FR2595561A1

FR2595561A1 - Radiology installation with a detector, in particular a photomultiplier, for monitoring images

Info

Publication number: FR2595561A1
Application number: FR8603652A
Authority: FR
Inventors: Philippe Audon
Original assignee: Thomson CGR
Current assignee: General Electric CGR SA
Priority date: 1986-03-14
Filing date: 1986-03-14
Publication date: 1987-09-18

Abstract

Radiology installation including a photomultiplier 24 detecting the light transmitted to the display or recording devices. At a distance from this photomultiplier there is disposed a circuit 27, 28 for monitoring or controlling the installation as a function of the signal provided by the detector. Associated with the photomultiplier 24 there is a current-frequency converter 25. The frequency signal is conveyed to the monitoring circuit 27, 28 which includes for example a pulse counter 27 and a microprocessor 28 performing the monitoring or control as a function of the contents of the counter.

Description

INSTALLATION DE RADIOLOGUE A DETECTEUR,
NOTAMMENT UN PHOTOMULTIPLICATEUR,
POUR LE CONTROLE DES IMAGES
L'invention est relative à une installation de radiologie comportant un détecteur, notamment un photomultiplicateur, pour la lumière transmise au(x) dispositif(s) de visualisation ou d'enregistrement afin de contrôler la puissance, ou l'énergie, du rayonnement X.RADIOLOGIST DETECTOR INSTALLATION,
IN PARTICULAR A PHOTOMULTIPLIER,
FOR IMAGE CONTROL
The invention relates to a radiology installation comprising a detector, in particular a photomultiplier, for the light transmitted to the display or recording device (s) in order to control the power, or the energy, of the X-ray. .

On sait qu'une installation de radiologie peut être utilisée pour effectuer de la radioscopie et/ou de la radiographie. Pour la radioscopie on prévoit un écran de contrôle du type récepteur de télévision tandis que pour la radiographie on enregistre des images, par exemple sur des films photographiques ou cinématographiques. It is known that an X-ray installation can be used to perform radioscopy and / or radiography. For radioscopy, a control screen of the television receiver type is provided, while for radiography, images are recorded, for example on photographic or cinematographic films.

En raison des dangers présentés par les rayons X pour les patients il est indispensable de contrôler le rayonnement X. Dans le cas de la radioscopie, on surveille la puissance du rayonnement X, par exemple en contrôlant le niveau de la haute tension fournie au tube générateur; pour la radiographie on contrôle l'énergie du rayonnement. C'est pourquoi on prévoit habituellement un détecteur de la lumière transmise au(x) dispositif(s) de visualisation ou d'enregistrement, disposé après le convertisseur de rayonnement X en rayonnement visible. Ce détecteur est généralement constitué par un photo multiplicateur fournissant un courant électrique dont l'intensité représente la puissance du rayonnement X.Cette intensité étant de l'ordre du A la liaison du photo multiplicateur aux circuits de contrôle et de commande du fonctionnement de l'installation de radiologie s'effectue par l'intermédiaire d'un câble coaxial et de connecteurs d'un prix élevé. Les circuits de contrôle et commande comportent, dans la voie de radioscopie, un convertisseur de cette intensité en une tension qui est comparée à une tension de référence afin d'asservir la puissance du tube à une consigne affichée par l'utilisateur. Dans la voie de radiographie l'intensité de sortie du photomultiplicateur charge un condensateur et cette charge est comparée à une autre référence afin d'arrêter l'exposi- tion quand l'énergie lumineuse reçue est suffisante. Because of the dangers presented by X-rays for patients, it is essential to control X-rays. In the case of X-rays, the power of X-rays is monitored, for example by controlling the level of the high voltage supplied to the generator tube. ; for radiography we control the energy of the radiation. This is why a detector is usually provided for the light transmitted to the display or recording device (s), placed after the X-ray to visible radiation converter. This detector generally consists of a photo multiplier supplying an electric current whose intensity represents the power of the X-ray radiation. This intensity being of the order of the connection of the photo multiplier to the circuits for controlling and controlling the operation of the Radiology installation is carried out via a coaxial cable and connectors of a high price. The monitoring and control circuits comprise, in the fluoroscopy channel, a converter of this intensity into a voltage which is compared to a reference voltage in order to control the power of the tube to a set point displayed by the user. In the radiography channel, the output intensity of the photomultiplier charges a capacitor and this charge is compared with another reference in order to stop the exposure when the light energy received is sufficient.

La longueur de la connexion entre le photomultiplicateur et les circuits de contrôle et commande peut atteindre plusieurs dizaines de mètres; ainsi le coût du câble coaxial et des connecteurs associés entre pour une part non négligeable dans le coût général de l'installation. The length of the connection between the photomultiplier and the control and command circuits can reach several tens of meters; thus the cost of the coaxial cable and associated connectors is a significant part of the general cost of the installation.

L'invention permet de réduire sensiblement le coût du câble de connexion entre le photomultiplicateur et l'électronique de commande. Elle permet également de simplifier la réalisation des circuits de contrôle et commande. The invention makes it possible to significantly reduce the cost of the connection cable between the photomultiplier and the control electronics. It also makes it possible to simplify the production of the control and command circuits.

Elle est caractérisée en ce qu'un convertisseur intensitéfréquence est disposé directement à la sortie du photomultiplicateur et que c'est ce signal de fréquence qui est transmis aux circuits de contrôle et commande de l'installation. It is characterized in that an intensity-frequency converter is arranged directly at the output of the photomultiplier and that it is this frequency signal which is transmitted to the control and command circuits of the installation.

Le signal de fréquence fourni par le convertisseur peut être acheminé par des conducteurs bon marché, par exemple une simple paire de fils torsadés. On peut également prévoir une transmission par fibre optique, à condition bien entendu de prévoir les convertisseurs appropriés. The frequency signal provided by the converter can be routed through inexpensive conductors, such as a simple pair of twisted wires. It is also possible to provide a transmission by optical fiber, provided of course that the appropriate converters are provided.

La conversion intensité-fréquence est de préférence linéaire, la fréquence étant proportionnelle à l'intensité. La fréquence de sortie du convertisseur est, par exemple, comprise entre zéro et 500 Khz. The intensity-frequency conversion is preferably linear, the frequency being proportional to the intensity. The output frequency of the converter is, for example, between zero and 500 kHz.

Outre la diminution du coût, I'invention permet la simplification des circuits de contrôle et commande. En effet il est avantageux que les mêmes éléments soient utilisés pour les voies de radioscopie et de radiographie; dans ce cas on prévoit, d'une part, un compteur effectuant le comptage des impulsions du signal de fréquence et, d'autre part, un microprocesseur exploitant le contenu du compteur. Pour la radioscopie le microprocesseur est, dans une réalisation, programmé de façon telle qu'il lit périodiquement, par exemple toutes les vingt millisecondes, le contenu du compteur qui est remis à zéro à l'issue de cette lecture. Le nombre lu à l'issue de la période représente la puissance du rayonnement reçu par le photo multiplicateur. Ce nombre peut alors être utilisé pour déter miner la haute tension fournie au tube à rayons X.Pour la radiographie le temps d'exposition est déterminé (grâce au microprocesseur) quand le nombre enregistré par le compteur atteint une valeur prédéterminée par l'opérateur. In addition to reducing the cost, the invention simplifies the control and command circuits. Indeed it is advantageous that the same elements are used for the radioscopy and radiography routes; in this case there is provided, on the one hand, a counter for counting the pulses of the frequency signal and, on the other hand, a microprocessor exploiting the content of the counter. For radioscopy, the microprocessor is, in one embodiment, programmed in such a way that it reads periodically, for example every twenty milliseconds, the content of the counter which is reset to zero at the end of this reading. The number read at the end of the period represents the power of the radiation received by the photo multiplier. This number can then be used to determine the high voltage supplied to the X-ray tube. For radiography the exposure time is determined (thanks to the microprocessor) when the number recorded by the counter reaches a value predetermined by the operator.

Pour tenir compte du courant de noir, c'est-à-dire du courant fourni par le photo multiplicateur en l'absence de rayonnement, en radioscopie, avant l'exposition on détermine périodiquement le contenu du compteur à la même fréquence que celle de la lecture du contenu du compteur lors de l'exposition aux rayons X. Ensuite, lors d'un examen radioscopique, à chaque période on soustrait systématiquement le dernier nombre enregistré avant l'exposition du nombre apparaissant dans le compteur. To take into account the black current, that is to say the current supplied by the photo multiplier in the absence of radiation, in radioscopy, before exposure, the content of the counter is periodically determined at the same frequency as that of reading the contents of the counter during exposure to X-rays. Then, during a fluoroscopic examination, each period systematically subtracts the last number recorded before exposure from the number appearing in the counter.

En radiographie pour effectuer le correction de l'erreur dûe au courant de noir du photomultiplicateur on peut procéder de la même manière qu'en radioscopie, c'est-à-dire soustraire à l'issue de chacune desdites périodes le nombre correspondant au courant de noir pour cette période. On peut aussi, au lieu de soustraire du nombre enregistré, ajouter à la valeur de référence ledit nombre correspondant au courant de noir. II est vrai qu'en soustrayant, à l'issue de chaque période, le courant de noir du nombre enregistré par le compteur (ou en additionnant ce courant de noir à la consigne) la dernière fraction de période ne sera en général pas corrigée. Malgré ce défaut le résultat obtenu est tout à fait satisfaisant. In radiography to correct the error due to the black current of the photomultiplier, one can proceed in the same way as in radioscopy, that is to say subtract at the end of each of said periods the number corresponding to the current of black for this period. One can also, instead of subtracting from the recorded number, add to the reference value said number corresponding to the black current. It is true that by subtracting, at the end of each period, the black current from the number recorded by the counter (or by adding this black current to the setpoint) the last fraction of the period will generally not be corrected. Despite this defect, the result obtained is completely satisfactory.

D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparattront avec la description de certains de ses modes de réalisation, celle-ci étant effectuée en se référant aux dessins ci-annexés sur lesquels:
- la figure 1 est un schéma d'une installation de radiologie,
- la figure 2 est une illustration du perfectionnement de l'invention, et,
- les figures 3a à 3c sont des diagrammes montrant le fonction nement du perfectionnement de la figure 2.Other characteristics and advantages of the invention will appear with the description of some of its embodiments, this being carried out with reference to the attached drawings in which:
FIG. 1 is a diagram of a radiology installation,
FIG. 2 is an illustration of the improvement of the invention, and,
FIGS. 3a to 3c are diagrams showing the operation of the improvement of FIG. 2.

Une installation de radiologie comporte, de façon en soi connue (figure 1), un tube 10 générateur de rayons X alimenté par un circuit de puissance 11 avec deux entrées 12 et 13 dont l'une permet d'agir sur la haute tension et l'autre sur l'intensité du courant fourni au tube. A radiology installation comprises, in a manner known per se (FIG. 1), an X-ray generator tube 10 supplied by a power circuit 11 with two inputs 12 and 13, one of which makes it possible to act on the high voltage and the other on the intensity of the current supplied to the tube.

Le rayonnement X est transmis à travers un ou plusieurs filtres 14 et un collimateur 15 vers le patient 16. Le rayonnement ayant traversé le patient est transmis à un amplificateur d'image 17 par l'intermédiaire d'une grille 18 s'opposant au rayonnement diffusé. X-ray radiation is transmitted through one or more filters 14 and a collimator 15 to the patient 16. The radiation having passed through the patient is transmitted to an image amplifier 17 via a grid 18 opposing the radiation broadcast.

Le rayonnement visible fourni par l'amplificateur d'image 17 est transmis à un objectif 19 et, de là, vers une caméra vidéo 20 précédée par un diaphragme réglable 21. Entre l'objectif 19 et le diaphragme 21 on prévoit un miroir escamotable 22 qui, lorsqu'il est en place, modifie la direction du rayonnement visible fourni par l'objectif 19 de façon à former l'image sur la surface sensible d'un appareil photographique 23 ou d'un appareil cinématographique. The visible radiation supplied by the image amplifier 17 is transmitted to a lens 19 and, from there, to a video camera 20 preceded by an adjustable diaphragm 21. Between the lens 19 and the diaphragm 21 a retractable mirror 22 is provided. which, when in place, changes the direction of the visible radiation supplied by the lens 19 so as to form the image on the sensitive surface of a camera 23 or of a cinematographic device.

A la sortie de l'objectif 19 est disposé un tube photomultiplicateur PM 24 qui fournit un signal représentant l'intensité du rayonnement lumineux sortant de l'objectif 19. At the output of the objective 19 is arranged a photomultiplier tube PM 24 which supplies a signal representing the intensity of the light radiation leaving the objective 19.

Le perfectionnement de l'invention consiste à associer au photomultiplicateur 24 un convertisseur courant-fréquence 25 (figure 2) qui transforme le courant de sortie du photomultiplicateur 24, qui est de l'ordre du FA, en un signal de fréquence de niveau sensiblement plus élevé. Ce convertisseur 25 peut être intégré au boîtier du photomultiplicateur sans fil de liaison entre la sortie du PM 24 et l'entrée du convertisseur 25. On peut également prévoir une connexion par un câble de très courte longueur entre la sortie du PM 24 et l'entrée du convertisseur 25. The refinement of the invention consists in associating with the photomultiplier 24 a current-frequency converter 25 (FIG. 2) which transforms the output current of the photomultiplier 24, which is of the order of the FA, into a frequency signal of substantially more level Student. This converter 25 can be integrated into the housing of the photomultiplier wireless connection between the output of the PM 24 and the input of the converter 25. It is also possible to provide a connection by a very short cable between the output of the PM 24 and the converter input 25.

Le signal de sortie du convertisseur 25 est acheminé vers l'électronique de commande de l'installation par un conducteur 26 constitué par exemple par une simple paire de fils torsadés d'un coût peu élevé. La longueur du conducteur (ou des conducteurs) 26 est dans un exemple comprise entre 10 et 30 mètres. The output signal of the converter 25 is sent to the control electronics of the installation by a conductor 26 constituted for example by a simple pair of twisted wires of low cost. The length of the conductor (or conductors) 26 is in one example between 10 and 30 meters.

Le signal acheminé par le conducteur 26 est transmis à lten- trée de comptage 271 d'un compteur 27 associé à un micro processeur 28. Le compteur 27, de préférence microprogrammable, est du type présentant une entrée-sortie 272 reliée à- une entréesortie 281du microprocesseur 28. La sortie du compteur 27 apparaît sur l'entrée-sortie 272. Cette dernière reçoit par ailleurs des signaux de commande du microprocesseur 28, notamment pour la remise à zéro. The signal conveyed by the conductor 26 is transmitted to the counting input 271 of a counter 27 associated with a microprocessor 28. The counter 27, preferably microprogrammable, is of the type having an input-output 272 connected to an output-input 281 of the microprocessor 28. The output of the counter 27 appears on the input-output 272. The latter also receives control signals from the microprocessor 28, in particular for resetting to zero.

Lors de l'utilisation en radioscopie, c'est-à-dire quand on fait appel à la caméra vidéo 20, le contenu N du compteur 27 est lu périodiquement, par exemple toutes les vingt millisecondes, et, à l'issue de la période, ce compteur 27 est remis à zéro. Le contenu du compteur à la fin de la période, avant la remise à zéro, représente l'intensité du courant de sortie du PM 24, c'est-à-dire l'intensité du rayonnement sortant de l'objectif 19. During use in fluoroscopy, that is to say when the video camera 20 is used, the content N of the counter 27 is read periodically, for example every twenty milliseconds, and, at the end of the period, this counter 27 is reset to zero. The content of the counter at the end of the period, before resetting, represents the intensity of the output current of the PM 24, that is to say the intensity of the radiation leaving the objective 19.

Toutefois pour tenir compte du courant de noir du PM 24 le nombre N obtenu à l'issue de la période de 20 millisecondes est diminué du même nombre obtenu à l'issue d'une période antérieure de 20 millisecondes, lorsque le tube à rayons X 10 ne fonctionnait pas. However, to take account of the black current of PM 24, the number N obtained at the end of the 20 millisecond period is reduced by the same number obtained at the end of an earlier period of 20 milliseconds, when the X-ray tube 10 was not working.

Le diagramme de la figure 3a représente le mode de fonctionnement en radioscopie. En abscisses on a porté le temps t et les fins des périodes T, 2 T, etc... et en ordonnées on a porté le nombre N qui est le contenu du compteur 27. Le nombre N1 représente une valeur de consigne qui est, par exemple, l'intensité lumineuse désirée. The diagram in FIG. 3a represents the operating mode in radioscopy. The time t and the ends of the periods T, 2 T, etc. are plotted on the abscissa and the number N which is the content of the counter is plotted on the ordinate. The number N1 represents a reference value which is, for example, the desired light intensity.

Selon que le nombre obtenu à l'issue de la période T de 20 millisecondes est inférieur ou supérieur à N1 on augmente ou diminue l'alimentation en tension du tube 10 pour obtenir le résultat convenable. L'action sur cette alimentation est de préférence effectuée de façon automatique par une boucle de réaction (non montrée). Depending on whether the number obtained at the end of the period T of 20 milliseconds is less than or greater than N1, the voltage supply of the tube 10 is increased or decreased to obtain the suitable result. The action on this power supply is preferably carried out automatically by a feedback loop (not shown).

En variante au lieu de remettre à zéro le compteur à chaque période, à l'issue de chaque période T on lit raugmentation du contenu du compteur 27 par rapport à la période précédente. As a variant, instead of resetting the counter to zero at each period, at the end of each period T we read the increase in the content of the counter 27 compared to the previous period.

Pour obtenir une bonne image en radioscopie on peut, en plus de la tension du tube, agir sur les paramètres suivants: I'intensité de ce tube, la sensibilité du photomultiplicateur 24, I'ouverture du diaphragme 21 et le gain de la chaîne vidéo dans, ou après, la caméra 20. To obtain a good image in fluoroscopy, it is possible, in addition to the tube tension, to act on the following parameters: the intensity of this tube, the sensitivity of the photomultiplier 24, the opening of the diaphragm 21 and the gain of the video chain in or after camera 20.

Pour la radiographie le fonctionnement est celui représenté par les diagrammes des figures 3b et 3c
Dans le cas de la figure 3b on n'effectue pas de correction du signal de noir. Sur ce diagramme le temps t est porté en abscisses et le nombre N, contenu du compteur 27, est en ordonnées.For the radiography the operation is that represented by the diagrams of Figures 3b and 3c
In the case of FIG. 3b, the black signal is not corrected. On this diagram the time t is plotted on the abscissa and the number N, contained in the counter 27, is on the ordinate.

Le nombre N2 du diagramme de la figure 3b correspond à la luminance choisie pour fournir une bonne image pour l'opérateur. The number N2 in the diagram in FIG. 3b corresponds to the luminance chosen to provide a good image for the operator.

L'irradiation du patient 16 est interrompue quand le contenu du compteur atteint la valeur N2. Le segment 30 sur la figure 3b représente l'évolution du contenu du compteur pour un rayonnement d'intensité déterminée et le segment 31 représente la même variation du contenu du compteur 27 pour une intensité plus faible. Dans le premier cas le nombre N2 est atteint au bout d'un temps T1 plus court que le temps T2 nécessaire pour atteindre la même valeur N2 dans le second cas.The irradiation of patient 16 is interrupted when the content of the counter reaches the value N2. The segment 30 in FIG. 3b represents the change in the content of the counter for radiation of determined intensity and the segment 31 represents the same variation in the content of the counter 27 for a lower intensity. In the first case, the number N2 is reached after a time T1 shorter than the time T2 necessary to reach the same value N2 in the second case.

Quand le nombre N2 a été atteint le compteur est remis à zéro. When the number N2 has been reached the counter is reset to zero.

En variante le compteur 27 est préalablement chargé, grâce au microprocesseur 28, à la valeur N2 désirée, et ce compteur fonctionne en décompteur. L'exposition du patient est alors interrompue quand le contenu du compteur atteint la valeur 0. As a variant, the counter 27 is previously loaded, thanks to the microprocessor 28, to the desired value N2, and this counter operates as a down-counter. The patient's exposure is then interrupted when the content of the counter reaches the value 0.

Pour tenir compte du courant de noir on procède comme représenté sur la figure 3c Sur ce diagramme le segment 32 représente la variation du contenu N du compteur 27 en fonction du temps t et le segment 33 la variation, mesurée avant l'exposition, du nombre correspondant au courant de noir. To take account of the black current, we proceed as shown in FIG. 3c. On this diagram, segment 32 represents the variation of the content N of the counter 27 as a function of time t and segment 33 the variation, measured before exposure, of the number corresponding to the current of black.

Au bout d'une période T de 20 millisecondes on ajoute à la valeur de consigne N2 la quantité n correspondant au courant de noir au bout de la même période T. La valeur de consigne est alors N'2 = N2 + n. At the end of a period T of 20 milliseconds, the quantity n corresponding to the black current is added to the reference value N2 at the end of the same period T. The reference value is then N'2 = N2 + n.

A l'issue de la période 2T on ajoute encore la valeur n à la consigne. On obtient donc une valeur de consigne N"2 = N2 + 2n. At the end of period 2T, the value n is added again to the setpoint. We therefore obtain a setpoint value N "2 = N2 + 2n.

Dans l'exemple le nombre N"2 est atteint peu de temps après l'instant 2T.In the example the number N "2 is reached shortly after the instant 2T.

Au cours du temps Z entre l'instant 2T et rinstan? où le nombre N"2 est atteint il n'a pas été de nouveau tenu compte du niveau de noir. Mais il ne s'agit pas là d'une erreur gênante car avec une correction toutes les vingt millisecondes, la qualité de l'image obtenue est largement suffisante. On peut d'ailleurs, la plupart du temps se passer d'une telle correction due au niveau de noir lors du fonctionnement en radiographie. Quoi qu'il en soit pour augmenter la précision il suffit de diminuer la période T au bout de laquelle on effectue la correction. During time Z between time 2T and rinstan? where the number N "2 is reached, the black level has not been taken into account again. But this is not an annoying error because with a correction every twenty milliseconds, the quality of the The image obtained is largely sufficient. In fact, most of the time we can do without such a correction due to the black level when operating in radiography. Anyway, to increase the accuracy, just reduce the period T at the end of which the correction is carried out.

En variante au lieu de déplacer vers le haut la valeur de consigne on déplace vers le bas le contenu du compteur 27 à la fin de chaque période T. As a variant, instead of moving the set value up, the content of the counter 27 is moved down at the end of each period T.

L'avantage de Pinvention est quelle permet de diminuer le coût de l'installation par la diminution du prix du câble 26 et par la simplification des circuits de contrôle. En outre le caractère numé- rique de ces circuits peut permettre une meilleure qualité, notamment, comme on l'a vu, en prenant en compte de façon précise le courant de noir du photomultiplicateur. The advantage of the invention is that it makes it possible to reduce the cost of the installation by reducing the price of the cable 26 and by simplifying the control circuits. In addition, the digital nature of these circuits can allow better quality, in particular, as we have seen, by taking precisely into account the black current of the photomultiplier.

Claims

1. Radiology installation comprising a detector (24), in particular a photo multiplier, of the light transmitted to the display (20) or recording (23) devices providing a low intensity current representing the intensity of the light received and, remote from this detector, a circuit for controlling and / or controlling the installation as a function of the signal supplied by the detector, characterized in that the detector (24) is associated with a current-frequency converter (25), the frequency signal being routed to the installation control or command circuit.

2. Installation according to claim 1, characterized in that the output of the converter (25) current-frequency is routed to the circuit (27, 28) of control or command by two twisted conductors (26).

3. Installation according to claim 1, characterized in that the frequency signal is transmitted to the control or command circuit by optical fibers.

4. Installation according to any one of claims 1 to 3, characterized in that the control or command circuit comprises a counter or down counter (27) of the pulses of the frequency signal and a computer, such as a microprocessor (28) , to carry out the control or command according to the content of the counter (27), this counter and this calculator being usable for radioscopy and for radiography.

5. Installation according to claim 4, characterized in that, for monitoring or controlling the installation operating in fluoroscopy, the computer (28) periodically determines (T), for example every twenty milliseconds, the content of the counter which then represents the intensity of the radiation received by the detector (24).

6. Installation according to claim fi, characterized in that, before receiving the radiation, the black current of the detector (24) is determined by the content of the counter (27) at the end of the period (T), and in that, during radiosocpie operation, the number corresponding to the black current is subtracted from the number obtained at the end of this period at the end of each period.

7. Installation according to claim 4, operating in radiography, characterized in that the end of the period of exposure to radiation of image acquisition devices corresponds to the counting of a predetermined number (N2) of signal pulses frequency.

8. Installation according to claim 7, characterized in that, periodically, the content of the counter (27) is subtracted, or in that a value (n) corresponding to the number stored at the end of the same period of time before receiving radiation.

9. Installation according to claims 6 and 8, characterized in that the period (T) after which the content of the counter (27) is read in radioscopic operation is the same as the period (T) at the end of which the black current is taken into account in radiographic operation.