CN1579329A - 放射线照相设备和放射线检测信号处理方法 - Google Patents

放射线照相设备和放射线检测信号处理方法 Download PDF

Info

Publication number
CN1579329A
CN1579329A CNA2004100563370A CN200410056337A CN1579329A CN 1579329 A CN1579329 A CN 1579329A CN A2004100563370 A CNA2004100563370 A CN A2004100563370A CN 200410056337 A CN200410056337 A CN 200410056337A CN 1579329 A CN1579329 A CN 1579329A
Authority
CN
China
Prior art keywords
detection signal
radiation
impulse response
radiation detection
ray
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CNA2004100563370A
Other languages
English (en)
Other versions
CN100337592C (zh
Inventor
冈村升一
藤井圭一
足立晋
平泽伸也
吉牟田利典
田边晃一
浅井重哉
西村晓弘
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shimadzu Corp
Original Assignee
Shimadzu Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Shimadzu Corp filed Critical Shimadzu Corp
Publication of CN1579329A publication Critical patent/CN1579329A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN100337592C publication Critical patent/CN100337592C/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
    • G01T1/171—Compensation of dead-time counting losses
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A61B6/4435—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit and the detector unit being coupled by a rigid structure
    • A61B6/4441—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit and the detector unit being coupled by a rigid structure the rigid structure being a C-arm or U-arm
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/583—Calibration using calibration phantoms
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/587—Alignment of source unit to detector unit
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S378/00—X-ray or gamma ray systems or devices
    • Y10S378/901—Computer tomography program or processor

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)

Abstract

一种放射线照相设备，当从X射线管发出X射线时，该放射线照相设备基于以下假设从取自平板X射线检测器(FPD)的放射线检测信号中除去滞后部分：在每一X射线检测信号中包括的滞后部分是由于由多个具有不同衰减时间常数的指数函数构成的脉冲响应引起的。当临时设置单一衰减时间常数和强度时，检查在X射线发射态之后的X射线非发射态下到X射线检测信号的噪声级的衰减是否发生了。当发现设定的衰减时间常数和强度是适当的(OK)，确定具有单一指数函数的脉冲响应有效。通过利用确定的脉冲响应除去滞后部分，获得校正的放射线检测信号。

Description

放射线照相设备和放射线检测信号处理方法
技术领域
本发明涉及一种医学或工业用放射线照相设备和放射线检测信号处理方法，用于当放射线发射设备发出放射线时，根据信号采样设备以预定采样时间间隔从放射线检测设备获取的放射线检测信号来获得放射图像。尤其是，本发明涉及一种用于确定构成放射线检测设备的脉冲响应的指数函数的时间常数和强度的技术。
背景技术
在作为放射线照相的典型例子的医学荧光透视设备中，平板X射线检测器(以下适当地称为“FPD”)近来已用作X射线检测设备，用于检测由X射线管发出的X射线产生的病人的X射线透过影像。FPD包括纵向或横向排列在X射线检测表面上的大量半导体或其它X射线检测元件。
即，在荧光透视设备中，当病人被来自X射线管的X射线照射时，以采样时间间隔从FPD获取一幅X射线图像的X射线检测信号。荧光透视设备被构造成根据X射线检测信号在采样间隔之间的每一周期获得与病人的X射线透过影像对应的X射线图像。使用FPD的优点在于设备结构和图像处理，因为与此前使用的像增强器相比，FPD更轻且更不易产生复杂的检测畸变。
然而，FPD的缺点在于造成了时滞，时滞的不利影响显现在X射线图像中。特别是，当以短采样时间间隔从FPD获取X射线检测信号时，没有被拾取的信号残余部分加到下一个X射线检测信号作为滞后部分。从而，在以每秒30个采样间隔从FPD取一幅图像的X射线检测信号以便创建动态显示用的X射线图像的情况下，滞后部分显现为前一屏上的后像，从而产生了双像。这导致了不方便，如动态图像的模糊。
美国专利No.5,249,123公开了一种提议，用于解决在获取计算机断层图像(CT图像)时由FPD造成的时滞问题。该提议的技术采用一种计算方法，用于从以采样时间间隔Δt从FPD获取的每一放射线检测信号中除去滞后部分。
即，在以上的美国专利中，假设在以采样时间间隔获取的每一放射线检测信号中所包括的滞后部分是由于由多个指数函数构成的脉冲响应引起的，且以下方程用于从放射线检测信号yk推导除去了滞后部分的校正放射线检测信号Xk：
x k = [ y k - Σ n = 1 N { α n · [ 1 - exp ( T n ) ] · exp ( T n ) · S nk } ] / Σ n = 1 N β n
其中Tn＝-Δt/τn，Snk＝xk-1+exp(Tn)·Sn(k-1)，βn＝αn·[1-exp(Tn)]，
其中Δt：采样间隔；
    k：表示采样时间序列中第k个时点的下标；
    N：构成脉冲响应且具有不同时间常数的指数函数的数目；
    n：表示构成脉冲响应的指数函数之一的下标；
    αn：指数函数n的强度；以及
    τn：指数函数n的衰减时间常数。
发明者在此已试验了在以上美国专利中提议的计算技术。然而，所获得的唯一结果是以上技术不能避免由时滞引起的伪像，以及不能获得令人满意的X射线图像。已证实了由FPD引起的时滞没有被消除。
发明内容
考虑了上述的现有技术提出了本发明，且本发明的目的是提供一种放射线照相设备和放射线检测信号处理方法，用于容易地确定由放射线检测设备引起的、取自放射线检测设备的放射线检测信号的时滞。
可认为以下技术能够解决以上问题。在处理FPD的时滞时，该技术基于以下递推方程a-c除去由脉冲响应引起的滞后部分：
X k = Y k - Σ n = 1 N { α n · [ 1 - exp ( T n ) ] · exp ( T n ) · S nk } - - - a
Tn＝-Δt/τn                                        ...b
Snk＝Xk-1+exp(Tn)·Sn(K-1)                          ...c
其中Δt：采样时间间隔；
k：表示采样时间序列中第k个时点的下标；
Yk：在第k个采样时间取的放射线检测信号；
Xk：从信号Yk除去了滞后部分的校正放射线检测信号；
Xk-1：在前一时点取的信号Xk；
Sn(k-1)：在前一时点的Snk；
exp：指数函数；
N：构成脉冲响应且具有不同时间常数的指数函数的数目；
n：表示构成脉冲响应的指数函数之一的下标；
αn：指数函数n的强度；以及
τn：指数函数n的衰减时间常数。
在以上递推计算中，FPD的脉冲响应的系数N、αn和τn被预先确定。利用确定的系数，将X射线检测信号Yk应用于方程a-c，由此获得无滞后的X射线检测信号Xk。
在上述技术中，在只有一个衰减时间常数的情况下，只需要一个构成脉冲响应的指数函数。然而，在有多个不同的衰减时间常数的情况下，需要同样数目的构成脉冲响应的指数函数。在使用多个指数函数的情况下，消除滞后部分的校正计算将费时。确定多个衰减时间常数和强度也是耗时的。
发明者在此考虑了在具有多个不同的衰减时间常数的情况下确定一个衰减时间常数的可能性。即，如果能够确定一个指数函数，则可以只利用由确定的一个指数函数构成的脉冲响应来执行校正计算。图9显示了放射线入射的状态。图10显示了与图9的放射线入射对应的时滞。
如图9所示，当X射线入射时，图10中的阴影线所示的滞后部分加到对应于入射剂量的正常信号上。这导致了图10中的粗线所示的放射线检测信号Yk。以上技术可以用于消除滞后部分即图10中的阴影线部分，以获得正确的信号。
关于由图10中的阴影线部分所示的脉冲响应产生的时滞，在有如上所述的多个不同衰减时间常数的情况下，有相同数目的构成脉冲响应的指数函数。图10中的阴影线部分所示的时滞也包括在X射线发射之后残留的一部分，虽然该部分逐渐地衰减。发明者在此已注意到，在X射线发射之后残留的滞后部分是可以随衰减时间常数、强度以及X射线发射时间变化的，并且发现可以根据衰减时间常数、强度或X射线发射时间确定具有单一指数函数的脉冲响应，所述衰减时间常数、强度或X射线发射时间具有使滞后部分衰减到噪声级的值。本说明书中的“噪声级”指的是信号强度零或优选地无限接近零的大于零的值。从而，当操作者确定在X射线非发射态下信号是可忽略的，则认为信号处于噪声级。
基于以上的发现，本发明提供一种放射线照相设备，用于当放射线被发射到待检查物体时，根据放射线检测设备以预定采样时间间隔输出的放射线检测信号获得放射线照相图像，所述放射线照相设备具有：放射线发射设备，用于向待检查的物体发射放射线；放射线检测设备，用于检测透射穿过待检查物体的放射线；以及信号采样设备，用于以预定的采样时间间隔从放射线检测设备获取放射线检测信号，所述放射线照相设备包括：
时滞消除设备，用于基于以下假设通过递推计算从放射线检测信号中除去滞后部分：以预定采样时间间隔获取的每一放射线检测信号中包括的滞后部分是由于由多个具有不同衰减时间常数的指数函数构成的脉冲响应引起的；以及
脉冲响应确定设备，用于根据衰减时间常数从由多个指数函数构成的脉冲响应确定具有单一指数函数的脉冲响应，所述衰减时间常数具有用于使每一放射线检测信号在放射线发射态之后的放射线非发射态下衰减到噪声级的值；
其中时滞消除设备被布置成，通过使用由脉冲响应确定设备确定的具有单一指数函数的脉冲响应以及从放射线检测信号中除去滞后部分，来获得校正的放射线检测信号。
利用根据本发明的放射线照相设备，当放射线从放射线发射设备被发射到待检查物体时，放射线检测设备以预定的采样时间间隔输出放射线检测信号。在每一放射线检测信号中包括的滞后部分被认为是由于由多个具有不同衰减时间常数的指数函数构成的脉冲响应引起的。时滞消除设备利用对应于放射线剂量的脉冲响应来消除这种滞后部分。从消除了滞后部分的校正放射线检测信号获得放射线照相图像。
脉冲响应确定设备根据衰减时间常数从由多个指数函数构成的脉冲响应确定具有单一指数函数的脉冲响应，其中所述衰减时间常数具有用于使每一放射线检测信号在放射线发射态之后的放射线非发射态下衰减到噪声级的值。时滞消除设备通过使用确定的脉冲响应的计算，从放射线检测信号中除去滞后部分，由此获得校正的放射线检测信号。从而，所需的只是确定一个构成脉冲响应的指数函数，由此实现时滞的简单确定。因为噪声级是是一个即使在X射线非发射态下也允许信号被忽略的级别，因此确定的脉冲响应是高度可靠的。
为获得可靠性提高的脉冲响应，优选地，在以上放射线照相设备中，脉冲响应确定设备被布置成利用衰减时间常数和放射线的强度来确定具有单一指数函数的脉冲响应，其中所述衰减时间常数的值用于使每一放射线检测信号在放射线发射态之后的放射线非发射态下、在放射线非发射态开始的一秒内衰减到噪声级。
根据这种设备，利用衰减时间常数和放射线强度来确定具有单一指数函数的脉冲响应，其中所述衰减时间常数用于使信号在放射线发射态之后的放射线非发射态开始的一秒内衰减到噪声级。这样确定的脉冲响应的可靠性提高了。脉冲响应具有更高的可靠性，衰减到噪声级所花的时间更短。
为获得可靠性提高的脉冲响应，同样优选地，在以上放射线照相设备中，脉冲响应确定设备被布置成利用衰减时间常数和放射线强度来确定具有单一指数函数的脉冲响应，其中所述衰减时间常数的值在0.5秒至1.0秒范围内，以及所述放射线强度具有用于使每一放射线检测信号在放射线发射态之后的放射线非发射态下衰减到噪声级的值。
根据这种设备，利用衰减时间常数和放射线强度来确定具有单一指数函数的脉冲响应，其中所述衰减时间常数的值在0.5秒至1.0秒范围内，以及所述放射线强度具有用于使每一放射线检测信号在放射线发射态之后的放射线非发射态下衰减到噪声级的值。这样确定的脉冲响应的可靠性提高了。脉冲响应具有更高的可靠性，衰减到噪声级所花的时间更短了。在衰减时间常数固定的情况下，衰减可以在放射线非发射态下发生，如图11所示。随着衰减时间常数超过1.0秒，如图11中的交替长短划线(衰减时间常数固定为2.0秒)和双点划线所示，信号仅仅缓慢地衰减到噪声级。相反，对于衰减时间常数小于0.5秒的情况，如图11中的虚线(衰减时间常数固定为0.4秒)所示，信号一次衰减到噪声级，然后在噪声级之上大幅度地摆动。从而，当在衰减时间常数固定的情况下确定强度时，衰减时间常数的优选范围是从0.5秒至1.0秒。
为了使放射线检测信号适当地衰减到噪声级，优选地，在以上放射线照相设备中，放射线发射设备被布置成发射放射线，以便在放射线非发射态之前的放射线发射态下提供5秒至15秒范围内的放射线发射时间。
根据这种设备，可以通过使放射线发射设备发射放射线，以便在放射线非发射态之前的放射线发射态下提供5秒至15秒范围内的放射线发射时间，来使放射线检测信号适当地衰减到噪声级。如上所述，发明者已发现时滞也随放射线发射时间变化。作为调节发射时间的结果，已发现在5秒至15秒范围内的放射线发射时间可以使放射线检测信号适当地衰减。
在以上的放射线照相设备中，优选地，时滞消除设备被布置成基于以下方程A-C执行从每一放射线检测信号中除去滞后部分的递推计算：
X k = Y k - Σ n - 1 N { α n · [ 1 - exp ( T n ) ] · exp ( T n ) · S nk } - - - A
Tn＝-Δt/τn                                      ...B
Snk＝Xk-1+exp(Tn)·Sn(k-1)                        ...C
其中Δt：采样时间间隔；
    k：表示采样时间序列中第k个时点的下标；
    Yk：在第k个采样时间取的放射线检测信号；
    Xk：从信号Yk除去了滞后部分的校正放射线检测信号；
    Xk-1：在前一时点取的信号Xk；
    Sn(k-1)：在前一时点的Snk；
    exp：指数函数；
    N：构成脉冲响应且具有不同时间常数的指数函数的数目；
    n：表示构成脉冲响应的指数函数之一的下标；
    αn：指数函数n的强度；以及
    τn：指数函数n的衰减时间常数；以及
利用由脉冲响应确定设备确定的具有单一指数函数的脉冲响应来消除滞后部分。
在用于从每一放射线检测信号中除去滞后部分的递推计算是基于方程A-C的情况下，可以从组成紧凑的递推公式的方程A-C快速地推导校正的、无滞后的X射线检测信号Xk。
在放射线照相设备中，放射线检测设备的一个例子是平板X射线检测器，其在X射线检测表面上具有纵向和横向排列的大量X射线检测元件。
根据本发明的放射线照相设备可以是医学设备，也可以是工业用设备。医学设备的例子是荧光透视设备。医学设备的另一个例子是X射线CT设备。工业用设备的例子是无损检测设备。
在本发明的另一方面，提供一种放射线检测信号处理方法，用于以预定采样时间间隔获取通过照射待检查物体产生的放射线检测信号，以及根据以预定采样时间间隔输出的放射线检测信号执行信号处理以获得放射线照相图像，该方法包括以下步骤：
基于以下假设通过递推计算从放射线检测信号中除去滞后部分：以预定采样时间间隔获取的每一放射线检测信号中包括的滞后部分是由于由多个具有不同衰减时间常数的指数函数构成的脉冲响应引起的；
在以上消除步骤之前，根据衰减时间常数从由多个指数函数构成的脉冲响应确定具有单一指数函数的脉冲响应，所述衰减时间常数具有用于使每一放射线检测信号在放射线发射态之后的放射线非发射态下衰减到噪声级的值；以及
通过使用在以上确定步骤中确定的脉冲响应以及从放射线检测信号中除去滞后部分，获得校正的放射线检测信号。
该放射线检测信号处理方法允许以一种有利方式实现根据本发明的放射线照相设备。
为获得可靠性提高的脉冲响应，优选地，在以上的放射线检测信号处理方法中，确定步骤被执行，以便利用衰减时间常数和放射线的强度确定具有单一指数函数的脉冲响应，所述衰减时间常数的值用于使每一放射线检测信号在放射线发射态之后的放射线非发射态下、在放射线非发射态开始的一秒内衰减到噪声级。
这种方法能够有利地实现放射线照相设备，其中脉冲响应确定设备被布置成利用衰减时间常数和放射线的强度来确定具有单一指数函数的脉冲响应，其中所述衰减时间常数的值用于使每一放射线检测信号在放射线发射态之后的放射线非发射态下、在放射线非发射态开始的一秒内衰减到噪声级。
为获得可靠性提高的脉冲响应，优选地，在以上的放射线检测信号处理方法中，确定步骤被执行，以便利用衰减时间常数和放射线的强度确定具有单一指数函数的脉冲响应，所述衰减时间常数的值在0.5秒至1.0秒范围内，所述强度具有用于使每一放射线检测信号在放射线发射态之后的放射线非发射态下衰减到噪声级的值。
这种方法能够有利地实现放射线照相设备，其中脉冲响应确定设备被布置成利用衰减时间常数和放射线的强度来确定具有单一指数函数的脉冲响应，其中所述衰减时间常数的值在0.5秒至1.0秒范围内，以及所述强度具有用于使每一放射线检测信号在放射线发射态之后的放射线非发射态下衰减到噪声级的值。
为了使放射线检测信号适当地衰减到噪声级，优选地，在以上的放射线检测信号处理方法中，放射线被发射，以便在放射线非发射态之前的放射线发射态下提供5秒至15秒范围内的放射线发射时间。
这种方法能够有利地实现放射线照相设备，其中放射线发射设备被布置成发射放射线，以便在放射线非发射态之前的放射线发射态下提供5秒至15秒范围内的放射线发射时间。
在以上的放射线检测信号处理方法中，优选地基于以下方程A-C执行从每一放射线检测信号中除去滞后部分的递推计算：
X k = Y k - Σ n = 1 N { α n · [ 1 - exp ( T n ) ] · exp ( T n ) · S nk } - - - A
Tn＝-Δt/τn                                      ...B
Snk＝Xk-1+exp(Tn)·Sn(k-1)                        ...C
其中Δt：采样时间间隔；
    k：表示采样时间序列中第k个时点的下标；
    Yk：在第k个采样时间取的放射线检测信号；
    Xk：从信号Yk除去了滞后部分的校正放射线检测信号；
    Xk-1：在前一时点取的信号Xk；
    Sn(k-1)：在前一时点的Snk；
    exp：指数函数；
    N：构成脉冲响应且具有不同时间常数的指数函数的数目；
    n：表示构成脉冲响应的指数函数之一的下标；
    αn：指数函数n的强度；以及
    τn：指数函数n的衰减时间常数；以及
利用在确定步骤中确定的具有单一指数函数的脉冲响应来消除滞后部分。
在用于从每一放射线检测信号除去滞后部分的递推计算是基于方程A-C的情况下，可以以一种有利的方式实现基于方程A-C执行递推计算的放射线照相设备。
在放射线检测信号处理方法的一个例子中，通过使用模体(phantom)作为物体(object)来执行包括确定步骤的检测信号处理，以便确定具有单一指数函数的脉冲响应，以及利用确定的脉冲响应和待检查的物体来执行包括消除步骤和获得步骤的检测信号处理。
在放射线检测信号处理方法的另一个例子中，确定步骤包括：
重复以下的一系列操作，直到发现脉冲响应适于使放射线检测信号在预定时间内衰减到噪声级为止：临时设置组成脉冲响应的衰减时间常数和强度，以及判定利用设定的脉冲响应在预定时间内到噪声级的衰减是否发生了；以及
当发现脉冲响应是适当的，认为脉冲响应是有效的。
在放射线检测信号处理方法中，可以通过中央处理器执行确定步骤，或者可以手动地执行确定步骤。
附图说明
为了说明本发明，在附图中显示了本发明的几种优选形式，然而，应该理解本发明不限于所示的确切配置和手段。
图1所示框图显示了根据本发明的荧光透视设备的整体结构；
图2是该荧光透视设备中使用的FPD的平面图；
图3所示示意图显示了在荧光透视设备的X射线照相期间采样X射线检测信号的状态；
图4所示流程图显示了第一实施例中的X射线检测信号处理方法的、直到脉冲响应确定的步骤；
图5所示流程图显示了第一和第二实施例中的X射线检测信号处理方法的、脉冲响应确定之后的步骤；
图6所示流程图显示了第一和第二实施例中的X射线检测信号处理方法中的用于消除时滞的递推计算过程；
图7显示了第一实施例中的X射线入射的状态；
图8所示流程图显示了第二实施例中的X射线检测信号处理方法的、直到脉冲响应确定的步骤；
图9显示了放射线入射的状态；
图10显示了与图9的放射线入射对应的时滞；以及
图11显示了衰减时间常数值固定的、从发射态转变到非发射态时的检测信号。
具体实施方式
以下将参照附图详细说明本发明的优选实施例。
第一实施例
图1所示框图显示了本发明第一实施例中的荧光透视设备的整体结构。
如图1所示，该荧光透视设备包括：X射线管1(放射线发射设备)，用于向病人M发射X射线；FPD2(放射线检测设备)，用于检测透射穿过病人M的X射线；模数转换器3(信号采样设备)，用于对以预定采样时间间隔Δt从FPD2(平板X射线检测器)获取的X射线检测信号(放射线检测信号)进行数字化；检测信号处理器4，用于根据从模数转换器3输出的X射线检测信号创建X射线图像；以及图像监视器5，用于显示由检测信号处理器4创建的X射线图像。即，该荧光透视设备被构造成，当病人M被X射线照射时从通过模数转换器3从FPD2获取的X射线检测信号获取X射线图像，以及将获取的X射线图像显示在图像监视器5的显示屏上。以下将特别说明该设备的每一组成部分。
X射线管1和FPD2跨过病人M彼此相对。在X射线放射照相时，X射线管1受X射线发射控制器6控制，以锥束形式向病人M发射X射线。同时，由X射线的发射产生的病人M的透过X射线影像被投射到FPD2的X射线检测表面。
X射线管1和FPD2可以分别由X射线管移动机构7和X射线检测器移动机构8控制沿病人M前后移动。在移动X射线管1和FPD2时，X射线管移动机构7和X射线检测器移动机构8受照射与检测系统移动控制器9控制，一起移动彼此相对的X射线管1和FPD2，且X射线的发射中心不变地与FPD2的X射线检测表面的中心一致。当然，X射线管1和FPD2的移动导致了病人被X射线照射的位置的变化，以及由此放射照相位置的移动。
如图2所示，FPD2在X射线检测表面上具有沿病人M的身体轴方向X纵向排列和沿垂直于身体轴的方向Y横向排列的大量X射线检测元件2a，病人M的透过X射线影像被投射到该X射线检测表面上。例如，X射线检测元件2a在X射线检测表面上排列形成一个约30cm长、30cm宽的1535×1536矩阵。FPD2的每一X射线检测元件2a对应于由检测信号处理器4创建的X射线图像的一个象素。根据从FPD2获取的X射线检测信号，检测信号处理器4创建与投射到X射线检测表面上的透过X射线影像对应的X射线图像。
模数转换器3以采样时间间隔Δt不断地取每一X射线图像的X射线检测信号，并把用于创建X射线图像的X射线检测信号存储在位于模数转换器3的下游的存储器10中。对X射线检测信号进行采样(提取)的操作在X射线照射之前就开始了。
即，如图3所示，在采样间隔Δt之间的每一周期采集透过X射线影像的所有X射线检测信号，并将其连续地存储在存储器10中。可以由操作者手动地、或者象与X射线发射命令互锁一样自动地使模数转换器3在X射线发射之前开始对X射线检测信号进行采样。
如图1所示，第一实施例中的荧光透视设备包括时滞消除器11，用于计算无时滞的校正放射线检测信号。基于以下假设通过递推计算从每一X射线检测信号中消除时滞：在以采样时间间隔从FPD2获取的每一X射线检测信号中包括的滞后部分是由于由多个具有不同衰减时间常数的指数函数构成的脉冲响应引起的。该荧光透视设备还包括脉冲响应确定器12，用于根据衰减时间常数从具有多个指数函数的脉冲响应确定具有单一指数函数的脉冲响应，其中该衰减时间常数具有用于在X射线发射态之后的非发射态下衰减到X射线检测信号的噪声级的值。
利用FPD 2，如图10所示，在每一时点产生的X射线检测信号包括与先前的X射线发射对应的信号和作为滞后部分(阴影部分)的残余信号。时滞消除器11消除该滞后部分以产生校正的、无时滞的X射线检测信号。基于这种无时滞的X射线检测信号，检测信号处理器4创建与投射到X射线检测表面的透过X射线影像对应的X射线图像。
特别是，时滞消除器11利用以下方程A-C执行从每一X射线检测信号中除去滞后部分的递推计算：
X k = Y k - Σ n = 1 N { α n · [ 1 - exp ( T n ) ] · exp ( T n ) · S nk } - - - A
Tn＝-Δt/τn                                 ...B
Snk＝Xk-1+exp(Tn)·Sn(k-1)                   ...C
其中Δt：采样时间间隔；
    k：表示采样时间序列中第k个时点的下标；
    Yk：在第k个采样时间取的X射线检测信号；
    Xk：从信号Yk除去了滞后部分的校正X射线检测信号；
    Xk-1：在前一时点取的信号Xk；
    Sn(k-1)：在前一时点的Snk；
    exp：指数函数；
    N：构成脉冲响应且具有不同时间常数的指数函数的数目；
    n：表示构成脉冲响应的指数函数之一的下标；
    αn：指数函数n的强度；以及
    τn：指数函数n的衰减时间常数。
方程A中的第二项“ Σ n = 1 N { α n · [ 1 - exp ( T n ) ] · exp ( T n ) · S nk } ”相当于滞后部分。从而，第一实施例中的放射线照相设备由组成紧凑的递推公式的方程A-C快速地推导校正的、无时滞的X射线检测信号Xk。
为了使递推公式依然更紧凑，第一实施例中的设备的脉冲响应确定器12确定具有单一指数函数的脉冲响应。以下将参照图4所示流程图说明确定脉冲响应的步骤。
在第一实施例中，随着X射线照相术的发展，模数转换器3、检测信号处理器4、X射线发射控制器6、照射与检测系统移动控制器9、时滞消除器11以及脉冲响应确定器12可以由从操作单元13输入的指令和数据操作，或者由主控制器14输出的各种命令操作。
接下来，以下将参照附图特别说明利用第一实施例中的设备执行X射线照相术的操作。
图4和图5所示的流程图显示了该实施例中的X射线照相的步骤。图4所示流程图显示了第一实施例中的X射线检测信号处理方法的、直到脉冲响应确定的步骤。图5所示流程图显示了X射线检测信号处理方法的、脉冲响应确定之后的步骤。图7显示了第一实施例中的放射线入射的状态，其中顶部图是X射线发射的时序图，中间图显示了在采样时间间隔之间的每一周期从X射线发射获得的X射线检测信号的数据，以及底部图显示了在采样时间间隔的每一周期的X射线检测信号的数据和校正的X射线检测信号。
在图4所示流程图(步骤S1-S9)中，利用充当病人M的静止物体(例如铜模体)处理检测信号。
[步骤S1]操作者预测校正的X射线校正检测信号Xk在X射线非发射态开始的一秒内衰减到噪声级NL(图7中的顶部图)，并临时设置衰减时间常数τn和强度αn。
[步骤S2]在X射线发射之前，模数转换器3开始在采样时间间隔Δt(＝1/30秒)之间的每一周期从FPD2获取一幅X射线图像的X射线检测信号Yk。获取的X射线检测信号被存储在存储器10中。
步骤S2至S6与在脉冲响应确定之后执行的、图5中的步骤Q1至Q5相同。
[步骤S3]与由操作者启动的向病人M连续地或间歇地发射X射线并行，模数转换器3继续在采样时间间隔Δt之间的每一周期获取一幅X射线图像的X射线检测信号Yk，并把信号存储在存储器10中。
发明者已发现时滞也随X射线发射时间变化。为了使校正的X射线检测信号Xk适当地衰减到噪声级，X射线发射时间优选地在5至15秒范围内，尤其希望为10秒。在第一实施例中，发射时间被设置为10秒，如图7的顶部图所示。
[步骤S4]当X射线发射完成时，操作前进到步骤S5。当X射线发射未完成，操作返回到步骤S3。
[步骤S5]从存储器10读取在一个采样序列采集的一幅X射线图像的X射线检测信号Yk。
[步骤S6]时滞消除器11根据方程A-C执行递推计算，并从各个X射线检测信号Yk推导消除了滞后部分的校正X射线检测信号Xk，即象素值。
[步骤S7]把一个采样序列(一幅X射线图像)的校正X射线检测信号Xk显示在图像监视器5上(参见图7中的底部图)。
[步骤S8]当存储器10中剩有未处理的X射线检测信号Yk时，操作返回到步骤S5。当没有剩下未处理的X射线检测信号Yk时，X射线照相结束。
在第一实施例中，时滞消除器11以采样时间间隔Δt(＝1/30秒)计算与一幅X射线图像的X射线检测信号Yk对应的校正X射线检测信号Xk，且图像显示监视器5也以采样时间间隔Δt(＝1/30秒)显示X射线检测信号Yk。在采样时间间隔Δt之间的每一周期获得的X射线检测信号Yk提供如图7的底部图所示的数据。
[步骤S9]另一方面，脉冲响应确定器12判定，在X射线发射态之后的非发射态下，校正的X射线检测信号Xk是否已衰减到图7的底部图所示的噪声级NL。在第一实施例中，脉冲响应确定器12判定校正的X射线检测信号Xk是否在X射线非发射态开始的一秒内达到噪声级NL。
当达到噪声级NL所需的时间超过从开始起的一秒，或者当在一秒内达到了噪声级但是后来又超过了噪声级，脉冲响应确定器12就判定具有设定的衰减时间常数τn和强度αn的脉冲响应不适当。相反，当达到噪声级NL所需的时间在一秒内，且后来信号保持比噪声级低，则脉冲响应确定器12判定具有设定的衰减时间常数τn和强度αn的脉冲响应是适当的。
当发现具有在步骤S1中设置的衰减时间常数τn和强度αn的脉冲响应不适当，过程返回到步骤S1，以便操作者设置不同的衰减时间常数τn和强度αn。当发现脉冲响应是适当的，脉冲响应确定器12认为该脉冲响应有效。因为设定的衰减时间常数τn和强度αn是单一的，因此只确定一个脉冲响应。
虽然在第一实施例中脉冲响应确定器12确定脉冲响应，但是不同的组件(例如主控制器14)可以具有确定脉冲响应的功能。还有，虽然脉冲响应确定器12判定脉冲响应是否适当，但是除脉冲响应确定器12之外的其它组件可以执行该功能，而独立于由脉冲响应确定器12执行的脉冲响应确定。即，由脉冲响应确定器12和主控制器14表示的中央处理器(CPU)可以确定脉冲响应，以及判定脉冲响应是否适当。还有，操作者可以观察在图像显示监视器5上显示的结果，以及根据观察判定脉冲响应是否适当。
在该说明书中的“噪声级”指的是信号强度零或优选地无限接近于零的大于零的值。从而，当操作者判定在X射线非发射态时的信号是可以忽略的，则认为信号处于噪声级NL。当脉冲响应确定器12判定脉冲响应是否适当时，操作者预先设置即使在非发射态下信号也可忽略的噪声级NL，且根据设定的噪声级NL确定脉冲响应的适合程度。当由图像显示监视器5上显示的结果确定了脉冲响应的适合程度，操作者可以观察显示的结果，并且如果即使在非发射态下信号也可忽略则判定脉冲响应是适当的。
接下来，利用在图4中确定的脉冲响应执行图5的流程图中所示的过程。在图5的流程图(步骤Q1-Q8)中，利用作为放射线检测的实际物体的病人M来处理检测信号。
[步骤Q1]与图4中的步骤S2相同。
[步骤Q2]与图4中的步骤S3相同。
[步骤Q3]与图4中的步骤S4相同。
[步骤Q4]与图4中的步骤S5相同。
[步骤Q5]与图4中的步骤S6相同。然而，此时利用在图4中确定的单一脉冲响应来执行递推计算。
[步骤Q6]检测信号处理器4根据一个采样序列(一幅X射线图像)的校正X射线检测信号Xk，创建X射线图像。
[步骤Q7]将创建的X射线图像显示在图像监视器5上。
[步骤Q8]当在存储器10中剩有未处理的X射线检测信号Yk时，操作返回到步骤Q4。当没有剩下未处理的X射线检测信号Yk，X射线照相结束。
在第一实施例中，时滞消除器11以采样时间间隔Δt(＝1/30秒)计算与一幅X射线图像的X射线检测信号Yk对应的校正X射线检测信号Xk，且检测信号处理器4也以采样时间间隔Δt(＝1/30秒)创建X射线图像。即，设备也被构造成用于以大约每秒30幅图像的速率接连地创建X射线图像，以及连续地显示创建的X射线图像。从而，有可能执行X射线图像的动态显示。
接下来，将参照图6说明由时滞消除器11在图4的步骤S6和图5的步骤Q5中执行的递推计算过程。
图6所示流程图显示了第一实施例中的放射线检测信号处理方法中的时滞消除递推计算过程。
[步骤R1]设置k＝0，且设置方程A中的X0＝0，方程C中的Sn0＝0，作为X线发射之前的初始值。因为在确定脉冲响应之前(图4)和确定脉冲响应之后(图5)指数函数都是单一(N＝1)的，因此设置S10＝0。
[步骤R2]在方程A和C中，设置k＝1。也就是，由方程C即Sn1＝X0+exp(Tn)·Sn0推导S11。进一步，通过将推出的S11和X射线检测信号Y1代入方程A中，获得校正的X射线检测信号。
[步骤R3]在使方程A和C中的k增加1(k＝k+1)之后，将前一时刻的Xk-1带入方程C中，由此获得S1k。进一步，通过将推出的S1k和X射线检测信号Yk代入A中，获得校正的X射线检测信号Xk。
[步骤R4]当剩有未处理的X射线检测信号Yk时，操作返回到步骤R3。当没有剩下未处理的X射线检测信号Yk，操作前进到下一步R5。
[步骤R5]获得一个采样序列(一幅X射线图像)的校正X射线检测信号Xk，以完成一个采样序列的递推计算。
根据第一实施例中的荧光透视设备，如上所述，当时滞消除器11通过利用递推计算从每一X射线检测信号中除去滞后部分来计算校正的X射线检测信号时，对应于X射线剂量的FPD2的脉冲响应被使用。从而，高精度地获得校正的X射线检测信号。
为通过以上计算从每一X射线检测信号中除去滞后部分，脉冲响应确定器12根据衰减时间常数τn从具有多个(N个)指数函数的脉冲响应确定具有单一(一个)指数函数的脉冲响应，其中该衰减时间常数τn具有用于使校正的X射线检测信号在X射线发射态之后的非发射态下衰减到噪声级的值。利用确定的脉冲响应消除滞后部分，以获得校正的放射线检测信号Xk。从而，所需的只是一个确定构成脉冲响应的指数函数，由此实现时滞的简单确定。因为噪声级NL是一个即使在X射线非发射态下也允许信号被忽略的级别，因此确定的脉冲响应是高度可靠的。
在第一实施例中，利用用于使信号在非发射态开始的一秒内衰减到噪声级NL的衰减时间常数τn和强度αn，来确定具有单一指数函数的脉冲响应。这样确定的脉冲响应的可靠性提高了。脉冲响应具有更高的可靠性，衰减到噪声级所花的时间更短。
在第一实施例中，每一X射线发射时间是10秒。可以通过使X射线管1发射X射线的时间在5至15秒的范围内变化，使X射线检测信号适当地衰减到噪声级。
第二实施例
以下将参照附图说明本发明的第二实施例。
图8所示流程图显示了第二实施例中的X射线检测信号处理方法的、直到脉冲响应确定的步骤。除了脉冲响应确定器12的特殊功能，第二实施例中的荧光透视设备与第一实施例中的荧光透视设备相同。第二实施例中的X射线检测信号处理方法的、脉冲响应确定之后的步骤以及由时滞消除器11执行的递推计算与第一实施例中的相同，在此不再说明。
图8所示的第二实施例的流程图中的步骤S2至S8与图4所示的第一实施例的流程图中的步骤S2至S8相同。
[步骤S1a]操作者预测信号衰减到噪声级NL，且临时设置强度αn。此时，衰减时间常数τn固定。在衰减时间常数τn被固定且强度αn被确定的情况下，衰减时间常数τn优选地在0.5秒至1.0秒的范围内，且尤其希望在0.5秒左右。在第二实施例中，衰减时间常数τn固定为0.5秒。
[步骤S2]与图4中的步骤S2相同。
[步骤S3]与图4中的步骤S3相同。
[步骤S4]与图4中的步骤S4相同。
[步骤S5]与图4中的步骤S5相同。
[步骤S6]与图4中的步骤S6相同。
[步骤S7]与图4中的步骤S7相同。
[步骤S8]与图4中的步骤S8相同。
[步骤S9a]脉冲响应确定器12判定，在X射线发射态之后的非发射态下，校正的X射线检测信号Xk是否已衰减到噪声级NL。执行该判断的方式与第一实施例中的相同，将不再说明。然而，因为衰减时间常数τn预先固定在0.5秒至1.0秒的范围之内，因此不需要与第一实施例中一样限制为从非发射态开始的一秒。衰减可以在非发射态开始的预定时间内发生。当信号不能衰减到噪声级NL，脉冲响应确定器12判定具有设定的强度αn的脉冲响应是不适当的。相反，当信号衰减到噪声级NL，脉冲响应确定器12判定具有设定的强度αn的脉冲响应是适当的。
当发现具有在步骤S1a中设置的强度αn的脉冲响应不适当，过程返回到步骤S1a，以便操作者设置不同的强度αn。当发现脉冲响应是适当的，脉冲响应确定器12认为该脉冲响应是有效的。因为设定的强度αn是单一的，因此只确定一个脉冲响应。
在第二实施例中，与第一实施例中一样，由脉冲响应确定器12或主控制器14表示的CPU(中央处理器)可以确定脉冲响应，以及判定脉冲响应是否适当。还有，操作者可以观察在图像显示监视器5上显示的结果，以及根据观察判定脉冲响应是否适当。
根据第二实施例中的荧光透视设备，如上所述，利用在0.5秒至1.0秒范围内变化(例如0.5秒)的衰减时间常数τn和具有使信号衰减到噪声级NL的值的强度αn，来确定具有单一指数函数的脉冲响应。这样确定的脉冲响应的可靠性提高了。
本发明不限于上述实施例，而是可以作如下改变：
(1)上述实施例采用FPD作为放射线检测设备。本发明也适用于具有除FPD之外的放射线检测设备的设备，其中FPD造成了X射线检测信号的时滞。
(2)虽然上述实施例中的设备是荧光透视设备，但是本发明也适用于除荧光透视设备之外的设备，例如X射线CT设备。
(3)上述实施例中的设备被设计为医用。本发明不仅适用于这种医学设备，而且适用于工业用设备，例如无损检测设备。
(4)上述实施例中的设备使用X射线作为放射线。本发明也适用于使用除X射线之外的放射线的设备。
可以在不背离本发明的精神或本质属性的情况下以其它特殊形式实施本发明，因此应该参考附加的权利要求而非上述说明书，来限定本发明的范围。

Claims (20)

1.一种放射线照相设备，用于当放射线被发射到待检查物体时，根据放射线检测装置以预定采样时间间隔输出的放射线检测信号获得放射线照相图像，所述放射线照相设备具有：放射线发射装置，用于向待检查的物体发射放射线；放射线检测装置，用于检测透射穿过待检查物体的放射线；以及信号采样装置，用于以预定的采样时间间隔从放射线检测装置获取放射线检测信号，所述放射线照相设备包括：
时滞消除装置，用于基于以下假设通过递推计算从放射线检测信号中除去滞后部分：以预定采样时间间隔获取的每一所述放射线检测信号中包括的滞后部分是由于由多个具有不同衰减时间常数的指数函数构成的脉冲响应引起的；以及
脉冲响应确定装置，用于根据衰减时间常数从所述由多个指数函数构成的脉冲响应确定具有单一指数函数的脉冲响应，所述衰减时间常数具有用于使每一所述放射线检测信号在放射线发射态之后的放射线非发射态下衰减到噪声级的值；
其中所述时滞消除装置被布置成，通过使用由所述脉冲响应确定装置确定的具有单一指数函数的脉冲响应以及从放射线检测信号中除去滞后部分，来获得校正的放射线检测信号。
2.根据权利要求1所述的放射线照相设备，其中所述脉冲响应确定装置被布置成利用衰减时间常数和放射线的强度来确定所述具有单一指数函数的脉冲响应，所述衰减时间常数的值用于使每一所述放射线检测信号在所述放射线发射态之后的所述放射线非发射态下、在所述放射线非发射态开始的一秒内衰减到所述噪声级。
3.根据权利要求1所述的放射线照相设备，其中所述脉冲响应确定装置被布置成利用衰减时间常数和放射线的强度来确定所述具有单一指数函数的脉冲响应，所述衰减时间常数的值在0.5秒至1.0秒范围内，所述强度具有用于使每一所述放射线检测信号在所述放射线发射态之后的所述放射线非发射态下衰减到所述噪声级的值。
4.根据权利要求1所述的放射线照相设备，其中所述放射线发射装置被布置成发射放射线，以便在所述放射线非发射态之前的所述放射线发射态下提供5秒至15秒范围内的放射线发射时间。
5.根据权利要求1所述的放射线照相设备，其中所述时滞消除装置被布置成，基于以下方程A-C执行从每一放射线检测信号中除去滞后部分的递推计算：
X k = Y k - Σ n = 1 N { α n · [ 1 - exp ( T n ) ] · exp ( T n ) · S nk } · · · A
Tn＝-Δt/τn                                  …B
Snk＝Xk-1+exp(Tn)·Sn(k-1)                    …C
其中Δt：采样时间间隔；
k：表示采样时间序列中第k个时点的下标；
Yk：在第k个采样时间取的放射线检测信号；
Xk：从信号Yk除去了滞后部分的校正放射线检测信号；
Xk-1：在前一时点取的信号Xk；
Sn(k-1)：在前一时点的Snk；
exp：指数函数；
N：构成脉冲响应且具有不同时间常数的指数函数的数目；
n：表示构成脉冲响应的指数函数之一的下标；
αn：指数函数n的强度；以及
τn：指数函数n的衰减时间常数；以及利用由所述脉冲响应确定装置确定的具有单一指数函数的脉冲响应来消除所述滞后部分。
6.根据权利要求1所述的放射线照相设备，其中所述放射线检测装置是平板X射线检测器，其在X射线检测表面上具有纵向和横向排列的大量X射线检测元件。
7.根据权利要求1所述的放射线照相设备，其中所述设备是医学设备。
8.根据权利要求7所述的放射线照相设备，其中所述医学设备是荧光透视设备。
9.根据权利要求7所述的放射线照相设备，其中所述医学设备是X射线CT设备。
10.根据权利要求1所述的放射线照相设备，其中所述设备用于工业用途。
11.根据权利要求10所述的放射线照相设备，其中所述工业用设备是无损检测设备。
12.一种放射线检测信号处理方法，用于以预定采样时间间隔获取通过照射待检查物体产生的放射线检测信号，以及根据以预定采样时间间隔输出的放射线检测信号执行信号处理以获得放射线照相图像，所述方法包括以下步骤：
基于以下假设通过递推计算从放射线检测信号中除去滞后部分：以预定采样时间间隔获取的每一所述放射线检测信号中包括的滞后部分是由于由多个具有不同衰减时间常数的指数函数构成的脉冲响应引起的；
在以上消除步骤之前，根据衰减时间常数从所述由多个指数函数构成的脉冲响应确定具有单一指数函数的脉冲响应，所述衰减时间常数具有用于使每一所述放射线检测信号在放射线发射态之后的放射线非发射态下衰减到噪声级的值；以及
通过使用在以上确定步骤中确定的脉冲响应以及从放射线检测信号中除去滞后部分，获得校正的放射线检测信号。
13.根据权利要求12所述的放射线检测信号处理方法，其中所述确定步骤被执行，以便利用衰减时间常数和放射线的强度确定所述具有单一指数函数的脉冲响应，所述衰减时间常数的值用于使每一所述放射线检测信号在所述放射线发射态之后的所述放射线非发射态下、在所述放射线非发射态开始的一秒内衰减到所述噪声级。
14.根据权利要求12所述的放射线检测信号处理方法，其中所述确定步骤被执行，以便利用衰减时间常数和放射线的强度确定所述具有单一指数函数的脉冲响应，所述衰减时间常数的值在0.5秒至1.0秒范围内，所述强度具有用于使每一所述放射线检测信号在所述放射线发射态之后的所述放射线非发射态下衰减到所述噪声级的值。
15.根据权利要求12所述的放射线检测信号处理方法，其中放射线被发射，以便在所述放射线非发射态之前的所述放射线发射态下提供5秒至15秒范围内的放射线发射时间。
16.根据权利要求12所述的放射线检测信号处理方法，其中基于以下方程A-C执行从每一放射线检测信号中除去滞后部分的递推计算：
X k = Y k - Σ n = 1 N { α n · [ 1 - exp ( T n ) ] · exp ( T n ) · S nk } · · · A
Tn＝-Δt/τn                              …B
Snk＝Xk-1+exp(Tn)·Sn(k-1)                …C
其中Δt：采样时间间隔；
k：表示采样时间序列中第k个时点的下标；
Yk：在第k个采样时间取的放射线检测信号；
Xk：从信号Yk除去了滞后部分的校正放射线检测信号；
Xk-1：在前一时点取的信号Xk；
Sn(k-1)：在前一时点的Snk；
exp：指数函数；
N：构成脉冲响应且具有不同时间常数的指数函数的数目；
n：表示构成脉冲响应的指数函数之一的下标；
αn：指数函数n的强度；以及
τn：指数函数n的衰减时间常数；以及利用在所述确定步骤中确定的具有单一指数函数的脉冲响应来消除所述滞后部分。
17.根据权利要求12所述的放射线检测信号处理方法，其中通过使用模体作为物体来执行包括所述确定步骤的检测信号处理，以便确定所述具有单一指数函数的脉冲响应，以及利用确定的脉冲响应和待检查的物体来执行包括所述消除步骤和所述获得步骤的检测信号处理。
18.根据权利要求12所述的放射线检测信号处理方法，其中所述确定步骤包括：
重复以下的一系列操作，直到发现脉冲响应适于使放射线检测信号在所述预定时间内衰减到所述噪声级为止：临时设置组成所述脉冲响应的衰减时间常数和强度，以及判定利用设定的脉冲响应在预定时间内到所述噪声级的衰减是否发生了；以及
当发现脉冲响应是适当的，认为脉冲响应是有效的。
19.根据权利要求12所述的放射线检测信号处理方法，其中通过中央处理器执行所述确定步骤。
20.根据权利要求12所述的放射线检测信号处理方法，其中手动地执行所述确定步骤。
CNB2004100563370A 2003-08-08 2004-08-06 放射线照相设备和放射线检测信号处理方法 Expired - Fee Related CN100337592C (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2003290332 2003-08-08
JP2003290332A JP4483223B2 (ja) 2003-08-08 2003-08-08 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN1579329A true CN1579329A (zh) 2005-02-16
CN100337592C CN100337592C (zh) 2007-09-19

Family

ID=34114124

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CNB2004100563370A Expired - Fee Related CN100337592C (zh) 2003-08-08 2004-08-06 放射线照相设备和放射线检测信号处理方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US7313218B2 (zh)
JP (1) JP4483223B2 (zh)
KR (1) KR100690377B1 (zh)
CN (1) CN100337592C (zh)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102007759B (zh) * 2008-07-24 2013-03-27 株式会社岛津制作所 光或放射线摄像装置
CN104918552A (zh) * 2013-01-08 2015-09-16 株式会社岛津制作所 放射线摄影装置

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006334085A (ja) * 2005-06-01 2006-12-14 Shimadzu Corp 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法
GB0601865D0 (en) * 2006-01-30 2006-03-08 Bp Chem Int Ltd Process
KR100970540B1 (ko) * 2006-02-20 2010-07-16 가부시키가이샤 시마즈세이사쿠쇼 방사선 촬상장치 및 방사선 검출신호처리방법
KR100987857B1 (ko) * 2006-02-23 2010-10-13 가부시키가이샤 시마즈세이사쿠쇼 방사선 촬상장치 및 방사선 검출신호 처리방법
US20100019176A1 (en) * 2006-12-12 2010-01-28 Koichi Tanabe Imaging apparatus
JP5405093B2 (ja) * 2008-12-05 2014-02-05 富士フイルム株式会社 画像処理装置及び画像処理方法
CN105816191A (zh) * 2016-02-29 2016-08-03 魏苗苗 一种心脏内科急救检测胸腔设备
KR102365068B1 (ko) * 2020-06-17 2022-02-17 연세대학교 산학협력단 방사선 치료 장비의 환자 정도관리용 선량 평가 방법 및 시스템
KR102388907B1 (ko) * 2020-06-23 2022-04-21 연세대학교 원주산학협력단 즉발 감마선영상 및 양전자방출단층영상을 이용한 체내 양성자 선량분포 측정장치의 제어모듈

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4000425A (en) * 1975-08-01 1976-12-28 Craig Dwin R Apparatus for producing axial tomograms
US5265013A (en) * 1990-11-19 1993-11-23 General Electric Company Compensation of computed tomography data for X-ray detector afterglow artifacts
US5517544A (en) * 1991-02-20 1996-05-14 Elscint Ltd. Afterglow artifact reduction
US5249123A (en) * 1991-11-25 1993-09-28 General Electric Company Compensation of computed tomography data for detector afterglow
US5359638A (en) * 1992-03-30 1994-10-25 General Electric Company Method for recursive filtering residual afterglow from previous computed tomography scans
US6295331B1 (en) * 1999-07-12 2001-09-25 General Electric Company Methods and apparatus for noise compensation in imaging systems
US6493646B1 (en) * 2000-02-16 2002-12-10 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc High order primary decay correction for CT imaging system detectors
JP2002202395A (ja) * 2000-12-28 2002-07-19 Hitachi Ltd 原子炉出力測定装置
US6665616B2 (en) * 2001-04-17 2003-12-16 Medhat W. Mickael Method for determining decay characteristics of multi-component downhole decay data
JP2003061945A (ja) * 2001-08-30 2003-03-04 Hitachi Medical Corp Ｘ線ｃｔ装置
JP4164282B2 (ja) * 2002-04-16 2008-10-15 キヤノン株式会社 放射線撮影装置、放射線撮影方法及びコンピュータプログラム
US20030223539A1 (en) * 2002-05-31 2003-12-04 Granfors Paul R. Method and apparatus for acquiring and storing multiple offset corrections for amorphous silicon flat panel detector
DE10361397A1 (de) * 2003-12-29 2005-07-28 Siemens Ag Bildaufnahmevorrichtung

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102007759B (zh) * 2008-07-24 2013-03-27 株式会社岛津制作所 光或放射线摄像装置
CN104918552A (zh) * 2013-01-08 2015-09-16 株式会社岛津制作所 放射线摄影装置

Also Published As

Publication number Publication date
JP4483223B2 (ja) 2010-06-16
US20050031070A1 (en) 2005-02-10
CN100337592C (zh) 2007-09-19
JP2005058348A (ja) 2005-03-10
KR100690377B1 (ko) 2007-03-09
US7313218B2 (en) 2007-12-25
KR20050018620A (ko) 2005-02-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN100337592C (zh) 放射线照相设备和放射线检测信号处理方法
CN1460452A (zh) 三维反投影方法和一种x射线计算机层析成像装置
CN100350880C (zh) 放射线摄影装置、放射线摄影方法
CN1268288C (zh) 放射线图象处理方法、及其装置、其系统、图象诊断支援方法及其系统
CN1682658A (zh) 放射层析成像装置和使用该装置的成像方法
CN1265764C (zh) X射线检查装置
CN1911177A (zh) 超声波诊断装置和超声波发送方法
CN1307943C (zh) 逆投影方法和x射线计算机化断层摄影装置
CN1575765A (zh) X射线ct成像方法和x射线ct系统
CN1535659A (zh) Ct系统校正系数计算方法、束硬化后处理方法及ct系统
CN1931092A (zh) X－射线诊断装置及获得x－射线图象的方法
CN1976637A (zh) 超声波诊断装置
CN1421180A (zh) 超声诊断装置
CN1878501A (zh) 图像处理方法、图像处理装置、医用图像诊断支援系统以及时间轴方向滤波方法
CN1637781A (zh) 图像处理装置、图像处理方法以及图像处理系统
CN1812502A (zh) 图像拾取设备、其照相机主体、以及可互换式透镜
US7460643B2 (en) Radiographic apparatus and radiation detection signal processing method
CN1940967A (zh) 用于分割图像的方法、装置和程序
CN1572251A (zh) 射线照相设备
CN1518956A (zh) 三维反向投影方法和x射线ct装置
CN1278228C (zh) 两层粘贴缓冲区和显示装置
CN1164990A (zh) 超声图象的显示方法和超声诊断设备
CN1520780A (zh) X射线照相设备
CN1669529A (zh) 串扰校正方法和x射线计算机断层扫描设备
CN1862251A (zh) X－射线ct设备

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20070919

Termination date: 20140806

EXPY Termination of patent right or utility model