意の１点、たとえば（ｉｏ、ｊｏ）の座標けよ〈昶
られる座標系変換の式から容易に求めることができ、従
ってこの場合の階調度のサブトラクションの式は次の（
１１）式の如くなる。

Ｎｃ（ｉｔｊ）＝Ｎ、（ｉｏ、　ｊｏ）−ＮＡ（ｉｔ　
ｊ）　　・・・山（１１）上述した（１）式から（１１
）式によるアルゴリズムによる演算を、制御部２１のプ
ログラムの制御のもと釦、平行移動２倍率およびねじれ
補正の屓序で高速演算処理部２３に実行させることによ
って。

スべての体動によるずれを補正した階調度のサブトラク
ションを行うことができる。

上述した各サブトラクシロンに利用するずれの量は、第
２図の疑似体動信号発生部２２に設けた操作パネルのト
ラックポール、回転つまみ等ノ操作によって与えるそれ
ぞれの偏位時間１回転角等に対応する数値として入力す
ることができ、これらの数値は、予想される体動のずれ
に対応した疑似体動信号としてセ１［両部２１のプログ
ラムの制御のもとにパスライン２２０１および２１０１
を介して高速演算処理部２３に入力され、制御部２１の
プログラムの制御のもとにフレームメモリ（２１１８か
ら読出されパスライン２１ＯＬ’ｆ’介Ｅ７て高速演算
処理部２３に入力した造影剤拡散後のＸ線透視画像情報
に対（７て上フホした内容の補正を加えた後、フレーム
メモリ（２）１Ｂと同様に制御部２１のプログラムの制
御のもとに続出さ引高速演算処理部２３に入力されたフ
レームメモリ（１）１７のマスク画像情報とのサブトラ
クションを行うという演算を実行せしめることにより、
あたかも体動がなかったようなサブトラ２７２７画像を
目視により得らｉするまでトラックボール、回転つ′ま
みの操作を続けその最終結果を提供できる。

高速演算処理部２３はこのようにして、疑似体動信号発
生部２２から入力される疑似体動信号の瞬時瞬時の変化
に対応する補正ならびにサブトラクシ薯ン演算を毎秒数
回乃至数１０回程度の高速の繰返しで連続的に実行する
高速演算処理を制御部２１の制御プログラムの制御のも
とに行うものである。

この高速演算処理部２３け、前述した各種の体動のずれ
の補正々らびにサブトラクシ璽ンのすべてに対応する演
算回路、すなわち（１）式から（１１）式までの演算を
実行する減算回路、自乗演算回路。

加算回路、除算回路ｒ　　Ｓｅｃ関数演算回路、および
直角座標変換演算回路等の各演算回路を計算モジュール
として有し、また制御部２１の制御プログラムの制御を
うけつつこれらの演算回路の動作を制御するためのマイ
クロプログラムを備えたＲＯＭ。

疑似体動信号発生部２２から入力する疑似体動信号、お
よびフレームメモリ（Ｉｎ２ならびにフレームメモＩＪ
　（２１１８からそれぞれ入力するマスク画像情報なら
びに造影剤拡散後のＸ線透視画像情報を入力しストアす
るＲＡＭ、ならびに演算結果をパスライン２３０１を介
して画像メモリ２４に送出するためのインタフェース回
路等を備え、制御部２１の制御プログラムの制御のもと
に、予めＲ，ＯＭ　Ｋ内蔵する演算用マイクロプログラ
ムの制御によってＲＡＭから読出した入力に対し前述し
た（１）式から（１１）式までの演算のうち必要Δもの
の処理を行ない、この結果谷・演算処理信号として制御
部２１０プログラムの制御のもとにパスライン２３０１
ｆ介して画像メモリ部２４に送出する。

画像メモリ部２４は制御部２１のプログラムの制御のも
とにパスライン２３０１ｆ介して入力した演算処理信号
を入力シフトレジスタを介して内蔵するメモリにストア
し、これを、モニタ表示部２５のＣＲＴ表示の走査に対
応させて次次に読出しＤ−Ａコンバータ、インタフェー
ス回路等を介して入力信号の内容に対応するアナログ量
の表示画像信号としてパスライン２４０１を介し−Ｃモ
ニタ表示部２５に送出する。

モニタ表示部２５は、この種の表示装置として使用され
る一般的なＣ１モ１゛表示回路を利用しており。

水平および垂直掃引回路、ならびに輝度、焦点調整回路
等を有し、入力信号の水平および垂直走引によって、入
力する表示画像信号ｆＣＩＬＴ表示面上に表示する。従
って２モニタ表示部２３には、高速演算処理部２３の出
力する演算処理信号に対応した表示画像が体動シミーレ
ージロンにサブトラクションサイクル、本実施例の場合
は毎秒数回から数１０回という高速の繰返しサイクルで
表示される一種の動画状態として表示され、観察者はこ
の表示画像を観察しつつ、ライトベン２６をこの表示画
像の所望の部分にあてて診断部位、すなわちＵＳＡ処理
領域の指定を行ないつつ、ずれのない所望の表示画像を
得るように疑似体動信号発生部２２から手動により平行
移動を始めとする各種の疑似体動信号を入力しながら、
ずれがない鮮明な血管造影像を得ることができる。

第７図は疑似体動信号を加えつつ行う本実施例のサブト
ラクシヨンの動作の順序を示すフローチャートである。

スタート命令３００１によってサブトラクション業務選
択３０１を開始し、即時サブトラクシヨンを行うか、あ
るいはもしサブトラクシヨンを行わないときは、他業務
３００２．たとえばこ・のＤＳＡ装置を用いて実行する
Ｘ線透視画像撮影システムの制御や、疑似体動信号を加
えないサブトラクシロン実行等を行う。

業務選択３０１がサブトラクシ百ンの即時実行であると
きは、ＤＳＡ装置のオペレータコンソールパネル（図示
せず）等を介して、体動シミュレーシヨンによるサブト
ラクシロン指令３０２を行ない、この指令によって第２
図の実施例に示すＤ８Ａ装置のすべての構成機器は制御
部２１の制御用プログラムの制御下におかれた状態とな
り、疑似体動信号を加えつつ実行するサブトラ、クシロ
ン演算待機状態となる。この状態で、予め他業務３００
２等によって行なった疑似体動信号を加λ、ないサブト
ラクシ四ン画像のモニタ表示３０６を監視しつつ。

′　疑似体動信号入力３０３を行う、これは、オペレー
タコンソールパネルに含んヤ構成される疑似体動信号発
生部２２の操作パネルのトラックボール。

回転つまみおよびこれらの入力操作機器に対応するオペ
レータコンソールパネル面の表示を確認しつつ実行され
る。

この状態にあって、高速演算処理部２３には、フレーム
メモリ（１）１７および（２１１ｇにストアされている
血Ｖ造影剤拡散前後のＸ線透視画像情報が。

制御部２１のプログラムの制御のもとに読出され。

このうち造影剤拡散後のＸ＠透視画像に疑似体動信号人
力３０３によって疑似体動信号発生部２２から入力する
疑似体動信号による補正を加えつつ造影剤拡散前のＸ線
透視画像すなわちマスク画像とのサブ／トラクション演
算を実行する。このサブトラクシロン演算は、前述した
（１）式から（１１）式のアルゴリズムによって実行し
、結果は制御部２１のプログラムの制御を受けつつ画像
メモリへ転送３０５ｆ行かい演算結果３００２はモニタ
表示３０６を行なってモニタ表示部２５に表示される。

モニタ表示３０６によってモニタ表示され念すブストラ
クシ百ン画像Ｆｉ、ライトペン２６によって妄ブ〆トラ
クシロンすべき血管部位に対する所望の体動領域指定３
００３を受け、この体動領域指定３００３け制御部２１
のプログラムによる制御のもとに体動シδヱレーション
アルゴリズムによるサブトラクシロン実行３０４を適用
すべき体動領域を設定して演算せしめ、この結果は画像
メモリ部−の転送３０５によりモニタ表示３０６として
表示される。このようにして所望の疑似体動信号入力３
０３と体動領域指定３００２ｆ繰返し実行しながらモニ
タ表示３０６を゛監視しつつモード解除判断３０７を行
って、そのサブメトラフシロン実行により所望のモニタ
表示３０６が得られない間はモード解除判断３０７をＮ
Ｏと判断しサブトラクション継続３００により体動シミ
ュレーションによるサブトラクション指令３０２以後の
フローを繰返し実行するが。

このサブ２トラクシヨンモード解除３００５によって体
動シミュレーションを加えて行うサブトラクシロンの繰
返しサイクルは毎秒数回乃至数十回という高速度のサブ
、ｆトラクツロン演算を実行せしめている。

所望のモニタ表示３０６が得られ、モード解除判断３０
７がＹＥＳであると判断したときは、サブ２トラクシヨ
ンモード解除３ｏ０４によって次の業務選択３０１に戻
り、次の業務に待機する。

本発明はＤＳＡ装置において１通常は血管造影剤が血管
中に拡散する前に撮影するマスク画像と体動によるずれ
を含む拡散後のＸ線透視画像間のサブトラクションのみ
を行なうのに対し１体動のずれをシミュレートした疑似
体動信号による補正を造影剤拡散後に撮影したＸ線透視
画像に加えたあとでマスク画像とのサブトラクシロンを
行なって体動のずれを除去したＤＳＡ画像を得る点に基
本的な特徴を有するものであｐ、第２図の実施例の変形
も種種考えられる。

たとえば、疑似体動信号発生部２２から手動によって入
力する疑似体動信号は、平行移動をシミュレートする疑
似体動信号はトラックボール、その他の倍率変化および
ねじれをシミュレートする疑似体動信号は回転つまみを
操作し、これらの操作機器に結合するボテンシ百メータ
等を介して所望の入力をトラックボールの偏位方向およ
び時間、ならびに回転つまみの回転角等に比例する量と
して設定しているが、これらはすべてスイッチ類トステ
ップモータ等を組合せた他の入力方法等で置換えてもよ
く、マたモニタ表示部２５に表示される表示画像をライ
トペン２６で接触して行なっているＤＳＡ処理領域の指
定は、疑似体動信号発生部２２の操作パネル眞備えた上
述のトラックボールもしくは独立したトラックボールを
用いた入力回路等を利用しても容易に実施出来ることけ
明らかであり、これらのいずれを利用するかけ診断の目
的等を考慮し所望に応じ任意に決定しうるものである。

また、高速演算処理部２３には前記した（１）式から（
１１）式までの演算を行う各種演算回路を備えているが
、これらの演算回路で実行させる演算は（１）式から（
］１）式以外のものでもＲＯＭに設定するマイクロ　プ
ログラムの変更のみＫよって種種得られ容易に実施でき
ることは明らかである。

さらに画像メモリ２４とモニタ表示部２５とは、これら
を組合せて同一の構造とすることも容易忙実施でき、ビ
デオディスプレイ　モニタ１９の表示内容はモニタ表示
部２５に含めてビデオディスプレイの簡略化を図ること
も、またビデオディスプレイ１９は疑似体動信号を加え
ないときの表示、モニタ表示部２５を疑似体動信号を加
えたときの表示にそｈぞれ専用に使うことなども容易に
実施できるものであり、フレームメモリ（１１１７，フ
レームメモリ（２１１８を制御部２１に含めて構成する
ことなども容易に実施できることも明らかである。

なお１本実施例においてはモニタ表示部２５の表示器と
してＣＲＴを利用しているが、これはビデオディスプレ
イモニタ１９の表示器とともに、液晶あるいはプラズマ
表示器等とも容易に置換し得るものであり、以上述べた
実施例の各種の変形はいずれも本発明の主旨を損うこと
なく容易に実施できるものである。

以上説明したように本発明によれば、血管に注入した造
影剤が血管に拡散する前後に撮影した２つのＸ線透視画
像をサブトラクションして血管造影像を表示するデジタ
ル　サブトラクシロン　アンギオグラフ装置において、
造影剤が血管中に拡散した、体動による影響を含むＸ線
透視画像に対して体動をシミュレートした疑似体動信号
による補正を加えた後、これを造影剤拡散前のＸ線透視
画像とのサブトラクションを行うという手段を備えるこ
とにより１体動によるずれを除去し、従って血管の識別
能を大幅に改善した高精度の鮮明な血管造影儂を得るこ
とができ、臨床的価値を著しく向上させるとともに患者
に加える負担も大幅に減少ｔせることかできる操作容易
なデジタル　サブトラクシヨン　アンギオグラフ装置が
実現できるという効果がある６

【図面の簡単な説明】

第１図は従来のデジタル　サブトラクションアンギオグ
ラフ装置を示すブロック図、第２図は本発明の一実施例
を示すブロック図、第３図は体動補正ベクトル分類図、
第４図は第２図の実施例の一部を詳細に示すブロック図
、第５図は補正サブトラクション演算原理図、第６図は
人体のねじれ対ずれ関係図、第７図はサブトラクショ／
の動作の流れを示すフローチャートである。 １１・・・・・・操作信号発生器、１２・・・・・−イ
ンタフェース、１３・・・・・・対数増幅器、１４・・
・・・・Ａ／１１コンバータ、１５・・・・・・マイク
ロプロセッサ、１６・・・・・・Ｘ線制御信号発生器、
１７・旧・・フレームメモリ（］）、１８・・・・・・
フレームメモリ（２１，１９・・・・・・ビデオディス
プレイモニタ、２１・・・・・・制御部、２２・・・・
・・疑似体動信号発生部、２３・・・・・・高速演算処
理部、２４・・・・・・画像メモリ部、２５・・・・・
・モニタ表示部、２６・・・・・・ライトベン、１１１
・・・・・・Ｘ線制御器、１１２・・・・・・高圧発生
器、１１３・旧・・Ｘ線管、１１４・旧・・イメージイ
ンテンシファイヤ％　１１５・・・・・・テレビカメラ
、２００・・・・・・ベッド、３００・・・川、１者。 、−−−−−−−−−−−１ 第５切 （Ａ） 〈βフ （Ｃ） 豪乙別 （Ａ） （８ン （Ｃ〕 、１　＝　％θ

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 人体の血管に注入された造影剤が血管忙拡散する前後に
   撮影した２つのＸ線透視画像間の差分をとり血管のみを
   造影撮像するデジタル　サブトラクシタン　アンギオグ
   ラフ装置において１人体の体動によって発生する前記２
   つのＸ線透視画像間の血管のずれに対応する疑似体動信
   号を発生する疑似体動信号発生部と、仁の疑似体動信号
   発生部の発生する疑似体動信号を入力し前記２つのＸ線
   透視画像間の体動によるずれを補正しつつこの２つのＸ
   線透視画像間の差分を予め特定する高速の繰返し回数で
   演算しその結果を差分演算処理信号として出力する高速
   演算処理部と、この高速演算処理部の出力する差分演算
   処理信号をストアしたうえこれを血管造影による画１嫂
   表示信号として出力する画（象メモリ部と、この画像メ
   モリ部の出力する画像表示信号を表示するモニタ表示部
   と、このモニタ表示部に表示される前記画像表示信号に
   基づき前記疑似体動信号発生部から出力する前記疑似体
   動′信号によって補正される体動領域の範囲を指定する
   体動領域指定信号を発生する体動領域指定信号発生部と
   、予め内蔵するプログラムの制御のもとに前記高速演算
   処理部に前記２つのＸｍ透視画像の情報ならひに疑似体
   動信号および前記体動領域指定信号を入力し体動による
   血管の空間的ずれを除去した前記差分演算処理信号を前
   記画像メモリ部を介して前記モニタ表示部に出力表示せ
   しめる制御部とを備えて成ることを特徴とするデジタル
   　サブトラクシ旨ン　アンギオグラフ装醤。