FI121051B - Automaattinen kuvan valotuksen säätömenetelmä ja menetelmää käyttävä automaattinen valotuksen säätöjärjestelmä - Google Patents

Description

Automaattinen kuvan valotuksen säätömenetelmä ja menetelmää käyttävä automaattinen valotuksen säätöjärjestelmä - Automatiskt forfarande för kont-roll av bildens exponering samt automatiskt exponeringskontrollsystem som utnyttjar förfarandet 5

Keksinnön ala

Esillä oleva keksintö kohdistuu patenttivaatimuksen 1 johdannon mukaiseen automaattiseen valotuksen säätömenetelmään, joka on edullisesti sovellettavissa kuvan-tamiseen, jossa käytetään elektronista kuvailmaisinta, ja automaattista valotuksen 10 säätömenetelmää käyttävään automaattiseen valotuksen säätöjärjestelmään. Tässä elektroninen kuvailmaisin käsittää sellaisen ilmaisimen, joka ilmaisee näkyvää valoa ja röntgensäteilyä.

Tekniikan taso

Seuraavat tekniikan tasot esittävät röntgenkuvauslaitteen valotuksen ohjauksen.

15 Julkaisussa JP-A-62-43990 esitetään radiografian menetelmä, jossa valojohde röntgensäteilyn muuntamiseksi varataan sähköllä ennen röntgensäteillä valottamista tai kuvan skannauksen jälkeen, pinta skannataan valottamatta röntgensäteillä, ja valottoman sähköpurkauksen kuvan kuva-arvo vähennetään röntgenkuvan kuva-arvosta.

20 Lisäksi julkaisussa JP-A-2000-175907 esitetään pimeävirran kompensaatio-teknologia, kun kyseessä on panoraamaradiografia CCD-anturilla, jossa CCD-anturin valotusosan signaaleja verrataan valottamattoman osan pimeävirta-komponentin signaaleihin pimeävirtakompensaation suorittamiseksi.

Vielä lisäksi julkaisussa JP-A-6-38950 esitetään röntgenkuvauslaite, jossa valodiodi 25 säteilyannoksen tarkkailemiseksi muodostetaan elektronisen kuvailmaisimen, kuten CCD-anturin, pohjalevyn takaosaan, ja röntgensäteilyn lähtöä ohjataan ilmaisemalla läpäisseet röntgensäteet valodiodilla reaaliajassa radiografian aikana.

Vielä lisäksi japanilaisessa patentissa nro 3307519 esitetään lääketieteellinen röntgenkuvauslaite, jossa annosilmaisin kohteen läpi kulkevan röntgensäteily-30 määrän ilmaisemiseksi on järjestetty röntgenkuvauslaitteeseen CCD-anturin viereen. CCD-anturiin saapuva röntgensäteilymäärä ilmaistaan annosilmaisimella etukäteen, ja röntgengeneraattoria säädetään takaisinkytkentäisesti.

2

Kuitenkin julkaisun JP-A-62-43990 mukaan vaaditaan erityinen röntgenkuvauksen elementti kuten valojohde röntgensäteilyn muuntamiseksi, kuten seleeni, jolloin ongelmana on, että suurta käsittelynopeutta hyvällä erottelutarkkuudella, kuten elektroninen kuva, ei voida saavuttaa, ja laite on hyvin kallis. Lisäksi tämän 5 menetelmän mukaan valottoman sähköpurkauksen kuvan kuva-arvo koko valo-johteelle röntgensäteilyn muuntamiseksi otetaan käyttöön varaamalla valojohde sähköllä ennen röntgenvalotusta tai sen jälkeen, ja käyttöön otettu arvo vähennetään röntgenkuvan saman kuvapisteen kuva-arvosta kompensaation suorittamiseksi. Jos radiografian olosuhteet kuten radiografian aika ovat erilaiset kun valottoman 10 sähköpurkauksen kuva saadaan, tarkoituksenmukaista kompensaatiota ei suoriteta. Lisäksi tekniikan taso ei ehdota röntgengeneraattorin takaisinkytkentäsäätöä.

Julkaisun JP-A-2000-175907 mukaan panoraamaröntgenkuvauslaitteen CCD-antu-rin valottamattoman osan pimeävirtasignaaleja käytetään pimeävirran kompensoimiseksi. Kuitenkaan pimeävirtakompensaatiota ei suoriteta samaan aikaan radio-15 grafian kanssa, joten röntgengeneraattorin takaisinkytkentäsäätöä ei suoriteta. Automaattisen valotuksen ohjauksen on suoritettava reaaliaikaohjaus, joten reaaliaikainen signaalinkäsittely ei ole mahdollista tekniikan tasossa.

Lisäksi julkaisun JP-A-6-38950 mukaan radiografian aikana läpäissyt röntgensäteily ilmaistaan reaaliajassa valodiodilla, joka on järjestetty levyn takaosaan, joten koko 20 silmukan vasteen on oltava hyvin nopea röntgensäteilymäärän stabiloimiseksi syöttämällä ilmaisusignaalit takaisin röntgensäteilylähteeseen. Se on fysikaalisesti hyvin vaikeaa, ja tällainen laite tulee kalliiksi sen erikoisen rakenteen vuoksi.

Vielä lisäksi japanilaisen patentin nro 3307519 mukaan CCD-anturiin saapuvan röntgensäteilyn määrä ilmaistaan etukäteen, ja röntgengeneraattoria säädetään takai-25 sinkytkentäisesti. Kuitenkaan CCD-anturin lähdön pimeävirtakomponenttia ei oteta huomioon. Siksi kun kyseessä on säätö, kuten skannausnopeuden muuttaminen radiografian aikana, silloinkin kun pimeävirtakomponentti CCD-anturin lähdössä muuttuu vastaavasti, tätä pimeävirtakomponentin muutosta ei ole ajateltu. Tämä rakenne on myös erityinen ja hyvin kallis.

30 Yhteenveto keksinnöstä

Esillä oleva keksintö esitetään edellä mainittujen ongelmien ratkaisemiseksi. Esillä olevan keksinnön kohteena on aikaansaada automaattinen valotuksen säätömenetelmä, jossa säteily valon intensiteettiä säädetään takaisinkytkennällä siten, että kuva, josta pimeävirtakomponentti poistetaan, on ennalta määrätyn tiheyden vaih 3 teluvälin rajoissa, ja aikaansaada menetelmää käyttävä automaattinen säätöjärjestelmä.

Keksinnön mukaiselle säätömenetelmälle on tunnusomaista, että menetelmässä käytetään elektronista kuvailmaisinta, joka on jaettu kuva-alkion 5 muodostamis-osaan, johon valosähköisellä muunnoksella tai suoraan röntgensäteitä ilmaisemalla generoidut sähkövaraukset valotusta vastaanotettaessa tallennetaan varaus-signaalina, ja pimeävirran mittausosaan, johon tallennetaan pimeävirta varauksena kun valotusta ei vastaanoteta, lasketaan mainittuun kuva-alkion muodostamisosaan tallennettu pimeävirran 10 komponentti käyttämällä toisaalta kuva-alkion muodostamisosan sisältämän pimeävirran komponentin ja toisaalta pimeävirran mittausosan sisältämän pimeävirran komponentin välistä suhdetietoa (a2), ja mainittu takaisinkytketty säätö toteutetaan suorittamalla kompensaatioprosessi, jossa vähennetään näin laskettu pimeävirran komponentti sanottuun kuva-alkion 15 muodostamisosaan tallennetusta varaussignaalista.

On edullista, että mainitussa kompensaatioprosessissa parametrinä käytetään suhde-tietoa (a2(pk)) kunkin määrätyn pikselielementtisarakkeen tallennetun varaus-signaalin lähdön muutosarvon mainitussa kuva-alkion muodostamisosassa kiinteässä valotusajassa, ja vastaavasti määrätyn pikselielementin tai ainakin yhden 20 määrätyn pikseli-elementtisarakkeen tallennetun varaussignaalin lähdön muutos-arvon mainitussa pimeävirran mittausosassa kiinteässä valotusajassa välillä, jolloin nämä lähdön muutosarvot saadaan silloin kun kuva-alkion muodostamisosaa ja pimeävirran mittausosaa ei valoteta.

Esillä olevan keksinnön automaattisen kuvan valotuksen säätömenetelmän mukaan 25 säteilyvalon intensiteettiä säädetään takaisinkytkentäisesti lisäämällä ennalta määrätty viivetekijä säädön tavoitearvoon.

Viive-elinten lisäämiseksi voidaan käyttää analogista prosessia alipäästösuotimen sekä kondensaattorin ja resistanssin avulla tai voidaan käyttää digitaalista prosessia siten, että ajan vaimennuskerroin painotetaan menneelle arvolle lisättäväksi nyky-30 arvoon.

Lisäksi esillä olevan keksinnön automaattisen kuvan valotuksen säätömenetelmän mukaan mainittu elektroninen kuvailmaisin suorittaa panoraamaradiografian, 4 päänmittauksen radiografian, lineaariskannauksen radiografian, dentaaliradiografian tai TT-radiografian.

Lisäksi esillä oleva keksintö kohdistuu vaatimuksen 5 johdannon mukaiseen lääketieteellisen digitaalisen röntgenkuvauslaitteen automaattisen valotuksen säätö-5 järjestelmään, jolle on tunnusomaista se, että säätöjärjestelmä käsittää: elektronisen kuvailmaisimen, joka on jaettu kuva-alkion muodostamisosaan, johon valosähköisellä muunnoksella tai suoraan röntgensäteitä ilmaisemalla generoidut sähkövaraukset valetusta vastaanotettaessa tallennetaan varaussignaalina, ja pimeä-virran mittausosaan, johon tallennetaan pimeävirta varauksena kun valotusta ei 10 vastaanoteta, ja säätövälineet takaisinkytkennän suorittamiseksi, joissa lasketaan mainittuun kuva-alkion muodostamisosaan tallennettu pimeävirran komponentti käyttämällä toisaalta kuva-alkion muodostamisosan sisältämän pimeävirran komponentin ja toisaalta pimeävirran mittausosan sisältämän pimeävirran 15 komponentin välistä suhdetietoa (a2), ja mainittu takaisinkytketty säätö toteutetaan suorittamalla kompensaatioprosessi, jossa vähennetään näin laskettu pimeävirran komponentti sanottuun kuva-alkion muodostamisosaan tallennetusta varaussignaalista.

Keksinnön mukainen automaattinen valotuksen säätöjärjestelmä voi käsittää muistin 20 sellaisen ennakolta muodostetun parametrin tallentamiseksi, joka on suhdetieto (a2(pk)) kunkin määrätyn pikselielementtisarakkeen tallennetun varaussignaalin lähdön muutosarvon mainitussa kuva-alkion muodostamisosassa kiinteässä valotus-ajassa, ja vastaavasti määrätyn pikselielementin tai ainakin yhden määrätyn pikselielementtisarakkeen tallennetun varaussignaalin lähdön muutosarvon mainitussa 25 pimeävirran mittausosassa kiinteässä valotusajassa välillä, jolloin nämä lähdön muutosarvot saadaan silloin kun kuva-alkion muodostamisosaa ja pimeävirran mittausosaa ei valoteta.

Vielä lisäksi esillä olevan keksinnön automaattisen valotuksen säätömenetelmän samoin kuin säätöjärjestelmän mukaan mainitun röntgensäteiden intensiteetin 30 takaisinkytkentäsäätö suoritetaan säätämällä ainakin yhtä seuraavista: röntgensäteilyn skannausnopeus, röntgenputken virta, röntgenputken jännite ja gradaatio-prosessi.

5

Keksinnön vaikutus

Kun esillä olevassa keksinnössä esitettyä automaattista valotuksen säätömenetelmää sovelletaan kuvan muodostamisen laitteeseen kuvan muodostamiseksi säteilyttä-mällä valoa, joka sisältää näkyvää valoa, tutkittavaan kohteeseen säteilylähteestä, 5 kuva muodostetaan siten, että säteilyvalon intensiteettiä säädetään takaisin-kytkentäisesti sen määrän arvon, joka määritetään poistamalla kuvailmaisimen pimeävirran mittausosan määrättyyn pikselielementtiin tai määrättyyn pikseli-elementtisarakkeeseen tallennetut varauksen signaalit niistä varauksen signaaleista, jotka on tallennettu kuvailmaisimen kuva-alkion muodostamisosan määrättyyn 10 pikselielementtiin tai määrättyyn pikselielementtisarakkeeseen, pitämiseksi ennalta määrätyn tiheyden vaihteluvälin rajoissa, mahdollistaen siten edullisen pikselikuva-datan muodostamisen ilman pimeävirtakomponenttia.

Lisäksi esillä olevassa keksinnössä esitetyn automaattisen valotuksen säätömenetelmän mukaan ennalta määrätylle valotusajalle kuva-alkion muodostamisosan 15 määrätyn pikselielementin tai määrätyn pikselielementtisarakkeen tallennetun varauksen signaalien lähdön muutoksen ja pimeävirran mittausosan pikselielementin tai ainakin yhden pikselielementtisarakkeen tallennetun varauksen signaalien lähdön muutosarvoa käytetään operaatioon, jolloin helpotetaan kompensaatiokäsittelyä.

Vielä lisäksi esillä olevan keksinnön automaattisen valotuksen säätömenetelmän 20 mukaan säteilyvalon intensiteettiä säädetään takaisinkytkentäisesti ennalta määrätyllä viivetekijällä säädön tavoitearvolle siten, ettei takaisinkytkentäsäädön aiheuttama viivoitushäiriö näy tuloksena olevassa kuvassa.

Lisäksi esillä olevan keksinnön automaattisen valotuksen säätömenetelmän mukaan automaattinen valotuksen ohjaus voidaan suorittaa, kun kyseessä on panoraama-25 radiografia, päänmittauksen radiografia, lineaariskannauksen radiografia, dentaali-radiografia tai TT-radiografia.

Esillä olevan keksinnön automaattisen valotuksen säätömenetelmän mukaan edellä mainittuja menetelmiä sovelletaan lääketieteelliseen digitaaliseen röntgenkuvaus-laitteeseen siten, että edellä mainitut samat vaikutukset voidaan saada aikaan.

30 Automaattisen valotuksen säätömenetelmän mukaan, jossa takaisinkytkentäsäädön kohteena on ainakin yksi seuraavista: röntgensäteilyn skannausnopeus, röntgen-putken virta ja röntgenputken jännite, sopiva säädön kohde voidaan valita riippuen radiografian olosuhteista, ja automaattinen valotuksen ohjaus toivottavan kuvan laadun saamiseksi voidaan suorittaa niitä yhdistämällä.

6

Esillä olevan keksinnön lääketieteellisen digitaalisen röntgenkuvauslaitteen mukaan voidaan aikaansaada samat vaikutukset kuin edellä mainituilla menetelmillä.

Lyhyt kuvaus piirustuksista

Kuvio 1 on lohkokaavio automaattisen valotuksen säätölaitteesta, ja se esittää esillä 5 olevan keksinnön periaatteen.

Kuvio 2A on huomattavan pikselielementin pimeävirtakomponentin ja pimeävirran mittausosan vastaavan lähdön muutoksen vertailukaavio panoraamaradiografian tapauksessa.

Kuvio 2B on kaavio, joka esittää pimeävirtakomponentin ja valotusajan T suhteen 10 tavallisen röntgentransmissioradiografian tapauksessa.

Kuvio 3 on pimeävirran kompensaatiotaulukko.

Kuvio 4 on kaavio, joka esittää valotuksen säätösignaalien ja ohjausvirran suhteen.

Kuvio 5A on vuokaavio, joka esittää, kuinka kompensaatiotaulukko muodostetaan.

Kuvio 5B on vuokaavio, joka esittää automaattisen valotuksen säätömenetelmän 15 proseduurin.

Kuvio 6 on ulkopuolinen kuva lääketieteellisestä digitaalisesta röntgenkuvaus-laitteesta, jolla voidaan suorittaa panoraamaradiografia sovellettaessa esillä olevaa keksintöä.

Kuvio 7 on ulkopuolinen kuva radiografian ilmaisimesta, joka on osa kuvion 6 20 lääketieteellistä digitaalista röntgenkuvauslaitetta.

Kuvio 8 selittää kuvion 7 radiografian ilmaisimen sisäpuolisen rakenteen.

Kuvio 9 on lohkokaavio, joka esittää kuvion 6 lääketieteellisen digitaalisen röntgenkuvauslaitteen osana olevan päärungon säätöosan rakenteen.

Kuvio 10 on lohkokaavio, joka esittää kuvion 6 lääketieteellisen digitaalisen 25 röntgenkuvauslaitteen osana olevan radiografian ilmaisimen rakenteen.

Kuvio 11 esittää kuvion 9 elektronisen kuvailmaisimen rakenteen.

Kuvio 12 on panoraamaröntgenkuva, joka on saatu kuvion 6 lääketieteellisellä digitaalisella röntgenkuvauslaitteella.

7

Kuvio 13 on ulkopuolinen kuva lääketieteellisestä digitaalisesta röntgenkuvaus-laitteesta, jolla voidaan suorittaa päänmittauksen radiografia sovellettaessa esillä olevaa keksintöä.

Kuvio 14 esittää röntgengeneraattorin, tutkittavan kohteen ja radiografian ilmaisi-5 men palkkasuhteen päänmittauksen radiografian tapauksessa.

Kuvio 15 on lohkokaavio, joka esittää lääketieteellisen digitaalisen röntgenkuvaus-laitteen rakenteen, millä laitteella voidaan suorittaa lineaariskannauksen radiografia sovellettaessa esillä olevaa keksintöä.

Kuvio 16 esittää kuvion 15 lääketieteellisen digitaalisen röntgenkuvauslaitteen 10 osana olevan paikanilmaisuvälineen olennaisen osan.

Kuvio 17 esittää, kuinka lääketieteellistä digitaalista röntgenkuvauslaitetta, jolla voidaan suorittaa dentaaliradiografia, käytetään sovellettaessa esillä olevaa suoritusmuotoa.

Kuvio 18 on poikkileikkauskuva radiografian ilmaisimesta, joka on osa kuvion 15 15 lääketieteellistä digitaalista röntgenkuvauslaitetta.

Keksinnön yksityiskohtainen selitys

Automaattinen röntgenkuvan valotuksen säätömenetelmä ja menetelmää käyttävä käytännön lääketieteellinen digitaalinen röntgenkuvauslaite selitetään jäljempänä.

Suoritusmuoto 1 20 Kuvio 1 selittää esillä olevan keksinnön automaattisen valotuksen säätölaitteen perusrakenteen. Automaattisessa valotuksen ohjauslaitteessa AI on elektroninen kuvailmaisin la, kuten CCD-anturi, joka vastaanottaa valon, joka on säteilytetty valon säteilylähteestä 7 ja kuljetettu kuvattavan kohteen H läpi, ohjauksen käsittely-väline 2 ja säteilylähteen ohjausväline 20d. Elektronista kuvailmaisinta la ohjataan 25 kuvailmaisimen ohjauspiirin 1 Id ohjauskellolla, mikä piiri muodostaa ohjauskellon TDI-kellosta (Time Delay Integration) ja jakautuu kuva-alkion muodostamisosaan laa, pimeävirran mittausosaan lahja tallennetun varauksen siirto-osaan lac.

Kuva-alkion muodostamisosassa laa CCD, joka varaaja siirtää runsaalla energialla valon (röntgensäteet jne.) muodostaman sähkövarauksen, on järjestetty sarakkee-30 seen. Myös pimeävirran mittausosaan lab on järjestetty yksi tai useita CCD-sarak-keita kuten kuva-alkion muodostamisosaan laa. Kuitenkin pimeävirran mittaus- 8 osassa lab CCD on peitetty (suojaten röntgensäteilyltä) siten, ettei sitä aina valoteta. Tallennetun varauksen siirto-osassa lac CCD, joka on tarkoitettu siirtämään sähkö-varauksen, joka on lähetetty kuva-alkion muodostamisosan laa ja pimeävirran mittausosan lab kustakin sarakkeesta, on järjestetty sarakkeeseen. Tallennetun 5 varauksen signaalit kuva-alkion muodostamisosasta laa ja pimeävirran mittaussignaalit pimeävirran mittausosasta lab lähetetään peräkkäin kiintein aikavälein alhaalla oikealla olevasta ulostulosta ohjauksen käsittelyvälineeseen 2.

Huomattava pikselielementti lag asetetaan kuva-alkion muodostamisosaan laa automaattisen valotuksen ohjauksen suorittamiseksi. Huomattava pikselielementti 10 lag voi olla valinnaisessa paikassa kuva-alkion muodostamisosassa laa, kuitenkin se voidaan asettaa edullisesti kuvattavan kohteen mielenkiintoalueelle, jossa vastaanotettavan valon määrä ei paljon muutu radiografian aikana. Dentaali-panoraamaradiografian tapauksessa se voidaan edullisimmin asettaa hieman yläleuan yläpuolelle. Esillä olevan keksinnön automaattinen valotuksen ohjaus 15 suoritetaan perustuen valotusta mittaaviin signaaleihin, joissa pimeävirta-komponentti on poistettu huomattavan pikselielementin lag tallennetun varauksen signaaleista. Huomattavien pikselielementtien lag lukumäärää ei rajoiteta yhteen, mutta jos on enemmän kuin kaksi huomattavaa pikselielementtiä lag, niiden keskiarvoa käytetään valotusta mittaavina signaaleina.

20 Ohjauksen käsittely väline 2 poistaa pimeävirtakomponentin tallennetun varauksen signaaleista, jotka on otettu kuva-alkion muodostamisosasta laa radiografian aikana. Toisaalta se säätää takaisinkytkentäisesti röntgensäteilyn lähteen ohjaus-välinettä 5. Ohjauksen käsittely väline 2 käsittää pimeävirran mittaussignaalin 2a poistamisosan pimeävirran mittaussignaalien poistamiseksi tallennetun varauksen 25 signaaleista, jotka lähetetään varauksen varaston tyyppisestä kuva-anturista 1 ennalta määrättynä ajankohtana, huomattavan kuva-alkion poistamisosan 2d huomattavan pikselielementin tallennetun varauksen signaalien poistamiseksi ennalta määrättynä ajankohtana, valotuksen ohjaussignaalin muodostamisosan 2b valotuksen ohjaussignaalien saamiseksi, joissa huomattavasta pikselielementistä lag 30 lähetettyjen tallennetun varauksen signaalien pimeävirtakomponentti on odotettu ja laskettu viitaten parametreihin, jotka selitetään jäljempänä ja jotka tallennetaan pimeävirran kompensaatiotaulukkoon 3 joka kerta kun lähetetään tallennettuja varauksen signaaleja huomattavasta pikselielementistä lag perustuen pimeävirran mittaussignaaleihin, jotka on lähetetty pimeävirran mittausosasta lab, ja säteilyn 35 intensiteetin laskemisosan 2f signaalien lähettämistä varten, joka laskee radiografian valolähteestä 4 lähetettävän säteilyvalon intensiteetin perustuen valotuksen 9 ohjaussignaaleihin ja lähettää signaalit ohjaamaan takaisinkytkentäisesti säteily-lähteen ohjausvälinettä 5.

Pimeävirran kompensaatiotaulukko 3 tallentaa parametrit etukäteen sen pimeävirta-komponentin odottamista ja laskemista varten, joka saadaan kuva-alkion muo-5 dostamisosan laa kunkin sarakkeen sähkövarauksena noudattaen ennalta määrättyä askellusta eli poikittaista askellusta kussakin sarakkeessa ja vertikaalista askellusta tallennetun varauksen siirto-osassa lac, perustuen pimeävirran mittausosassa lab mitattuihin pimeävirran mittaussignaaleihin (pimeävirtakomponenttiin).

Tässä valotuksen ohjauslaitteen automaattisen valotuksen ohjauksen periaate selite-10 tään j älj empänä.

Kun lämpötila radiografian aikana on ξ, elektronisen kuvailmaisimen la kuva-alkion muodostamisosan laa ja pimeävirran mittausosan lab jokaista saraketta (k=n...l, 0) kohti yhdessä vaiheessa kerääntynyt sähkövaraus siirretään tallennetun varauksen siirto-osan lac kautta ja lähetetään tallennetun varauksen signaaleina Os 15 (pk, ξ) ja pimeävirran mittaussignaalit Os (PO, ξ), Os(pk, ξ) ilmaistaan seuraavalla kaavalla (I).

(pn.. .p0 osoittaa sijaintia kussakin sarakkeessa ja kukin sarake esitetään järjestysnumerolla k, joten pn.. .pO esitetään merkinnällä pk) 20 Os (pn, ξ)=θ8χ(ρη, ξ)+ϋ^ρη, ξ)+Οί(ρη)

Os (pn-1, ξ)=θ8χ(ρη-1, 4)+Dk(pn-1, ξ)+Οί(ρη-1)

Os (pi, ξ)=θ5χ(ρ1, 4)+Dk(pl, ξ)+Οί(ρ1)

Os (pO, ξ)= Osx(pO, ξ)+0ΚρΟ, ξ)+Οί(ρΟ) ... (I) 25 jossa

Os : tallennetun varauksen signaali

Osx : vaikuttava kuva-alkion signaali perustuen valotukseen (tallennetun varauksen signaalin valotuksella saatu signaalikomponentti)

Dk: tallennetun varauksen signaalin pimeävirtakomponentti 30 Of: tallennetun varauksen signaalin poikkeamakomponentti p: sarakkeen paikka ξ: lämpötila 10

Toisaalta kun elektroninen kuvailmaisin la suojataan siten, ettei sitä valoteta, yllä mainittu Os (pk, ξ) esitetään seuraavassa kaavassa (II) samalla tavalla.

Os (pn, ξ)=ϋ^ρη, ξ)+Οί(ρη)

Os (pn-1, 4)=Dk(pn-l, ξ)+Οί(ρη-1)

5 I

Os (pl, ξΗ*(ρ1, ξ)+0%1) = Dk(P0, ξ)+Οί(ρΟ) ...(II)

On tunnettua, että pimeävirtakomponentti on olennaisesti suhteessa elektronisen kuvailmaisimen la varauksen tallennusaikaan T, joten k:nnen sarakkeen pimeävirta-10 komponentti saadaan seuraavalla kaavalla (III).

Dk(pk, ξ)=α(ρ1ε, ξ) T ... (III) jossa a : kerroin T : tallennusaika 15 Vaihtelemalla varauksen tallennusaikaa T monin tavoin, tallennetun varauksen signaali Os (pk, ξ) ja pimeävirran mittaussignaali Os (pO, ξ) mitataan ja sovelletaan pienimmän neliösumman menetelmää, nämä suorat funktiot voivat olla tarkoituksenmukaisia. Kuitenkin yksinkertaisessa menetelmässä nämä signaalit mitataan kahdelle varauksen tallennusajalle T, ja saadaan näiden kahden pisteen kautta 20 kulkeva suora.

Lisäksi saadaan kuva-alkion muodostamisosan laa k:nnen sarakkeen pimeävirta-komponentin Dk (pk, ξ) ja pimeävirran mittausosan lab pimeävirtakomponentin Dk (pO, ξ) lähdön suhde a2 ennalta määrätylle tallennusajalle T(tl-t2), se on tallennetun varauksen signaalin Os (pk, ξ) kuvaajan ja pimeävirran mittaussignaalin 25 Os (pO, ξ), ilman valotusta, kuvaajan inklinaatiosuhde seuraavasti: a2 (pk, ξ)= Dk (pk, ξ) /Dk (pO, ξ) ={ « (pk, ξ) · T }/{ a (pO, ξ) · T} = a (pk, ξ)/α (pO, ξ) jossa lähdön suhde a (pk, ξ) oletetaan jaetuksi osaan, joka riippuu paikasta pk ja 30 lämpötilasta ξ.

a (pk, ξ) =al (pk) · a2 (ξ) 11

Siten lähdön suhde a2 ei ole riippuvainen lämpötilasta ξ ja saadaan seuraava kaava (IV).

oc2 (pk) = ai (pk) /ai (pO)... (IV)

Kun käytetään saraketta 0 edellä mainitun pimeävirran mittaussignaalin tuottami-5 seksi, niin kaavojen (I) ja (IV) mukaan vaikuttava kuva-alkion signaali Osx (pk, ξ), joka perustuu kuva-alkion muodostamisosan laa kunkin sarakkeen (k=n...l) valotukseen, ilmaistaan seuraavalla tavalla pimeävirran mittaussignaalin Os (pO, ξ) avulla, kun lämpötila on ξ radiografian aikana.

Osx (pk, ξ) =Os (pk, ξ) -Dk (pk, ξ) -Of (pk) 10 = Os (pk, ξ) -α2 (pk) · Dk (pO, ξ) -Of (pk) = Os (pk, ξ) -α2 (pk) · {Os (pO, ξ) -Of (pO)} -Of (pk)... (V)

Kuten kaavasta (V) on ymmärrettävissä, kun huomattavan pikselielementin lag tallennetun varauksen signaali Os (pg, ξ) kompensoidaan radiografian aikana pimeävirran mittausosan lab pimeävirran mittaussignaalin Os (pO, ξ) avulla kaavan 15 (V) mukaan, voidaan saada valotuksen mittaussignaalit, joista pimeävirta- komponentti on poistettu.

Nimittäin esillä olevan keksinnön mukaan huomattavan kuva-alkion poistamisosa 2d poistaa valotuksen mittaussignaalit Os (pg, ξ) tallennetun varauksen signaaleista, jotka on lähetetty huomattavasta pikselielementistä lag ennalta määrättynä 20 ajankohtana, ja valotuksen ohjaussignaalin muodostamisosa 2b laskee valotuksen ohjaussignaalit X seuraavan kaavan mukaan.

X=Os(pg, ξ) - a2(pg) · Os(pO, ξ)... (VI) jossa X: valotuksen ohjaussignaali 25 pg: huomattavan pikselielementin lag paikka Tässä Of(pg) on poistettu kaavasta (VI), koska se on vakioluku.

Säteilyn intensiteetin laskemisosa 2f laskee lähetettävän säteilyvalon intensiteetin seuraavan kaavan mukaan ja säätää takaisinkytkentäisesti säteilylähteen ohjaus-välinettä 5 aikaansaaden siten automaattisen valotuksen ohjauksen.

30 I=-A · X+B ... (VII) 12 jossa I: säteily valon lähteen ohjausvirta, joka generoidaan säteilylähteen oh jausvälineessä A, B: vakioarvo 5 Säteilyvalon lähteen ohjausvirran ohjauksen sijasta ohjausjännitettä voidaan ohjata samalla tavalla, sekä ohjausvirtaa että ohjausjännitettä voidaan ohjata, tai skannaus-nopeutta voidaan ohjata ohjausvirran ohjaamisen sijasta. Kun ohjausvirtaa tai skannausnopeutta ohjataan, läpäisseen röntgensäteilyn määrä muuttuu kokonaisuudessaan ja saadun röntgenkuvan kirkkaus muuttuu. Kun ohjausjännitettä 10 ohjataan, läpäisseen röntgensäteilyn energiajakautuma muuttuu siten, että saadun röntgenkuvan kontrasti muuttuu.

Edellä mainitun automaattisen valotuksen ohjauksen periaate selitetään lisäksi viitaten kuvioon 2 panoraamaradiografian tapauksessa elektronisen kuvailmaisimen la avulla, jossa on CCD-anturi, ja tavallisen röntgentransmissioradiografian 15 tapauksessa elektronisen kuvailmaisimen la avulla, jossa on MOS-anturi.

Kuvio 2A esittää ajan sekä sähkösignaalin lähdön suhteen dentaalipanoraama-radiografian tapauksessa, jossa tallennetun varauksen signaalit (yksiulotteiset), jotka on lähetetty CCD-anturilla varustetun elektronisen kuvailmaisimen la jokaisesta sarakkeesta, järjestetään radiografian aikasarjaan. Kuviossa (i) määrätyn pikseli-20 elementin eli huomattavan pikselielementin lag paikka kuva-alkion muodostamis-osassa laa esitetään viitemerkillä pg, ja pimeävirran mittausosan lab paikka esitetään viitemerkillä pO. Kuvio (ii) esittää pimeävirran mittaussignaalin (pimeä-virtakomponentin) Dk (pO) pimeävirran mittausosasta lab. Se esittää pimeävirran mittaussignaalin pimeävirran mittausosassa lab, kun röntgenpanoraamaradiografia 25 suoritetaan etukäteen ennen tavarantoimitusta. Kuvio (iii) esittää tallennetun varauksen signaalin Os (pg) huomattavasta pikselielementistä lag varsinaisen radiografian tapauksessa ja siinä olevan pimeävirtakomponentin Dk (pg).

Kuten kuvioista (ii) ja (iii) on ymmärrettävissä, panoraamaradiografian tapauksessa tutkittavan kohteen poskihampaasta, etuhampaasta poskihampaaseen panoraama-30 radiografian skannausnopeutta etuhampaalle pienennetään yleensä röntgensäteilyn määrän lisäämiseksi ja röntgensäteilyn absorptio kaulanikamiin kompensoidaan. Tällaisessa tapauksessa pimeävirtakomponentti Dk (pg) kasvaa vastaten skannausnopeutta. Kuitenkin pimeävirran mittausosan lab pimeävirran komponentin ja huomattavan pikselielementin lag pimeävirtakomponentin lähdön suhde on vakio 13 riippumatta absoluuttisen voimakkuuden vaihtelusta. Eli lähtösuhde b/a on vakio kuvissa.

Siten pimeävirran mittausosan lab ja huomattavan pikselielementin lag pimeävirta-komponentin lähdön suhde ennalta määrätylle valotusajalle tallennetaan pimeä-5 virran kompensaatiotaulukkoon 3 etukäteen, pimeävirtakomponentti Dk(pg) on odotettavissa ja laskettavissa soveltamalla vastaavaa lähdön suhdetta pimeävirran mittaussignaalille (pimeävirran komponentille) Dk(pO), joka on otettu pimeävirran mittausosasta lab. Siten voidaan laskea valotuksen mittaussignaalit, joista pimeävirtakomponentti Dk(pg) on poistettu tallennetun varauksen signaaleista Os(pg), ja 10 automaattinen valotuksen ohjaus saadaan aikaan laskettujen signaalien perusteella.

Kuvio 2B (iv) esittää määrätyn pikselielementin eli huomattavan pikselielementin lag paikan pg, ja pimeävirran mittausosan lab paikan pO kuvassa, johon MOS-anturilla varustetusta elektronisesta kuvailmaisimesta la lähetetty tallennetun varauksen signaali Os(pk) järjestetään kaksiulotteisesti pikselielementin “e” paikkaa 15 vastaavasti. Kuvio 2B (v) on kuvio, joka esittää tallennetun varaussignaalin Os(pg, ξ) huomattavan pikselielementin lag paikassa, ja pimeävirran mittaus-signaalin Os(pO, ξ), pimeävirran mittausosan lab paikassa pO suhdetta valotusajassa T. Tämä kuvio osoittaa, että saraketta 0 käytetään pimeävirran mittaussignaalin tuottamiseksi ja saraketta n...l käytetään tallennetun varaussignaalin (pk, ξ) tuottamiseksi 20 kuvaelementin muodostamisosasta laa.

Kuten kuviossa (v) esitetään, huomattavan pikselielementin lag valotusajalle T ilman valotusta tallennetun varauksen signaalin Os(pg, ξ) lähdön muutoksen ja pimeävirran mittausosan lab pikselielementin tai ainakin yhden pikselielementti-sarakkeen valotusajalle T tallennetun varauksen signaalin Os(pO, ξ) lähdön muutok-25 sen suhde on olennaisesti vakio. Kuviossa kukin lähdön muutos esitetään gradient-tina. Sen vuoksi kun näiden lähdön muutosten arvosuhde tallennetaan etukäteen pimeävirran kompensaatiotaulukkoon 3 vastaten kuva-alkion muodostamisosan laa jokaista pikselielementtiä tai jokaista pikselielementtisaraketta, suhdetta sovelletaan pimeävirran mittaussignaaliin Os(pO, ξ), joka on otettu pimeävirran mittaus-30 osan lab pikselielementistä tai ainakin yhdestä pikselielementtisarakkeesta radio-grafian tapauksessa, ja pimeävirtakomponentti Dk(pg) on odotettavissa ja laskettavissa todellista radiografia-aikaa vastaavaksi. Siten valotuksen mittaussignaalit, joista pimeävirtakomponentti Dk(pg) poistetaan, lasketaan ja automaattinen valotuksen ohjaus suoritetaan laskettujen signaalien perusteella.

14

Kuvio 3 esittää yhden esimerkin pimeävirran kompensaatiotaulukosta 3. Kuviossa ot2(pk)(k=l...n) tarkoittaa lähdön suhdetta a2, ennalta määrätyssä valotusajassa pimeävirran mittausosan lab pimeävirtakomponentin Dk(pO, ξ) ja kuva-alkion muodostamisosan laa kunkin sarakkeen (k=l...n) pimeävirtakomponentin Dk(pk, 5 ξ) välillä. Kun lähdön suhde tallennetaan kullekin sarakkeelle, huomattava pikseli-elementti lag voidaan asettaa valinnaiseen paikkaan kuva-alkion muodostamisosaan laa.

Tässä ohjauksen käsittelyvälineen 2 takaisinkytkentäsäädön toiminnot ohjaus-virralle I selitetään viitaten oheiseen kuvioon.

10 Kuvio 4 on kaavio, joka esittää valotuksen ohjaussignaalien X ja ohjausvirran I suhteen. Tämä selitys on kvalitatiivinen, ja kaavion koordinaatti ja kaltevuus voivat olla valinnaisia. Kuviossa suora M esittää edellä mainittua kaavaa (VII) I=-AX+B (X on valotuksen ohjaussignaali, A, B on valinnainen vakion arvo vastaavasti). Tämä takaisinkytkentäsäätö suoritetaan sen määrän arvon pitämiseksi ennalta 15 määrätyn tiheyden vaihteluvälin rajoissa, joka määritetään poistamalla varauksen signaalit, jotka on tallennettu mainitun kuvailmaisimen mainitun pimeävirran mittausosan määrättyyn pikselielementtiin tai määrättyyn pikselielementti-sarakkeeseen, niistä varauksen signaaleista, jotka on tallennettu mainitun kuva-ilmaisimen mainitun kuva-alkion muodostamisosan määrättyyn pikselielementtiin 20 tai määrättyyn pikselielementtisarakkeeseen. Ohjausvirta I on valotuksen ohjaussignaalien X funktio ja se ilmaistaan suoralla viivalla, se on kuitenkin itse asiassa monotonisesti kasvava funktio ja se voi olla käyrä viiva. Tässä ohjausvirta I voi olla putkivirta tai putkijännite röntgensäteilyn ohjauksen tapauksessa. Lisäksi se voi olla joko skannausnopeus tai gradaatioprosessi tai niiden yhdistelmä.

25 On ymmärrettävissä, että kun ohjausvirta I kasvaa, kuva-alkion muodostamisosan 11a tallennetun varauksen signaalin Os(pk, ξ) arvo kasvaa, ja tuloksena huomattavan pikselielementin tallennetun varauksen signaali Os(pg, ξ) kasvaa. Pimeävirran mittaussignaali Os(pO, ξ) ei kuitenkaan muutu, koska tallennusaika T ei muutu.

Kuviossa 4, kun valotuksen ohjaussignaalin X arvo “x” on piste ml suoralla M 30 todellisen radiografian tapauksessa, ohjaus suoritetaan tähdäten tavoitteena olevien valotuksen ohjaussignaalien xO pisteeseen m2.

Kun huomattavan pikselielementin tallennetun varauksen signaalit ovat ohjauksen tavoitearvon ulkopuolella ja ne konvergoidaan viipymättä ohjauksen tavoitearvoon, osa aiheuttaa tummia ja vaaleita juovia verrattuna muihin osiin.

15 Tämä ongelma voidaan ratkaista lisäämällä ennalta määrätty viive-elin takaisin-kytkentäsäätöön ja seuraamalla hitaasti ohjauksen tavoitearvoa (toimii alipäästö-suotimena). Käytännössä voidaan jäljestää alipäästösuodin kondensaattorin ja resistanssin avulla, tai ajan vaimennuskerroin painotetaan menneeseen arvoon 5 lisättäväksi nykyarvoon.

Seuraavaksi selitetään kaaviomaiset toiminnot pimeävirran kompensaatiotaulukon ja automaattisen valotuksen ohjauksen muodostamiseksi seuraten vuokaavioita.

Kuvio 5A esittää, kuinka pimeävirran kompensaatiotaulukko 3 muodostetaan ennen varsinaista radiografiaa, esim. ennen toimitusta valmistajalta. Vaiheessa 201 10 elektroninen kuvailmaisin la on täysin suojattu, ja tallennetun varauksen signaali Os(pg) koko pikselielementille sisältäen pimeävirran mittausosan lab useille tallennusajoille T mitataan. Vaiheessa 202 tallennusajan T ja tallennetun varauksen signaalin Os(pg) suhde koko pikselielementille saadaan mitatusta tuloksesta. Sitten vaiheessa 203 saadaan pimeävirran mittausosan lab ja kuva-alkion muodostamis-15 osan laa kunkin pikselielementin tai kunkin pikselielementtisarakkeen pimeävirta-komponentin lähdön suhde a2 ennalta määrätylle valotusajalle tallennusajan T ja tallennetun varauksen signaalin Os(pg) saadusta suhteesta koko pikselielementille. Lopuksi vaiheessa 204 lähdön suhde ai ja poikkeama Of tallennetaan pimeävirran kompensaatiotaulukkoon 3 vastaavasti kullekin pikselielementille. Pimeävirran 20 kompensaatiotaulukko 3 tallennetaan useille tallennusajoille, joissa lämpötilaa muutetaan, mikäli se on tarpeellista.

Kuvio 5B esittää automaattisen valotuksen ohjauksen proseduurin todellisen radiografian ollessa kyseessä. Vaiheessa 301 radiografia suoritetaan ja tallennetut signaalit Os kullekin pikselielementille lähetetään. Vaiheessa 302 pimeävirran 25 mittaussignaali Os(pO) poistetaan. Seuraavaksi vaiheessa 303 poistetaan tallennetun varauksen signaali Os(pg) huomattavasta pikselielementistä lag. Huomattavan pikselielementin poistettu tallennettu signaali Os(pg) voi olla yhden sarakkeen signaali tai useiden sarakkeiden signaaleja. Vaiheessa 304 pimeävirran kompensaatiotaulukkoon 3 tallennettua arvoa a2(pk) sovelletaan pimeävirran 30 mittaussignaaliin Os(pO) ja tallennetun varauksen signaaliin Os(pg) valotuksen ohjaussignaalin X laskemiseksi. Vaiheessa 305 säteilyvalon intensiteetti, joka on ohjattava tavoitearvo, lasketaan valotuksen ohjaussignaalin X perusteella, ja takaisinkytkentäsäätö suoritetaan samanaikaisesti radiografian kanssa. Viimeisessä vaiheessa 306 päätellään, onko prosessi päättynyt, ja ellei proseduuri ole päättynyt, 35 vaihe palautuu 301:een. Itse asiassa valotetun pikselielementin pimeävirta-komponentti odotetaan valotetun pikselielementin ja valottamattoman pikseli- 16 elementin suhteesta varauksen tallennusajalle, joka on tallennettu kompensaatio-taulukkoon pikselielementtiä kohti etukäteen radiografian tapauksessa, ja radio-grafian ajan, joka on mitattu todellisen radiografian aikana, ja valottamattoman pikselielementin suhteesta, ja takaisinkytkentäsäätö suoritetaan valotuksen ohjaus-5 signaaleilla. Tähän odotukseen ei käytetä parametrinä varauksen tallennusaikaa esikäsittelyn aikana eikä vastaavaa radiografian aikana. Siksi varauksen tallennus-ajan poistamisen käsittelyä ei vaadita, joten se on sovellettavissa, kun TDI-kellogeneraattori on järjestetty röntgenilmaisimen ulkopuolelle. Radiografian takai-sinkytkentäsäädössä mitä tahansa seuraavista ohjataan käytännössä: röntgensäteilyn 10 skannausnopeus, röntgenputken virta, röntgenputken jännite ja gradaatioprosessi tai niiden yhdistelmä.

Suoritusmuoto 2

Seuraavaksi selitetään lääketieteellinen digitaalinen röntgenkuvauslaite, jolla voidaan suorittaa panoraamaradiografia, johon esillä olevaa keksintöä sovelletaan.

15 Kuvio 6 esittää röntgenkuvauslaitteen A2 ulkoapäin. Tuki 4b on laitteen rungon 4 alustalla 4a, tukirunko 5 on kiinnitetty tukeen 4b siten, että se on liikuteltavissa ylös-alas, ja rotaatiovarsi 6 on järjestetty pyöritettävästi tukirunkoon 5. Tukivarsi 5a, joka ulottuu horisontaalisesti, on järjestetty tukirungon 5 yläpäähän, ja kohteen tukikehys 5b on järjestetty sen alapäähän. Leukatuki 5c on järjestetty kohteen 20 tukikehykseen 5b.

XY-taulu, joka on liikuteltavissa X- ja Y- suuntaan askelmoottorin avulla, on liitetty tukivarteen 5a, ja rotaatiovartta 6 voidaan pyörittää sen ollessa ripustettuna XY-tau-lun kautta ja liikkuessa vapaasti vertikaalitasossa. Pään tukiväline 5d kohdetta varten on kohteen tukiväline, joka on kiinnitetty tukivarren 5a alapinnalle läpäisten 25 rotaatiovarren 6 ja jossa on paikansäätömekanismi.

Kääntömekanismi on järjestetty rotaatiovarteen 6 rotaatiovarren 6 kääntämiseksi tukivarren 5 a suhteen askelmoottorilla. Rotaatiovarsi 6 on konstruoitu siten, että se kääntyy pystysuoran aksiaaliviivan suhteen liikutettaessa rotaatiokeskusta edellä mainitun XY-taulun avulla. Rotaatiovarren 6 molemmat päät riippuvat alaspäin, 30 röntgengeneraattori 7 on järjestetty toiseen päähän 6a ja röntgensäteilyn ilmaisinosa 8 on järjestetty toiseen päähän 6b siten, että ne ovat vastakkain. Röntgen-generaattorissa 7 on röntgenputki, röntgensäteilyltä suojaava levy, jossa on ensimmäinen pitkittäinen rako, säätömekanismi ensimmäisen raon muodon muuttamiseksi jne. (niitä ei ole esitetty).

17 Röntgensäteilyn ilmaisinosassa 8 on toinen pitkittäinen rako 9a, joka vastaa ensimmäistä rakoa, ja suojalevy 9, jossa on raon 9a säätömekanismi, jotka on järjestetty siten, että ne ovat röntgengeneraattoria 7 vastapäätä. Ilmaisimen pidike 10 on järjestetty suojalevyn 9 taakse ja radiografian ilmaisin 11A on asennettu 5 ilmaisimen pidikkeeseen 10.

Laitteen rungon ohjausosa 12, jossa on piirilevy, joka käsittää useita piirejä, on järjestetty röntgensäteilyn ilmaisinosan 8 taakse ja käyttöpaneeli 13 on järjestetty peittämään sen ulkopuolen. Useita kytkimiä sekä nestekidenäyttö 13a on järjestetty käyttöpaneeliin 13 (ei esitetty).

10 Laitteen rungossa 4 on kaukosäädinrasia 14A yhdistettynä toimintakoodiin 14a, ja pääkytkin virtalähteen kytkemiseksi päälle tai pois sekä röntgensäteilyn kytkin on järjestetty rasiaan 14A. Liitin 15 on järjestetty röntgensäteilyn ilmaisinosaan 8 radiografian ilmaisimeen liittämistä varten.

Kuvio 7 esittää radiografian ilmaisimen 11A ulkoapäin ja kuvio 8 esittää sen 15 sisäpuolisen rakenteen. Ilmaisin 11A sisältää elektronisen kuvailmaisinyksikön 1 kuten CCD-anturin ja on varustettu ulkopuolisella suojuksella 16, joka on suojana yksikön monenlaisille piireille. Ulkopiirin liitin 17 on järjestetty suojuksen 16 yhdelle sivulle ja se on tavallisesti liitetty sähkönsyöttöjohdon ja signaalijohdon (ei esitetty) yhdenmukaistetulla kaapelilla röntgensäteilyn ilmaisinosan 8 liittimeen 15. 20 Liitintä 17 voidaan käyttää ulkoisten laitteiden kuten henkilökohtaisen tietokoneen liittämiseen.

Ulkopuolinen suojus 16 on valmistettu tarpeellisen lujuuden omaavasta sopivasta materiaalista kuten metallista, esim. alumiinilevystä, tai synteettisestä hartsista kuten ABS-hartsista. Röntgensäteilyä vastaanottava osa 18, joka on valmistettu 25 sellaisesta materiaalista, joka edullisesti läpäisee röntgensäteet mutta suojaa näkyvältä valolta, esim. väritykseltään tumma ABS-hartsi on järjestetty pitkittäin etupinnan keskelle siten, että se on toisen raon 8a takana. Elektroninen kuva-ilmaisinyksikkö 1 on järjestetty röntgensäteilyä vastaanottavan osan 18 sisäpuolelle.

Elektroninen kuvailmaisinyksikkö 1 on järjestetty röntgensäteilyä vastaanottavan 30 osan 18 kääntöpuolelle; se käsittää valoa säteilevän kappaleen Ib (tuikeaineen) säteilytettyjen röntgensäteiden muuntamiseksi näkyväksi valoksi, optisen kuidun le valoa säteilevästä kappaleesta Ib generoidun valon siirtämiseksi elektronisen kuvailmaisimen la valoa vastaanottavalle pinnalle, ja elektronisen kuvailmaisimen la, joka selitetään jäljempänä, ja siinä on piirilevy Id. Viitenumero 19 osoittaa 18 suojakoteloa, 19a osoittaa tiivistettä röntgensäteiltä suojaukseen ja le on elektronisen kuvailmaisinyksikön 1 signaalipiikki. Röntgensäteilyltä suojaava materiaali 19b on kiinnitetty tiivisteen 19a alaosaan, röntgensäteilyltä suojaavan materiaalin 19b ollessa lyijylevy pimeävirran mittausosan lab, joka selitetään jäljempänä, 5 asettamiseksi elektronisen kuvailmaisimen la vastaavaan osaan suojaamalla valoa säteilevä kappale Ib röntgensäteiltä.

Laitteen rungon 4 olennaisen osan kaaviomainen rakenne selitetään viitaten kuvioon 9, ja radiografian ilmaisimen 1 IA olennaisen osan kaaviomainen rakenne selitetään viitaten kuvioon 10.

10 Kuvio 9 on lohkokaavio, joka esittää laitteen rungon ohjausosan 20 olennaisen osan rakenteen kaaviomaisesti. Ohjausosassa 20 on ohjausyksikkö 20a, joka käsittää mikroprosessoriyksikön (keskusyksikön), joka on koko röntgenkuvauslaitteen A2 käytön ja ohjauksen keskus, syöttö/tulostusportin 20b ja muistin 20c. Lisäksi siinä on röntgensäteilyn ohjauspiiri 20d röntgengeneraattorin 7 käyttöä ja ohjausta varten, 15 röntgensäteilyn ilmaisupiiri 20e, rotaatiovarren pyörimisen ilmaisupiiri 20f, TDI-kellon generointipiiri 20g, tietoliikenteen ohjauspiiri 20h ja päävirtapiiri 20i. Ne on liitetty ohjausyksikköön 20a syöttö/tulostusportin 20b välityksellä. Käyttöpaneeli 13 monenlaisen käyttödatan syöttämiseen tai kaukosäädinrasia 14 datan syöttämiseksi kauko-ohjattuna on liitetty syöttö/tulostusporttiin 20b. Lisäksi on järjestetty liitin 15 20 vastaten liitäntäkaapelin 21 liitintä 15’ radiografian ilmaisimen 1 IA ja syöttö/tulostusportin 20b liittämiseksi, tietoliikenteen ohjauspiiri 20h ja päävirtapiiri 20i on liitetty liittimeen 15.

Kuvio 10 on lohkokaavio radiografian ilmaisimen 1 IA olennaisesta osasta. Ilmaisimessa 11A on ohjausyksikkö 11a, joka käsittää mikroprosessoriyksikön (keskus-25 yksikön) ilmaisimen 11A kunkin virtapiirin toiminnan ohjaamiseksi ja röntgenkuvauslaitteen A2 sisältäen laitteen rungon 4 koko toiminnan ohjaamiseksi yksinään tai yhdessä laitteen rungon ohjausosan 20 kanssa, syöttö/tulostusportti 11b, TDI-kellon muuntopiiri 11c, kuva-alkion käyttöpiiri lld, A/D-muunnin lie, muisti 11 f, tietoliikenteen ohjauspiiri llg ja päävirtapiiri 11 h. Kukin virtapiiri ja liitin 17 on 30 kytketty kuviossa esitetyllä tavalla. Ohjausyksikkö 1 la on konstruoitu siten, että se saa aikaan käytön ohjausvälineen 2 toiminnon automaattista valotuksen ohjausta varten, mikä selitetään esillä olevan keksinnön tunnusmerkkinä suoritusmuodossa 1 ohjelmistomenetelmän avulla. Pimeävirran kompensaatiotaulukko 3, johon kuva-alkion käsittelyväline viittaa, on tallennettuna muistiin 11 f etukäteen ennen 35 tavarantoimitusta ja sitä käytetään tallentamaan vaikuttava pikselielementti, joka muodostaa panoraamaröntgenkuvan radiografian aikana.

19

Radiografian ilmaisin 1 IA on konstruoitu siten, että se on irrotettavissa tai kiinteästi liitettynä laitteen runkoon 4. Tarkoitusta varten liitin 17 on kiinnitetty sähköisesti ja säädettävästi laitteen rungon ohjausosaan 20 liittimen 17’ avulla, joka on järjestetty liitäntäkaapeliin 21, joka tulee päärungon ohjausosasta 20. Laitteen rungon 5 ohjausosa 20 on konstruoitu siten, että ulkoinen laite 100 kuten henkilökohtainen tietokone liitetään siten, että se syöttää ohjaustietoa ohjausosaan 20 itseensä ja radiografian ilmaisimeen 11A ja tulostaa ja tallentaa datan. Muisti llf, johon pimeävirran kompensaatiotaulukko 3 tallennetaan, on jäljestetty radiografian ilmaisimeen 11A edellä mainitussa suoritusmuodossa, kuitenkin laitteen rungon 10 ulkopuolelle j ärj estetyn tietokoneen muistia voidaan käyttää.

Kuvio 11 esittää radiografian ilmaisimeen 1 IA järjestetyn elektronisen kuvailmaisi-men la rakenteen kaaviomaisesti. Elektroninen kuvailmaisin la käsittää FFT-tyyp-pisen (Full Frame Transfer Type) CCD-anturin. Viitenumero lad osoittaa anturimatriisia, joka muodostuu valoa vastaanottavasta osasta ja on konstruoitu 15 siten, että horisontaalisen siirron rekisteri lae tallennetun varauksen siirtämiseksi horisontaalisuunnassa on järjestetty useisiin sarakkeisiin ylös-alas ja pikseli-elementti “e”, joka on järjestetty sarakkeeseen tai askeleeseen, on potentiaalikuopan muodostama, joka on muodostettu horisontaalisen siirron rekisterin osaan lae.

Viitenumero lae on tallennetun varauksen siirto-osa potentiaalikuopan muodosta-20 miseksi, ja se siirtää pystysuoraan tallennetun varauksen, joka on siirretty horisontaalisuunnassa yhdellä kerralla kunkin horisontaalisen siirron rekisterin osan lae, joka muodostuu useista sarakkeista ylös-alas, potentiaalikuopan läpi, laf osoittaa lähdön kuoppaa tallennetun varauksen ulos ottamiseksi, joka on siirretty peräkkäin vertikaalisuunnassa tallennetun varauksen siirto-osasta lae, ja 22 osoittaa 25 vahvistinta, jolla muunnetaan edelleen tallennettu varaus, joka on lähetetty peräkkäin lähdön kuopasta laf, jännitesignaaleiksi lähetettäväksi tallennetun varauksen signaaleina.

Anturimatriisissa ladpikselielementti “e” on järjestetty 11 sarakkeeseen (vertikaali-suunta) ja 4 askeleeseen (horisontaalisuunta) kuviossa, kuitenkin pikselielementti 30 “e” on varsinaisesti järjestetty 1500 sarakkeeseen ja 64 askeleeseen. Kuva-alkion muodostamisosalle laa pikselielementin lähettämiseksi, joka muodostaa kuvan tallennettuna varauksena, on varattu muut sarakkeet paitsi alin sarake kuviossa, ja alin sarake on varattu pimeävirran mittausosalle lab, joka on aina valottamatto-massa tilassa suojaamalla röntgensäteiltä röntgensäteiltä suojaavalla elimellä 19b ja 35 lähettää pimeävirran mittaussignaalit tallennettuna varauksena. Lisäksi huomattava pikselielementti lag asetetaan kuva-alkion muodostamisosaan laa.

20

Tallennetun varauksen signaalit, jotka lähetetään vahvistimesta 22, lähetetään AD-muuntimeen lie muunnettaviksi digitaalisignaaleiksi. Horisontaalisen siirron rekisteri lae, tallennetun varauksen siirto-osa lac ja lähdön kuoppa laf, jotka käsittävät CCD-anturin, siirtävät tallennetun varauksen seuraten kuvailmaisimen 5 käyttöpiirin 1 Id ohjauskelloa.

Julkaisussa JP-A-9-200625 on esitetty sellainen CCD-anturin varauksen siirron perustoiminto, että valoa säteilyttämällä saatu tallennettu varaus suljetaan anturimatriisin lad, joka muodostaa valoa vastaanottavan pinnan, potentiaali-kuoppaan siirrettäväksi puolijohdemateriaaliin. Kuitenkin elektronisen kuvailmai-10 simen 26c rakenteellinen ominaispiirre on pimeävirran mittausosa lab, joka on aina valottamaton tila ja lähettää pimeävirran mittaussignaaleja, kun tallennettu varaus sijoitetaan anturimatriisin lad osaan, ja lisäksi huomattava pikselielementti lag asetetaan sopivaan paikkaan kuva-alkion muodostamisosaan laa automaattista valotuksen ohjausta varten. CCD-anturi, joka on selitetty edellä, on FFT-tyyppinen 15 (Full Frame Transfer type), se voi kuitenkin olla FT-tyyppinen (Frame Transfer type). Lisäksi anturi voi olla elektroninen kuvailmaisin kuten MOS-anturi, C-MOS-anturi, kaksiulotteinen litteä anturi kuten TFT (Thin Film Transistor, ohutkalvo-transistori) jne. edellä mainitun CCD-anturin sijasta. Vielä lisäksi näkyvä valo valoa säteilevästä kappaleesta Ib säteilytettyjen röntgensäteiden muuntamiseksi näky-20 väksi valoksi vastaanotetaan edellä mainitussa suoritusmuodossa; voidaan kuitenkin käyttää CCD-anturia, joka ilmaisee suoraan röntgensäteet.

Kuvio 12 esittää erään esimerkin panoraamaröntgenkuvasta, joka on saatu näin konstruoidulla panoraamaröntgenkuvauslaitteella A2, kuvio 12a on röntgensäteilyllä johdettu panoraamakuva koko leuasta ja kuvio 12b on kaavio, joka esittää 25 tallennetun varauksen signaalit huomattavasta pikselilementistä lag, joka on sopivasti asetettu kuva-alkion muodostamisosaan laa, ja pimeävirran mittaussignaalit pimeävirran mittausosasta 26cf.

Viite RZ kuviossa 12a osoittaa tiheyden kompensointialueen, jota yleisesti käytetään panoraamaradiografiassa. Röntgensäteitä säteilytetään kauemmin tälle 30 alueelle esteen varjon kuten kaulanikamien vaikutuksen poistamiseksi, ja rotaatio-varsi 6 pyörii hitaasti tätä tarkoitusta varten.

Kuten kuviosta 12b on ymmärrettävissä, tiheyden kompensoinnin alueella on suuri määrä pimeävirran mittaussignaaleja. Pimeävirtakomponentilla tallennetun varauksen signaaleissa huomattavasta pikselielementistä lag ja pimeävirran 21 mittaussignaaleilla pimeävirran mittausosasta lab on erilainen absoluuttinen voimakkuus, voimakkuuksilla on kuitenkin verrannollinen suhde.

Suoritusmuodossa 1 selitetyn menetelmän mukaan perustuen pimeävirran mittaus-signaaleihin pimeävirran mittausosasta lab, pimeävirtakomponentti tallennetun 5 varauksen signaaleissa huomattavasta pikselielementistä lag on odotettu ja laskettu poistettavaksi, jolloin saadaan valotuksen ohjaussignaalit. Takaisinkytkentäsäätö voidaan suorittaa siten, että valotuksen ohjaussignaalien intensiteetti tulee yhtenäiseksi.

CCD-anturia käytetään elektronisena kuvailmaisimena la tässä suoritusmuodossa, 10 kuitenkin MOS-anturia, jossa kunkin pikselielementin valodiodi valitaan MOS-transistorilla ja sähkövaraus otetaan ulos, voidaan käyttää CCD-anturin sijasta.

Suoritusmuoto 3

Seuraavaksi selitetään suoritusmuoto, jossa esillä olevaa keksintöä sovelletaan lääketieteelliseen digitaaliseen röntgenkuvauslaitteeseen, jolla voidaan suorittaa 15 päänmittauksen radiografia.

Kuvio 13 on röntgenkuvauslaitteen A3 kuva edestäpäin ja ulkoapäin. Röntgen-kuvauslaite A3 on konstruoitu siten, että kuvion 6 röntgenkuvauslaitteeseen A2, joka on selitetty suoritusmuodossa 2, on lisäksi järjestetty irrotettavasti radiografian ilmaisin 11B päänmittauksen radiografiaa varten. Lisäksi on järjestetty tukilaite 23 20 päänmittauksen radiografiaa varten tutkittavan kohteen pään H tukemiseksi, jolloin voidaan suorittaa sekä päänmittauksen radiografia että panoraamaradiografia.

Radiografian ilmaisin 1 IB on rakenteeltaan samanlainen kuin radiografian ilmaisin 1 IA, jota käytetään suoritusmuodon 2 röntgenkuvauslaitteessa A2. Kaukosäädin-rasia 14B on rakenteeltaan samanlainen kuin kuvion 6 kaukosäädinrasia 14A, 25 kuitenkin asetuksen säätöä ja mahdollisia toimintoja muutetaan, jotta sitä voidaan käyttää sekä panoraamaradiografiaan että päänmittauksen radiografiaan.

Päänmittauksen radiografiassa, kuten tekniikan tasossa, röntgensäteilyn ilmaisinosa 8 on röntgengeneraattorin 7 röntgensäteilyalueen ulkopuolella, röntgengene-raattorista 7 lähtevät röntgensäteet kulkevat kohteen pään H läpi, joka on kiinnitetty 30 tukilaitteella 23 päänmittauksen radiografiaa varten, ja ne saapuvat radiografian ilmaisimelle 1 IB. Tällöin radiografian ilmaisin 1 IB on liikuteltavissa ylös-alas tai oikealle ja vasemmalle tukilaitteen 31 suhteen päänmittauksen radiografiaa varten 22 siten, että röntgensäteilyä vastaanottava osa 18 voi vastaanottaa röntgensäteilyn välittämän kuvan kohteen koko päästä H.

Kuvio 14 esittää röntgengeneraattorin 7, kohteen pään H ja radiografian ilmaisimen 11B palkkasuhteen päänmittauksen radiografiassa. Kuten kuviossa esitetään, 5 röntgengeneraattorista 7 säteilytettyjen röntgensäteiden säteily alue rajoittuu pyramidin muotoiselle alueelle ensimmäisellä raolla. Ensimmäistä rakoa ja radiografian ilmaisinta 1 IB liikutetaan yhdessä oikeaan ja vasempaan suuntaan siten, että röntgensäde kulkee kohteen pään H läpi ja röntgenradiografian ilmaisin 1 IB vastaanottaa röntgensäteilyn välittämän kuvan koko päästä H.

10 Kun kyseessä on tällainen päänmittauksen radiografia, röntgenkuvauslaitteelle A3 järjestetyllä radiografian ilmaisimella 11B on samanlainen rakenne kuin radiografian ilmaisimella 11A, joka on järjestetty röntgenkuvauslaitteelle A2 suoritusmuodossa 2, joten automaattinen valotuksen ohjaus voidaan suorittaa suoritusmuodossa 1 selitetyn menetelmän mukaisesti.

15 Suoritusmuoto 4

Nyt selitetään suoritusmuoto, jossa esillä olevaa keksintöä sovelletaan lääketieteelliseen digitaaliseen röntgenkuvauslaitteeseen, jolla voidaan suorittaa lineaariskan-nauksen radiografia.

Kuvio 15 on lohkokaavio, joka esittää röntgenkuvauslaitteen A4 koko rakenteen. 20 Röntgenkuvauslaite A4 on tarkoitettu lineaariskannauksen radiografiaan ja siinä on röntgengeneraattori 7, radiografian ilmaisin 11C, joka vastaanottaa röntgensäteilyn rakosäteen B, joka on tuotettu röntgengeneraattorissa 7 ja kuljetettu kohteen läpi, ilmaisimen tuki 10 ilmaisimen 11C liikuttamiseksi ja tukemiseksi irrotettavasti ja nopeutta säädettävästi, pään painin 5d (kohteen kiinnitysväline) kuvattavan kohteen 25 pään H kiinnittämiseksi, paikan ilmaisuväline 32 kohteen gradaatioprosessin referenssipisteen ilmaisemiseksi ja laitteen runko 4 koko laitteen ohjaamiseksi.

Kuviossa röntgengeneraattori 7, radiografian ilmaisin 11C, skannausilmaisimen tukiosa, kohteen kiinnitysväline 5d ja paikan ilmaisuväline 32 esitetään vaakasuoralla tasolla, kun niiden käyttöolosuhteet nähdään ylhäältä päin. Radiografian 30 ilmaisin 11C on rakenteeltaan samanlainen kuin radiografian ilmaisin 1 IA, joka on järjestetty suoritusmuodon 2 röntgenkuvauslaitteeseen A2.

Röntgengeneraattori 7 sisältää röntgenputken ja siinä on ensimmäinen rakoelin 7b, joka on valmistettu röntgensäteilyltä suojaavasta materiaalista muodostettuna 23 ensimmäisen raon 7a kanssa, joka on aukko röntgensäteen rajoittamiseksi, jota säteilytetään laajalti putkesta kiinteään suuntaan ja kiinteälle alueelle tavoitekohdan säteilyttämiseksi, ensimmäisen raon liikuttamisakseli 7c ensimmäisen rakoelimen 7b liikuttamiseksi kuviossa esitettyyn suuntaan D säädettäessä nopeutta ja paikkaa 5 ja ensimmäisen raon liikuttamismoottori Ml ensimmäisen raon liikuttamisakselin 7c ohjaamiseksi.

Radiografian ilmaisimen tukiosassa 33 on ilmaisimen pidike 10 radiografian ilmaisimen 11C pitämiseksi irrotettavasti, ilmaisimen liikuttamisakseli 33a ilmaisimen pidikkeen 10 liikuttamiseksi kuviossa esitettyyn suuntaan D nopeuden ja paikan 10 säätämiseksi ja ilmaisimen liikuttamismoottori M2 liikuttamisakselin 33a ohjaamiseksi. Siinä on myös toinen rakoelin 34b, joka on valmistettu röntgensäteilyltä suojaavasta materiaalista, jossa on toinen rako 34a, joka toimii aukkona ohikulkeville röntgensäteille röntgensäteilyn rakosäteen B rajoittamiseksi edelleen, jota on rajoitettu röntgengeneraattorin 7 ensimmäisellä raolla 7a, kiinteälle alueelle ennen 15 sen säteilyttämistä kohteen päähän H. Siinä on myös toista rakoa liikuttava akseli 33c toisen rakoelimen 34b liikuttamiseksi kuviossa esitettyyn suuntaan D nopeuden ja paikan säätämiseksi ja toista rakoa liikuttava moottori M3 toista rakoa liikuttavan akselin 33c ohjaamiseksi. Toisaalta ilmaisinta liikuttavaa moottoria M2 ja toista rakoa liikuttavaa moottoria M3 ei ehkä ole järjestetty erikseen, ja ne voivat olla 20 yhdistettynä mekaanisesti jakopään hihnan avulla yhden moottorin poistamiseksi.

Kohteen pään tukiväline 5d (kohteen kiinnitysväline) on konstruoitu siten, että se kiinnittää kohteen pään H kiinteään paikkaan riippumatta radiografian ilmaisimen tukiosan 33 ilmaisimen pidikkeen 10 ja toisen rakoelimen 34b liikkumisesta suuntaan D.

25 Laitteen rungossa 4 on ohjausosa 20, joka sisältää ohjausyksikön 20a, joka käsittää mikroprosessoriyksikön (keskusyksikön) keskeisen ohjaustoiminnon aikaansaamiseksi, muistin 20c monenlaisten ohjausohjelmien tallentamiseksi, joita ohjausyksikkö 20a käsittelee, röntgensäteilyn ohjauspiirin 20d, moottorin ohjauspiirin 20f, TDI-kellon generointipiirin 20g ja tietoliikenteen ohjauspiirin 20h. Laitteen 30 rungossa 4 on lisäksi käyttöpaneeli 13 useiden käyttöohjeiden vastaanottamiseksi ja näyttöväline 13a röntgenkuvien näyttämiseksi. Moottorin ohjauspiiri 20f on liitetty ensimmäistä rakoa liikuttavaan moottoriin Ml, ilmaisinta liikuttavaan moottoriin M2 ja toista rakoa liikuttavaan moottoriin M3 niiden ohjaamiseksi.

Röntgenkuvauslaitteen A4 mukaan röntgengeneraattori 7 ja radiografian ilmaisin 35 11C on järjestetty siten, että kohteen kiinnitysväline 5d on niiden välissä, kuten 24 kuviossa esitetään. Kun ensimmäistä rakoa 7a, toista rakoa 34a ja radiografian ilmaisinta 11C liikutetaan synkronisesti kohteen pään H suhteen, joka on kiinnitettynä pään painimella (pään tukiväline) 5d, kohteen pää H skannataan röntgensäteilyn rakosäteellä B, samalla kun röntgengeneraattorista 7 säteilytettyä 5 röntgensäteilyn rakosädettä B ja radiografian ilmaisinta 11C liikutetaan synkronisesti samaan suuntaan D, silloin saadaan kohteen pään H lineaariskannauksen röntgenkuva. Tässä tapauksessa röntgensäteilyn rakosäteen B skannausopeutta (liikkumisnopeus suuntaan D) ohjataan perustuen tallennetun varauksen signaaleihin, jotka ovat röntgensäteilyä vastaanottavaa dataa, joka on saatu radiografian 10 skannauksen ilmaisimella 11C.

Kun läpäistävä määrä on suuri skannattaessa kovan kudoksen aluetta, röntgensäteilyn rakosäteen B säteilyannosta, joka säteilytetään kovan kudoksen alueelle yksikköajassa, pienennetään lisäämällä skannausnopeutta. Toisaalta läpäistävän määrän ollessa pieni röntgensäteilyn rakosäteen B säteilyannosta, joka säteilytetään 15 kovan kudoksen alueelle yksikköajassa, lisätään pienentämällä skannausnopeutta.

Lisäksi tällaisen lineaariskannauksen radiografian mukaan radiografian ilmaisin 11C, jota käytetään röntgenkuvauslaitteessa A4, on rakenteeltaan samanlainen kuin radiografian ilmaisin 11A, joka on järjestetty suoritusmuodossa 2 selitetylle röntgenkuvauslaitteelle A2, joten automaattinen valotuksen ohjaus voidaan suorittaa 20 suoritusmuodossa 1 selitetyn menetelmän mukaan.

Kuvio 16 on selittävä kuva kuviossa 15 esitetyn paikan ilmaisuvälineen 32 olennaisesta osasta. Paikan ilmaisuvälineessä 32 on kosketusmarkkeri 32a ja paikan ilmaisin 32b, joka tukee kosketusmarkkeria 32a siten, että se on liikuteltavissa ylös-alas ja oikealle ja vasemmalle nuolilla esitetyn mukaisesti, ja ilmaisee kosketus-25 markkerin 32a, joka koskettaa kohteen pään H gradaatioprosessin standardipistettä P, paikan. Paikan ilmaisin 32b käsittää potentiometrin, joka on kiinnitetty pään painimeen 5d (kohteen kiinnitysväline).

Näin konstruoitu paikan ilmaisuväline 31 voi helposti, nopeasti ja tarkasti ilmaista gradaatioprosessin standardipisteen P (nenän tyvipiste, jota usein käytetään 30 dentaalisessa päänmittauksen radiografiassa, eli nenä-otsasauman etuala ihmisen pään mediaanitasolla, mikä on tärkeä hampaanoikomisessa). Lisäksi on tarpeetonta laittaa kohteeseen ilmaisumerkkiä. Gradaatioprosessin standardipistettä P ei kuitenkaan rajoiteta nenän tyvipisteen paikkaan, mitä tahansa tunnettua paikkaa voidaan käyttää.

25 Näin saatua gradaatioprosessin standardipistettä P käytetään radiografian ilmaisimella 11C saadun lineaariskannauksen röntgenkuvan pehmytkudosalueen jälki-gradaatioprosessiin tai radiografian röntgensäteilyn rakosäteen B säteilyn määrän säätämiseen.

5 Lisäksi voidaan valmistaa useita sarjoja pimeävirran kompensaatiotaulukoita 3...3 vastaten lämpötilaa, sopiva pimeävirran kompensaatiotaulukko 3 voidaan valita riippuen lämpötilasta radiografian aikana, ja pimeävirta voidaan kompensoida. Tässä tapauksessa vaihtelukomponentti, joka perustuu pimeävirtakomponentin lämpötilaan, joka on tallennettu etukäteen, poistetaan lisäksi kun pimeävirta-10 komponentti poistetaan, jolloin saadaan edullisempi automaattisen valotuksen ohjauksen tulos.

Suoritusmuoto 5

Nyt selitetään suoritusmuoto, jossa esillä olevaa keksintöä sovelletaan lääketieteelliseen digitaaliseen röntgenkuvauslaitteeseen, jolla voidaan suorittaa dentaali-15 radiografia.

Kuvio 17 selittää, kuinka röntgenkuvauslaitetta A5 käytetään. Röntgenkuvaus-laitteen A5 kuvattavana kohteena on suunsisäinen alue.

Röntgengeneraattori 7 on järjestetty siten, että se voi heilahdella ylös-alas ja pyöriä horisontaalisesti vapaasti liikkuvan varren 33 suhteen, ja röntgensäteilyputken 7d 20 suuntaa säädetään siten, että se säteilyttää röntgensäteitä suunsisäiselle alueelle. Radiografian ilmaisin 11D sijoitetaan suunsisäisen alueen läpi johdettujen röntgensäteiden intensiteetin jakautuman ilmaisemiseksi eli röntgenkuvan ilmaisemiseksi paikkaan, joka on vastapäätä röntgensäteilyputkea 7d suunsisäisen alueen ollessa niiden välissä. Eli paikannusväline 34 radiografian ilmaisimineen 25 11D on tarkoitettu kohteen pideltäväksi sormillaan siten, että ilmaisimen 11D

kuvantamisen taso on sopivasti suunnattuna röntgensäteilyn säteilysuuntaan.

Kuvio 18 on poikkileikkauskuva, joka esittää radiografian ilmaisimen 11D rakenteen, kuvio 18a on horisontaalinen leikkaus viivaa A-A pitkin ja kuvio 18b on vertikaalinen leikkaus viivaa B-B pitkin.

30 Radiografian ilmaisin 11D käsittää valoa säteilevän elimen (tuikeaine) Ib säteilytettyjen röntgensäteiden muuntamiseksi näkyväksi valoksi, optisen kuidun le säteilytetyn valon johtamiseksi valoa säteilevästä elimestä Ib elektronisen kuvailmaisimen la valoa vastaanottavalle pinnalle, elektroninen kuvailmaisin la 26 käsittää CCD-anturin sähkövarauksen tallentamiseksi, joka syntyy, kun vastaanotetaan optisen kuidun le lähettämä fluoresenssijakautuma, ja kiinteäksi ajaksi tallennetun sähkövarauksen lukemiseksi peräkkäin sähkösignaaleiksi muuntamista varten, keramiikasta valmistetun levyn Id elektronisen kuva-5 ilmaisimen la tukemiseksi ja suojakotelon 19 kunkin rakenneosan suojaamiseksi.

Johtava elin 35, kuten ohut alumiini- tai kuparikerros, on järjestetty röntgensäteilyn valottamalle pinnalle ja suojakotelon 19 sisäosan sivulle valoa säteilevän elimen Ib, optisen kuidun le, elektronisen kuvailmaisimen la ja levyn Id suojaamiseksi, siten etteivät indusoitunut kohina ja sähköstaattinen syöksy ulkopuolelta vaikuta 10 elektroniseen kuvailmaisimeen la ym. parantaen siten kohinanvaimennusta ja syöksyn vaimennusta. Johtavan elimen 35 materiaalina on edullisesti alumiini ja beryllium, joilla on pieni atomipaino, ja ne on tehty paksuudeltaan mahdollisimman ohuiksi, esim. 0,01 mm:stä 0,1 mm:iin, niin etteivät radiografian ilmaisimeen 11D saapuvat röntgensäteet aiheuta vaimennusta ja sirontaa.

15 Tiivisteaine 19a röntgensäteiltä suojaamiseen peittää suojakotelon 19 sisäpuolen takaosasta ja sivulta, jotta estetään tarpeettomien hajaröntgensäteiden pääsy levyn Id takaosaan ja sivulle. Tiivisteaineesta 19a valmistettu röntgensäteiltä suojaava aine 19b on järjestetty suojakotelon 27 valotuspinnan osalle elektronisen kuvailmaisimen la pimeävirran mittausosan lab asettamiseksi.

20 Levyssä Id on ohjausyksikkö 1 la (ei esitetty), joka käsittää mikroprosessoriyksikön (keskusyksikön), ja siinä on kuvankäsittelyvälineen 2 toiminto pimeävirran kompensointiin, kuten radiografian ilmaisimessa 11A-11C, ja muisti llf (ei esitetty), joka ennakolta tallentaa pimeävirran kompensaatiotaulukon 3, johon kuvankäsittelyväline 2 viittaa, kuten suoritusmuodoissa 2-4. Siten radiografian 25 aikana elektronisesta kuvailmaisimesta la lähetetyistä tallennetun varauksen signaaleista poistetaan pimeävirtakomponentti kuvankäsittelyvälineellä 2, ne tallennetaan muistiin llf dentaaliröntgenkuvina, syötetään käyttöpaneeliin 13 kaapelin 21 välityksellä ja näytetään kuvana näyttövälineellä 13A.

Seuraavaksi radiografian ilmaisimen 11D, jota käytetään röntgenkuvauslaitteessa 30 A5, ja radiografian ilmaisimien 11A-11C, joita käytetään suoritusmuotojen 2-4 jokaisessa röntgenkuvauslaitteessa, välinen ero.

Suoritusmuotojen 2-4 radiografian ilmaisimien 11A-11C mukaan, kuten selitettiin viitaten kuvioon 11, kuva-alkion muodostamisosa laa, joka antaa pikselielementin lag joka muodostaa kuvan tallennettuna varauksena, jaetaan CCD-anturin valoa 27 vastaanottavan osan lad sarakkeisiin, muihin paitsi alimpaan sarakkeeseen, kustakin sarakkeesta annettu sähkövaraus alistetaan aikaviiveintegraatiolle yhden pikselielementin tallennetun varauksen signaalien saamiseksi (tallennetun varauksen signaalit muodostavat yksiulotteisen kuvan). Toisaalta radiografian ilmaisin 5 11D käsittelee kunkin pikselielementin “e” sähkövarausta tallennetun varauksen signaaleina kaksiulotteisen kuvan muodostamiseksi.

Silloinkin kun kunkin pikselielementin “e” sähkövarausta käsitellään tallennetun varauksen signaaleina, jotka muodostavat kaksiulotteisen kuvan, pimeävirran mittausosan ja kuva-alkion muodostamisosan laa kunkin pikselielementin “e” 10 lähdön suhde kiinteälle valotusajalle perustuen pimeävirran mittausosasta lab otettuun pimeävirtakomponenttiin tallennetaan pimeävirran kompensaatio-taulukkoon 3 etukäteen, ja pimeävirtakomponentti poistetaan laskemalla soveltaen lähdön suhdetta, joka on tallennettuna pimeävirran kompensaatiotaulukkoon 3, tallennetun varauksen signaaleille, jotka on otettu huomattavasta pikselielementistä 15 lag radiografian aikana valotuksen ohjaussignaalien saamiseksi. Siten tämä menetelmä sisältyy esillä olevaan keksintöön.

CCD-anturia käytetään elektronisena kuvailmaisimena la tässä suoritusmuodossa, kuitenkin MOS-anturia, joka on konstruoitu ottamaan sähkövaraus valitsemalla kunkin pikselielementin valodiodi MOS-transistorilla, voidaan käyttää CCD-anturin 20 sijasta.

Lisäksi voidaan valmistaa useita sarjoja pimeävirran kompensaatiotaulukoita 3...3 vastaten lämpötilaa, sopiva pimeävirran kompensaatiotaulukko 3 voidaan valita riippuen lämpötilasta radiografian aikana, ja pimeävirta voidaan kompensoida. Tässä tapauksessa vaihtelukomponentti, joka perustuu pimeävirtakomponentin 25 lämpötilaan, joka on tallennettu etukäteen, poistetaan lisäksi kun pimeävirtakomponentti poistetaan, jolloin saadaan edullisempi automaattisen valotuksen ohjauksen tulos.

Suoritusmuoto 6

Esillä olevaa keksintöä voidaan käyttää röntgen-TT (tietokonetomografia) -kuvaus-30 laitteeseen, muuhun kuin lääketieteelliseen digitaaliseen röntgenkuvauslaitteeseen edellä mainituissa suoritusmuodoissa. TT-laitteen mukaan transmissioradiografia suoritetaan monta kertaa muuttamalla säteilykulmaa samaan kohteeseen ja näin saadut röntgenkuvat käsitellään poikkileikkauskuvan saamiseksi. Siten esillä olevan 28 keksinnön automaattinen valotuksen ohjaus voidaan suorittaa kullekin välitetylle röntgenkuvalle.

Esillä olevan keksinnön automaattista valotuksen ohjausmenetelmää sovelletaan lääketieteelliseen digitaaliseen röntgenkuvauslaitteeseen edellä mainituissa suoritus-5 muodoissa 2-6, kuitenkin automaattista valotuksen ohjausmenetelmää voidaan soveltaa myös tavalliseen kuvan muodostamisen laitteeseen, jossa säteilyvaloa, sisältäen näkyvän valon, säteilytetään tutkittavaan kohteeseen säteilylähteestä kuvan saamiseksi.

Claims (7)

1. Automaattinen kuvan valotuksen säätömenetelmä käytettäväksi lääketieteellisessä digitaalisessa röntgenkuvauslaitteessa, jossa kuva muodostetaan elektronisella kuvailmaisimella (la), jossa kuvan muodostamiseksi tutkittavasta kohteesta tätä 5 säteilytetään röntgensäteilylähteestä tulevalla säteilyllä ja säteilyn intensiteettiä säädetään samalla takaisinkytkennän avulla niin että saadaan säädetyllä intensiteetti-alueella oleva kaksiulotteinen kuva, tunnettu siitä, että menetelmässä käytetään elektronista kuvailmaisinta (la), joka on jaettu kuva-alkion muodostamisosaan (laa), johon valosähköisellä muunnoksella tai suoraan röntgen-10 säteitä ilmaisemalla generoidut sähkövaraukset valetusta vastaanotettaessa tallennetaan varaussignaalina, ja pimeävirran mittausosaan (lab), johon tallennetaan pimeä-virta varauksena kun valotusta ei vastaanoteta, lasketaan mainittuun kuva-alkion muodostamisosaan (laa) tallennettu pimeävirran komponentti käyttämällä toisaalta kuva-alkion muodostamisosan (laa) sisältämän 15 pimeävirran komponentin ja toisaalta pimeävirran mittausosan (lab) sisältämän pimeävirran komponentin välistä suhdetietoa (a2), ja mainittu takaisinkytketty säätö toteutetaan suorittamalla kompensaatioprosessi, jossa vähennetään näin laskettu pimeävirran komponentti sanottuun kuva-alkion muodostamisosaan (laa) tallennetusta varaussignaalista.

2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen automaattinen kuvan valotuksen säätömene telmä, tunnettu siitä, että elektronisella kuvailmaisimella toteutetaan panoraama-radiografia, päänmittauksen radiografiaa, lineaariskannauksen radiografiaa, den-taaliradiografiaa tai TT-radiografiaa.

3. Patenttivaatimuksen 1 tai 2 mukainen automaattinen kuvan valotuksen säätö-25 menetelmä, tunnettu siitä, että mainitussa kompensaatioprosessissa parametrinä käytetään suhdetietoa (a2(pk)) kunkin määrätyn pikselielementtisarakkeen tallennetun varaussignaalin lähdön muutosarvon mainitussa kuva-alkion muodostamis-osassa (laa) kiinteässä valotusajassa (T), ja vastaavasti määrätyn pikselielementin tai ainakin yhden määrätyn pikselielementtisarakkeen tallennetun varaussignaalin 30 lähdön muutosarvon mainitussa pimeävirran mittausosassa (lab) kiinteässä valotusajassa (T) välillä, jolloin nämä lähdön muutosarvot saadaan silloin kun kuva-alkion muodostamisosaa (laa) ja pimeävirran mittausosaa (lab) ei valoteta.

4. Jonkin patenttivaatimuksen 1-3 mukainen automaattinen röntgenkuvan valo-tuksen säätömenetelmä, tunnettu siitä, että mainitun röntgensäteilyn intensiteetin takaisinkytkentäsäätö suoritetaan säätämällä ainakin yhtä seuraavista: röntgensäteilyn skannausnopeus, röntgenputken virta ja röntgenputken jännite.

5 5. Lääketieteellisen digitaalisen röntgenkuvauslaitteen automaattinen valotuksen säätöjärjestelmä, jossa kaksiulotteinen kuva muodostetaan elektronisella kuva-ilmaisimella (la) saadulla röntgensäteilyllä säteilytetään tutkittavaa kohdetta kuvan muodostamiseksi tästä ja säteilyn intensiteettiä säädetään samalla niin, että saadaan säädetyllä intensiteettialueella oleva kaksiulotteinen kuva tunnettu siitä, että säätö-10 j ärj estelmä käsittää: elektronisen kuvailmaisimen (la), joka on jaettu kuva-alkion muodostamisosaan (laa), johon valosähköisellä muunnoksella tai suoraan röntgensäteitä ilmaisemalla generoidut sähkövaraukset valotusta vastaanotettaessa tallennetaan varaus-signaalina, ja pimeävirran mittausosaan (lab), johon tallennetaan pimeävirta 15 varauksena kun valotusta ei vastaanoteta, ja säätövälineet takaisinkytkennän suorittamiseksi, joissa lasketaan mainittuun kuva-alkion muodostamisosaan (laa) tallennettu pimeävirran komponentti käyttämällä toisaalta kuva-alkion muodostamisosan (laa) sisältämän pimeävirran komponentin ja toisaalta pimeävirran mittausosan (lab) sisältämän 20 pimeävirran komponentin välistä suhdetietoa (a2), ja mainittu takaisinkytketty säätö toteutetaan suorittamalla kompensaatioprosessi, jossa vähennetään näin laskettu pimeävirran komponentti sanottuun kuva-alkion muodostamisosaan (laa) tallennetusta varaussignaalista.

6. Patenttivaatimuksen 5 mukainen automaattinen valotuksen ohjausjärjestelmä, 25 tunnettu siitä, että mainittu järjestelmä käsittää: muistin sellaisen ennakolta muodostetun parametrin tallentamiseksi, joka on suhde-tieto (a2(pk)) kunkin määrätyn pikselielementtisarakkeen tallennetun varaus-signaalin lähdön muutosarvon mainitussa kuva-alkion muodostamisosassa (laa) kiinteässä valotusajassa (T), ja vastaavasti määrätyn pikselielementin tai ainakin 30 yhden määrätyn pikselielementtisarakkeen tallennetun varaussignaalin lähdön muutosarvon mainitussa pimeävirran mittausosassa (lab) kiinteässä valotusajassa (T) välillä, jolloin nämä lähdön muutosarvot saadaan silloin kun kuva-alkion muo-dostamisosaa (laa) ja pimeävirran mittausosaa (lab) ei valoteta.

7. Patenttivaatimuksen 5 tai 6 mukainen automaattinen valotuksen ohjausmenetelmä, tunnettu siitä, että mainitun röntgensäteilyn intensiteetin takaisinkyt-kentäsäätö suoritetaan säätämällä ainakin yhtä seuraavista: röntgensäteilyn skannausnopeus, röntgenputken virta, röntgenputken jännite. 5