JPH0332276B2 - - Google Patents
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- JPH0332276B2 JPH0332276B2 JP56119778A JP11977881A JPH0332276B2 JP H0332276 B2 JPH0332276 B2 JP H0332276B2 JP 56119778 A JP56119778 A JP 56119778A JP 11977881 A JP11977881 A JP 11977881A JP H0332276 B2 JPH0332276 B2 JP H0332276B2
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- Japan
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- frame
- circuit
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- 238000000034 method Methods 0.000 description 8
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Classifications
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N7/00—Television systems
- H04N7/18—Closed-circuit television [CCTV] systems, i.e. systems in which the video signal is not broadcast
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Closed-Circuit Television Systems (AREA)
- Processing Of Color Television Signals (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明はＸ線診断像をイメージ・インテンシフ
アイアを介してテレビジヨンカメラで撮影したＸ
線テレビジヨン画像のＳ／Ｎの向上を図り得るＸ
線テレビジヨン画像の加算処理装置に関する。
アイアを介してテレビジヨンカメラで撮影したＸ
線テレビジヨン画像のＳ／Ｎの向上を図り得るＸ
線テレビジヨン画像の加算処理装置に関する。
近時、被検体（患者）をＸ線透視して得られた
Ｘ線診断像をイメージ・インテンシフアイア
（Ｉ・Ｉ）を介して光学像変換し、この光学像を
テレビジヨンカメラで撮影してモニタテレビジヨ
ンに表示して診断医療を行うＸ線テレビジヨンシ
ステムが注目されている。
Ｘ線診断像をイメージ・インテンシフアイア
（Ｉ・Ｉ）を介して光学像変換し、この光学像を
テレビジヨンカメラで撮影してモニタテレビジヨ
ンに表示して診断医療を行うＸ線テレビジヨンシ
ステムが注目されている。
このイメージ・インテンシフアイア間接撮影法
によれば、被検体に照射するＸ線の照射線量が少
なくてよく、Ｘ線管の負荷を軽減して小焦点撮影
を行い得る等の優れた効果を奏する。この小焦点
によるＸ線拡大撮影法を用いて得られるイメー
ジ・インテンシフアイア間接撮影像の解像度は、
Ｘ線直接撮影像の解像度に匹敵し、各種のＸ線診
断医療に幅広く導入されるようになつてきてい
る。
によれば、被検体に照射するＸ線の照射線量が少
なくてよく、Ｘ線管の負荷を軽減して小焦点撮影
を行い得る等の優れた効果を奏する。この小焦点
によるＸ線拡大撮影法を用いて得られるイメー
ジ・インテンシフアイア間接撮影像の解像度は、
Ｘ線直接撮影像の解像度に匹敵し、各種のＸ線診
断医療に幅広く導入されるようになつてきてい
る。
例えばＸ線直接撮影では、画像１枚を得る為
に、一般に22mR（ミリレントゲン）のＸ線を被
検体に照射するのに対し、イメージ・インテンシ
フアイア間接撮影では１分間当り75mR程度のＸ
線を照射すればよい。このＸ線被曝線量は、テレ
ビジヨン画像１枚当り、つまり１フレーム画像当
りに換算した場合には1.25mR程度と非常に小さ
いものである。ところがこのように１フレーム画
像当りのＸ線量が少ないが故に、その濃度および
Ｓ／Ｎが共に低く、この結果、画像１枚毎に十分
効果的な画像解析ができないと云う不具合があ
る。
に、一般に22mR（ミリレントゲン）のＸ線を被
検体に照射するのに対し、イメージ・インテンシ
フアイア間接撮影では１分間当り75mR程度のＸ
線を照射すればよい。このＸ線被曝線量は、テレ
ビジヨン画像１枚当り、つまり１フレーム画像当
りに換算した場合には1.25mR程度と非常に小さ
いものである。ところがこのように１フレーム画
像当りのＸ線量が少ないが故に、その濃度および
Ｓ／Ｎが共に低く、この結果、画像１枚毎に十分
効果的な画像解析ができないと云う不具合があ
る。
そこで従来、時間分解能の優れた透視システム
では、各フレーム画像をフレーム間において重み
付け加算し、その画像のＳ／Ｎを高めることが行
われている。即ち、今、各フレーム間において画
像信号成分に変化がなく、各雑音成分はそれぞれ
ランダム性雑音であるとすれば、ｎフレームに亘
つてフレーム画像を加算することによつてｎ・Ｓ
なる信号電力と、√・Ｎなる雑音成分が得られ
ることになる。従つて、フレーム加算処理された
のちの信号のＳ／Ｎは√Ｓ／Ｎとなり、この結
果画像のＳ／Ｎの向上を図り得る。例えば４フレ
ームに亘つて加算処理を行つた場合、Ｓ／Ｎは２
倍に向上し、64フレームに亘つて加算処理した場
合にはＳ／Ｎは８倍に向上する。
では、各フレーム画像をフレーム間において重み
付け加算し、その画像のＳ／Ｎを高めることが行
われている。即ち、今、各フレーム間において画
像信号成分に変化がなく、各雑音成分はそれぞれ
ランダム性雑音であるとすれば、ｎフレームに亘
つてフレーム画像を加算することによつてｎ・Ｓ
なる信号電力と、√・Ｎなる雑音成分が得られ
ることになる。従つて、フレーム加算処理された
のちの信号のＳ／Ｎは√Ｓ／Ｎとなり、この結
果画像のＳ／Ｎの向上を図り得る。例えば４フレ
ームに亘つて加算処理を行つた場合、Ｓ／Ｎは２
倍に向上し、64フレームに亘つて加算処理した場
合にはＳ／Ｎは８倍に向上する。
然し乍ら、このようなＳ／Ｎ向上効果は、加算
処理に供される複数フレームの画像が同一位相で
あることが必要であり、この為にはフレーム画像
を同期的に抽出することが必要である。仮りにｎ
フレームに亘る画像加算処理中に、被検体の体動
や臓器の動きが生じると、像の動きの部分の加算
効果が失われ、かえつて解像度の低下を招く問題
が生じた。これ故、常に良好な診断像を得ること
ができなかつた。
処理に供される複数フレームの画像が同一位相で
あることが必要であり、この為にはフレーム画像
を同期的に抽出することが必要である。仮りにｎ
フレームに亘る画像加算処理中に、被検体の体動
や臓器の動きが生じると、像の動きの部分の加算
効果が失われ、かえつて解像度の低下を招く問題
が生じた。これ故、常に良好な診断像を得ること
ができなかつた。
本発明はこのような事情を考慮してなされたも
ので、その目的とするところは、被検体の体動や
臓器の動きの如何んに拘らず、適応的な加算処理
によつて常に良好なＸ線テレビジヨン診断画像を
得ることのできる実用性の高いＸ線テレビジヨン
画像の加算処理装置を提供することにある。
ので、その目的とするところは、被検体の体動や
臓器の動きの如何んに拘らず、適応的な加算処理
によつて常に良好なＸ線テレビジヨン診断画像を
得ることのできる実用性の高いＸ線テレビジヨン
画像の加算処理装置を提供することにある。
本発明の概要は、画像の動きを監視し、常時は
フレーム間加算によつて画像のＳ／Ｎ向上を図
り、動きが大なるときには任意のフレームにおけ
る画像のフレーム内加算処理によつて求められる
画像と前記フレーム間加算された画像との重み付
け加算してなる画像を適応的に出力することによ
つて、常にＳ／Ｎの高いＸ線テレビジヨン診断画
像を得、上述した目的を効果的に達成したもので
ある。
フレーム間加算によつて画像のＳ／Ｎ向上を図
り、動きが大なるときには任意のフレームにおけ
る画像のフレーム内加算処理によつて求められる
画像と前記フレーム間加算された画像との重み付
け加算してなる画像を適応的に出力することによ
つて、常にＳ／Ｎの高いＸ線テレビジヨン診断画
像を得、上述した目的を効果的に達成したもので
ある。
以下、図面を参照して本発明の一実施例につき
説明する。
説明する。
第１図は実施例装置の概略構成図で、第２図
ａ，ｂは画像の加算作用を示す図である。被検体
を透過して得られたＸ線透過像をイメージ・イン
テンシフアイアを介して光学像変換し、この光学
像をテレビジヨンカメラにて撮像して得られたＸ
線テレビジヨン画像（診断像）は、１フレーム毎
に順次第１図に示される加算処理装置に入力され
る。この加算処理装置には、Ｎ（自然数）個のフ
レームメモリ１-1，１-2〜１-Nが縦続に接続して
設けられており、上記Ｘ線テレビジヨン画像は１
フレーム毎に順次蓄積記憶されるようになつてい
る。しかして、現入力Ｘ線テレビジヨン画像およ
び各フレームメモリ１-1，１-2〜１-Nにそれぞれ
記憶された時系列な各フレームタイミングのＸ線
テレビ画像、つまり合計（Ｎ＋１）個のＸ線テレ
ビジヨン画像はフレーム間加算回路２に入力さ
れ、所定の重み係数を用いた重み付け加算により
フレーム間加算処理される。このフレーム間加算
処理は第２図ａに示すように、複数のフレームの
画像の対応画素信号を相互加算し、これを全面像
領域に亘つて行うものである。従つて、各画像に
含まれる雑音成分は相互に相殺され、この結果前
記したようにＳ／Ｎの高い加算処理画像が得られ
ることになる。この場合、加算フレーム数が16の
場合、Ｓ／Ｎが４倍、ビツト数で２ビツトのＳ／
Ｎ向上が期待できる。
ａ，ｂは画像の加算作用を示す図である。被検体
を透過して得られたＸ線透過像をイメージ・イン
テンシフアイアを介して光学像変換し、この光学
像をテレビジヨンカメラにて撮像して得られたＸ
線テレビジヨン画像（診断像）は、１フレーム毎
に順次第１図に示される加算処理装置に入力され
る。この加算処理装置には、Ｎ（自然数）個のフ
レームメモリ１-1，１-2〜１-Nが縦続に接続して
設けられており、上記Ｘ線テレビジヨン画像は１
フレーム毎に順次蓄積記憶されるようになつてい
る。しかして、現入力Ｘ線テレビジヨン画像およ
び各フレームメモリ１-1，１-2〜１-Nにそれぞれ
記憶された時系列な各フレームタイミングのＸ線
テレビ画像、つまり合計（Ｎ＋１）個のＸ線テレ
ビジヨン画像はフレーム間加算回路２に入力さ
れ、所定の重み係数を用いた重み付け加算により
フレーム間加算処理される。このフレーム間加算
処理は第２図ａに示すように、複数のフレームの
画像の対応画素信号を相互加算し、これを全面像
領域に亘つて行うものである。従つて、各画像に
含まれる雑音成分は相互に相殺され、この結果前
記したようにＳ／Ｎの高い加算処理画像が得られ
ることになる。この場合、加算フレーム数が16の
場合、Ｓ／Ｎが４倍、ビツト数で２ビツトのＳ／
Ｎ向上が期待できる。
一方、任意のフレームのＸ線テレビジヨン画
像、ここではフレームメモリ１-2に記憶されたＸ
線テレビジヨン画像は、フレーム内加算回路３に
入力されている。このフレーム内加算（正確には
テレビジヨン画像のフイールド内加算）は、第２
図ｂに示すように、一画面中の（2m＋１）×（2m
＋１）画素を加算処理の対象とし、それらの画素
間の画像データを画素相関に従つて重み付け加算
するものである。従つて、今、上記処理対象画素
において、ｌライン、ｋ画素離れた画素間の相関
係数をＲ（ｌ，ｋ）とした場合、加算出力の信号
電力は Ｓ・+n 〓l=m +n 〓l=-m Ｒ（ｌ、ｋ） として示される。またこのときの雑音電力は （2m＋１）Ｎ として示される。従つて、このフレーム内加算処
理出力のＳ／Ｎは 〔+n 〓l=m +n 〓l=-m Ｒ（ｌ、ｋ）〕／（2m＋１） 倍に向上することになる。この加算処理もフレー
ム画像の全画素について行われる。この場合、例
えば画像が等方性を有するとすれば Ｒ（ｌ、ｋ）＝Ｒ（ｌ、−ｋ）、Ｒ（ｌ、ｋ） ＝Ｒ（−ｌ、ｋ） と看做すことができ、ｍ＝１、Ｒ（0.1）＝Ｒ（1.0）
＝0.8、Ｒ（1.1）＝0.6なる相関があるものとすれば
上記加算出力のＳ／Ｎは2.2×Ｓ／Ｎとして示さ
れ、2.2倍のＳ／Ｎ向上が期待できることになる。
またこのＳ／Ｎ向上は、同時に画像データの約１
ビツトの改善を図り得ることを示している。
像、ここではフレームメモリ１-2に記憶されたＸ
線テレビジヨン画像は、フレーム内加算回路３に
入力されている。このフレーム内加算（正確には
テレビジヨン画像のフイールド内加算）は、第２
図ｂに示すように、一画面中の（2m＋１）×（2m
＋１）画素を加算処理の対象とし、それらの画素
間の画像データを画素相関に従つて重み付け加算
するものである。従つて、今、上記処理対象画素
において、ｌライン、ｋ画素離れた画素間の相関
係数をＲ（ｌ，ｋ）とした場合、加算出力の信号
電力は Ｓ・+n 〓l=m +n 〓l=-m Ｒ（ｌ、ｋ） として示される。またこのときの雑音電力は （2m＋１）Ｎ として示される。従つて、このフレーム内加算処
理出力のＳ／Ｎは 〔+n 〓l=m +n 〓l=-m Ｒ（ｌ、ｋ）〕／（2m＋１） 倍に向上することになる。この加算処理もフレー
ム画像の全画素について行われる。この場合、例
えば画像が等方性を有するとすれば Ｒ（ｌ、ｋ）＝Ｒ（ｌ、−ｋ）、Ｒ（ｌ、ｋ） ＝Ｒ（−ｌ、ｋ） と看做すことができ、ｍ＝１、Ｒ（0.1）＝Ｒ（1.0）
＝0.8、Ｒ（1.1）＝0.6なる相関があるものとすれば
上記加算出力のＳ／Ｎは2.2×Ｓ／Ｎとして示さ
れ、2.2倍のＳ／Ｎ向上が期待できることになる。
またこのＳ／Ｎ向上は、同時に画像データの約１
ビツトの改善を図り得ることを示している。
従つて、前記フレーム間加算回路２では、現フ
レーム（ｎ＝０）を中心とする、その前後の合計
（2n＋１）個のフレームの画像の相互加算を行う
ものとすれば、各フレームの画像をFi（ｉ＝−ｎ
〜ｎ）とし、加算処理出力画像をｏとしたと
き、 ｏ＝１／2n＋１o 〓i=-m Fi なる、Ｓ／Ｎの改善された画像を得ることにな
る。またフレーム内加算回路３では、ｌラインｋ
画素の画素値をxlkとし、（2m＋１）画素×（2m＋
１）ラインの画素加算を行うことにより、その加
算処理画素値p,pとして xp,p ＝１／（2m＋１）2 +n 〓l=m +n 〓l=-m xlk なるＳ／Ｎ改善された画素データを得ることにな
る。
レーム（ｎ＝０）を中心とする、その前後の合計
（2n＋１）個のフレームの画像の相互加算を行う
ものとすれば、各フレームの画像をFi（ｉ＝−ｎ
〜ｎ）とし、加算処理出力画像をｏとしたと
き、 ｏ＝１／2n＋１o 〓i=-m Fi なる、Ｓ／Ｎの改善された画像を得ることにな
る。またフレーム内加算回路３では、ｌラインｋ
画素の画素値をxlkとし、（2m＋１）画素×（2m＋
１）ラインの画素加算を行うことにより、その加
算処理画素値p,pとして xp,p ＝１／（2m＋１）2 +n 〓l=m +n 〓l=-m xlk なるＳ／Ｎ改善された画素データを得ることにな
る。
ところで、先に説明したように、フレーム間加
算では、画像に動きがある場合、その動き部分の
解像度低下を招く。この動き量の大小を判別する
ものとしてフレーム間減算回路４が設けられてお
り、各フレーム画像間の差分から動き成分を検出
している。そして、この動き成分は、絶対値加算
回路５に与えられ、動き評価量Ｅとして Ｅ＝+o 〓i=-n ｜Fi−Fo｜ が求められている。この評価量Ｅは各フレーム画
像の変化、つまり被検体の移動量に相当するもの
であり、設定値εとの対比により、動きが大きい
が、あるいは小さいが判定されるようになつてい
る。即ち比較回路６は、上記評価量Ｅと、比較基
準値εとを入力し、 Ｅ≧ε なるとき、動きが大、また Ｅ＜ε なるとき動きが小であると判定している。そし
て、この判定結果は切換え回路７に与えられ、上
記動きの大小に応じて、つまり動きが小なるとき
にはフレーム間加算回路２の加算出力ｏを選択
抽出し、また動きが大なるときにはフレーム内加
算回路３の加算出力p,pを選択抽出するように構
成されている。
算では、画像に動きがある場合、その動き部分の
解像度低下を招く。この動き量の大小を判別する
ものとしてフレーム間減算回路４が設けられてお
り、各フレーム画像間の差分から動き成分を検出
している。そして、この動き成分は、絶対値加算
回路５に与えられ、動き評価量Ｅとして Ｅ＝+o 〓i=-n ｜Fi−Fo｜ が求められている。この評価量Ｅは各フレーム画
像の変化、つまり被検体の移動量に相当するもの
であり、設定値εとの対比により、動きが大きい
が、あるいは小さいが判定されるようになつてい
る。即ち比較回路６は、上記評価量Ｅと、比較基
準値εとを入力し、 Ｅ≧ε なるとき、動きが大、また Ｅ＜ε なるとき動きが小であると判定している。そし
て、この判定結果は切換え回路７に与えられ、上
記動きの大小に応じて、つまり動きが小なるとき
にはフレーム間加算回路２の加算出力ｏを選択
抽出し、また動きが大なるときにはフレーム内加
算回路３の加算出力p,pを選択抽出するように構
成されている。
尚、上記比較基準値εは、ｎおよびｍ等の兼合
いに応じて定められるもので、Ｓ／Ｎ改善度がフ
レーム間加算に比してフレーム内加算の方が高く
なる動き評価量Eoを得る値に定めればよい。
いに応じて定められるもので、Ｓ／Ｎ改善度がフ
レーム間加算に比してフレーム内加算の方が高く
なる動き評価量Eoを得る値に定めればよい。
以上のように本装置によれば、被検体の体動等
に起因するフレーム画像の動きに応じて、動きが
小なるときにはフレーム間加算処理された画像
を、また動きが大なるときにはフレーム内加算処
理された画像をそれぞれ選択的に出力するので、
画像の動きに拘らず常に解像度が良く、Ｓ／Ｎの
改善されたＸ線テレビジヨン画像を得ることがで
きる。特に画像の動きによつて解像度の低下した
Ｘ線テレビジヨン画像を出力することがないの
で、診断医療に寄与する効果が大きい。そして、
低照射線量であるイメージ・インテンシフアイア
間接診断の特徴を活かした上で、像のＳ／Ｎ向上
を図ることができ、体動や臓器の動きによつて悪
影響を生じることがない。しかも、装置構成も簡
易に実現できるので、実用的利点も多大である。
に起因するフレーム画像の動きに応じて、動きが
小なるときにはフレーム間加算処理された画像
を、また動きが大なるときにはフレーム内加算処
理された画像をそれぞれ選択的に出力するので、
画像の動きに拘らず常に解像度が良く、Ｓ／Ｎの
改善されたＸ線テレビジヨン画像を得ることがで
きる。特に画像の動きによつて解像度の低下した
Ｘ線テレビジヨン画像を出力することがないの
で、診断医療に寄与する効果が大きい。そして、
低照射線量であるイメージ・インテンシフアイア
間接診断の特徴を活かした上で、像のＳ／Ｎ向上
を図ることができ、体動や臓器の動きによつて悪
影響を生じることがない。しかも、装置構成も簡
易に実現できるので、実用的利点も多大である。
尚、本発明は上記実施例に限定されるものでは
ない。例えば動き評価値を得る為に用いるフレー
ム画像Fo，Fiとして、個々の画素値を用いるこ
ともでき、また平均化された値を用いることもで
きる。また基準値εとして１種類に限定されず、
一般に複数種類用け、これらの基準値との比較結
果に対応して加算結果の選択出力を制御するよう
にしてもよい。例えば aFo＋bxp,p／ａ＋ｂ なる出力値を得るように複数種類のａ，ｂなる定
数を設定し、上記比較結果に応じてこれを選択す
るようにしてもよい。
ない。例えば動き評価値を得る為に用いるフレー
ム画像Fo，Fiとして、個々の画素値を用いるこ
ともでき、また平均化された値を用いることもで
きる。また基準値εとして１種類に限定されず、
一般に複数種類用け、これらの基準値との比較結
果に対応して加算結果の選択出力を制御するよう
にしてもよい。例えば aFo＋bxp,p／ａ＋ｂ なる出力値を得るように複数種類のａ，ｂなる定
数を設定し、上記比較結果に応じてこれを選択す
るようにしてもよい。
つまりＸ線テレビジヨン画像の動きの性質に応
じてフレーム間加算処理された画像とフレーム内
加算処理された画像との加算出力の比率を変え、
全体的に、或いは注目部位の画像品質を高めるよ
うにすれば良い。
じてフレーム間加算処理された画像とフレーム内
加算処理された画像との加算出力の比率を変え、
全体的に、或いは注目部位の画像品質を高めるよ
うにすれば良い。
またフレーム間加算およびフレーム内加算を
alk（ｎ）なる重み係数を与えて、重み付け加算す
るようにしてもよい。要するに本発明はその要旨
を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが
できる。
alk（ｎ）なる重み係数を与えて、重み付け加算す
るようにしてもよい。要するに本発明はその要旨
を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが
できる。
第１図は本発明の一実施例装置を示す概略構成
図、第２図ａ，ｂはフレーム間加算とフレーム内
加算の概念を示すモデル図である。 １-1，１-2，１-N……フレームメモリ、２……
フレーム間加算回路、３……フレーム内加算回
路、４……フレーム間減算回路、５……絶対値加
算回路、６……比較回路、７……切換え回路。
図、第２図ａ，ｂはフレーム間加算とフレーム内
加算の概念を示すモデル図である。 １-1，１-2，１-N……フレームメモリ、２……
フレーム間加算回路、３……フレーム内加算回
路、４……フレーム間減算回路、５……絶対値加
算回路、６……比較回路、７……切換え回路。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 時系列なＮ＋１（Ｎ；自然数）フレームのＸ
線テレビジヨン画像をそのフレーム間において所
定の重み係数を用いて重み付け加算するフレーム
間加算回路と、 前記フレームのＸ線テレビジヨン画像をその画
素間において画素間の相関によつて定まる重み係
数を用いて重み付け加算するフレーム内加算回路
と、 前記Ｘ線テレビジヨン画像のフレーム間におけ
る動きの量を検出する検出回路と、 前記フレーム間加算回路の重み付け加算出力と
前記フレーム内加算回路の重み付け加算出力とを
重み付け加算して出力する重み付け回路と、 この重み付け回路の重み係数を前記検出回路に
て求められる前記Ｘ線テレビジヨン画像の動きの
量に応じて適応的に設定する手段と を具備したことを特徴とするＸ線テレビジヨン画
像の加算処理装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56119778A JPS5820089A (ja) | 1981-07-30 | 1981-07-30 | Ｘ線テレビジヨン画像の加算処理装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56119778A JPS5820089A (ja) | 1981-07-30 | 1981-07-30 | Ｘ線テレビジヨン画像の加算処理装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5820089A JPS5820089A (ja) | 1983-02-05 |
| JPH0332276B2 true JPH0332276B2 (ja) | 1991-05-10 |
Family
ID=14769980
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP56119778A Granted JPS5820089A (ja) | 1981-07-30 | 1981-07-30 | Ｘ線テレビジヨン画像の加算処理装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5820089A (ja) |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3332317A1 (de) * | 1983-09-07 | 1985-03-21 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Roentgendiagnostikeinrichtung |
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-
1981
- 1981-07-30 JP JP56119778A patent/JPS5820089A/ja active Granted
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS55102972A (en) * | 1979-01-31 | 1980-08-06 | Hitachi Ltd | Removal unit for noise of picture |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5820089A (ja) | 1983-02-05 |
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